JP3220150B2 - 新規の生物活性コーティング並びにそれらの製造及び使用 - Google Patents
新規の生物活性コーティング並びにそれらの製造及び使用Info
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、新規の骨結合ゲル誘導チタニウム−ベース
・コーティングに関する。本発明は、これらのコーティ
ングの製造及び外科移植物としてのそれらの使用のため
の方法をも含む。
・コーティングに関する。本発明は、これらのコーティ
ングの製造及び外科移植物としてのそれらの使用のため
の方法をも含む。
チタニウム及びその合金は、骨組織とのそれらの優れ
た生体適合性のために、歯科及び整形外科の移植物とし
て再構築外科において広く使用される（P.I.Braenemar
k,J.Prosthetic Dent.50:399−410,1983;D.I.Bardos,D.
Williams（ed）,Concise Encyclopedia of Medical ＆
Dental Materials,Pergamon Press,Oxford 1990,pp 360
−365;R.van Noort,J.Mater.Sci.22:3801−3811,198
7）。これは、チタニウム−骨界面のユニークな特徴に
より説明されることができる。酸化チタニウムの非常に
遅い成長が移植の間に観察された。水酸化層内のTiOH基
は、そのチタニウム移植物の骨取り込みを導く事件に関
係すると考えられた（P.Tengwall ＆ I Lundstroem,Cli
nical Materials 9:115−134,1992）。カルシウム及び
リンの基は、数ナノメーター厚の酸化物層内に同定され
た（D.Mcqueen et al,Clinical application of Biomat
erials,John Wiley ＆ Sons,Chichester,1982,pp.167−
177）。チタニウム移植物は、適当な外科的技術を使用
して骨取り込みを通して骨床内で固定されることがでた
けれども、その固定は、ゆっくりと進行し、そして外科
手術にかなり依存する（L.Sennerby,PhD thesis,Univer
sity of Gotenburg,Gotenburg,Sweden,1991）。その結
合工程を強化し、そして結合強さを改善するために、ア
パタイト、より特にヒドロキシアパタイトのプラズマ−
スプレー・コーティング（plasma−sprayed coatings）
が、開発され、そして臨床用途のについて認可された
（K.de Groot,J.Ceram.Soc.Japan 99:943−953,199
1）。しかしながら、技術的視点から、プラズマ−スプ
レー法は、やっかいであり、そして本質的に複雑であ
る。なぜなら、アパタイト粉末が高められた温度におい
て化学的に不安定だからである。
た生体適合性のために、歯科及び整形外科の移植物とし
て再構築外科において広く使用される（P.I.Braenemar
k,J.Prosthetic Dent.50:399−410,1983;D.I.Bardos,D.
Williams（ed）,Concise Encyclopedia of Medical ＆
Dental Materials,Pergamon Press,Oxford 1990,pp 360
−365;R.van Noort,J.Mater.Sci.22:3801−3811,198
7）。これは、チタニウム−骨界面のユニークな特徴に
より説明されることができる。酸化チタニウムの非常に
遅い成長が移植の間に観察された。水酸化層内のTiOH基
は、そのチタニウム移植物の骨取り込みを導く事件に関
係すると考えられた（P.Tengwall ＆ I Lundstroem,Cli
nical Materials 9:115−134,1992）。カルシウム及び
リンの基は、数ナノメーター厚の酸化物層内に同定され
た（D.Mcqueen et al,Clinical application of Biomat
erials,John Wiley ＆ Sons,Chichester,1982,pp.167−
177）。チタニウム移植物は、適当な外科的技術を使用
して骨取り込みを通して骨床内で固定されることがでた
けれども、その固定は、ゆっくりと進行し、そして外科
手術にかなり依存する（L.Sennerby,PhD thesis,Univer
sity of Gotenburg,Gotenburg,Sweden,1991）。その結
合工程を強化し、そして結合強さを改善するために、ア
パタイト、より特にヒドロキシアパタイトのプラズマ−
スプレー・コーティング（plasma−sprayed coatings）
が、開発され、そして臨床用途のについて認可された
（K.de Groot,J.Ceram.Soc.Japan 99:943−953,199
1）。しかしながら、技術的視点から、プラズマ−スプ
レー法は、やっかいであり、そして本質的に複雑であ
る。なぜなら、アパタイト粉末が高められた温度におい
て化学的に不安定だからである。
移植物は、アパタイトを通して骨に化学的に結合され
ることができる。なぜなら、骨材料がヒドロキシアパタ
イトであるからである。これらの骨結合性移植物は、全
部がアパタイト・セラミックであることもできるし又は
特定の技術、例えば、プラズマ・スプレー・コーティン
グ方法を使用してアパタイトによりコートされることも
できる。さらに、アパタイトは、それらを骨に結合させ
る幾つかのコンポジット内の生物活性相として使用され
ることもできる（K.Verheyen,Resorbable materials wi
th bone bonding ability,PhD thesis,Leiden Universi
ty,Holland,1993）。これらのアパタイト−ベース材料
に対して、生物活性ガラス及びガラス−セラミックス
が、骨組織内で移植後それらの表面上でアパタイト層に
発展した（L.L.Hench,Bioceramics:from concept to cl
inics,J.Am.Ceram.Soc.74:1487−510,1991;T.Kokubo,Bi
oactive glass ceramics:properties and application,
Biomaterials 12:155−163,1991）。この種のアパタイ
トハ、そのガラス及びガラス−セラミックスにアパタイ
ト・セラミックスよりも強い骨結合強さを与える（T.Ko
kubo,Biofctivity of glasses and glass−ceramics,in
Bone−bonding Biomaterials,P.Ducheyne,T.Kokubo an
d C.A.van Blitterswijk（eds）,Reed Health−care Co
mmunication,Holland,1992,pp.31−46）。この骨様アパ
タイト形成は、これらの生物活性ガラス及びガラス−セ
ラミックスとその周辺の生物学的組織及び特に体液との
相互作用から生じる。
ることができる。なぜなら、骨材料がヒドロキシアパタ
イトであるからである。これらの骨結合性移植物は、全
部がアパタイト・セラミックであることもできるし又は
特定の技術、例えば、プラズマ・スプレー・コーティン
グ方法を使用してアパタイトによりコートされることも
できる。さらに、アパタイトは、それらを骨に結合させ
る幾つかのコンポジット内の生物活性相として使用され
ることもできる（K.Verheyen,Resorbable materials wi
th bone bonding ability,PhD thesis,Leiden Universi
ty,Holland,1993）。これらのアパタイト−ベース材料
に対して、生物活性ガラス及びガラス−セラミックス
が、骨組織内で移植後それらの表面上でアパタイト層に
発展した（L.L.Hench,Bioceramics:from concept to cl
inics,J.Am.Ceram.Soc.74:1487−510,1991;T.Kokubo,Bi
oactive glass ceramics:properties and application,
Biomaterials 12:155−163,1991）。この種のアパタイ
トハ、そのガラス及びガラス−セラミックスにアパタイ
ト・セラミックスよりも強い骨結合強さを与える（T.Ko
kubo,Biofctivity of glasses and glass−ceramics,in
Bone−bonding Biomaterials,P.Ducheyne,T.Kokubo an
d C.A.van Blitterswijk（eds）,Reed Health−care Co
mmunication,Holland,1992,pp.31−46）。この骨様アパ
タイト形成は、これらの生物活性ガラス及びガラス−セ
ラミックスとその周辺の生物学的組織及び特に体液との
相互作用から生じる。
アパタイト形成についての能力は、代謝性のリン酸カ
ルシウム溶液、いわゆる、模擬体液（SBF、mMにおけるN
a+142、K+5.0、Mg2+1.5、Ca2+2.5、Cl-148、HCO3 -4.2、
HPO4 2-1.0及びSO4 2-0.5）を使用することにより材料に
ついての評価されることができる。液体は、インビトロ
における研究において使用され、これらの生物活性ガラ
ス及びガラス−セラミックスの骨様アパタイト形成の過
程についての情報を提供した。なぜなら、そのイオン濃
度がヒト血液血漿のものにほぼ等しいからである（T Ko
kubo et al,J Biomed Mater Res 24,721−734,1990）。
その上、それは、それらのインビボにおける研究の前に
材料についての骨結合の可能性について評価するのに非
常に助けとなるからである。SBF中でのそれらの表面上
へのアパタイト形成を誘導することができるこれらの材
料は、骨結合性材料のための候補リスト中で置き換えら
れることができる。最近の研究は、生物活性ガラス及び
ガラス−セラミックの他にも、ゾル−ゲル法（sol−gel
method）により製造された純粋なシリカも、その表面
上の骨様アパタイト形成を引き起こすことを示した。但
し、高温において合成された純粋なシリカ・ガラス及び
石英の両方は不可能である（P Li et al“Apatite form
ation induced by silica gel in simulated body flui
d",J.Am.Ceram.Soc.75:2094−2097,1992）。これらの３
つのシリカの中の特徴における１つの差異は、シラノー
ル基（SiOH）の密度において存在する。ゲル−誘導シリ
カは、たくさんのSiOH基をもつが、シリカ・ガラス及び
石英の両方は、またない。さらに、ゾル−ゲル法により
製造された生物活性ガラスは、同一ガラスであるが慣用
の溶融法を通して製造されたものよりも、より速くアパ
タイトを形成すると報告された（R.li et al,J App Bio
mater 2:231−239,1991）。
ルシウム溶液、いわゆる、模擬体液（SBF、mMにおけるN
a+142、K+5.0、Mg2+1.5、Ca2+2.5、Cl-148、HCO3 -4.2、
HPO4 2-1.0及びSO4 2-0.5）を使用することにより材料に
ついての評価されることができる。液体は、インビトロ
における研究において使用され、これらの生物活性ガラ
ス及びガラス−セラミックスの骨様アパタイト形成の過
程についての情報を提供した。なぜなら、そのイオン濃
度がヒト血液血漿のものにほぼ等しいからである（T Ko
kubo et al,J Biomed Mater Res 24,721−734,1990）。
その上、それは、それらのインビボにおける研究の前に
材料についての骨結合の可能性について評価するのに非
常に助けとなるからである。SBF中でのそれらの表面上
へのアパタイト形成を誘導することができるこれらの材
料は、骨結合性材料のための候補リスト中で置き換えら
れることができる。最近の研究は、生物活性ガラス及び
ガラス−セラミックの他にも、ゾル−ゲル法（sol−gel
method）により製造された純粋なシリカも、その表面
上の骨様アパタイト形成を引き起こすことを示した。但
し、高温において合成された純粋なシリカ・ガラス及び
石英の両方は不可能である（P Li et al“Apatite form
ation induced by silica gel in simulated body flui
d",J.Am.Ceram.Soc.75:2094−2097,1992）。これらの３
つのシリカの中の特徴における１つの差異は、シラノー
ル基（SiOH）の密度において存在する。ゲル−誘導シリ
カは、たくさんのSiOH基をもつが、シリカ・ガラス及び
石英の両方は、またない。さらに、ゾル−ゲル法により
製造された生物活性ガラスは、同一ガラスであるが慣用
の溶融法を通して製造されたものよりも、より速くアパ
タイトを形成すると報告された（R.li et al,J App Bio
mater 2:231−239,1991）。
これらの発見に基づき、我々は、それがゾル−ゲル法
により製造される場合にチタニウムがアパタイト誘導剤
ではないかと疑った。チタニウム・ゲルによるインビト
ロにおける研究は、我々の推測を支持する証拠を示し
た。アパタイトが、SBF中にバルクとして及びコーティ
ングとして浸漬されたときチタニウム・ゲルにより誘導
されることが発見された。図１は、それらがSBF中に浸
漬された後の、ａ）バルク上のヒドロキシアパタイト形
成（上図）及びｂ）ゲル誘導チタニウムのコーティング
（下図）を示す走査電子顕微鏡（SEM）を表している。
ヤギの大腿骨内のゲル−誘導チタニウム・コート・チタ
ニウム・プラグによる移植は、リン酸カルシウムがその
チタニウム・ゲル・コーティング上及び／又は内に蓄積
（accumulate）及び堆積（deposit）することができた
ことを現した。図２中に示すように、このリン酸カルシ
ウム層は、それらが互いに結合することができるよう
に、骨とコーティングとを橋渡しする。我々は、ゲル−
誘導チタニウム中に残存する大量のTiOH基がカルシウム
及びリン酸塩についてのその高いアフィニティーの原因
であると考える。
により製造される場合にチタニウムがアパタイト誘導剤
ではないかと疑った。チタニウム・ゲルによるインビト
ロにおける研究は、我々の推測を支持する証拠を示し
た。アパタイトが、SBF中にバルクとして及びコーティ
ングとして浸漬されたときチタニウム・ゲルにより誘導
されることが発見された。図１は、それらがSBF中に浸
漬された後の、ａ）バルク上のヒドロキシアパタイト形
成（上図）及びｂ）ゲル誘導チタニウムのコーティング
（下図）を示す走査電子顕微鏡（SEM）を表している。
ヤギの大腿骨内のゲル−誘導チタニウム・コート・チタ
ニウム・プラグによる移植は、リン酸カルシウムがその
チタニウム・ゲル・コーティング上及び／又は内に蓄積
（accumulate）及び堆積（deposit）することができた
ことを現した。図２中に示すように、このリン酸カルシ
ウム層は、それらが互いに結合することができるよう
に、骨とコーティングとを橋渡しする。我々は、ゲル−
誘導チタニウム中に残存する大量のTiOH基がカルシウム
及びリン酸塩についてのその高いアフィニティーの原因
であると考える。
スウェーデン特許第464911号は、特定条件下で過酸化
水素によりチタニウム表面を処理することにより作られ
るTi−ゲル・フィルムについて記載している。この反応
は、TiO2をTiO4-x（OH）ｘに変換すると考えられる。上
記発明は、抗炎症性の性質を有するような表面を請求す
る。上記発明者は、“インビボにおける反応から生じる
このようなゲル表面がチタニウム移植物への骨の化学的
結合の形成と関係するかもしれない”ということを示唆
した。しかしながら、上記書類は、処理されたチタニウ
ム表面が生物活性であるかもしれないといういかなる証
拠又は兆候をも示さなかった。骨結合が生じるのに必要
なものとして一般的に受け入れられているCa,P−層の記
述もない。我々の実験は、Ca,P−層がインビトロ及びイ
ンビボの両方においてチタニウム−ゲル誘導コーティン
グ上に形成され、これが上記スウェーデン特許中に記載
されたTi−ゲル表面と基本的に異なるものであること
を、明確に証明した。
水素によりチタニウム表面を処理することにより作られ
るTi−ゲル・フィルムについて記載している。この反応
は、TiO2をTiO4-x（OH）ｘに変換すると考えられる。上
記発明は、抗炎症性の性質を有するような表面を請求す
る。上記発明者は、“インビボにおける反応から生じる
このようなゲル表面がチタニウム移植物への骨の化学的
結合の形成と関係するかもしれない”ということを示唆
した。しかしながら、上記書類は、処理されたチタニウ
ム表面が生物活性であるかもしれないといういかなる証
拠又は兆候をも示さなかった。骨結合が生じるのに必要
なものとして一般的に受け入れられているCa,P−層の記
述もない。我々の実験は、Ca,P−層がインビトロ及びイ
ンビボの両方においてチタニウム−ゲル誘導コーティン
グ上に形成され、これが上記スウェーデン特許中に記載
されたTi−ゲル表面と基本的に異なるものであること
を、明確に証明した。
ゲル−誘導チタニウムのアパタイト誘導能力は、例え
ば、CaO、P2O5、Na2O又はSiO2のチタニウム中への結合
（corporation）により強化されることができるであろ
う。それらは、チタニウム−ベース材料を作るための工
程の間に取り込まれることができる。実際には、骨結合
に対するこれらの添加化合物の効果は、生物活性ガラス
及びガラス−セラミックスについて測定されている（L.
L.hench:“The compositional dependence of bioactiv
e glasses and glass ceramics",P Vincenzine（ed）,C
eramics id substitutive and reconstructive surger
y,Amsterdam,Elsevier,1991,pp.259−274）。Al2O3、B2
O3、MgO及びK2Oも同様に添加されることができる。それ
らは、そのコーティング内に酸化物形態で残存し、又は
少なくともある程度まで、それらの対応するイオンを放
出することができる。
ば、CaO、P2O5、Na2O又はSiO2のチタニウム中への結合
（corporation）により強化されることができるであろ
う。それらは、チタニウム−ベース材料を作るための工
程の間に取り込まれることができる。実際には、骨結合
に対するこれらの添加化合物の効果は、生物活性ガラス
及びガラス−セラミックスについて測定されている（L.
L.hench:“The compositional dependence of bioactiv
e glasses and glass ceramics",P Vincenzine（ed）,C
eramics id substitutive and reconstructive surger
y,Amsterdam,Elsevier,1991,pp.259−274）。Al2O3、B2
O3、MgO及びK2Oも同様に添加されることができる。それ
らは、そのコーティング内に酸化物形態で残存し、又は
少なくともある程度まで、それらの対応するイオンを放
出することができる。
十分なTiOH基をもつチタニウムの製造のために使用さ
れるゾル−ゲル法に加えて、ガルバーニ法を考えること
もできる。我々の研究は、２片のチタニウム平板が特定
の電圧下適当なpHをもつヒドロキシド溶液（この場合に
はCa（OH）２）中一定の距離において離れて置かれると
き、負のチタニウム極上にそのゲル様表面が形成される
ことを示した。図３は、負のTi−極上に形成されたTi−
ゲルのSEM写真を示しており、ここで、SEM−EDXは、SBF
中に浸漬されたときのCa及びＰの蓄積を示した（元の倍
率:680倍、棒（白色）100μｍ）。
れるゾル−ゲル法に加えて、ガルバーニ法を考えること
もできる。我々の研究は、２片のチタニウム平板が特定
の電圧下適当なpHをもつヒドロキシド溶液（この場合に
はCa（OH）２）中一定の距離において離れて置かれると
き、負のチタニウム極上にそのゲル様表面が形成される
ことを示した。図３は、負のTi−極上に形成されたTi−
ゲルのSEM写真を示しており、ここで、SEM−EDXは、SBF
中に浸漬されたときのCa及びＰの蓄積を示した（元の倍
率:680倍、棒（白色）100μｍ）。
それ故、上記ゲルは、周囲のリン酸カルシウム溶液か
らCa及びＰイオンを引きつけることができた。このよう
な表面は、未処理チタニウム表面に比べて骨結合を促進
することを期待されることができるであろう。Ca、Ｐ、
Na、Si、Al、Ｂ、Mg及びＫの酸化物も、そのコーティン
グを改善するために上記ガルバーニ工程の間に添加され
ることができる。
らCa及びＰイオンを引きつけることができた。このよう
な表面は、未処理チタニウム表面に比べて骨結合を促進
することを期待されることができるであろう。Ca、Ｐ、
Na、Si、Al、Ｂ、Mg及びＫの酸化物も、そのコーティン
グを改善するために上記ガルバーニ工程の間に添加され
ることができる。
チタニウム移植物とゲル−誘導チタニウム−ベース・
コーティングとの間の強い結合が、持続性の強い骨結合
を保証することができるであろう不動態化した酸化チタ
ニウムを通して開発されることができることを、期待す
ることができる。さらに、プラズマ−スプレー技術に比
べてチタニウム及びその合金上のゲル−誘導チタニウム
・コーティングの開発は、技術において簡単である。こ
れ故、チタニウム及びその合金上のゲル−誘導チタニウ
ム−ベース・コーティングの開発は、科学的及び応用的
な両方の視点から高く興味のあるものである。このよう
なゲル−誘導チタニウム−ベース材料は、骨結合材料の
全く新たな精製を生じさせると信じられる。
コーティングとの間の強い結合が、持続性の強い骨結合
を保証することができるであろう不動態化した酸化チタ
ニウムを通して開発されることができることを、期待す
ることができる。さらに、プラズマ−スプレー技術に比
べてチタニウム及びその合金上のゲル−誘導チタニウム
・コーティングの開発は、技術において簡単である。こ
れ故、チタニウム及びその合金上のゲル−誘導チタニウ
ム−ベース・コーティングの開発は、科学的及び応用的
な両方の視点から高く興味のあるものである。このよう
なゲル−誘導チタニウム−ベース材料は、骨結合材料の
全く新たな精製を生じさせると信じられる。
このように、本発明の目的は、生物医学用途のための
多量のTiOH基をもつ新規のゲル−誘導チタニウム−ベー
ス・コーティング材料であって、インビトロ条件下で、
例えば、模擬体液中でその表面上にアパタイト形成を、
及び／又はインビボ条件下でリン酸カルシウム堆積物を
誘導することができるようなコーティング材料である。
本発明の１つの態様に従えば、本コーティング材料は、
さらに、イオン又は酸化物として、以下の元素:Ca、
Ｐ、Si、Na、Ｋ、Ｂ、Mg及びAlの中の１以上を含んで成
ることができる。これらの添加物は、リン酸カルシウム
形成を強化し、そしてそのコーティングの安定性を改善
するために導入される。
多量のTiOH基をもつ新規のゲル−誘導チタニウム−ベー
ス・コーティング材料であって、インビトロ条件下で、
例えば、模擬体液中でその表面上にアパタイト形成を、
及び／又はインビボ条件下でリン酸カルシウム堆積物を
誘導することができるようなコーティング材料である。
本発明の１つの態様に従えば、本コーティング材料は、
さらに、イオン又は酸化物として、以下の元素:Ca、
Ｐ、Si、Na、Ｋ、Ｂ、Mg及びAlの中の１以上を含んで成
ることができる。これらの添加物は、リン酸カルシウム
形成を強化し、そしてそのコーティングの安定性を改善
するために導入される。
本発明の他の目的は、ゾル−ゲル法に従うゲル−誘導
チタニウム−ベース・コーティング材料の製造方法であ
る。
チタニウム−ベース・コーティング材料の製造方法であ
る。
本発明の他の目的は、ガルバーニ法（galvanic proce
ss）によるゲル−誘導チタニウム−ベース・コーティン
グ材料の製造方法である。好ましくは、本法は、チタニ
ウムが陽極及び陰極として使用されるヒドロキシド溶液
中で行われる。この方法に従って、チタニウム・ゲル表
面が陰極上に形成される。
ss）によるゲル−誘導チタニウム−ベース・コーティン
グ材料の製造方法である。好ましくは、本法は、チタニ
ウムが陽極及び陰極として使用されるヒドロキシド溶液
中で行われる。この方法に従って、チタニウム・ゲル表
面が陰極上に形成される。
本発明の他の目的は、ゾル−ゲル法又はガルバーニ法
に従うゲル−誘導チタニウム−ベース・コーティング材
料の製造方法であって、以下の酸化物:CaO、P2O5、Na
2O、SiO2、K2O、Al2O3、B2O3及びMgOの中の１以上をそ
の方法に添加するような方法である。
に従うゲル−誘導チタニウム−ベース・コーティング材
料の製造方法であって、以下の酸化物:CaO、P2O5、Na
2O、SiO2、K2O、Al2O3、B2O3及びMgOの中の１以上をそ
の方法に添加するような方法である。
本発明のさらなる目的は、支持体及びその上のゲル−
誘導チタニウム−ベース・コーティング材料を含んで成
る生物医学用途のための移植物であって、そのコーティ
ング材料がインビトロ条件下、例えば、模擬体液中でそ
の表面上にアパタイト形成を、及び／又はインビボ条件
下リン酸カルシウム堆積物を誘導することができるよう
な移植物である。
誘導チタニウム−ベース・コーティング材料を含んで成
る生物医学用途のための移植物であって、そのコーティ
ング材料がインビトロ条件下、例えば、模擬体液中でそ
の表面上にアパタイト形成を、及び／又はインビボ条件
下リン酸カルシウム堆積物を誘導することができるよう
な移植物である。
本発明の１態様に従えば、上記支持体は、歯、股関節
部又は他の関節の移植支持体、又は他の生物医学移植支
持体である。
部又は他の関節の移植支持体、又は他の生物医学移植支
持体である。
本発明の他の態様に従えば、支持体は、ポリマー、金
属、セラミック、炭素の支持体又はその成分の１以上を
含んで成るコンポジット支持体である。
属、セラミック、炭素の支持体又はその成分の１以上を
含んで成るコンポジット支持体である。
本発明の好ましい態様に従えば、支持体は、チタニウ
ム又はチタニウム合金である。
ム又はチタニウム合金である。
本発明のさらなる目的は、支持体及びその上のゲル−
誘導チタニウム−ベース・コーティング材料を含んで成
る生物医学用途のための移植物であって、そのコーティ
ング材料がインビトロにおいて、例えば、模擬体液中又
はインビボにおいて、その表面上にリン酸カルシウムの
形成を誘導することができ、そのコーティング材料が、
さらに、イオン又は酸化物として、以下の元素:Ca、
Ｐ、Si、Na、Ｋ、Ｂ、Mg又はAlの中の１以上を含んで成
るような移植物である。
誘導チタニウム−ベース・コーティング材料を含んで成
る生物医学用途のための移植物であって、そのコーティ
ング材料がインビトロにおいて、例えば、模擬体液中又
はインビボにおいて、その表面上にリン酸カルシウムの
形成を誘導することができ、そのコーティング材料が、
さらに、イオン又は酸化物として、以下の元素:Ca、
Ｐ、Si、Na、Ｋ、Ｂ、Mg又はAlの中の１以上を含んで成
るような移植物である。
本発明のさらなる態様に従えば、移植物は、支持体及
びアパタイト層であって合成溶液、好ましくはSBF溶液
中でゲル−誘導チタニウム・コーティング上に成長した
ものを含んで成る。
びアパタイト層であって合成溶液、好ましくはSBF溶液
中でゲル−誘導チタニウム・コーティング上に成長した
ものを含んで成る。
本発明のさらなる態様に従えば、移植物は、支持体並
びに本質的にゲル−誘導チタニウム及びアパタイトの混
合物である層であってそのアパタイト成分が合成溶液、
好ましくはSBF溶液中でゲル−誘導チタニウム・コーテ
ィング上に成長したものを含んで成る。
びに本質的にゲル−誘導チタニウム及びアパタイトの混
合物である層であってそのアパタイト成分が合成溶液、
好ましくはSBF溶液中でゲル−誘導チタニウム・コーテ
ィング上に成長したものを含んで成る。
ゾル−ゲル法に従えば、チタニウム・ゲル・コーティ
ングは、浸漬法（dipping process）により製造され
た。支持体を、直ぐに使用できるチタニウム・ゾル溶液
中に浸し、そして約５−50cm/分の速度において引き上
げた（withdrew）。５−10分間周囲温度において維持し
た後、支持体上のゲル・フィルムを350−750℃において
３−30分間処理し、そこで次にオーブンから空気中の冷
却に供した。その後、コーティングを、（ａ）アセトン
中３−10分間；（ｂ）エタノール中３−10分間、の超音
波洗浄に供した。その後、コーティングを脱イオン水に
より濯ぎ、そして乾燥させた。装置を数回にわたり繰り
返しコートし、より厚いチタニウム・ゲル・コーティン
グを得ることができる。チタニウム・ゾル溶液を、テト
ライソプロピル・オルトチタネート（Ti（C3H7O）４）
の加水分解により調製した。５−20グラムのこのチタニ
ウム・アルコキシドを、10−30グラムの無水エタノール
中に溶解させた。チタニウム・アルコキシドの加水分解
が、上記溶液が０℃において以下の組成：グラムにおけ
る無水エタノール５−15、エチレングリコールモノエチ
ルエーテル（C4H10O2）２−５、H2O0.5−1.5及び濃縮HC
l0.5−1.5、をもつ他の直ぐに使用できる溶液と混合す
る。チタニウム・ゾル溶液を、次に、0.5−30時間のそ
のエージング後にコーティングのために使用する。バル
クのチタニウム・ゲルを、80℃においてサイズ50nmのHC
l−ペプタイズド非晶質チタニウム・ゾルを蒸発させる
ことにより調製した。ゲルを、400−700℃において２時
間加熱した。シリカ・ゲルを、平均分子量10,000をもつ
ポリエチレン・グリコール及び少量の硝酸を含む水溶液
中でテトラヒドロキシシランを加水分解することにより
調製した。有機相を、エタノール−水溶液中で浸出させ
た。ゲルを400℃において２時間加熱した。アルミナ・
ゲルを、サイズ100x10nmのHCl−ペプタイズド非晶質ア
ルミナ・ゾルをオーブン内で80℃において蒸発させるこ
とにより製造した。ゲルを450℃において２時間加熱し
た。
ングは、浸漬法（dipping process）により製造され
た。支持体を、直ぐに使用できるチタニウム・ゾル溶液
中に浸し、そして約５−50cm/分の速度において引き上
げた（withdrew）。５−10分間周囲温度において維持し
た後、支持体上のゲル・フィルムを350−750℃において
３−30分間処理し、そこで次にオーブンから空気中の冷
却に供した。その後、コーティングを、（ａ）アセトン
中３−10分間；（ｂ）エタノール中３−10分間、の超音
波洗浄に供した。その後、コーティングを脱イオン水に
より濯ぎ、そして乾燥させた。装置を数回にわたり繰り
返しコートし、より厚いチタニウム・ゲル・コーティン
グを得ることができる。チタニウム・ゾル溶液を、テト
ライソプロピル・オルトチタネート（Ti（C3H7O）４）
の加水分解により調製した。５−20グラムのこのチタニ
ウム・アルコキシドを、10−30グラムの無水エタノール
中に溶解させた。チタニウム・アルコキシドの加水分解
が、上記溶液が０℃において以下の組成：グラムにおけ
る無水エタノール５−15、エチレングリコールモノエチ
ルエーテル（C4H10O2）２−５、H2O0.5−1.5及び濃縮HC
l0.5−1.5、をもつ他の直ぐに使用できる溶液と混合す
る。チタニウム・ゾル溶液を、次に、0.5−30時間のそ
のエージング後にコーティングのために使用する。バル
クのチタニウム・ゲルを、80℃においてサイズ50nmのHC
l−ペプタイズド非晶質チタニウム・ゾルを蒸発させる
ことにより調製した。ゲルを、400−700℃において２時
間加熱した。シリカ・ゲルを、平均分子量10,000をもつ
ポリエチレン・グリコール及び少量の硝酸を含む水溶液
中でテトラヒドロキシシランを加水分解することにより
調製した。有機相を、エタノール−水溶液中で浸出させ
た。ゲルを400℃において２時間加熱した。アルミナ・
ゲルを、サイズ100x10nmのHCl−ペプタイズド非晶質ア
ルミナ・ゾルをオーブン内で80℃において蒸発させるこ
とにより製造した。ゲルを450℃において２時間加熱し
た。
ゲルの長方形の片6x6x1.5mm3を、12mlのSBF中に浸漬
した。溶液中のCa及びＰの濃度を、浸漬の間、誘導結合
プラズマ（inductively coupled plasma（ICP））エミ
ッション・スペクトロスコピーによりモニターした。様
々な期間の後、ゲル片を溶液から取り出し、そしてそれ
らの表面を、薄−フィルムＸ−線回折（TF−XRD）、フ
ーリエ変換赤外反射スペクトロスコピー（IRRS）及び走
査電子顕微鏡（SEM）により分析した。
した。溶液中のCa及びＰの濃度を、浸漬の間、誘導結合
プラズマ（inductively coupled plasma（ICP））エミ
ッション・スペクトロスコピーによりモニターした。様
々な期間の後、ゲル片を溶液から取り出し、そしてそれ
らの表面を、薄−フィルムＸ−線回折（TF−XRD）、フ
ーリエ変換赤外反射スペクトロスコピー（IRRS）及び走
査電子顕微鏡（SEM）により分析した。
ICP測定は、溶液中のCa及びＰ濃度がチタニウム及び
シリカ・ゲルの浸漬によりかなり減少させたことを示し
た。アルミナ・ゲルの浸漬は、Ca及びＰ濃度に影響を及
ぼさなかった。図４は、SBF中に２週間浸漬されたシリ
カ・ゲル（上図）及びチタニウム・ゲル（下図）の表面
のSEM写真を示す。図４から、ある種の堆積（depositio
n）がシリカ・ゲルとチタニウム・ゲルの両方の表面上
で形成されていることが見られる。アルミナ・ゲル上で
は堆積は全く観察されなかった。シリカ及びチタニウム
・ゲル上の堆積物は、TF−XRD及びIRRSにより、天然の
骨の中のアパタイトに類似した、小さな結晶及び／又は
欠陥構造の炭酸塩−含有ヒドロキシアパタイトとして同
定された。ゲル−誘導シリカ及びゲル−誘導チタニウム
の両方がアパタイト形成を誘導することは上記結果から
明らかである。
シリカ・ゲルの浸漬によりかなり減少させたことを示し
た。アルミナ・ゲルの浸漬は、Ca及びＰ濃度に影響を及
ぼさなかった。図４は、SBF中に２週間浸漬されたシリ
カ・ゲル（上図）及びチタニウム・ゲル（下図）の表面
のSEM写真を示す。図４から、ある種の堆積（depositio
n）がシリカ・ゲルとチタニウム・ゲルの両方の表面上
で形成されていることが見られる。アルミナ・ゲル上で
は堆積は全く観察されなかった。シリカ及びチタニウム
・ゲル上の堆積物は、TF−XRD及びIRRSにより、天然の
骨の中のアパタイトに類似した、小さな結晶及び／又は
欠陥構造の炭酸塩−含有ヒドロキシアパタイトとして同
定された。ゲル−誘導シリカ及びゲル−誘導チタニウム
の両方がアパタイト形成を誘導することは上記結果から
明らかである。
生理学関連溶液からのアパタイト誘導を説明するため
のモデルが作られる。シリカ・ゲル及びチタニウム・ゲ
ルの両方がそれらの多量のOH基及び生理学的なpH7.4に
おける負電荷の表面のために、アパタイト形成を誘導体
することができると、考えられる。負電荷をもつ表面
は、クーロン力のためにその表面の周囲に蓄積すること
ができるCaイオンに高いアフィニティーをもつ。同時
に、ホスフェート基は、水素結合の結果として多量のOH
基により吸引される。それ故、カルシウム・イオンとホ
スフェート・イオン基の両方がその表面の周囲に集ま
り、そしてアパタイトの異種結晶核形成（heterogeneou
s nucleation）が生じるような程度まで蓄積する。
のモデルが作られる。シリカ・ゲル及びチタニウム・ゲ
ルの両方がそれらの多量のOH基及び生理学的なpH7.4に
おける負電荷の表面のために、アパタイト形成を誘導体
することができると、考えられる。負電荷をもつ表面
は、クーロン力のためにその表面の周囲に蓄積すること
ができるCaイオンに高いアフィニティーをもつ。同時
に、ホスフェート基は、水素結合の結果として多量のOH
基により吸引される。それ故、カルシウム・イオンとホ
スフェート・イオン基の両方がその表面の周囲に集ま
り、そしてアパタイトの異種結晶核形成（heterogeneou
s nucleation）が生じるような程度まで蓄積する。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平５−103829（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61L 27/00 C01G 23/053
Claims (17)
- 【請求項１】生体臨床医学用途のためのコーティング材
料であって、350〜750℃の温度で処理されたゲル状のチ
タニアを基とする材料を主に含み、該材料がインビトロ
条件下及び／又はインビボ条件下で、その表面上にリン
酸カルシウム形成を誘導することができる、前記コーテ
ィング材料。 - 【請求項２】前記生体臨床医学用途が生体臨床医学イン
プラントにおける使用である、請求項１に記載のコーテ
ィング材料。 - 【請求項３】前記インビトロ条件が擬似体液中のもので
ある、請求項１又は２に記載のコーティング材料。 - 【請求項４】イオン又は酸化物のいずれかとして以下の
元素:Ca、Ｐ、Si、Na、Ｋ、Ｂ、Mg又はAlの中の１以上
をさらに含む、請求項１〜３のいずれか１項に記載のコ
ーティング材料。 - 【請求項５】生体臨床医学インプラント上での使用のた
めのコーティング材料の製造方法であって、ゲル状のチ
タニアを基とするコーティングがゾル−ゲル法により形
成される、前記方法。 - 【請求項６】生体臨床医学インプラント上での使用のた
めのコーティング材料の製造方法であって、ゲル状のチ
タニアを基とするコーティングがガルバーニ法により形
成される、前記方法。 - 【請求項７】前記方法が、チタニウムが陽極及び陰極と
して使用されるところのヒドロキシド溶液中で行われ
る、請求項６に記載の方法。 - 【請求項８】以下の酸化物:CaO、P2O5、Na2O、SiO2、K2
O、Al2O3、MgO又はB2O3の中の１以上を前記方法に添加
する、請求項５、６又は７に記載の方法。 - 【請求項９】支持体及びその上の骨結合性コーティング
材料を含む生体臨床医学用途のためのインプラントであ
って、該コーティング材料が350〜750℃の温度で処理さ
れたゲル状のチタニアを基とするコーティング材料であ
る、前記インプラント。 - 【請求項１０】前記支持体が歯、股関節部又は他の関節
インプラントあるいは他の生体臨床医学インプラント支
持体である、請求項９に記載のインプラント。 - 【請求項１１】前記支持体がポリマー、金属、セラミッ
ク、炭素の支持体又はそれら成分の中の１以上を含むコ
ンポジット支持体である、請求項９に記載のインプラン
ト。 - 【請求項１２】前記支持体がチタニウム又はチタニウム
合金である、請求項11に記載のインプラント。 - 【請求項１３】前記コーティング材料が、イオン又は酸
化物のいずれかとして以下の元素:Ca、Ｐ、Si、Na、
Ｋ、Ｂ、Mg又はAlの中の１以上をさらに含む、請求項９
〜12のいずれか１項に記載のインプラント。 - 【請求項１４】支持体及びその上の骨結合性アパタイト
層を含む生体臨床医学用途のためのインプラントであっ
て、該アパタイト層がインビトロ溶液中でゲル状のチタ
ニアを基とするコーティング上に成長している、前記イ
ンプラント。 - 【請求項１５】前記インビトロ溶液がSBF溶液である、
請求項14に記載のインプラント。 - 【請求項１６】支持体及びその上の骨結合性層を含む生
体臨床医学用途のためのインプラントであって、該骨結
合性層が本質的にゲル状のチタニアとアパタイトとの混
合物であり、上記アパタイト成分がインビトロ溶液でゲ
ル状のチタニア・コーティング上に成長している、前記
インプラント。 - 【請求項１７】前記インビトロ溶液がSBF溶液である、
請求項16に記載のインプラント。
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|---|---|---|---|
| FI921802A FI91713C (fi) | 1992-04-23 | 1992-04-23 | Uusia bioaktiivisia pinnotteita ja niiden valmistus ja käyttö |
| FI921802 | 1992-04-23 | ||
| PCT/FI1993/000163 WO1993021969A1 (en) | 1992-04-23 | 1993-04-21 | Novel bioactive coatings and their preparation and use |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07505809A JPH07505809A (ja) | 1995-06-29 |
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Family
ID=8535165
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP51895693A Expired - Fee Related JP3220150B2 (ja) | 1992-04-23 | 1993-04-21 | 新規の生物活性コーティング並びにそれらの製造及び使用 |
Country Status (14)
| Country | Link |
|---|---|
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| EP (1) | EP0642362B1 (ja) |
| JP (1) | JP3220150B2 (ja) |
| KR (1) | KR950700764A (ja) |
| AT (1) | ATE174803T1 (ja) |
| AU (1) | AU672198B2 (ja) |
| CA (1) | CA2118036C (ja) |
| DE (1) | DE69322779T2 (ja) |
| DK (1) | DK0642362T3 (ja) |
| ES (1) | ES2125979T3 (ja) |
| FI (1) | FI91713C (ja) |
| GR (1) | GR3029407T3 (ja) |
| RU (1) | RU2124329C1 (ja) |
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| DE4431862C2 (de) * | 1994-09-07 | 1997-12-11 | Dot Duennschicht Und Oberflaec | Verfahren zur Beschichtung von Metall- und Keramikoberflächen mit Hydroxylapatit |
| JP2795824B2 (ja) * | 1995-05-12 | 1998-09-10 | オオタ株式会社 | チタン系インプラントの表面処理方法及び生体親和性チタン系インプラント |
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| US6143037A (en) * | 1996-06-12 | 2000-11-07 | The Regents Of The University Of Michigan | Compositions and methods for coating medical devices |
| US6387700B1 (en) | 1996-11-04 | 2002-05-14 | The Reagents Of The University Of Michigan | Cationic peptides, Cys-Trp-(LYS)n, for gene delivery |
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| US6395253B2 (en) | 1998-04-23 | 2002-05-28 | The Regents Of The University Of Michigan | Microspheres containing condensed polyanionic bioactive agents and methods for their production |
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| US6770740B1 (en) | 1999-07-13 | 2004-08-03 | The Regents Of The University Of Michigan | Crosslinked DNA condensate compositions and gene delivery methods |
| RU2279928C2 (ru) * | 2000-12-04 | 2006-07-20 | Уве Эмиль Кристиан ГРЮССНЕР | Устройство и способ (варианты) нанесения покрытия из активного вещества на изделие, применение способа и изделие |
| WO2002089864A1 (en) * | 2001-05-02 | 2002-11-14 | Japan Science And Technology Corporation | Anatase-type titanium dioxide/organic polymer composite materials suitable for artificial bone |
| DE10161827A1 (de) * | 2001-12-15 | 2003-06-26 | Dot Gmbh | Verfahren zur Beschichtung eines Substrats mit Calciumphosphat |
| US7132015B2 (en) * | 2002-02-20 | 2006-11-07 | University Of Southern California | Materials for dental and biomedical application |
| WO2005007802A2 (en) * | 2002-03-15 | 2005-01-27 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Fibrous composite for tissue engineering |
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| GB0208642D0 (en) * | 2002-04-16 | 2002-05-22 | Accentus Plc | Metal implants |
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