JP2008532640A - 医療用インプラント - Google Patents
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Abstract
【選択図】図1a
Description
強化された組織結合能力を備える本明細書に記載した医療用インプラントには、医学において現在利用できる、または骨折において導入できる任意のインプラントが含まれる。本インプラントは、金属製インプラントまたは非金属製インプラントであってよい。非金属製インプラントには、例えばセラミック製インプラント、リン酸カルシウム製もしくはポリマー製インプラントが含まれる。有用なポリマー製インプラントは、任意の生体適合性インプラント、例えば生分解性ポリマー製インプラントであってよい。代表的なセラミック製インプラントには、例えば、バイオガラスおよび二酸化ケイ素製インプラントが含まれる。リン酸カルシウム製インプラントには、例えば、ハイドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム(TCP)が含まれる。典型的なポリマー製インプラントには、例えば、乳酸・グリコール酸共重合体(PLGA)、ポリメタクリレートおよびポリアクリレートなどのポリアクリレート、ならびにポリ乳酸(PLA)製インプラントが含まれる。一部の実施形態では、本明細書に記載した医療用インプラントは、詳細には上記の物質のいずれかを除外できる。
本明細書に提供する強化された組織結合能力を備える医療用インプラントは、ある期間にわたり高エネルギー放射線を用いて医療用インプラントを処理する工程によって形成できる。照射期間の長さは、インプラントのタイプに依存する。金属製インプラント(例、チタン製インプラント)のためには、照射期間は、一般には約1分間〜約1カ月間、例えば、約1分間〜約1時間、約1時間〜約5時間、約5時間〜約24時間、約1日間〜約5日間、約5日間〜約10日間、または約10日間〜約1カ月間の範囲に及ぶ。非金属製インプラント、例えば生体適合性、生体内耐久性のポリマー製インプラントのためには、照射期間は、一般には約1分間〜約1カ月間、例えば、約1分間〜約1時間、約1時間〜約5時間、約5時間〜約24時間、約1日間〜約5日間、約5日間〜約10日間、または約10日間〜約1カ月間の範囲に及ぶ。
本明細書に提供する医療用インプラントは、哺乳動物被験者に医療用インプラントを植え込む工程によって医学的状態の症状を治療する、予防する、改善する、補正する、または減少させるために使用できる。哺乳動物被験者は、ヒト、またはイヌ、ネコ、ウマ、ウシ、雄ウシ、またはサルなどの家畜動物であってよい。
方法
チタンサンプル、表面分析および紫外線(UV)照射
2つの表面タイプの市販の純チタンを円筒形インプラント(径1mmおよび長さ2mm)およびディスク(径20mmおよび厚さ1.5mm)について調製した。一方は、レーズ(lathe)によって回転させた機械加工された表面を有した。他方は、H2SO4およびHClを用いて二重酸エッチングされた(Osseotite(登録商標);Implant Innovations社、フロリダ州ウェストパームビーチ)。チタン製ディスクは、γ線によって滅菌した。表面形態は、走査型電子顕微鏡(SEM)(JSM−5900LV、Joel社、日本国東京)および原子間力顕微鏡(SPM−9500J3、Shimadzu社、日本国東京)によって試験した。平均粗さ(Ra)、二乗平均平方根粗さ(Rrms)および山−谷粗さ(Rp−v)を計算した。チタン製ディスクおよびインプラントは、換気をしながら48時間にわたり0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBのレベルでUV照射した。
蒸留水(親水性試験)およびグリセロール(親油性試験)の接触角および拡散面積。さらに、ラット大動脈から抽出した血液を使用した。10μLの蒸留水およびグリセロールをチタン表面上に静かに沈着させ、直ちにデジタル写真を撮影した。拡散面積は、デジタルアナライザ(Image Pro Plus、 Media Cybernetics社、メリーランド州シルバースプリング)を用いて平面図における液滴の面積として計測した。接触角θは、方程式:θ=2tan−1(2h/d)(式中、hおよびdは側面図における液滴の高さおよび径である)によって入手した。
8週齢の雄性Sprague−Dawley系ラットの大腿骨から単離した骨髄細胞は、15%ウシ胎児血清、50mg/mLのアスコルビン酸、10−8Mのデキサメタゾン、ならびに10,000単位/mLのペニシリンG溶液、10,000mg/mLの硫酸ストレプトマイシンおよび25mg/mLのアムホテリシンBを含有する抗生物質−抗真菌薬溶液を補給したα修正イーグル培地中に入れた。細胞は、95%の空気、5%のCO2からなる37℃の加湿雰囲気下でインキュベートした。80%のコンフルエンシーで、0.25%トリプシン−1mM EDTA−4Naを用いて細胞を剥離させ、10mMのNa−β−グリセロリン酸を含む上述した培地中で5×104cells/cm2の密度で機械加工されたチタンもしくは酸エッチングされたチタン製ディスクのどちらかに播種した。培養培地は3日間毎に入れ替えた。UV照射チタンが線維芽細胞の挙動に及ぼす作用を試験するために、NIH3T3細胞を培養した。
細胞は、PBSを用いて静かに2回すすぎ洗いし、37℃で15分間にわたり300μLの0.25%トリプシン−1mM EDTA−4Na中の0.1%コラゲナーゼを用いて処理した。血球計数器を使用して剥離した細胞の数を計数した。選択した基質は、残留している細胞がないことを確証するために走査型電子顕微鏡下で試験した。
定常状態遺伝子発現は、逆転写ポリメラーゼ連鎖反応(RT−PCR)を用いて分析した。培養中の全RNAは、TRIzol(Invitrogen社、カリフォルニア州カールズバッド)および精製カラム(RNeasy、Qiagen社、カリフォルニア州バレンシア)を用いて抽出した。DNAse I処理後に、0.5μgの全RNAの逆転写はオリゴ(dT)プライマー(Clontech社、カリフォルニア州カールズバッド)の存在下でMMLV逆転写酵素(Clontech社、カリフォルニア州カールズバッド)を用いて実施した。PCR反応は、α−IのI型コラーゲン、オステオポンチン、およびオステオカルシンmRNAを検出するためにTaq DNAポリメラーゼ(EX Taq、Takara Bio社、ウィスコンシン州マディソン)を用いて実施した。プライマー配列およびPCR条件は、補遺2に記載されている。結果として生じた生成物は、臭化エチジウム染色を用いて1.5%アガロースゲル上で視認した。バンドの強度はUV下で定量した(Eagle Eye II、Strategene社、カリフォルニア州ラ・ホーヤ)。これらの数値は、GAPDH mRNAを参照して標準化した。
鉱化培養は蒸留水を用いて3回すすぎ洗いし、一晩乾燥させ、写真撮影した。デジタル画像は、デジタルイメージングソフトウエア(Adobe Photoshop 5.0、Adobe社、カリフォルニア州サンホゼ)を用いて背景色を減じるために処理した。処理した画像は、(白色面積/全ウエル面積)×100(%)であると規定された鉱化した塊の面積についてデジタル画像分析システム(Image Pro−plus、Media Cybernetics、メリーランド州)によって分析した。
5匹の8週齢の雄性Sprague−Dawley系ラットに1〜2%のイソフルラン吸入を用いて麻酔をかけた。それらの脚を剃毛して10%ポビドン−イオジン溶液を用いてスクラブ洗浄した後、大腿骨の遠位側面は皮膚切開および筋肉切開によって露出させた。インプラント配置のために遠位大腿骨の平面を選択した。植込み部位は、0.8mmのラウンドバー、その後にリーマー#ISO 090および100を用いてドリル穿孔する工程によって大腿骨の遠位端から11mmに準備した。冷却および清浄化のために無菌等張生理食塩液を用いて十分も洗浄した。1つの未処理円筒形インプラントおよび1つのUV照射インプラントを右および左大腿骨に各々配置した。インプラントの安定性は、受動的な機械的適合を用いて確証した。次に外科部位は、層状で閉鎖した。筋肉および皮膚は、吸収性縫合糸を用いて個別に縫合した。カリフォルニア州立大学ロサンゼルス校(UCLA)学長を長とする動物研究委員会は本試験のプロトコルを承認し、全実験は米合衆国農務省動物研究ガイドラインにしたがって実施した。
骨−インプラント結合の生体力学的強度を評価するための本方法は、他の場所で記載されている(Ogawa T,et al.,J Dent Res 79(11):1857−63(2000))。手短には、円筒形インプラントを含有する大腿骨を採取し、直ちにインプラントレベルを上面にして自家重合樹脂中に包埋した。2000Nのロードセルおよびプッシュロッド(径=0.8mm)を備える試験機(Instron 5544電気機械試験システム、Instron社、メリーランド州カントン)を使用して1mm/分のクロスヘッド速度で下向きに垂直にインプラントへ負荷をかけた。押込み試験値は、負荷変位曲線のピークを測定することによって決定した。
様々な表面タイプおよび他の金属上のUV誘発性親水性を取り扱うために、市販の純チタンの3種の相違する表面特性、ならびにチタンおよびクロム−コバルト合金の機械加工された表面を調製した。機械加工および酸エッチングされた表面以外の3種の相違するチタン表面は、電子ビームエバポレータを用いて蒸着されたチタン表面、酸化アルミニウム粒子を用いてサンドブラスト処理された表面および600℃で加熱することにより酸化された表面であった。
t検定を使用して、未処理コントロールとUV照射実験群との差を試験した;<0.05を統計的有意と見なした。
チタンの2種の相違する表面トポグラフィ:機械加工された表面および酸エッチングされた表面を調製した。SEM試験は、機械加工された表面上で等方性および同心性の逆***部を示したが(図1a)、他方では酸エッチングされた表面は一様な粗面を示した。AFM画像は、機械加工された表面の平滑な波状表面ならびに酸エッチングされた表面のミクロンおよびサブミクロンレベルの粗さを示した(図1b)。両方の表面タイプは、エネルギー分散型X線(EDX)分析(図1c)によって示されたように、汚染を含んでいない市販の純チタンから構成された。平均粗さ(Ra)、二乗平均平方根粗さ(Rrms)および山−谷粗さ(Rp−v)は、機械加工された表面については各々24.4±5.1nm、30±8.2nm、および194.0±42nmであり、酸エッチングされた表面については257.6±43.2nm、301.6±50.5nm、および1988.7±554.9nmであった。図1a〜1cでは、UV照射を0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBのレベルで48時間にわたり実施した。
上述の結果は、チタンの紫外線(UV)により誘発された両親媒性表面を示しており、照射は骨−チタン製インプラント結合の加速かつ強化された確立を生じさせる。一般に、インプラント処理の成功した転帰は、オッセオインテグレーション(骨結合)または骨−チタン結合と呼ばれるチタン製インプラントの周囲の骨の生成および保持に貢献する。上述したオッセオインテグレーションの現象は、以下の点で独創的である。(1)新規骨形成はインプラントが配置された場合にのみ開始する(例えば、LeGeros RZ,Craig RG,J Bone Miner Res 8 Suppl 2(S583−96(1993);Ogawa T,Nishimura I,Int J Oral Maxillofac Implants 18(2):200−10(2003)を参照されたい);(2)骨形成は置換部位の治癒が完了した後でさえ長期間にわたって持続する(Grizon F,et al.,J Dent 30(5−6):195−203(2002);Takeshita F,et al.,J Biomed Mater Res 37(2):235−42(1997);(3)いったん確立すると、骨質量は代謝回転されることなく保持される(Ogawa T,Nishimura I,2003)。
方法
チタンサンプル、表面分析および紫外線(UV)照射。市販の純チタンの2種の表面タイプを円筒形インプラント(径1mmおよび長さ2mm)およびディスク(径20mmおよび厚さ1.5mm)について調製した。一方は、レーズによって回転させた、機械加工された表面を有した。他方は、H2SO4およびHClを用いて二重酸エッチングされた(Osseotite(登録商標);Implant Innovations社、フロリダ州ウェストパームビーチ)。チタン製ディスクは、γ線によって滅菌した。表面形態は、走査型電子顕微鏡(SEM)(JSM−5900LV、Joel社、日本国東京)および原子間力顕微鏡(SPM−9500J3、Shimadzu社、日本国東京)によって試験した。平均粗さ(Ra)、二乗平均平方根粗さ(Rrms)および山−谷粗さ(Rp−v)を計算した。チタン製ディスクおよびインプラントは、換気をしながら48時間にわたり0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBで照射した。
骨−インプラントの接触率(%)=
(骨−インプラント接触長さの合計)/(内腔の全周)×100、
(式中、インプラント−骨接触は、骨組織が軟組織の介入を伴わずにインプラント表面の20μm以内に位置する界面であると規定した);
近位領域内の骨容積(%)=
(近位ゾーン内の骨面積)/(近位ゾーンの面積)×100;および
遠位領域内の骨容積(%)=
(遠位ゾーン内の骨面積)/(遠位ゾーンの面積)×100。
光線処理は様々なチタンのトポグラフィ上に両親媒性表面を作り出す。高両親媒性(親水性かつ親油性の両方)チタン表面の光生成は、1997年に初めて導入された(Wang,R.,et al.,Nature 388,431−432(1997))。相違する表面トポグラフィを有するチタンの湿潤性(親水性、親油性および好血性)におけるUV光誘発性変化およびそれらの保持について試験した。チタンの2種の相違する表面トポグラフィ:機械加工された表面および酸エッチングされた表面を調製した。48時間にわたる0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBのレベルでの光線処理後に、湿潤性を拡散面積および液滴が形成した接触角によって評価した。10μLの水滴の拡散面積は機械加工された表面(13倍)および酸エッチングされた表面(30倍)両方の光線処理後に劇的に増加した(図9a)。図9aは、光線処理前の疎水性表面および処理後の高親水性の表面を示している。図9aに示したように、光線誘発性親水性の保持および減少は、両方の表面タイプについて証明されている。親水性は、10μLの蒸留水の液滴の拡散面積(チタンディスクの上面図)および接触角(チタンディスクの側面図)によって評価した。両方の表面トポグラフィ上への光線処理後に、接触角は0.0±0.0°(超親水性)であることに留意されたい。機械加工された表面および酸エッチングされた表面について69.9°および88.4°であった処理前の水の接触角は、処理後に各々0.0±0.0°へ急落し、これは超親水性表面の発生を指示している。光線誘発性親水性は、時間が経過するにつれて弱まり、機械加工された表面より酸エッチングされた表面についての方が有効性であり、長く保持された。拡散面積によって表示された親水性は、48時間の処理後には、機械加工された表面および酸エッチングされた表面について各々2倍および13倍を超えて保持された。光線処理された酸エッチングされた表面の水の拡散によって測定された親水性は、4週間後でさえ、未処理コントロールの2倍高かった。
緒言
新規チタン製インプラントの開発における挑戦課題の1つは、骨芽細胞の増殖率と分化率の逆相関を克服する方法である(Stein,G.S.& Lian,J.B.Endocr Rev 14,424−42(1993);Siddhanti,S.R.& Quarles,L.D.,J Cell Biochem 55,310−20(1994);Alborzi,A.,et al.,J Craniofac Genet Dev Biol 16,94−106(1996))。例えば、減少した骨芽細胞の増殖を付随する増加した分化率は、歯科用インプラントのための一般的なインプラント表面である様々な粗面において実証されている(Takeuchi,K.,et al.,J Biomed Mater Res A 72A,296−305(2005).;Bachle,M.& Kohal,R.J.,Clin Oral Implants Res 15,683−92(2004))。実施例1および2は、チタンの光線誘発性超両親媒性(親水性および親油性)表面が骨芽細胞の性質を克服することを確定している。骨芽細胞増殖は、分化率を保持または増加させながら、未処理表面に比較して光線処理された機械加工および酸エッチングされた表面上では2倍を超えて増加させた。次に、この現象は、両親媒性の生成が、チタンが経時的に大気、水および洗浄液から炭素および炭化水素などの有機不純物を吸収するという点で、チタン表面上の光線励起ヒドロキシル基(ヒドロキシルラジカル)による表面汚染物質の除去に帰せられるかどうかという問題を提起した。もしそうであれば、この問題は新鮮な、裸のチタン表面上で獲得された親水性を新しく調製された表面は最小量の表面不純物およびヒドロキシル基を含有していなければならないという点で光線処理によってより高度に強化させられないかという問題になる。2つの前提条件のいずれかが否定されることが見いだされる場合は、増加した骨芽細胞増殖をもたらす光線誘発性超親水性の基礎にある、終了したヒドロキシル駆動表面浄化以外の他の機序がある可能性がある。
チタンサンプル、表面分析および紫外線(UV)光線処理。機械加工された表面を備える市販の純チタン(グレード2)から作製したディスク(径20mmおよび厚さ1.5mm)は、3kg/mの圧力を用いて1cmの距離で50μmの酸化アルミニウム粒子を用いてサンドブラストした。一部のサンドブラスト処理されたディスクを、大気下で48時間にわたり0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBの紫外線(UV)を用いて処理した。
光線処理により強化された両親媒性。機械加工された表面上のサンドブラスト処理は、湿潤性挙動を疎水性から親水性へ変化させた(図14a)。10μLの水滴の拡散面積は、機械加工された表面のサンドブラスト処理後に13倍へ増加した。69.9°であったサンドブラスト前の水の接触角はサンドブラスト処理後に2.0°へ急落したが、これは超親水性表面の生成を示している。図14aは、疎水性の機械加工された表面およびサンドブラスト処理後の親水性表面を示している。親水性は、10μLの蒸留水の液滴の拡散面積(チタンディスクの上面図)および接触角(チタンディスクの側面図)によって評価した。
本実施例に記載した試験は、新しく調製してサンドブラスト処理されたチタン上で光線により強化された親水性表面を作製する可能性および骨芽細胞親和性、すなわち保持もしくは増加した分化能力と一緒に骨芽細胞増殖活性を増加させる能力の生成を証明している。これらの結果は、新しく調製されてサンドブラスト処理された表面上の光線処理が現行の親水性をさらに強化して骨芽細胞親和性を上昇させることを証明している。このため、チタン表面の水化およびヒドロキシル化は、親水性および骨芽細胞親和性チタン表面を作製するために必要なプロセスではない。
緒言
主として半重合したポリ(メチルメタクリレート)(PMMA)の固体部分とメチルメタクリレート(MMA)の液体部分を有するアクリル樹脂をベースとする骨セメントは、整形外科用インプラントの安定化および保持のために最も頻回に使用される材料である。骨セメントの機械的特性を修飾するために、様々な修飾技術が試みられてきた。そのPMMAマトリックス内にPMMA繊維を含有するセメントは破損耐性を増加させると思われる(Gilbert JL,et al.,Biomaterials 1995;16:1043−55;Wright DD,et a.,J Biomed Mater Res 1997;36:441−53)。樹脂をベースとするセメントにバイオガラスもしくはバイオセラミックの添加は、PMMAセメントの機械的強度を増加させるために役立つ(Kobayashi M,et al.,J Biomed Mater Res 1999;46:447−57;Shinzato S,et al.,J Biomed Mater Res 2000;51:258−72)。しかしこれらの修飾は材料の化学的特性ならびに機械的特性を変化させ、それらの生物学的適合性の追加の特性解析を必要とする。さらに、これらのアプローチは骨セメントの内因性の機械的特性を強化させる可能性があるが、それらはセメント−金属界面を強化することには有効ではないと考えられる;セメント−金属製インプラント界面の剥離は不具合の主要な開始部位であると見なされてきた(Jasty M,et al.,J Bone Joint Surg Br 1991;73:551−8;Verdonschot N,et al.,J Biomech 1997;30:795−802)。
本明細書に記載したのは、骨セメント材料を変更せずに骨セメント−チタン界面強度を強化するための方法である。骨セメント親和性についてチタンの湿潤性(親水性、親油性および好血性)における光線誘発性変化を試験した。UV処理チタンは、より高度の骨セメント湿潤性およびより強力な骨セメント−チタン界面強度を示した。光線処理の作用は、機械加工された相当に平滑な表面および酸エッチングされた相当に粗い表面の様々なチタン表面トポグラフィについて実証された。
チタンサンプル、表面分析および紫外線(UV)光線処理。市販の純チタンの2種の表面タイプを円筒形インプラント(径1mmおよび長さ2mm)およびディスク(径20mmおよび厚さ1.5mm)について調製した。1つはレーズによって回転させた機械加工された表面を有しており、もう1つはH2SO4およびHClを用いて酸エッチングした。チタン製ディスクは、γ線によって滅菌した。チタン製ディスクおよびインプラントを0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBを用いて換気をしながら48時間にわたり処理した。光線処理を行った、または行っていないチタンサンプルの表面を走査型電子顕微鏡(SEM)(JSM−5900LV、Joel社、日本国東京)エネルギー分散型X線分光計(EDX)(JSM−5900LV、Joel社、日本国東京)および原子間力顕微鏡(SPM−9500J3、Shimadzu社、日本国東京)によって試験した。
光線処理により誘発された超親水性チタン。10μLの水滴の拡散面積は機械加工された表面(13倍)および酸エッチングされた表面(30倍)の両方についてUV処理後に劇的に増加した(図17)。機械加工された表面および酸エッチングされた表面について69.9°および88.4°であった処理前の水の接触角は、UV照射後に各々0.0±0.0°へ急落し、これは超親水性表面の発生を指示している。図17に示した試験では、親水性は、10μLの蒸留水の液滴の拡散面積(チタンディスクの上面図)および接触角(チタンディスクの側面図)によって評価した。両方の表面トポグラフィ上のUV照射後に接触角は0.0±0.0°(超親水性)であることに留意されたい。データは、平均値±SD(n=3)として表示されている(「*」は、データが、UV処理チタンおよび未処理コントロール間で統計的有意であることを示している(p<0.0001))。
方法
チタンサンプル、表面分析および紫外線(UV)照射。市販の純チタンの2種の表面タイプを円筒形インプラント(径1mmおよび長さ2mm)およびディスク(径20mmおよび厚さ1.5mm)について調製した。一方は、レーズによって回転させた、機械加工された表面を有した。他方は、H2SO4およびHClを用いて二重酸エッチングされた。表面形態は、走査型電子顕微鏡(SEM)(JSM−5900LV、Joel社、日本国東京)および原子間力顕微鏡(SPM−9500J3、Shimadzu社、日本国東京)によって試験した。平均粗さ(Ra)、二乗平均平方根粗さ(Rrms)および山−谷粗さ(Rp−v)を計算した。チタン製ディスクおよび円筒形インプラントを0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBで換気をしながら48時間もしくは1週間にわたり処理した。
光線処理によるチタンのナノスケールの構造的変化。走査型電子顕微鏡(SEM)試験は、光線処理前の機械加工された表面上の等方性および同心性の逆***部を示した(図22a)。図22aは、48時間にわたる光線処理前後の機械加工されたチタン表面の走査型電子顕微鏡写真を示している。48時間にわたるUV処理後、機械加工された表面でナノスフェア構造が発生した。ナノスフェアのサイズ範囲は径10〜70nmに及んだ。酸エッチングされた表面は、光線処理前には一様な粗面にされた(図22b)。48時間にわたる光線処理は、全酸エッチングされた表面上でナノスフェアを誘導した。図22bは、48時間にわたる光線処理前後の酸エッチングされたチタン表面の走査型電子顕微鏡写真を示している。
ジルコニウム表面のUVにより改善される親水性および骨伝導性。ジルコニウムオキシドの湿潤性(親水性)において考えられる光線誘発性変化を以下のとおりに試験した。48時間にわたる0.1mW/cm2UVAおよび0.03mW/cm2UVBのレベルでの光線処理後に、湿潤性を液滴が形成した接触角によって評価した。10μLの水滴の接触角は光線処理後におよそ5°のレベルへ劇的に減少し(図24a)、これは光線処理による疎水性表面からの超親水性表面の作製を示していた。UV光処理後に、ジルコニウム上の表面形態は変化する。SEM試験によって、光線処理されたジルコニウム表面が、よりナノスケールの球状、コーン状もしくはピラミッド形のナノ構造からなる、未処理表面より粗くなることが明らかになった。ナノ構造のサイズは、約10nm〜1,000nmの範囲に及んだ。
Claims (28)
- 医療用インプラントの組織結合能力を強化するために前記医療用インプラントを処理する方法であって、
することを誘発するために前記医療用インプラントを高エネルギー放射線で照射して、前記医療用インプラントにナノ構造トポグラフィを含む表面が形成される工程を含む、方法。 - 前記高エネルギー放射線は紫外線である、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは金属製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは、金、白金、タンタル、ニオブ、ニッケル、鉄、クロム、コバルト、ジルコニウム、マグネシウム、マグネシウム、アルミニウム、パラジウム、それらから形成された例えばステンレススチールなどの合金、またはそれらの組み合わせを含む、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは、歯科用インプラント、顎骨インプラント、骨用の補修および安定化スクリューおよびピンおよびプレート、脊椎インプラント、大腿骨インプラント、頸骨インプラント、膝関節インプラント、手関節インプラント、人工股関節などの関節インプラント、耳および鼻インプラントなどの顎顔面インプラント、傷害および疾患により生じた症状のための四肢プロテーゼ、ならびにそれらの組み合わせからなる群から選択される、請求項4に記載の方法。
- 前記高エネルギー放射線で前記医療用インプラントを照射する工程の前に、前記医療用インプラントの表面の少なくとも一部分を物理的処理または化学的処理によって処理する工程をさらに含む、請求項1のいずれかに記載の方法。
- 前記物理的処理は機械加工、サンドブラスト、または金属もしくは非金属蒸着であり、
前記化学的処理は酸エッチング、サンドブラスト、酸化、またはアルカリ処理である、請求項6に記載の方法。 - 前記ナノ構造トポグラフィは、ナノスフェア、ナノコーン、ナノピラミッド、またはそれらの組み合わせを含む、請求項1に記載の方法。
- 前記ナノ構造トポグラフィは、約1nm〜約1,000nmの範囲のサイズであるナノスフェアを含む、請求項1に記載の方法。
- 前記ナノ構造トポグラフィは、約1nm〜約200nmの範囲のサイズであるナノスフェアを含む、請求項1に記載の方法。
- 前記ナノ構造トポグラフィは、約10nm〜約100nmの範囲のサイズであるナノスフェアを含む、請求項1に記載の方法。
- 前記ナノ構造トポグラフィは、約10nm〜約70nmの範囲のサイズであるナノスフェアを含む、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは金属製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントはチタン製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントはジルコニウム製インプラントまたはクロム−コバルト合金製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは非金属製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントはポリマー製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは骨セメント材料を含む、請求項1に記載の方法。
- 前記骨セメント材料は、ポリアクリレート、ポリエステル、バイオガラス、セラミック、カルシウムをベースとする材料、リン酸カルシウムをベースとする材料、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される材料を含む、請求項18に記載の方法。
- 前記骨セメント材料は、ポリ(メチルメタクリレート)(PMMA)またはメチルメタクリレート(MMA)を含む、請求項18に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは、歯科用インプラント、顎骨インプラント、修理用および安定化スクリュー、骨用のピンおよびプレート、脊椎インプラント、大腿骨インプラント、頸骨インプラント、膝関節インプラント、手関節インプラント、関節インプラント、人工股関節、顎顔面インプラント、耳および鼻インプラント、傷害および疾患により生じた症状のための四肢プロテーゼ、ならびにそれらの組み合わせからなる群から選択される金属製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは、歯科用インプラント、顎骨インプラント、修理用および安定化スクリュー、骨用のピンおよびプレート、脊椎インプラント、大腿骨インプラント、頸骨インプラント、膝関節インプラント、手関節インプラント、関節インプラント、人工股関節、顎顔面インプラント、耳および鼻インプラント、傷害および疾患の結果として生じた状態のための四肢プロテーゼ、ならびにそれらの組み合わせからなる群から選択される非金属製インプラントである、請求項1に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは、歯科用インプラント、顎骨インプラント、骨用の補修および安定化スクリューおよびピンおよびプレート、脊椎インプラント、大腿骨インプラント、頸骨インプラント、膝関節インプラント、手関節インプラント、関節インプラント、人工股関節、顎顔面インプラント、耳および鼻インプラント、傷害および疾患により生じた症状のための四肢プロテーゼ、ならびにそれらの組み合わせからなる群から選択される、請求項18に記載の方法。
- 前記医療用インプラントは、チタン製インプラント、ジルコニウム製インプラントまたはクロム−コバルト合金製インプラントである、請求項21に記載の方法。
- 請求項1〜24のいずれかに記載の方法で処理された医療用インプラント。
- 機械加工された表面、酸エッチングされた表面、蒸着表面、サンドブラスト処理された表面、酸化表面、またはそれらの組み合わせを含む表面を含む、請求項25に記載の医療用インプラント。
- 哺乳動物における医学的症状を治療する、予防する、または緩和する方法であって、前記哺乳動物に請求項25に記載のインプラントを植え込む工程を含む、方法。
- 前記哺乳動物はヒトである、請求項27に記載の方法。
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