專利名稱：鈦纖維醫療材料的制作方法
技術領域：
本發明涉及與人造牙根植入物、人造關節植入物等的整型外科用植入物共同使用的鈦或鈦基合金纖維構成的機體硬組織引導性支架材料與其制造方法及在再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器。
背景技術：
在至今的口腔外科、整形外科領域，作為植入機體內用的植入材料，以人造牙根、人造關節為首的金屬材料制品使用得很多。其中，最近特別是使用鈦與鈦合金的頻率在迅速增長著。鈦和其它金屬相比，具有機體內異物反應少的優異性質、重量輕而堅固，并且將金屬材料植入機體內的患者在術后檢查等，接受MRI檢查時，相對于具有磁性的材料在機體內會產生種種不便而言，在這一點上沒有磁性的鈦具有無障礙金屬的附屬效果，這也是推薦使用的理由之一。
特別是最近，含有鈦與鈦合金制成的醫療材料，在人造關節和人造牙根等的整型外科領域和牙科領域的使用頻率正在增加著。由此，無異物反應的金屬材料在機體內發揮功能、也在提高術后患者的QOL上作貢獻。
但是，未必是完全可以滿足的狀況。例如，即使說無異物反應，在鈦金屬材料與機體的接觸點上，即使金屬材料被植入進骨組織內，在材料表面，結締組織體系的成纖維細胞等與膠原纖維集合在一起、形成包圍組織。因此，鈦金屬材料不能與骨組織直接接觸，存在著難以達到骨組織與金屬材料一體化的問題。
為了解決這個問題，近年來，在鈦表面涂覆羥基磷灰石的同時，考慮到骨組織的誘導性與固定性的結構，即采取在材料表面設置凹凸結構，或者在表面固定許多微珠等的措施，由此，進行給表面帶來復雜結構的改進。但是，即使采用這樣的方法，金屬材料與骨組織的生理的、機械的結合關系還是不充分的，即使看似乎是結合了，但從邊緣部分，結合一開始破裂、就不能修復，裂口擴展到整體帶來松馳，大多情況下遲早會脫落，隨著重復多個癥例就逐漸明朗起來。因此，特別在高齡者中，材料與骨組織的分離漸漸地進行等，甚至會出現極其危險的現象。而且，要達到金屬材料與骨的結合，采用以往的方法，快則要3個月、慢則甚至要6個月，實際情況也是該期間不能進行下一階段的治療。
為了改善這些情況，更在最近，使用這樣的以鈦制植入材料為開端的醫療材料的同時，也并用促進成骨細胞誘導的BMP(骨形成發生蛋白)和關于其它細胞誘導的BMP等。與這些生理功能活性物質的并用就那樣地有效果，在鈦金屬材料附近也可見成骨細胞的侵入，但還沒有形成材料與細胞的一體的、稱為骨整合的組織狀態的細胞。
另一方面，作為將材料表面作成復雜形狀的上述嘗試的改進技術，提出了將鈦或鈦合金制的細線材隨機地卷曲重疊在機體骨中被埋設的植入核心部分，在核心部分方向壓縮、形成所要求的形狀、尺寸的壓縮成型體，使該成型體與核心部分結合、制成具有緩沖功能的鈦制牙科用植入材料(特開平8-140996號公報)。這里，作為細線材，具體地表示，是直徑為0.1mm至0.7mm、特別優選是0.3mm-0.5mm，由該鈦線材形成的“成型體”的意義是，由于外力、即咬合外力，全方位地受到彈性、起著緩沖作用，同時允許機體骨組織從成型體的無數的多空隙侵入與增殖、提高埋入部分的所謂骨附著，以保證埋入部分的良好的穩定性。
進一步，將金屬與發泡劑的混合物注入鑄型，加壓下加熱到熔點以上，在適當時間除去加壓用氣體，由制作“泡結構”過程(美國專利第2,553,016號說明書)產生的產物、和作為該過程的發展方式，由于汞蒸氣的發生、和鈦或者鋯的氫氧化物或碳化物的分解等而產生特定的氣體(美國專利第2,434,775和同第2,553,016號說明書)產生的產物等，也提出采取在金屬熔融時使氣泡發生的特殊的發泡方法，而得到金屬的“泡結構”薄層，將此固定在植入材料的表面，在埋設在機體內后、氣泡單元內誘導骨組織，謀求骨組織與植入材料的融合的整型外科用植入材料(特開平11-341號公報)。作為此時使用的金屬，被列舉、公開的有純鈦、鈦合金、不銹鋼或鈷-鉻合金或鋁等各種金屬。然后，公開了由氣泡形成的開口單元的大小，是0.5mm-1.5mm左右的范圍，“泡結構”形成1.5mm-3mm的薄層。
但是，前一方案，基本是準備0.1mm-0.7mm的1根長的鈦纖維，卷曲、壓縮在植入核心周圍的同時，在重復的纖維之間形成允許新生骨組織侵入與增殖的多孔空隙，但是，即使如此，在多孔空隙的形成中自然有著限度。即，該方法是在核心方向壓縮線材、由該卷曲的方式確保與核心的安裝關系，在那里，可以調制多孔空隙的余地應該是極小。假設，為了確保規定以上的空隙而將線材緩慢卷曲，則會有對核心不能確保線材的安裝關系那樣的缺點。即，采用這樣的方法，謀求骨組織的侵入與增殖有限制，不能形成充分的骨整合組織。
另外，即使在后一方案中，其“泡結構”因為由專門對熔融金屬的“氣體的量與形狀”控制，所以不能說成骨細胞的侵入與著床、增殖等給予直接影響的單元的大小、分布狀態、壁厚等的控制是容易的，該公開的開口單元的大小是0.5mm-1.5mm左右，問題是該單元的壁厚，考慮到在附圖中比例的話與開口單元比較，具有幾乎相同或更厚的厚度，與基于作為其上述的微珠法中的珠直徑不能說不同、沒有比與骨細胞的親和性而帶來的形成與組織的一體化更令人期待的了。
即，即使使用以上所述的具有機體組織親和性的鈦或鈦基合金的任何一項的以往技術，都存在上述各點中的問題，特別是骨組織與鈦材料的一體化，其現狀是不能說到達所謂形成骨質一體化的充足的組織。術后，產生從邊緣部分骨與鈦的松馳，遲早脫落的情況多，在此期間，也不可避免地使患者有不適感等，是問題多的技術。實際上，在醫療現場中采用以往的人造牙根、人造關節時，在后述的附圖的說明也敘述了，但是，以往的技術如圖1(A)所示的，因為骨與金屬的結合是平面性的結合，所以達到充分的結合需要3個月到6個月，在此期間要安靜地等待、不能進行下一步的治療。其理由是因為，細胞活動著、達到與金屬的結合的部位，在被結合物形成的面與面中，即使說只是被夾住的二維平面也不為過的領域的、只不過可以說是單純的并且最小的平面。
上述那樣地，以鈦金屬材料為開端的以往技術，都是以骨組織與金屬制植入件之間的二維平面的結合作為目標，稱其為骨整合，而在原來的生物學上有著長期保持的問題。本發明沒有這樣的問題，在使用各種硬組織代替用植入材料的同時，提供由植入材料與機體的骨組織是三維地、立體地互相協同，可以誘導雜合狀態的組織層，是要提供機體硬組織誘導性支架材料。
而且，將采用以往的方法，達到某種程度的金屬材料與骨的結合需要3個月到6個月，如后述實施例3中證明的那樣地，本發明中是要提供在1個月以內，完成金屬材料與骨結合的方法。
進一步，今天的再生醫療工程學的現狀，是在硬組織代替材料中，與生理活性物質一起導入成骨細胞、干細胞，實際地謀求促進迅速的包含骨細胞的機體細胞形成的嘗試。即，在規定期間內，確實地保持生理活性物質與干細胞、發揮緩釋性、并且細胞浸潤性優良、只分離在人體組織中埋設或增殖的細胞，在必須要增殖組織的研究現場、以及醫療現場直接可以送到的、可以作為所謂的細胞培養用生物反應器使用的材料。對此，從前的材料，是難以充分滿足這些要求、達到可以應對的程度。
發明內容
本發明是要開發、提供可以應對上述問題或要求的、可以在機體硬組織作為有效的支架材料使用的、進一步對硬組織以外的細胞也可以作為有效的生物反應器使用的材料。
為此，本發明者如以下說明的那樣地深入研究的結果，確認了成骨細胞對鈦金屬的極細的纖維材料著床、增殖極其容易溶合、在此使用的纖維的直徑與細胞的增殖活動之間有著高度的相關性，另外，以該見識為開端，得到了一系列重要的見識，根據這些見識，在開發、提供可以應對上述要求的材料方面取得了成功。
即，本發明者對成骨細胞喜好的成長條件深入研究的結果，明確了成骨細胞喜好極細纖維構成的幾何學空間而成長。在此進行進一步的基礎研究，發現成骨細胞對鈦纖維顯示著極高的親和性，其程度是細度小于100μm的比細度在100μm以上的鈦纖維集團構成的幾何學空間結構，對在寬度100μm至400μm的結構更顯示極高的親和性，有著積極的附著特性。
另外，關于這些見識的部分醫學成果，在“Dentistry in Japan”vol.37、p.42-50、2001、“J.Bone and Joint surgery”93A、S1-105-115、2001、“J.Biochemistry”、vol.121、p.317-324、1997上發表(但是，不是關于本發明那樣的成果的全部內容、另外，關于解決方法等全部都未發表)。
本發明進一步積極地發展由上述見識得到的纖維的特性、靈活運用，由在金屬植入件的周圍安裝該纖維，如通過纖維在植入件周圍使用，在植入件周圍積極地誘導成骨細胞，其結果，可以從誘導含有骨組織和金屬纖維與植入件的雜合狀態的一體化組織的觀點，從詳細的實驗結果可以明確提高如目的樣的成果。
由此，使用以往的人造牙根、人造關節時，骨與金屬的結合、即如(0011)所述的那樣地，因為是平面的，所以，要得到足夠的強度，需要3個月至6個月，該期間要保持安靜，以至后一個治療不能進行，根據本發明，由于給出由鈦纖維形成的三維的復雜空間，即使厚度是2mm的層，其金屬表面積也是平面時的20倍以上，僅此就給予細胞活動場所，并且，如前所述那樣地，細胞的活動與被促進的效果相結合、可以在短期內達到骨組織的骨質一體化。
進一步，在以后的研討中，明確了對于這樣的細胞誘導與增殖，即使對于成骨細胞以外的細胞也是可能的。即，使用細度小于100μm的鈦纖維，多種細胞在纖維層內被誘導、積極地附著、成長發育。即由于使用鈦的細纖維，在提供由對機體整體組織親和性高的金屬植入材料形成的醫療材料上是成功的。
由對上述特定細度鈦纖維層的細胞的高親和性，在纖維層誘導細胞，形成與植入材料的雜合化，將此埋設于人體使用時，可以求得方式穩定性。關于這一點的深入研究的結果，本發明者，在將鈦纖維無序地形成層狀以后，將其單獨地、或在植入材料上卷曲、真空燒結，纖維之間的交點、接觸點及植入材料表面的纖維與植入材料部分的接觸點，斑點般地熔敷，即使加外力，由于多數的熔敷點使外力被分散到整體而具有足夠的強度，與其說是剛性結構不如說是在作為方式保持性優秀方面取得成功，而且明白即使在燒結后對于骨細胞等的機體組織的親和性完全沒有影響。
作為固定金屬纖維的方法，也可以列舉焊接和銀焊料等其它的方法，但這些結合操作，大多使用糊劑。然而，在這些糊劑中，有可能含有對細胞有害的物質，所以不能說是適當的方法。考慮到這一點，從各種的熔敷法、固定法中敢于選擇真空燒結法，是因為看到其有效性。即，真空燒結法不使用對細胞有害的物質、也不產生對細胞有害的物質。但是除此以外，其它固定纖維的有效方法，即，只要是對細胞的生長發育和對組織、進一步對人體不施加不良影響的熔敷方法，采用該方法就沒有任何問題，其中包含著本發明的目的方式。
本發明者進一步研究的結果，發現在該鈦金屬纖維層的纖維表面，使含有羥基磷灰石或同時含碳酸磷灰石的結晶析出，由此促進成骨細胞的著床、或者由于預先附著、使用促進成骨細胞發育的、以BMP(骨發生形成蛋白)為首的各種細胞因子和細胞生長因子成分等的生理活性物質，可以更加有效地誘導骨細胞。這樣的作用效果，不是單純由該處理成分的功能帶來的，可以是由并用細的鈦纖維帶來的作用效果。并且在此時，發現使具備顯著的持續性與緩釋性的作用效果奏效。
這樣的作用效果，與板狀體對比，可以認為有顯著的不同。這個不同，可以認為是因為金屬纖維層的表面積與板狀體相比大奶多而引起的。即，即使是同樣的承載量而且不偏離，在大范圍中平均承載，加上承載面積增加，因此總承載量增大。生理活性物質的作用也由于使用比表面積小的板狀體、極細的100μm以下的纖維，而更有效、作用范圍更廣，由此，有效地誘導成骨細胞、可以形成一體化的強有力的機體組織。
另外，作為此時的承載方法，可以將上述BMP成分、細胞因子、各種細胞生長因子、具有生物活性的成分或因子，直接地、也可以附著于金屬纖維，在鈦或鈦化合物的纖維間隙含有聚乙二醇酸、聚乳酸、聚乳酸-聚乙二醇酸共聚物、生物降解性(3-羥丁基(ヒドロキレブレト)-4-羥基丁酸酯)聚酯聚合物、聚二噁烷、聚乙二醇、膠原蛋白、角蛋白、白蛋白、血纖維蛋白、殼聚糖、甲殼質、絲蛋白、纖維素、粘多糖類、玻璃粘連蛋白、纖維粘連蛋白、昆布寧、藻酸、透明質酸、肝素、硫酸乙酰肝素、硫酸軟骨素、聚氨基酸、葡聚糖、瓊脂糖、果膠、甘露糖膠及它們的衍生物等的在機體內能夠分解、吸收的物質，使上述因子被吸附在機體內吸收性物質中也將是有效的。
當然，即使不使用這樣的機體活性物質，細胞自身具有的特性，即，細胞對極細的纖維容易附著的行為，不如說可以歸結于細胞自身具有的本質特性，而由適當地調節該機體活性物質，如果可以控制該細胞的行為，就可以在位置上、時間上自由地控制細胞的誘導、活化，就有作為有效的方式之一成立的可能性。
這里，做成使纖維無序地絡合的方式，細胞就積極地侵入無序的每個纖維間隙，形成細胞與金屬纖維三維地復雜地進入強有力的雜合組織。但是，該方式對于特定的方向，特別在有必要增強等時，按照該增強目的，例如并用織布也是有效的方式是不必多說，絲毫不妨礙本發明的目的。
將以上記載的金屬纖維層使用于人體或其它動物時，例如，將植入金屬材料植進骨組織時，產生血管與骨的細胞進入構成植入材料上固定的金屬纖維層形成的三維間隙，自己形成雜合組織，由此產生金屬材料與骨組織的一體化現象，如上述說明的那樣，植入金屬材料整體在骨組織內的固定效果更加提高、金屬材料在骨組織內變得堅固地固定。這樣的固定效果迅速地由細胞與血管的進入定位而形成，可以明了是始終使用特定的細度、縱橫比的鈦纖維開始得到的作用效果。
以上是基于相當數量(幾百例)以上的驗證實驗而得到的見識，著眼于這樣的特定金屬(鈦或鈦基合金)的細線中的直徑與細胞的關系的研究，是本發明者的首創，是極具高獨創性的研究、是新型的，沒有先例。然后，由于制成該細線，作用效果極其顯著，由此，有助于醫學的發展、人類的大福利是不必多言的。通過本實驗而使用的、作為本發明的支架材料被安裝的植入材料的金屬材料，主要地言及與骨的親和性的必要性、基于實際中在醫療現場使用的鈦金屬制醫用植入材料，不必多言的是也可以使用除此之外的金屬制或非金屬制的醫用植入材料。
另外，進一步對于細度不足100μm的鈦纖維，由許多實驗明確在成骨細胞以外還有多種細胞，通過使用該材料，與成骨細胞同樣地活躍地進行生理活動，有著積極的附著特性。其中，當然也含有被稱為萬能細胞的干細胞。即由此明確了，100μm以下的鈦金屬纖維層，具有作為在再生醫學工程學中的細胞培養增殖用材料的功能，可以用作為細胞培養增殖用反應器。
圖1是外面安裝本發明的鈦纖維制成的支架材料、形成鈦棒等的植入材料的概要圖及其放大圖。
圖2是表示外面安裝本發明的鈦纖維制成的支架材料、真空燒結、熔敷的金屬鈦棒與只使用鈦棒的大鼠皮下的植入比較實驗的表示異位性4周的骨組織的圖。
圖3是由Ca的定量分析表示在裝有與不裝有鈦金屬纖維無紡布時的各鈦棒上的骨形成量的不同的圖。
圖4是將在鈦棒上裝有鈦金屬纖維無紡布、但不進行真空燒結、實施磷灰石涂覆處理的試樣和在鈦棒上裝有鈦金屬纖維無紡布、但都不進行真空燒結與磷灰石涂覆處理的試樣，分別植入于老鼠皮下，用顯微鏡觀察經過4周后的試樣和成形的骨組織的狀態的圖。
圖5是分別準備將鈦金屬纖維無紡布在鈦棒上真空燒結而一體化、進行磷灰石涂覆處理的試樣，和將鈦金屬纖維無紡布在鈦棒上真空燒結而一體化、不進行磷灰石涂覆處理的試樣，植入于兔的頭蓋骨，用顯微鏡觀察經過4周后的試樣和骨組織狀態的圖。
圖6是表示在大鼠的頭蓋骨中植入裝有鈦珠的植入試樣，用顯微鏡觀察經過4周后的試樣與骨組織的狀態的圖和用顯微鏡觀察任其自然痊愈、經過4周后的骨組織的狀態的結果的圖。
圖7是表示在真空燒結的鈦金屬纖維表面實施磷灰石涂覆處理后的金屬纖維表面和不進行真空燒結的鈦金屬纖維實施磷灰石涂覆處理后的金屬纖維表面的SEM觀察結果的圖。
圖8是表示真空燒結前的鈦金屬纖維表面和真空燒結后的鈦金屬纖維表面的SEM觀察結果的圖。
圖9是表示由本發明的生物反應器與以往型多孔性磷灰石的反應器以及塑料平板對照反應器的成骨細胞增殖比較實驗結果的圖。
實施發明的最佳方式基于以上的一系列見識，將上述記載的課題，采取下述(1)-(13)中記載的構成來解決。
(1)機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，是與代替各種硬組織用植入材料共同使用的、由鈦或鈦基合金纖維形成的機體硬組織誘導性支架材料，選定該鈦或鈦基合金纖維的平均直徑是100μm以下、縱橫比20以上(短軸∶長軸＝1∶20以上)的纖維，同時將該纖維形成層狀，由此，從其表面層直至內部，形成機體硬組織著床空間，作出機體硬組織誘導性與固定附著性優異的材料設計。
(2)如權利要求1所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，由所述纖維形成的層狀支架材料或與其共同使用的各種植入材料，被真空燒結，由此各纖維之間或纖維與植入材料的交點至接觸點互相熔敷、被固定。
(3)如上述(1)至(2)的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，所述纖維表面由磷灰石生成液處理，由含有羥基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸鈣化合物涂覆附著。
(4)如上述(1)至(3)的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，所述纖維表面由將機體細胞活化的生理活性物質或含有生理活性輔助劑的處理液處理。
(5)如上述(4)所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，將所述機體細胞活化的生理活性物質或生理活性助劑輔含有選自細胞生長因子、細胞因子、抗生素、細胞生長控制因子、酶、蛋白、多糖類、磷脂、脂蛋白、粘多糖類組成的群的1種或2種以上。
(6)如上述(1)至(5)的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料是人造牙根植入材料、在植入材料埋設于機體骨內的埋入部分的周圍表面卷曲乃至固定、一體地安裝使用。
(7)如上述(1)至(5)的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料是人造關節植入材料、在植入材料埋設于機體骨內的埋入部分的周圍表面卷曲至固定、一體安裝使用。
(8)如上述(1)至(5)的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料是骨修復用植入材料、在植入材料埋設于機體骨內的埋入部分的周圍表面卷曲至固定、一體安裝使用。
(9)如上述(6)至(8)的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料與機體硬組織誘導性支架的一體安裝由專用真空燒結安裝。
(10)機體硬組織誘導性支架材料的制造方法，其特征是，將平均直徑100μm以下、縱橫比20以上的鈦或鈦基合金纖維多數地交叉、形成層狀，將其單獨地或在人造牙根植入材料乃至人造關節植入材料的周圍卷曲、真空燒結，熔敷各纖維的交點或纖維層與植入材料的接觸點而一體化。
(11)再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器，其特征是，在再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器中，作為誘導、著床構成反應器的細胞、形成生育空間的反應器的材料，使用細度小于100μm、縱橫比20以上(短軸∶長軸＝1∶20以上)的鈦纖維或由磷灰石生成液對其進一步處理，由含羥基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸鈣化合物涂覆、附著的該鈦纖維的同時，將該纖維絡合形成為層狀，由此，從其表面層直至內部，形成機體硬組織著床空間，作成細胞誘導性及固定附著性優異的材料的設計。
(12)如上述(11)所述的再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器，其特征是，所述纖維層由含有將機體細胞活化的生理活性物質或生理活性輔助劑的溶液處理或含有該溶液。
(13)如上述(11)所述的再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器，其特征是，所述將機體細胞活化的生理活性物質或生理活性輔助劑含有選自細胞生長因子、細胞因子、抗生素、細胞生長控制因子、酶、蛋白、多糖類、磷脂、脂蛋白、粘多糖類組成的群的1種或2種以上。
這里，所謂將該纖維形成層狀，是將具有網狀空間的織布制成層狀和將絡合纖維的無紡布形成層狀。然后，從表面層到內部，形成機體硬組織著床空間、為了進行機體硬組織誘導性與固定附著性優異的材料設計，將纖維的細度小于100μm、縱橫比20以上的鈦纖維無序地絡合成為層狀，如可以形成無紡布就可以自然得到。由此形成的空間，就具有將細胞的進入作為可能的開口部，另外，對進入的細胞著床、增殖則形成充分的空間。以后的實施例中，由空隙率、密度示例、言及該纖維層，而機體硬組織誘導性及固定附著性、空隙率、密度在極其廣泛的范圍是有效的。本發明設定纖維的細度小于100μm，對機體硬組織可以設定優異的空間，另外，也富于加工性，比使用更粗的纖維的時候有利。此外，不僅僅停留在表觀上細度的不同，可以明白，事實上在細胞水平的情況則具有更大的意義。
實施例根據在以下記載的異位性骨形成實驗、同位性骨形成實驗和/或磷灰石涂覆實驗、細胞增殖實驗等公開的實施例及圖面，說明本發明的實施方式。另外，這些實施例是公開作為有助于容易理解本發明的具體例，因此，不是限定本發明的意思。
以下記載的實驗中使用的支架材料，是如圖1所示的將平均直徑100μm以下、縱橫比20以上的鈦金屬或鈦基合金纖維，制成無序絡合、形成的無紡布為代表的層狀體，將其安裝在鈦植入材料的外周部、真空燒結兩者，熔敷纖維之間的接觸點、交點和與鈦植入材料的接觸點，此后采取磷灰石涂覆處理等的處理，以往方法的鈦植入材料與在其周圍生長的骨組織的關系、和安裝有由鈦纖維層(無紡布)形成的本發明的支架的鈦植入材料與在其周圍生長的骨組織的關系分別如圖1所示。
(A)是表示由以往方法形成的鈦植入材料與在其周圍生長的骨組織的圖，在植入材料的周圍形成了骨組織(左圖)，但其接觸結合界面，由放大圖(右圖)看，骨組織在植入材料只不過是平面性的結合。與之相對的(B)，是表示安裝了本發明的支架的植入材料與在其周圍生長的骨組織的關系圖(左圖)，骨組織顯示出首先在支架中的三維地、復雜地絡合的纖維層內，被誘導、在其纖維表面附著結合成三維而復雜的形狀，通過該結合層再與向外側的骨組織連接的樣子。即，顯示出相比于以往方法的植入材料(A)，基于由復雜地絡合的纖維與其形成的空間的固定效果，形成堅固的骨組織結構，骨整合顯示出實現三維的樣子。
(實施例1)(大鼠皮下的異位性骨形成實驗)I.實驗試樣的準備分別準備下面的試樣①、②。
①準備由直徑8μm-80μm、縱橫比20以上的鈦金屬纖維制成的空隙率85％、密度0.9g/ml的無紡布(ベキニツト株式會社制)，將其在鈦棒上堅固地卷成任意厚度，將該鈦無紡布與直徑1.5mm的鈦棒形成的復合體，充填在陶瓷制燒結模具筒內，以1000℃、在高真空中燒結5小時。其結果，在纖維之間的多數接觸點中，另外，在與鈦表面的接觸點中，被燒結、熔敷，即使在表面加上外力，也不會凹入、也不會在其方式上產生變形，制作、準備了堅固的復合體。
②直徑1.5mm的鈦金屬棒。
II.植入實驗方法在大鼠的皮下分別將相當于上述①的本發明的支架材料的復合體和相當于②的以往技術中的植入材料的金屬棒，與從牛骨提取、精制的骨形成蛋白質S-300BMP一起植入，在4周期間進行相關骨的形成實驗。4周后，由顯微鏡觀察與金屬棒上附著的Ca附著量的定量分析，觀察、對比兩者的骨形成的不同。
III.實驗結果其結果，由顯微鏡觀察的結果如圖2所示。真空燒結相當于本發明的支架材料的、金屬鈦的無紡布、安裝的復合體、即安裝有無紡布的①、4周后的骨形成的狀態，根據圖2(A)，確認了在該無紡布內，成骨細胞被浸潤、誘導，復雜地進入旺盛的形成的骨組織。相對于此，不安裝無紡布的②，即只含有鈦金屬棒的圖2(B)，不能確認在那里兩者形成三維的成為一體的骨組織，在棒(黑色部分)與骨(白色部分)的界面，沒有連接兩者，棒與骨夾著界面、只不過是簡單地、分別獨立地個別存在。
另外，由Ca的定量分析的觀察結果，如圖3所示。
即在①的直徑1.5mm的鈦棒安裝有鈦無紡布時，對于1根植入材料，可知附著有平均2.3mg的Ca，相對于此，沒有安裝該鈦無紡布的②，最多只附著有0.13mg，這里，兩者之間的差別十分明顯，其差別達到幾乎18倍。
(實施例2)(由有無羥基磷灰石處理的差別引起的異位性骨形成實驗)實驗方法在直徑1.5mm的鈦棒上安裝鈦無紡布后，不真空燒結，分別準備與后述的實施例4公開的磷灰石涂覆處理同樣的由液體浸漬法磷灰石涂覆處理的復合體③，和不進行磷灰石涂覆的復合體④，在大鼠皮下分別植入4周，對骨組織形成比較兩者的不同。
實驗結果其結果如圖4所示。在磷灰石涂覆處理的復合體③中，在該鈦無紡布部分之處，確認旺盛的骨形成〔圖4(A)〕。
但是，因為在該鈦棒的表面，鈦無紡布沒有被實施真空燒結處理，所以兩者沒有一體化地結合，由此在棒表面部分沒有生成骨，可知，從棒表面稍微離開的纖維空間內被形成〔圖4(A)〕。
另一方面，在沒有磷灰石涂覆的復合體④中，骨幾乎或完全沒有生成〔圖4(B)〕。即，可知在該異位性實驗中，磷灰石涂覆處理對于骨形成起著極其重要的作用。另外，從實施例1中的鈦金屬棒與鈦金屬無紡布由真空燒結的熔敷處理的試樣①、與本實施例2中的鈦金屬棒與鈦金屬無紡布沒有經過真空燒結的熔敷處理的③的骨形成實驗結果，顯示在將鈦金屬棒與骨形成為一體中，在鈦棒表面，鈦金屬無紡布由真空燒結預先被熔敷處理成一體是重要的。即，該真空燒結處理，不單單是力學的強度，也在骨形成的效率增大方面有大的幫助，起著重要的作用。
以上實施例1、實施例2中記載的實驗，都是在大鼠皮下的異位性骨形成實驗，是由骨以外的組織中的骨形成實驗，調查、確認安裝有鈦無紡布的意義，將其整理記載、總結于表1。
表1在實施例1、實施例2記載的實驗總結
(實施例3)(兔的頭蓋骨中的同位性骨形成實驗)(I)實驗方法以下，根據1、2、3中記載的順序與要領進行。
1.將體重2.5公斤的兔在戊巴比妥鈉靜脈麻醉下，部分翻展頭蓋骨的骨膜，用牙科用金剛石圓形磨盤貫通頭頂骨制作直徑3mm、深3mm的的孔。
2.在孔那兒，插入外面包裝有鈦無紡布的鈦棒(已經切出直徑3mm、高3mm的圓筒形)，縫合骨膜、真皮層。
3.在4周后，處死兔、取出頭頂部的骨，樹脂包埋、制作成厚度20μm的研磨標本后，以蘇木精、曙紅染色、制成試樣。
(II)實驗結果由光學顯微鏡觀察由上述3得到的顯微鏡觀察用組織切片試樣。
其結果，如圖5(A)、(B)中、另外如圖6(A)、(B)中所示，可知下列事項(i)可知在直徑1.5mm的鈦棒上，將鈦無紡布安裝有1mm的厚度，再以液體法進行羥基磷灰石涂層后，在植入于兔4周后的試樣中，骨到達鈦無紡布層的深部、覆蓋到鈦棒表面〔圖5(A)〕。
(ii)可知在直徑1.5mm的鈦棒上，將鈦無紡布安裝有1mm的厚度，真空燒結、但不以羥基磷灰石涂覆地植入的復合體中，骨形成完全沒有侵入鈦無紡布，在中途停留〔圖5(B)〕。
(iii)為了比較，嘗試了以往使用的珠法的實驗。
即，在植入了在鈦棒上安裝有鈦珠的鈦植入材料的實驗(4周)中，骨進不到鈦珠群的內部、停留在其的外側〔圖6(A)〕。由此，是不能期待至少4周的骨侵入。
(iv)為了進一步比較，進行自然治愈實驗。即在兔的頭蓋骨穿透直徑3mm、深2.5mm的孔，任其自然治愈〔圖6(B)〕。由該圖，圖右上的大半部分，直徑3mm、深2.5mm的殘缺部分，在4周后已經被海綿狀的骨填滿，表示自然再生著。骨從殘缺部分的內周圍向圓周狀的中心部分成長。此時，涂覆了磷灰石的鈦無紡布外裝的鈦棒時，骨侵入無紡布的各層到達棒的表面，相對于此，確認了由其它材料、處理方法時，始終到達不了深部。
(實施例4)(磷灰石涂覆處理的實施例)磷灰石處理液與磷灰石涂覆法處理液，參考人血漿中的礦質濃度，在蒸餾水中加入鹽類，使成為該濃度的5倍，在其中，通過陶瓷燒制的過濾器不斷地吹入二氧化碳氣體，溶解鹽類、使pH為6。所有的鹽類溶解后結束操作，在二氧化碳氣體的氣氛中保存。該溶液在37℃、穩定1～2周、不生成沉淀。在其中浸漬1周應該涂覆的鈦制品，由SEM觀察。
例示的調制液組成如下。
鈉離子710mM(毫摩爾、以下相同)鉀離子25mM鎂離子7.5mM鈣離子12.5mM氯離子720mM碳酸氫根離子21mM磷酸根離子5mM硫酸根離子2.5mM另外，最終的碳酸根離子，由吹入的二氧化碳氣體，制成弱酸性(pH6.01)、37℃時的飽和濃度。
另外，上述的液體組成始終是例示組成，對此沒有限定。即，生成磷灰石的溶液是各種文獻中報告的，本發明可以采用其中的任意一個。
浸漬的鈦金屬纖維層試樣，使用真空燒結過的(a)和沒有經過真空處理的(b)、以進行比較。其結果是如圖7(SEM照片)(A)、(B)中所示。任意的試樣也在纖維表面，觀察到密密麻麻的磷灰石微結晶析出，在此看不到有無燒結處理的差別。另外，為了參考，對于該磷灰石涂覆處理過的鈦金屬纖維無紡布，圖8表示涂覆處理前的狀態。圖8(A)是加熱處理前的鈦無紡布、圖8(B)表示加熱處理后的鈦無紡布。
(實施例5)將使用本發明中規定的直徑100μm以下、縱橫比20以上的鈦纖維無紡布制成的纖維層的生物反應器，與以往的細胞培養基板比較的細胞培養比較實驗；實驗方法準備規定數量的直徑16mm的培養槽(加樣孔)，在其底部，鋪設(1)鈦無紡布、(2)多孔性磷灰石塊、然后(3)將什么也沒有放置的塑料底作為對照，在各自之上，接種相同數量的世界性確立的成骨細胞MC3T3EI，由DNA測定1周與3周后的細胞的增殖數而比較。
實驗結果該結果在圖9那樣地1周以后，增加到塑料平板的1.4倍、3周后增加到1.3倍的細胞數。對此，可知作為細胞培養基板在以往使用的多孔磷灰石比塑料平板細胞增殖能力低。由此，可以說本發明中，這樣的鈦無紡布顯示對于成骨細胞的大量細胞培養是極其適用的基板材料。
本發明在以上所述的各實施例中，主要公開了對于成骨細胞顯示出高親和性的支架材料，但本發明公開、提供即使對于骨以外的細胞與機體組織也可以提供的支架材料，進一步以再生醫療工程學中的全部細胞為對象的細胞培養增殖用反應器材料，這是考慮到這些實驗內容與細胞的共同性是當然的，上述第10至第12的解決方法(10)至(12)，是對應于這些而實施的。
由于再生醫療工程學技術的進步，在今天，直至以人造臟器為開端的各種人體器官的開發也在要現實化、實用化之中，作為生命科學基礎的反應裝置，不用說生物反應器占有著極其重要的位置。考慮到這些情況，本發明的意義可以說極大。利用在今日話題中舉出的干細胞的增殖技術的各種再生醫療工程學的發展和由此引起的沒有副作用的各種器官、臟器的開發，對于醫學的發展和人類的幸福給予很大的推動是不必多言的，本發明擔當其一翼，被寄予很大的期望。即，本發明未必被局限于機體硬組織乃至代替性支架材料。
另外，在上述開頭列舉的以往技術之外，也用纖維制作纖維層、形成纖維的無紡布狀態、在纖維間隙誘導機體組織，這在布制的人造血管被提出、在各種文獻中被發表，在專利公報中也達到相當的數量，不勝枚舉。
但是，在這些文獻中記載的內容，沒有著眼于以成骨細胞為開端、細胞對于材料的親和性，只是單單著眼于增強血管強韌性的纖維材料的使用，另外，意圖也只在于使用為了從血管內不產生漏液的結締組織的自然充填。對此，本發明是以成骨細胞為首，求得與細胞的積極的親和性，為此，選定鈦金屬材料之外，選定具有不足100μm的極細的特定直徑的材料。
另外，對于包含鈦纖維、謀求使用金屬纖維、成骨細胞的誘導的嘗試，只是在介紹以往技術的特開平8-140996號公報中有記載。但是，在該公報中公開的細線材，使用的是直徑0.1mm乃至0.7mm的一根長纖維、將其卷曲在核心部分使用，對此，本發明的鈦纖維，其細度上也是不足100μm的直徑、限定縱橫比20以上為下限、無序地絡合、使用由縱橫比規定限度的短纖維，由該纖維之間形成的空間，與由以往實施的植入法引起的單純的二維平面的空間是完全不同的，即，本發明在纖維空間內誘導細胞、顯示高親和性，其結果增殖速度也比以往方法(3個月至6個月)快，經過4周后，快的也被認可形成一體化的組織那樣的極其顯著的作用效果奏效，這在上述公開那樣的，在該專利文獻中記載的內容，最初設置金屬線的理由，謀求由此得到緩沖，在那里，本發明中謀求的高親和性的發現為首的各種的作用效果，獲得了意想不到的顯著的作用效果，這樣的特有的作用效果尚無記載。
在骨組織中植入人造材料，穩定地固定，這對為在人造臟器上保持機械性的功能是決定性重要的，沒有這一點，人造骨頭(關節)和人造牙根是不穩定的、遲早要脫落。為了穩定地固定，在植入的人造材料與骨的界面不留間隙，另外，使不通過骨以外的組織或物質緊密地結合，如果可能，要求堅固地化學結合植入物與骨而不容易剝落。這樣的作出植入人造物與骨的連接狀態，以往稱之為“骨傳導”或“骨整合”，將人造物植入于骨之后，盡快地達到該狀態的技術，是多數的臨床醫務人員、研究人員及患者所強烈要求的。但是，現狀是在本說明書中的背景技術中記載的那樣，要達到穩定的骨整合，快則需要3個月、慢則需要6個月的長時間，在此期間只能一味地等待，恢復功能也好、進行此后的治療也好都不能進行。
本發明采用在上述解決方法中敘述的結構，在支架即植入體增加表面積的同時，如圖1(b)中所示那樣地骨侵入其內部、形成骨與植入體的雜合層，實現骨與人造物的一體化。與以往那樣的、即圖1(a)介紹、敘述的骨的平面與人造植入物的平面粘接的2維的概念完全不同，形成三維的、由無序地絡合的纖維呈現復雜形狀的三維空間，形成極其堅固的而且在1個月以內這樣極短的時間內的雜合層。而且，在該雜合層中，骨以生殖狀態進行代謝，所以生理上穩定，兼具耐外力、自然修復力，可以半永久性地穩定地保持人造臟器的功能。
具體的，作為采用解決方法的構成或其具體方式的實施例中公開的那樣，在這里再一次概括、介紹，在該鈦纖維層，纖維與同樣的鈦金屬或鈦基合金形成的棒狀體或棒(其截面形狀，代表性的可以列舉圓形或橢圓形，但包含正方形、矩形的一切形狀都是可能的，可以根據患部而定，沒有特別的限制)上，將100μm以下的鈦纖維層卷曲到適當厚度、真空燒結到纖維不動而熔敷纖維與纖維的接觸點、纖維與棒的接觸點，因此纖維不動地固定。由此形成的棒狀體乃至棒與纖維層一體化，形成堅固的剛性物。其意義也如實施例所示，是提供對成骨細胞有效、然后另外對此以外的機體細胞也有效的支架材料或生物反應器。即，加上由本發明產生的成骨細胞的三維復雜形狀的立體性的成長，促進細胞其自身的增殖，使骨整合組織在短期內可以實現的優異的作用效果奏效。
另外，本發明中，主要將與骨的親和性作為必要的金屬制醫用材料，特別是將由真空燒結的熔敷也作為方式之一，所以對于由同類的鈦金屬材料制成的醫用材料公開，但是對該以外的醫用材料也可以使用，不能將其排除在外。
例如，由與機體內降解性的親水性材料共同使用、植入機體內之后，宿主的細胞與該材料置換，希望形成宿主的組織，適用于形成疏水性樹脂與機體細胞的雜合型的組織。
該發明，可能在親水性材料中使各種細胞生長因子絡合，所以可能在一般地疏水性樹脂中不可能的細胞的誘導等中可能使其發揮威力，為此，人為地更多地集結目的細胞，可以在機體內形成特殊功能的組織。
該發明可能在親水性材料中絡合阻止各種細胞生長的因子，所以在機體內可能形成使細胞不附著的環境。靈活運用該特性，就可以在機體內以細胞任何時候制作不包覆的組織，也帶來能夠在機體內提供進行各種傳感器傳感的良好場所等完全不同的使用方式。
產業利用的可能性1.本發明作為與各種植入材料共同使用的機體硬組織誘導性支架材料，選定極細的、具有一定的縱橫比的鈦纖維，將其制作成無序絡合的纖維層，由此在鈦纖維層內部使骨組織誘導，由此與適用于珠法等的以往的方法相比，能夠誘導形成鈦與骨組織的極其高的雜合狀態，提供與骨組織的親和性高的醫療材料，其意義極大。
2.在上述纖維層采用更適用的方式保持性真空燒結處理、促進成骨細胞誘導的磷灰石涂覆處理、或各種生理活性物質承載處理等的輔助方法，由此重現性良好地進行骨組織與植入材料的一體化、術后沒有不適感的骨組織的誘導的顯著的作用效果奏效，其意義可以給整形外科、牙科領域等帶來廣泛的影響，其意義極大。
3.本發明的支架材料，在可以三維地形成細胞的生長發育方面比只不過地單純的二維平面性成長與結合的以往的植入法當然優越，即使在細胞的生長速度、增殖速度，實際驗證也比至今的方法快得多，在這一點上也具有極大的意義。其意義，在醫療現場，給醫生、患者雙方帶來大的成果與福音，這從上述反復敘述過的所謂1個月以內的，至今的這樣的常識不可查知的極短的期間中，實現骨整合組織的形成也可以明了。
4.本發明，不僅提供對成骨細胞，也提供對機體的各種細胞親和性高的材料，不只作為醫療材料，也提供在再生醫療工程學中作為細胞培養增殖用反應器的功能，今后，在新的醫用產業的發展上，寄予作出大貢獻的期望。
權利要求
1.一種機體硬組織誘導性支架材料，其特征在于，是與各種植入材料被共同使用的、由鈦或鈦基合金纖維形成的機體硬組織誘導性支架材料，選定該鈦或鈦基合金纖維的直徑是不足100μm、縱橫比20以上(短軸∶長軸＝1∶20以上)的纖維，同時將該纖維形成層狀，由此，從其表面層直至內部，形成機體硬組織著床空間，作出機體硬組織誘導性與固定附著性優異的材料設計。
2.如權利要求1所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，由所述纖維形成的層狀支架材料或與其共同使用的各種植入材料，被真空燒結，由此各纖維之間或纖維與植入材料的交點至接觸點互相熔敷、被固定。
3.如權利要求1至2的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，所述纖維表面由磷灰石生成液處理，由含有羥基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸鈣化合物涂覆附著。
4.如權利要求1至3的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，所述纖維與磷灰石涂覆的纖維表面由含將機體細胞活化的生理活性物質或生理活性輔助劑的處理液處理。
5.如權利要求4所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，所述將機體細胞活化的生理活性物質或生理活性輔助劑含有選自細胞生長因子、細胞因子、抗生素、細胞生長控制因子、酶、蛋白、多糖類、磷脂、脂蛋白、粘多糖類組成的群的1種或2種以上。
6.如權利要求1至5的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料是人造牙根植入材料、在植入材料埋設于機體骨內的埋入部分的周圍表面卷曲至整體固定使用。
7.如權利要求1至5的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料是人造關節植入材料、所述支架材料在植入材料埋設于機體骨內的埋入部分的周圍表面一體地固定使用。
8.如權利要求1至5的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料是骨修復用植入材料、所述支架材料在植入材料埋設于機體骨內的埋入部分的周圍表面一體地固定使用。
9.如權利要求6至8的任意一項所述的機體硬組織誘導性支架材料，其特征是，作為對象的植入材料與機體硬組織誘導性支架的一體安裝由專用真空燒結安裝。
10.機體硬組織誘導性支架材料的制造方法，其特征是，將平均直徑不足100μm、縱橫比20以上的鈦或鈦基合金纖維多數地交叉、形成層狀，將其單獨地或在人造牙根植入材料乃至人造關節植入材料的周圍卷曲、真空燒結，熔敷各纖維的交點或纖維層與植入材料的接觸點而一體化。
11.一種再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器，其特征是，在再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器中，作為誘導、著床構成反應器的細胞、形成生育空間的反應器的材料，使用細度小于100μm、縱橫比20以上(短軸∶長軸＝1∶20以上)的鈦纖維或由磷灰石生成液對其進一步處理，使用由含羥基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸鈣化合物涂覆、附著的該鈦纖維的同時，將該纖維絡合形成為層狀，由此，從其表面層直至內部，形成機體硬組織著床空間，作成細胞誘導性及固定附著性優異的材料的設計。
12.如權利要求10所述的再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器，其特征是，所述纖維層由含有將機體細胞活化的生理活性物質或生理活性輔助劑的溶液處理或含有該溶液。
13.如權利要求11所述的再生醫療工程學中的細胞培養增殖用反應器，其特征是，所述將機體細胞活化的生理活性物質或生理活性輔助劑含有選自細胞生長因子、細胞因子、抗生素、細胞生長控制因子、酶、蛋白、多糖類、磷脂、脂蛋白、粘多糖類組成的群的1種或2種以上。
全文摘要
本發明提供可以形成骨與金屬材料互相三維地協同的立體結合層的支架。由此，為了可以給予細胞活動的充分的幾何學空間，不僅縮短形成立體型的結合時間，而且，即使在由于外傷、部分結合發生破裂的時候，由于細胞活動而可以自己修復。選定小于100μm、縱橫比20以上的鈦金屬纖維，絡合該選定而成的纖維、形成層狀，從纖維層表面到內部，形成機體硬組織誘導性及固定附著性優異的空間的設定，由將該材料固定在植入材料周圍來解決支架材料的設計。
文檔編號A61C8/00GK1674945SQ0381859
公開日2005年9月28日 申請日期2003年7月31日 優先權日2002年8月2日
發明者久保木芳德 申請人:久保木芳德