JP2005270371A

JP2005270371A - チタン又はチタン合金製のインプラント及びその表面処理方法

Info

Publication number: JP2005270371A
Application number: JP2004088551A
Authority: JP
Inventors: Takuo Kuboki; 拓男窪木; Kenji Maekawa; 賢治前川; Yasuhiro Yoshida; 靖弘吉田; Atsushi Mine; 篤史峯; Takuo Fujisawa; 拓生藤澤; Kazutomi Suzuki; 一臣鈴木; Miirubeeku Barth Van; ミールベーク・バルトヴァン; Tadashi Kaneko; 正金子
Original assignee: GC Corp; GC Dental Industiral Corp
Current assignee: GC Corp
Priority date: 2004-03-25
Filing date: 2004-03-25
Publication date: 2005-10-06
Also published as: EP1579875A1; DE602005008790D1; ATE404230T1; EP1579875B1; US20050216093A1

Abstract

【課題】処理が複雑で不安定であったチタン又はチタン合金製インプラントの従来の表面改質と比較して、簡単且つ確実に骨結合を得ることが可能な表面改質を行ったチタン又はチタン合金製のインプラント及びその表面処理方法を提供する。
【解決手段】濃度が０.０５〜７０重量％のポリりん酸溶液でチタン又はチタン合金製のインプラント表面を処理した後に、濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌの塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）溶液でそのチタン又はチタン合金製インプラント表面を処理するか、又はポリりん酸の濃度が０.０５〜７０重量％及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌの溶液でチタン又はチタン合金製インプラント表面を処理して、ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）によって表面が処理されているチタン又はチタン合金製のインプラントとする。
【選択図】なし

Description

本発明は、チタン又はチタン合金製のインプラント及びその表面処理方法に関するものであり、更に詳しくは速やかな骨結合を得るために表面を処理されたチタン又はチタン合金製のインプラント及びその表面処理方法に関するものである。

インプラント治療は歯科補綴治療の一選択肢として広く普及している。この歯科補綴治療法における成否の主要因として「骨結合」の獲得の良否があり、骨結合によりインプラントのフィクスチャーは顎骨と一体化され、その後フィクスチャー上部に歯科補綴物が固定されて歯科補綴機能を果たす。しかしながら、一般的に骨結合を得るには下顎で３〜４ヶ月、上顎で６ヶ月の長期間に渡りフィクスチャーを歯肉下で安静状態に置くことが必要とされている。現在、患者を中心に考えるインプラント治療への気運が高まる中で骨結合を得るために要するこの３〜６ヶ月の期間を短縮することが課題となっている。

そのためには骨結合を早期に達成させることが極めて重要であり、この達成のためにインプラント材料表面の改質が技術的中心となっている。現在、インプラント材料として臨床で最も広く応用されているチタン及びチタン合金の生体適合性は、表面に生成された緻密で強固な不動態膜と呼ばれる酸化膜（ＴｉＯ₂）に起因すると考えられており、化学的侵襲に対して耐腐蝕性が高いだけでなく生体組織との強固な結合を得るのに充分な誘電率も有している。このチタン及びチタン合金の性質を維持したまま早期に骨結合を得るための表面性状の改良、即ち「表面改質」は現在までにアパタイトを析出する表面処理（例えば、特許文献１〜４参照。），プラズマコーティングする表面処理（例えば、非特許文献１参照。），リン酸カルシウムコーティングする表面処理（例えば、非特許文献２参照。），サンドブラストと酸処理の併用による表面処理（例えば、非特許文献３参照。），水熱アルカリ処理による表面処理（例えば、非特許文献４参照。）などがある。しかしながら、これらの従来の表面改質ではコーティング材料とチタン又はチタン合金との界面で破壊してしまったり、コーティング材料自体が破壊を起こしたり、またその効果が充分では無いなどの問題があり、必ずしも充分な骨結合が早期に達成されているとは言えなかった。

そこで最近では、細胞接着性タンパク質や構造タンパク質などの組織再生を誘導する生体機能性タンパク質による表面改質が注目を集めている。例えば、骨芽細胞を表面にコーティングしたり（例えば、特許文献５参照。）、カルシウム又はリンと酵素でコーティングしたり（例えば、特許文献６参照。）、チタン又はチタン合金の表面にシラン処理を行った上でペプチドを結合させたり（例えば、非特許文献５参照。）、シラン処理を行った上で生体吸収性高分子材料を結合させたり（例えば、非特許文献６参照。）、チタン又はチタン合金の表面に金蒸着を行った上でペプチドを結合させたり（例えば、非特許文献７参照。）、チタン又はチタン合金の表面に生体吸収性高分子材料をコーティングした上でペプチドを結合させる方法（例えば、非特許文献８参照。）が行われた。しかしながら、これらの試みはいずれも処理過程が複雑な上に表面をコーティングしただけで化学的な結合に乏しいため不安定であるなどの問題があった。

特開平５−２８５２１２号公報特開平５−２８５２１３号公報特開平８−２９９４２９号公報特開平１０−１０８９０５号公報特開２００１−３３３９７４号公報特開平５−２３３６１号公報 Filiaggi, M.J., Coombs, N.A. and Pilliar, R.M.: Characterization of the interface in the plasma-sprayed HA coating/Ti-6Al-4V implant system. J. Biomed. Mater Res. 25, 1211-1229, 1991. Hulshoff, J.E.G., van Dijk, K., de Ruijter, J.E., Rietveld, F.J.R., Ginsel, L.A. and Jansen, J.A. Interfacial phenomena: An in vitro study of the effect of calcium phosphate (Ca-P) ceramic on bone formation. J. Biomed. Mater Res. 40, 464-474, 1998 Carlsson, L., Rostlund, T., Albrektsson, B. and Albrektsson, T.: Removal torques for polished and rough titanium implants. Int. J. Oral Maxillofac. Implants 3, 21-24, 1988. Yan, W.Q., Nakamura, T., Kobayashi, M., Kim, H-M., Miyaji, F. and Kokubo, T.: Bonding of chemically treated titanium implants to bone. J. Biomed. Mater Res. 37, 267-275, 1997. Xiano, S.J., Textor, M., Spencer, N.D., Wieland, M., Keller, B. and Sigrist, H.: Immobilization of the cell-adhesive peptide Arg-Gly-Asp-Cys (RGDC) on titanium surfaces by covalent chemical attachment. J. Mater Sci: Mater Med. 8, 867-872, 1997. Bearinger, J.P., Castner, D.G., Golledge, S.L., Rezania, A., Hubchak, S. and Healy, K.E.: P(AAm-co-EG) interpenetrating networks grafted to oxide surfaces: Surface characterization, protein adsorption, and cell detachment studies. Langmuir 13, 5175-5183, 1997. Ferris, D.M., Moodie, G.D., Dimond, P.M., Gioranni, C.W., Ehrlich, M.G, and Valentini, R.F.: RGD-coated titanium implants stimulate increased bone formation in vivo. Biomaterials 20, 2323-2331, 1999. Kenausis, G.L., Voeroes, J., Elbert, D.L., Huang, N., Hofer, R., Ruiz-Taylor, L., Textor, M., Hubbell, J.A. and Spencer, N.D.: Poly(L-1ysine)-g-poly (ethylene glycol) Iayers on metal surfaces: attachment mechanism and effects of polymer architecture on resistance to protein adsorption. J. Phy Chem. B 104, 3298-3309, 2000.

そこで本発明は、処理が複雑で不安定であったチタン又はチタン合金製インプラントの従来の表面改質と比較して、簡単且つ確実に骨結合を得ることが可能な表面改質を行ったチタン又はチタン合金製のインプラント及びその表面処理方法を提供することを課題とする。

本発明者等は前記課題を解決すべく鋭意検討した結果、アパタイトを析出又は吸着したり、生体機能性タンパク質やペプチドなどを細胞接着因子として直接チタン又はチタン合金の表面の改質を行った場合には、細胞接着因子が生体内でチタン又はチタン合金の表面から剥がれ易く標的となる細胞に先に結合してもこれらの細胞接着因子と細胞とが共に材料表面から剥がれしまい、生体内でチタン又はチタン合金製インプラントの表面改質の効果が十分に発揮されない可能性が高いことから、チタン又はチタン合金製インプラントの表面に骨結合に重要な役割を示す塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）を適用すれば早期の骨結合を得ることができると考え、その塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）を効率良くチタン又はチタン合金製インプラント表面に付けるためにはポリりん酸とによる表面処理が最も効果的であることを見い出して本発明を完成したのである。

即ち本発明は、ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）によって表面が処理されていることを特徴とするチタン又はチタン合金製のインプラントと、濃度が０.０５〜７０重量％のポリりん酸溶液でチタン又はチタン合金製インプラント表面を処理した後に、濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌの塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）溶液で該インプラント表面を処理することを特徴とするチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法と、ポリりん酸溶液の濃度が０.０５〜７０重量％及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌである溶液でチタン又はチタン合金製インプラント表面を処理することを特徴とするチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法とである。

また、上記本発明に係るチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法においては、ポリ燐酸の濃度は０.０５〜５重量％であることが、また塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１０〜１００ｎｇ／ｍｌであることが好ましい。

本発明は、処理が複雑で不安定であったチタン又はチタン合金製インプラントの従来の表面改質と比較して、簡単且つ確実に骨結合を得ることが可能な表面改質を行ったチタン又はチタン合金製のインプラント及びその表面処理方法である。

本発明で言うチタン又はチタン合金製のインプラントとは、チタン又はチタン合金により形成された生体内で使用するための成形体を意味する。チタン又はチタン合金製のインプラントは生体内で使用するために必要な物性と安全性とを有するものであれば、形状、使用形態などを特に問わない。例えば、人工骨金属材料としては柱状，板状，ブロック状，シート状，繊維状，ペレット状など任意の形状のものが使用できる。また、人工股関節用ステム材，骨補填材，人工椎体，人工歯根，人工椎間板，骨プレート，骨スクリューなどの製品形態をしていてもよい。

本発明で用いる塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）は、特公平７−８９９３６号公報「組替え線維芽細胞増殖因子」、特公平８−２９０９７号公報「線維芽細胞増殖因子」、特許第２６１９２０８号「組替え線維芽細胞増殖因子」、特許第２７６１５１３号「組替え線維芽細胞増殖因子」等に開示されている公知の特定の配列を持つアミノ酸残基１４６個のポリペプチドであり、正常な２倍体線維芽細胞又は株細胞に対する有効な細胞分裂促進物質である。この塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）としては、下垂体に存在する天然の塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の他に、一般的に用いられている、例えば特公平８−２９０９７号公報に開示されているような方法により合成され製造された塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）を使用することができる。

本発明に係るチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法は、ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）で表面処理を行うのに先立って、チタン又はチタン合金製インプラントの表面を洗浄することが好ましい。洗浄は酸処理が好ましく、中でも濃度が０.０５〜５重量％であるペルオキソ二硫酸ナトリウム（Ｎａ₂Ｓ₂Ｏ₈）の水溶液，０.０１Ｎ以上の硫酸（Ｈ₂ＳＯ₄）水溶液，０.０１Ｎ以上の塩酸（ＨＣｌ）水溶液の中から選ばれた少なくとも１種の水溶液で行うのが好ましい。特に、塩酸で処理した場合にはリン酸化したアミノ酸及やリン酸化したペプチドのチタン表面への結合が著しく向上するので最も好ましい。

必要により前述のような酸処理による表面洗浄を行った後、ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）によって表面処理を行う。ポリりん酸はその濃度が０.０５〜７０重量％の溶液でインプラント表面に適用するのであり、溶液の濃度が０.０５重量％未満であるとポリりん酸による表面処理効果を得難く、ポリりん酸の濃度７０重量％を超えると逆に表面処理の効果が低下する。処理溶液におけるポリりん酸の特に好ましい濃度範囲は０.０５〜５重量％である。

塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）は、その濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌの溶液でチタン又はチタン合金製インプラントの表面に適用する。塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が、１ｎｇ／ｍｌ未満であると塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）による表面処理効果を得難く、濃度が５００ｎｇ／ｍｌを超えても効果向上は無いので表面処理の効率が悪い。処理溶液における塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の特に好ましい濃度範囲は１０〜１００ｎｇ／ｍｌである。

本発明に係るチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法は、より具体的にはポリりん酸の濃度が０.０５〜７０重量％の溶液でチタン又はチタン合金製インプラント表面を処理した後に、塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌである溶液でそのチタン又はチタン合金製インプラント表面を処理する表面処理方法である。また、本発明に係るチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法は、ポリりん酸の濃度が０.０５〜７０重量％及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌである溶液でチタン又はチタン合金製インプラント表面を処理することによりポリりん酸と塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）とで同時に処理してもよい。

なお、ポリりん酸，塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ），ポリりん酸と塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の混合溶液による処理は各々数回に分けて行うこともできるが、ポリりん酸の濃度が０.０５〜７０重量％の溶液と塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌの２種の溶液により表面処理を行う場合には、チタン又はチタン合金との接着性に優れるポリりん酸がチタン又はチタン合金製インプラント表面に接触し易いように、初めにチタン又はチタン合金製インプラントの表面にポリりん酸主体によるコーティング層を生成することが必要である。

ポリりん酸の濃度が０.０５〜７０重量％の溶液及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌである溶液、或いはポリりん酸の濃度が０.０５〜７０重量％，塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌである混合溶液は、水溶液であることが好ましく、チタン又はチタン合金製インプラントの表面への処理方法としては塗布や吹き付けなどの方法を例示することができるが、チタン又はチタン合金製のインプラントを溶液中に浸漬する処理方法が最も効率良く処理効果を得ることができる。

表面処理を行う場合には０〜１２０℃の範囲で行うことができるが、塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の熱変性を考慮すると４２℃以下であることが好ましく、表面処理の効率から考えて１０℃未満での処理は現実的ではない。特に好ましくは２５〜３７℃である。特にポリりん酸の溶液及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の溶液に浸漬で表面処理する場合には、２５〜３７℃でポリりん酸を０.５〜４８時間、塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）を０.０１〜４８時間浸漬処理することが好ましい。

以下、実施例により本発明を具体的に説明するが、本発明はこの実施例に限定されるものではない。

実施例１〜６及び比較例１
チタン又はチタン合金製インプラントの材料として、直径５.８ｍｍ，厚さ５ｍｍの歯科用チタン合金ディスク（ジーシー社製）を用いた。この歯科用チタン合金ディスクを超純水中にて３０分間超音波洗浄処理した（実施例５及び６はチタン合金ディスクを１Ｎ塩酸（片山化学工業社製）水溶液中で３０分間超音波洗浄処理後に超純水中で３０分間音波洗浄）。このチタン合金ディスクをポリりん酸（和光純薬工業製）０.１重量％，１重量％，１０重量％の水溶液中に３７℃，２４時間浸漬して表面処理を行った。その後、チタン合金ディスクを塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）１０ｎｇ／ｍｌ，５０ｎｇ／ｍｌの水溶液中に０.２時間浸漬して表面処理を行った。また、ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）で処理せずにチタン合金ディスクを１Ｎ塩酸（片山化学工業社製）水溶液中で３０分間超音波洗浄処理後に超純水中で３０分間音波洗浄したのみのチタン合金ディスクを比較例１，比較例１と同様のチタン合金ディスクをポリりん酸１重量％溶液で３７℃，２４時間浸漬して表面処理したものを比較例２とした。

実施例７〜１２
実施例１と同様なチタン合金ディスクを実施例１〜４と同様に洗浄処理した（実施例１１及び１２は、１Ｎ塩酸（片山化学工業社製）水溶液中で３０分間超音波洗浄処理後に超純水中で３０分間音波洗浄処理）。このチタン合金ディスクをポリりん酸（和光純薬工業製）０.１重量％，１重量％，１０重量％及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）１０ｎｇ／ｍｌ，５０ｎｇ／ｍｌの混合水溶液中に３７℃，２４時間浸漬して表面処理を行った。

＜ヒト骨髄由来間葉系幹細胞の接着試験＞
ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）によって表面処理されたチタン合金ディスク表面へのヒト骨髄由来間葉系幹細胞（ｈＭＳＣ）の細胞接着性を評価した。チタン合金ディスクは２４ｗｅｌｌプレートにＯリングで固定した後、ヒト骨髄由来間葉系幹細胞（ｈＭＳＣ）を１０⁵／ｗｅｌｌで播種し血清無添加培地（Dulbecco's Modified Eag1e's Medium, シグマ社製）を用いて培養した。チタン合金ディスク表面への接着細胞数は３時間後にＭＴＳアッセイで評価した。その結果を表１に示す。ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）によって表面処理されたチタン合金ディスクは、未処理のチタン合金ディスクと比較して有意に細胞接着が増大しており、本発明の優位性が確認できた。

Claims

ポリりん酸及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）によって表面が処理されていることを特徴とするチタン又はチタン合金製のインプラント。
濃度が０.０５〜７０重量％のポリりん酸溶液でチタン又はチタン合金製のインプラント表面を処理した後に、濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌの塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）溶液で該インプラント表面を処理することを特徴とするチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法。
ポリりん酸の濃度が０.０５〜７０重量％及び塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１〜５００ｎｇ／ｍｌである溶液でチタン製のインプラント表面を処理することを特徴とするチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法。
ポリりん酸の濃度が０.０５〜５重量％である請求項２又は３に記載のチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法。
塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）の濃度が１０〜１００ｎｇ／ｍｌである請求項２から４の何れか１項に記載のチタン又はチタン合金製インプラントの表面処理方法。