JP2012130715A

JP2012130715A - インプラント用の開放孔型生体適合性表面層、その製造方法、及び使用

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Publication number: JP2012130715A
Application number: JP2012021108A
Authority: JP
Inventors: Lerf Reto; レトレルフ; Hans Schmotzer; ハンスシュモルツァー; Stephan Siegmann; シュテファンジーグマン
Original assignee: Smith and Nephew Orthopaedics AG
Current assignee: Smith and Nephew Orthopaedics AG
Priority date: 2005-11-02
Filing date: 2012-02-02
Publication date: 2012-07-12
Also published as: WO2007051519A2; CA2636218A1; EP1942961A2; US7998523B2; CN101304771A; EP1942961B1; DE102005052354A1; WO2007051519A3; JP2009514576A; AU2006310838A1; US20100004753A1; ZA200802967B

Abstract

【課題】インプラントを骨に力学的に安定的に固定すること。
【解決手段】インプラント用の開放孔型生体適合性表面層であって、インプラントの処女面に配される表面層に関する。該開放孔型表面層の孔同士は結合して緊密な孔網目構造を形成し、該表面層は、画像分析によって１００倍の倍率で見た金属組織学的な微小断面における単位表面積当たりの２次元的境界線として求めた内部表面積が、０．０６μｍ／μｍ²以上、好ましくは０．０３５μｍ／μｍ²以上、特に０．０２５μｍ／μｍ²以上である。本発明は更に、こうした表面層の製造方法、表面層にてコーティングされたインプラント、ならびに表面層の可能な使用に関する。
【選択図】図７

Description

本発明は、請求項１、１９、２０、３６及び３７の前提文に係るインプラント用の開放孔型生体適合性表面層、該表面層の製造方法、該表面層を有するインプラント及び該表面層の使用に関する。

インプラント、特に関節置換用インプラントは修復、治癒医療において益々重要性が高まっている。このため、セメントレスな関節置換用インプラントでは、インプラントを骨に力学的に安定的に固定することが極めて重要であり、インプラントの長期的安定性及び寛容性にとって不可欠である。その場合、最適化された関節置換用インプラント表面を骨に設けて骨とインプラントとの結合を最適化することが極めて重要である。したがって関節置換用インプラントの表面の構造及び／または表面のコーティングが、インプラントまたはインプラント表面への骨の結合を可能とし、場合によっては結合を防止、阻害することから非常に重要である。

こうした表面増殖を促進する表面層を形成するには、多孔層が有用であることがこれまでに示されている。多孔層を形成するための種々の方法が知られている。こうした場合に使用される材料は生体適合性材料、特にチタンなどの金属である。表面層は骨への長期の固定性を向上させるために大部分が骨インプラント上に配される。必要とされる多孔層は例えば焼結法によって形成することが可能であり、表面に塗布される金属またはチタン粒子間に空洞が形成されるようにその構造及び焼結条件が選択される。

関節置換用インプラントのセメントレス固定は、２つの異なるタイプに大別することができる。一方は骨の表面増殖を伴うもので他方は骨の進入増殖を伴うものである。

骨の表面増殖では、骨細胞は表面に付着する。骨とインプラントとの充分な強度の結合を得るには、表面に一定の粗さがあることが必要である。この例としては、例えば図１に従来技術として示すようなコランダム・ブラスティングや真空プラズマで吹き付けたチタン層によって粗くしたインプラントが挙げられる。図１は、Ｔｉ₆Ａｌ₇Ｎｂ合金からなるプロテーゼのブラストした表面上に成長した骨梁を示したものである。

インプラントに骨を結合させるための骨の表面増殖に関し、引張り荷重における荷重伝達は、引張り応力が生ずると骨細胞が表面から容易に剥離するために非常に限定されてしまう点には注意を要する。

骨の進入増殖では、骨はインプラントの表面の空洞内へと増殖する。こうした表面の例としては、開放孔を有する球面またはワイア面が挙げられ、これらは例えば焼結法によって形成することができる。前者の球面の一般的な例として、ビードコーティングと呼ばれるものがある。こうしたコーティングを図２に示す。図２は、骨が内部へと増殖したＣｏＣｒ合金のビードコーティングの顕微鏡写真である。

しかしながら、多くの場合、こうしたインプラント表面では骨は安定的に成長しない。
更にこうした球面またはワイア面内への進入増殖は、これにより、球面またはワイア面における表面と骨とが連結することから、引張力がある程度伝達されるようになるものの、骨の表面増殖と比較して大幅に長い時間を有する。

骨を表面増殖させるための表面を形成するための種々の方法が文献に報告されている。

例えばＶ．ガランテ等は、微細なチタンワイアのメッシュを基材上に焼結する方法について述べている（V. Galante et al., JBJS, 53A (1971), p．101 114）。

米国特許第３，８５５，６３８号明細書及び同第５，２６３，９８６号明細書は粒径の異なる球状粒子からなるチタン粉末を基材上に焼結する方法を開示している。

これに対し、米国特許第４，２０６，５１６号明細書では、角張った粒子からなる粉砕水素化チタン粉末を用い、これを同様に基材上に焼結する。

これらの方法によればその内部へと骨が成長可能な開放孔を有する開放孔層を形成することが可能である。焼結法によって形成されるこれらの多孔構造は、焼結条件を制御することによって基材の表面に塗布されたチタン粒子間に空洞が形成されるように形成することが可能である。

さらに焼結法によって、熱的に不安定な形状保持剤とチタン粉末との混合物、または形状保持剤と水素化チタン粉末との混合物からチタン骨格を形成することが可能である。こうした方法は例えば米国特許第５，０３４，１８６号明細書や国際公開第ＷＯ０１／１９５５６号に記載されている。同様に、Ｉｎｔｅｒｍｅｄｉｃ社（オースチン、米国）による「海綿状構造を有するチタン」と称する方法はこうした可能性を検討したものである。

しかしながら、こうした焼結法によって形成されるチタン層はいずれも、表面拡散によってチタン粒子またはチタン繊維の粗さが平滑化してしまうという難点がある。したがって、骨は孔内へと成長できるものの、微視的なスケールでは、骨細胞が平滑なチタン表面に固着することは稀である。こうした状態を図３及び４に示す。図３は、前述の米国特許第４，２０６，５１６号明細書に基づいて形成されたチタンコーティングを５０倍の倍率で示した走査電子顕微鏡写真である。図４は同様のチタンコーティングを１０００倍の倍率で示した走査電子顕微鏡写真である。表面拡散によって微視的レベルで平滑化した表面が明瞭に認められる。

この問題は、チタン粒子を高温で加熱する時間を大幅に短縮することによって解決することができる。

骨を表面増殖させるための表面を形成可能な種々の方法が文献に開示されている。前述のように熱吹き付け法、特にプラズマ吹き付け法は粗面化したチタン表面を工業的に製造する方法として検討されている。熱吹き付け法では層を形成する材料の粒子が高々部分的に融解するのみであり、また基材と接触する際に急速に冷却されるよう、短時間だけ加熱されるようにパラメータを選択することが可能である。このように方法を行うことによって、吹き付けられる粉末の粗面がある程度維持されるために、吹き付けによって形成された層は視認可能な程度の粗さを有することとなる。粗面を形成するためのこうした解決策として、米国特許第４，５４２，５３９号明細書や、AESCULAP, Wissenschaftliche Information 22に記載の"Die PLASMAPORE-Beschichtung fur die zementlose Verankerung von Gelenkendoprothesen" ["The PLASMAPORE coating for cementless anchoring of joint endoprostheses"]（関節プロテーゼのセメントレス固定のためのプラスマポア・コーティング）、及び、ＰＩＰｒｅｃｉｓｉｏｎＩｍｐｌａｎｔｓ社による”Osteointegration, Oberflachen- und Beschichtungen orthopadischer Implantate fur den zementfreien Einsatz" ["Osteointegration, surfaces and coatings of orthopaedic implants for cementless use"]（セメントレス用整形外科インプラントの骨接合、表面及びコーティング）に記載のものがある。

しかしながら真空プラズマ吹き付け法によって得られる粗面の利点も、火炎吹き付け法やプラズマ吹き付け法によって形成されたチタン層には外部に開放された孔がなく、こうしたチタン層によって骨自体の進入増殖が妨げられるという重大な難点によって相殺されてしまっている。こうした問題は、前述の特許明細書に記載の方法によっても解決不可能なものである。真空プラズマ吹き付け法によって塗布されたチタン層の一例を図５に示す。図は、真空プラズマ吹き付け法によって形成されたチタン層の金属組織学的な微小断面を１００倍の倍率で示した走査電子顕微鏡写真である。基材に塗布されたチタン層の粗さが明瞭に認められる。

骨が良好に成長可能な粗面を化学的または電気化学的手段によって形成する他の方法も知られている。こうした方法ではエッチングや陽極酸化を行う。例として、Ｐ．Ｉ．ブレーンマーク等による方法（P.-I. Branemark et al., ドイツ特許第ＤＥ３００７４４６Ｃ３号明細書）や、Ｓ．スタインマン等による方法（or in S. Steinemann et al., 米国特許第５，４５６，７２３号明細書）がある。

以上述べてきた各方法が骨の表面増殖または進入増殖のいずれかに適合されたものであるのに対し、より最近では、これら２つのセメントレスな骨への固定様式を組合わせたものが開発されている。こうした表面の例として、Ｈｅｄｒｏｃｅｌ（登録商標）の商品名で市販されている「骨梁金属」が知られている。Ｈｅｄｒｏｃｅｌ（登録商標）は骨を固定するための表面を与えるものである。しかしながらこの表面の製造には多大な労力とコストを要する。高度に多孔質のカーボングラス発泡体を用い、カーボングラス骨格にＣＶＤプロセスによってタンタルを被覆することによって開放孔を有するタンタル構造を得る
。この多孔構造体を骨インプラントの表面に適用するうえで、更なるＣＶＤプロセスを行う必要があるが、このプロセスは処理温度が９００℃よりも高温であり、基材、すなわち荷重を支えるインプラントの構造が破損する畏れがある。Ｈｅｄｒｏｃｅｌ（登録商標）表面の２工程からなる製造方法はＲ．Ｂ．カプラン（Ｒ．Ｂ．Ｋａｐｌａｎ）に付与された米国特許第５，２８２，８６１号明細書及びＲ．Ｃ．コーヘン（Ｒ．Ｃ．Ｃｏｈｅｎ）等に付与された米国特許第６，０６３，４４２号明細書に記載されている。

欧州特許出願公開第ＥＰ１４４９５４４Ａ１号明細書に記載の更なる方法は焼結した粒子の表面を粗面化することに関するものである。この粗面化工程は、湿式化学エッチング処理によって行われることから粗面化表面の形成はやはり２工程、すなわち、基材への焼結粒子の塗布とその後の湿式化学エッチングとからなる方法となる。この方法においても塗布された表面層の孔内にエッチング処理による望ましからざる有害な残渣が残留する可能性がある。

骨の表面増殖を促進する極めて薄い材料を用いた焼結法によって例えば形成されるような多孔層を更に設ける技術も知られている。こうした材料としては骨のミネラル成分であるヒドロキシアパタイトがしばしば用いられる。この種の方法は例えば米国特許第５，２７９，８３１号明細書に記載されており、予め多孔質とした表面に対する使用が記述されている。米国特許第６，４２６，１１４号明細書にはこうしたコーティングをゾルゲル法によって塗布することについて記載されている。一般的にこのようにして形成されるヒドロキシアパタイト層は１μｍよりも薄く、多孔性表面を含む所望の表面に形成することが
可能である。

以上述べたことをまとめると、骨の進入増殖を可能とする構造を有する表面を関節置換用インプラントに形成する様々な試みがこれまでになされてきたといえる。しかしながら従来可能であったのは下記の点のみである。

−内部へと骨が成長できるもののサブマイクロメートルの範囲において従来技術と比較して速やかまたは良好な骨芽細胞の接着、したがって骨の表面増殖に対する構造的な刺激を与えないような開放孔コーティングを形成すること、
−数マイクロメートル程度の粗度及び骨芽細胞を良好に接着するサブマイクロメートルの構造を与える表面形成方法を提供すること（ただしこれらの表面は内部に骨が成長可能な開放孔構造を有さない）、
−数十マイクロメートルの範囲の高い粗度を有し、限定された多孔度を有するが好適な（サブマイクロメートルの）構造はやはり有さないコーティングを形成すること、
−内部に骨が成長可能な開放孔コーティングであってその表面はサブマイクロメートルの粗度を有するが充分に高いマクロ粗度は有さず、したがって骨に「固着」することができないコーティングを形成すること。

したがって本発明の目的は、前述の技術的ギャップを埋めることにあって、その課題は、関節置換用インプラントの表面が、外部に開放した安定した空洞であって血管形成された骨組織が内部に成長できるような充分な大きさを有する空洞を有するように前記表面を形成することにある。該表面は生体不活性であるかまたはわずかに生体活性を有するという点で極めて良好な生体適合性を示し、骨芽細胞の固定点を与えるサブマイクロメートルの特定の大きさに調整可能である。該表面は簡単な１工程よりなる方法で形成することが可能であり、コーティングされる基材に加えられる熱負荷はわずかである。

本発明の更なる課題は、こうした表面層を有するインプラント及びその使用を提供することにある。

これらの課題は請求項１、１９、２０、３６及び３７に記載の開放孔型生体適合性表面層、その製造方法、該表面層を有するインプラント、ならびに該表面層の使用によって解決される。

本発明の課題は、インプラント用の開放孔型生体適合性表面層であって、インプラントの処女面上に配される表面層によって特に解決される。開放孔型表面層の各孔は互いに結合して緊密な孔網目構造を形成し、表面層は、画像分析によって１００倍の倍率で見た金属組織学的な微小断面における単位表面積当たりの２次元的境界線として求めた内部表面積が、０．０６μｍ／μｍ²以上、好ましくは０．０３５μｍ／μｍ²以上、特に０．０２５μｍ／μｍ²以上である。

本発明の重要な一側面は、開放孔型生体適合性表面層が層の内部においても孔同士が緊密な孔網目構造を有する点にある。この結果、表面層内へと成長した骨組織が孔網目構造に完全に進入することが可能になり、これによって孔網目構造を横断し、特に表面層内部へ、孔網目構造を形成する表面層の通路内に延びる骨構造が形成される。これにより、内部成長する骨組織は、表面層と骨組織が確実に結合し、引張荷重が作用した場合などに表面層から骨組織が剥離しないように表面層の表面及び緊密な孔網目構造を介して延びることになる。

本発明の更なる重要な一側面は、高い表面粗度を示す表面層の内部構造とその大きな内部表面積にある。この結果、表面上への骨組織の表面増殖が更に促進される。ここで、表面層の外表面も無論のこと高い粗度を示す点に留意されたい。

特に、大きな内部表面積を有する表面層と、開放孔型生体適合性表面層内部に形成された本発明に基づく緊密な孔網目構造との組み合わせによって、骨と表面層との結合が最適化され、骨組織は表面層内部へと成長し、表面層の表面下を走行する孔網目構造の通路内にかなりの度合いで延びることが可能となる。

したがって、本発明の表面層は、外部に開放するとともに血管形成された骨組織が内部に成長できるような大きさを有する空洞であって、その平均直径が約２００μｍの範囲であるような安定した空洞を有するものである。

本発明の一実施形態によれば、表面層はインプラントの処女面から３００μｍの点におけるせん断力が３５０Ｎ以上、好ましくは５００Ｎ以上、特に１０００Ｎ以上である（Ｓ．ジーグマン（S. Siegmann）、Ｍ．ドボラック（M. Dvorak）、Ｈ．グラツナー（H. Grutzner）、Ｋ．ナセンシュタイン（K. Nassenstein）及びＡ．ウォルター（A. Walter）：接着剤を用いない接着、粘着強度を特徴づけるためのせん断試験（Shear testing for characterizing the adhesive and cohesive coating strength without the need of adhesives）； Proceedings of ITSC 2005 Thermal Spray connects: Explore its surfacing potential! (2005), p. 823-829, ISBN 3-87155-793-5に基づいて測定）。

更にインプラントの処女面から３００μｍの点で表面層をせん断するのに必要な切断仕事量は、０．０１Ｊ以上、好ましくは０．０５Ｊ以上、特に０．１Ｊ以上である。

また、ＡＳＴＭＧ７５−０１にしたがって研磨媒質を用いずに行ったミラー試験に基づいて測定した、多孔度が４０％〜５０％、層厚が０．７ｍｍ〜１．０ｍｍにおける表面層の相対摩耗度は０．１ｍｇ／分以下、好ましくは０．０５ｍｇ／分以下、特に０．０１ｍｇ／分以下である。

更に表面層では、表面を形成する粒子が互いに結合しているとともに、該粒子が基材、すなわち焼結ネックと呼ばれるインプラントの処女面に結合している。本発明に基づく表面層の焼結ネックの平均直径は、５μｍ以上であり、好ましくは１５μｍ以上であり、特に２５μｍ以上である。この種の顕微鏡写真断面の例を図６に示す。図では、こうした焼結ネックの性状及び寸法が明瞭に見て取れる。焼結ネックの寸法は、最も薄い部分の断面を測定することによって定量的に求めた。例としてこの方法では３９μｍ±１６μｍの値が得られた。

本発明によれば、表面層の厚さは、０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲であり、好ましくは０．３ｍｍ〜１．９ｍｍの範囲であり、特に０．５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲である。

孔の最大直径は、１０μｍ〜８００μｍの範囲であり、好ましくは５０μｍ〜６００μｍの範囲であり、特に１００μｍ〜４００μｍの範囲である。

本発明によれば、孔の孔口、すなわち外部への孔の開口部は１０μｍ〜９００μｍの範囲であり、好ましくは７５μｍ〜６８０μｍであり、特に１５０μｍ〜５００μｍの範囲である。

表面層の多孔度は、２０％〜８５％の範囲であり、好ましくは３０％〜７０％の範囲であり、特に４０％〜５０％の範囲である。緊密な孔の網目構造はインプラントの処女面かつ／または本発明の表面層とインプラントの処女面との間に必要に応じて配される中間層にまで延びる点を再度強調しておく。

本発明の好ましい一実施形態では、表面層はケイ素粒子にてコーティング、特にケイ素粒子と複合化された好ましくは角張ったチタン粒子から形成されることが好ましい。複合化に使用されるケイ素粒子の量は０．５重量％〜８．５重量％±１．５重量％、好ましくは０．５重量％〜３．０重量％であり、特に１．０重量％±０．５重量％である。

本発明において用いられるチタン粒子は粒径が９０μｍ以上２００μｍ未満の範囲、好ましくは１５０μｍ以上２００μｍ未満の範囲である粒子からなるチタン粉末である。本発明において用いられるケイ素粒子は、ケイ素粒子によってコーティングされるチタン粒子が５：２以下の軸比を有する複合粒子となるように粒径が８０μｍ以下、好ましくは４０μｍ以下、特に２０μｍ以下であるケイ素粒子である。ＩＳＯ／ＤＩＳ１３３２２−１にしたがって粒径に対する体積百分率として求めた粒度分布を下表に示す。

複合粒子であるケイ素粒子でコーティングしたチタン粒子は、上記に定義した粒度分布が適用されるものとして粒径が９０μｍ以上、好ましくは１５０μｍ以上である。

好ましい一実施形態では、インプラントの処女面と表面層との間に中間層を設ける。こうした中間層は、コーティングされる基材の材質がそのままでは真空プラズマ吹き付け法によるコーティングに適していなかったり、特定の用途によって非常に高い強度が要求されるような場合に有利である。この場合、先ずインプラントの処女面を、好ましくは金属である生体不活性材料から好ましくはなる不透性のベース層で被覆することができる。金属としては生体不活性であること、極めて強度が高く相対密度が低いことからチタンが好ましいが、ケイ素、またはケイ素と複合化したチタンの使用も考えられる。タンタル、白金や他の貴金属など他の生体不活性金属もベース層の材料として考えられる。

中間層の厚さは２００μｍ以下、好ましくは１００μｍ以下、特に３０μｍ〜５０μｍの範囲である。

本発明の更なる一実施形態では、特に二酸化チタン及び／またはリン酸カルシウム、好ましくはヒドロキシアパタイト及び／またはリン酸三カルシウムからなる生体活性粒子を更に表面層上に配する。生体活性粒子は、その粒径が０．０１μｍ〜５μｍの範囲、好ましくは０．１μｍ〜３μｍの範囲、特に０．２μｍ〜１μｍの範囲のものであり、場合によっては０．０１μｍ以下の粒子を使用することも可能である。これらの粉末は水ベースまたはケイ酸塩ベースの結合剤を用いたゾルゲル法、沈殿法、または電気泳動法によって塗布することが可能であり、その塗布法は特に限定されず、確立された、及び／または好適な塗布法のいずれを用いることも可能である。

したがって本発明の表面層によれば、骨をインプラントまたはその表面層に対して効果的に固定することが可能であり、骨の進入増殖及び表面増殖が引き起こされる。本発明の表面層は、必要に応じて安定性と強度を与える中間層によってインプラントの処女面に効果的に結合され、簡単な１工程よりなる方法で製造可能な骨固定要素を与えるものであり、インプラントの材質に加えられる熱負荷は極わずかである。

表面層は互いに結合された個々の金属粒子から形成され、金属粒子は各層毎に塗布されて熱処理により互いに結合されることから、金属粒子の性状や粒径の変化または寸法は所望の特定の性質に容易に適合させることが可能である。これにより生体不活性であるかまたはわずかに生体活性を有するという点で極めて良好な生体適合性を示す表面であって、大きな内部表面積と極めて良好な機械的強度及び安定性を有し、摩耗応力の作用下にあっても摩耗による損耗がほとんどなく、したがって特に現時点の技術水準と比較してインプラントの耐用寿命および快適性を大幅に向上させる表面を形成することが可能である。

本発明の課題は、インプラント、特に関節置換用インプラント用の開放孔型生体適合性表面層の製造方法であって、下記の工程を行う方法によって解決される。すなわち、
−純粋チタンよりも融点が低い共融混合物をチタンまたはその合金と形成する添加剤、特に焼結補助剤にてチタン粒子をコーティング、特に複合化して複合粒子を形成する工程と、
−真空プラズマ吹き付け法によって少なくとも１層の複合粒子をインプラントの処女面に塗布してインプラントに表面層を形成する工程と、である。

本発明の課題は、インプラント、特に関節置換用インプラント用の開放孔型生体適合性表面層の製造方法であって、下記の工程を行う方法によって更に解決される。すなわち、
−真空プラズマ吹き付け法によって少なくとも１層のチタン粒子をインプラントの処女面に塗布してインプラントに表面層を形成する工程と、
−インプラントの前記処女面、特にインプラントの前記表面層と、対向電極との間にアーク放電を発生させる工程と、である。

本発明の課題は、インプラント、特に関節置換用インプラント用の開放孔型生体適合性表面層の製造方法であって、下記の工程を行う方法によって更に解決される。すなわち、
−純粋チタンよりも融点が低い共融混合物をチタンまたはその合金と形成する添加剤、特に焼結補助剤にてチタン粒子をコーティング、特に複合化して複合粒子を形成する工程と、
−真空プラズマ吹き付け法によって少なくとも１層の複合粒子をインプラントの処女面に塗布してインプラントに表面層を形成する工程と、
−インプラントの前記処女面、特にインプラントの前記表面層と、対向電極との間にアーク放電を発生させる工程と、である。

本発明によれば、チタン粒子及び／または複合粒子のインプラントへの塗布時にインプラントの処女面またはインプラントの表面層と対向電極との間にアーク放電を発生させればよい。また、アーク放電をチタン粒子及び／または複合粒子の塗布後に発生させてもよい。更に、チタン粒子及び／または複合粒子の塗布時及び塗布後にそれぞれアーク放電処理を行うことも可能である。

最初の事例、すなわち粒子の塗布とアーク放電の発生を同時に行う場合には、コーティング法用の内部のプラズマ生成回路以外に、プラズマトロンまたはプラズマ銃と要素との間に第２の回路を接続して導電性プラズマを介して移行性アークを発生させることが可能である。プラズマトロンまたはスプレー銃アーク放電を用いずにアーク放電を発生させるには対向電極によってこれを発生させることも可能である。

インプラントの処女面へのチタン粒子及び／または複合粒子の塗布時、またはその後にアーク放電を用いることにより、高い接触抵抗、すなわちこの場合、チタン粒子及び／または複合粒子間の接触点においてジュール熱が発生するという大きな利点が得られる。これは接触点が限定されているために電気抵抗が増大するためである。更に、複合粒子の場合にはチタン粒子上にコーティングされた焼結補助剤の被覆層がチタン粒子自体よりも高い抵抗を与えるために、やはりジュール熱が発生し、特に被覆層において粒子の接触点に限定して局所的に熱が発生し、この加熱によって粒子同士を結合する焼結ネックが強化される。

要約すると、解放された熱が更なる局所的な焼結を引き起こし、チタン粒子間の焼結ネックを更に強化するが、粒子及び基材表面の焼結ネック以外の領域が同時に焼結及び／または平滑化されることはない。こうした有利な効果により、製造工程において移行性アークを用いない以外は同様のコーティングパラメータを用いた場合と比較してコーティングのせん断強度が２〜３倍と非常に高くなる。従来のコーティング法と比較すると、焼結補助剤と移行性アークの併用によって、開放孔チタン層だけの場合と比較してせん断強度は６〜７倍高くなる。

ここで、アーク放電とは、限定された領域でジュール熱効果を得ることができる任意のエネルギー効果、特に電気的性格のエネルギー効果を指すものと理解されたい。しかしながらアーク放電を用いることの大きな利点の一つは、アーク放電をチタン粒子及び／または複合粒子の塗布と同時に行うことができる点であり、その結果、コーティング処理を１工程からなる、更なる処理工程を必要としない方法で行うことができる。ただしアーク放電を後で行うことによって焼結ネックの強度を向上させることも可能である。

本発明によれば焼結補助剤によってもたらされる接触抵抗は焼結補助剤を選択すること、及びその層厚によって影響されることから、緊密な孔網目構造が形成された開放孔型表面層を極めて効果的に硬化させることができる点に留意されたい。

本発明によれば、焼結補助剤としてケイ素またはコバルトが用いられる。ケイ素が用いられる場合には、ケイ素粒子は０．５重量％〜８．５重量％±１．５重量％、好ましくは０．５重量％〜３．０重量％、特に１．０重量％±０．５重量％の範囲の量で用いられる。

使用されるチタン粒子としてはその粒径が９０μｍ以上かつ２００μｍ未満の範囲、好ましくは１５０μｍ以上２００μｍ未満の範囲の角張ったチタン粒子であり、好ましくは粉砕によって、本発明に基づけば好ましくは水素化物の段階を経て形成されるものが用いられる。

使用されるケイ素粒子としてはその粒径が８０μｍ以下、好ましくは４０μｍ以下、特に２０μｍ以下のものである。粒度分布に関しては上記の記載を参照されたい。

チタン粒子は、コーティングされたチタン粒子（複合粒子と呼ぶ）が９０μｍ以上、好ましくは１５０μｍ以下の粒径を有するようにケイ素粒子にてコーティングされる。この際、やはり上記に定義した粒径分布を考慮する必要がある。

こうした粒径比によって、チタン粒子をケイ素粒子でコーティングすることが可能となり、これにより後に真空プラズマ吹き付け法によって融解される際に、粒子間の結合ならびに粒子の基材への結合のための大きな表面積が与えられる。

更に上記の粒径に関しては、コーティングされたチタン粒子、すなわち複合粒子の角張った外周部が実質上保存され、複合粒子の軸比が５：２以下となるようにチタン粒子をケイ素粒子でコーティングすることが可能である。

また、真空プラズマ吹き付け法のパラメータは、複合粒子がその表面のみが融解を始め、インプラントの処女面または中間層が設けられている場合には中間層と衝突する際の圧縮が極わずかであり、特に粒子の軸比に関して最初の形状が充分に保存されるように調整することができる。これにより、基材表面に接する角張った粒子が実質的に個々の角張った粒子の点及び角部によってのみ結合した構造を形成することが可能となり、ある種のケージが形成される。このケージによって緊密な孔網目構造が形成され、その空洞を通じて骨質が表面または内部に成長することが可能である。

前述したように、インプラントの処女面は複合粒子によるコーティング処理に先立ってベース層にてコーティングしてもよい。ベース層とは、インプラントの処女体の材質に基づいて構成可能な、好ましくは純粋チタン及び／またはケイ素でコーティングしたチタンからなる中間層である。

好ましい一実施形態では、実際の表面層の塗布を行うのと同様の真空プラズマ吹き付け法によって中間層を塗布する。中間層は表面層の塗布に先立って塗布される点はいうまでもない。

ベースすなわち中間層の厚さは２００μｍ以下、好ましくは１００μｍ以下、特に３０μｍ〜５０μｍの範囲である。

本発明によれば、特に二酸化チタン及び／またはリン酸カルシウム、好ましくはヒドロキシアパタイト及び／またはリン酸三カルシウムからなる生体活性粒子であって、その粒径が０．０１μｍ〜５μｍの範囲、好ましくは０．１μｍ〜３μｍの範囲、特に０．２μｍ〜１μｍの範囲である粒子を表面層に塗布する。

こうした粒子を塗布することにより骨の表面増殖または表面層の開放孔の通路内への進入増殖が加速、促進される。前述したようにこれらの生体活性粒子は粉末の形態で好ましくは用いられ、沈殿法、または電気泳動法によって水ベースまたはケイ酸塩ベースの結合剤を用いたゾルゲル法を行って塗布することが可能である。

インプラントの処女面に塗布された少なくとも１層の層を好ましくは真空中で焼結することも更に本発明の範囲に含まれる。これにより焼結ネックを強化することによって個々の粒子間の結合及び個々の粒子と基材との結合を向上させることが必要に応じて可能である。しかしながらこうした焼結処理は表面コーティングの微小構造が平滑化することのないよう、極短時間で行われる点は注意を要する。一般的に本発明の複合粒子を使用した場合、こうした短時間の焼結処理は不要であるが、場合によって焼結ネックを強化する目的で焼結処理を行ってもよい。

本発明によれば、形成される表面層の厚さは、０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲であり、好ましくは０．３ｍｍ〜１．９ｍｍの範囲であり、特に０．５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲である。

更に本発明の課題は、上記の仕様に基づく、及び／または請求項１９乃至３５のいずれかに記載の方法によって形成される表面層を有するインプラント、特に関節置換用インプラントによって解決される。

更に本発明の課題は、上記の仕様及び／または上記の製造方法に基づく表面層であって、大腿骨ステム、股関節用のソケット、膝関節置換術用の大腿骨コンポーネント、膝関節置換術用の脛骨コンポーネント、肩関節置換術用のコンポーネント、肘関節置換術用のコンポーネント、足指関節置換術用のコンポーネント、手指関節置換術用のコンポーネント、腰椎の椎体融合術用のコンポーネント、椎間板置換術用のコンポーネント、歯肉通過インプラントシステム、歯科矯正インプラントシステム、及び歯牙（置換）インプラントなどに好適な表面層の使用によって解決される。

前述したように本発明の表面層は上記の用途分野に特に適しているが、これは本発明の表面層の優れた性質によってインプラントへの骨のセメントレス固定が確実に行われるために、骨が表面層の内部及び表面、ひいてはインプラントの表面へと効果的に増殖できることによる。

本発明の更なる実施形態は従属請求項から明らかとなろう。

図１は、従来技術に基づくコランダム・ブラスティングによって粗くしたＴｉ₆Ａｌ₇Ｎｂ合金からなるプロテーゼのインプラント表面上に成長した骨梁を示す。図２は、骨が内部へと進入増殖した従来技術に基づくＣｏＣｒ合金のビードコーティングの顕微鏡写真である。図３は、従来技術に基づいて焼結法によって形成されたチタンコーティングを５０倍の倍率で示した走査電子顕微鏡写真である。図４は、図３のチタンコーティングを１０００倍の倍率で示した走査電子顕微鏡写真である。図５は、真空プラズマ吹き付け法によって形成されたチタン層の金属組織学的な微小断面を１００倍の倍率で示したものであり、粗度は高いものの空洞はほとんど形成されていない状態が視覚的に明瞭に示されている。図６は、真空プラズマ吹き付け法によって形成された本発明のチタン層の金属組織学的な微小断面を２０倍の倍率で示したものである。図７は、真空プラズマ吹き付け法によって形成された本発明のチタン層のチタン粒子の表面を１０００倍の倍率で示した走査電子顕微鏡写真である。図８は、本発明のアーク放電処理を示す図である。

以下に図面を参照しながら本発明を実施例によって詳細に説明する。

第１の工程では水素化物の段階を経て形成される角張った粉砕チタン粉末を開始物質とし、これを少量のケイ素微粉末と複合化する。この場合チタン粉末として粒径が２００μｍよりも小さく、ケイ素粉末として最大粒径が６５μｍのものを用いる。得られた吹き付け用粉末すなわち複合粒子は、前述したように最大で５：２の軸比を有する角張った粒子からなるものである。次にこの複合粒子を開放孔構造としてインプラントの表面に塗布する。開放孔層自体は厚さが０．５〜１．５ｍｍであり、その多孔度は４０％〜５０％である。最大直径として求められる孔のサイズは１００μｍ〜４００μｍである。孔の外部への開口部は１５０μｍ〜５００μｍの範囲である。この層を真空プラズマ吹き付け法と同時にアーク放電を行って塗布する。この方法におけるプラズマ吹き付けのパラメータは、チタン粒子がわずかに融解を始めていたとしても、基材すなわちインプラントの処女面に衝突する際の粒子の圧縮がわずかであるように調整される。アーク放電を用いることにより、塗布されたチタン粒子は更に互いに結合し、粒子間を結合する焼結ネック及び基材、すなわちインプラントの表面への粒子の結合が強化される。これにより、相互に結合したチタン粒子の緊密な網目構造ならびに緊密な内部の孔隙が得られる。この様子を図６に金属組織学的な微小断面として２０倍の倍率で示した。金属は明るく、空洞は暗く見える部分である。

真空プラズマ吹き付け法によって塗布される本発明のチタン層の孔隙は、チタン層の全体にわたって基材にいたるまで形成される。

本発明の層を特徴付ける形状的な測定値を下表にまとめる。

図７は、本発明のチタン層における本発明に基づく真空プラズマ吹き付け法によって塗布されたチタン粒子の表面の走査電子顕微鏡写真を示したものであるが、ケイ素と複合化したチタン粒子が明瞭に示されている。この粒子は、少なくとも複数の領域で共融混合物を形成し、表面においてのみ融解するが、吹き付け時には表面であっても部分的にのみ融解する。これらの粒子は同様の軸長を有する最初の形状を維持している。他方の側面、すなわち融解していない側面では、複合チタン粒子の粗度は維持されている。例えば米国特許第４，２０６，５１６号に記載の焼結法によって形成された層と比較して、本発明に基づく層は大幅に大きな比表面積を有する。比内部表面積の測定単位の一つとして、１００倍の倍率の金属組織学的微小断面において測定される内部境界線を細部画像に基準化したものがある。表に示した層厚は、ＡＳＴＭＦ１８５４に基づいて求めた。他の測定値は画像分析によって求めたものである。

図８はアーク放電処理を示した図であり、粒子（球形で示される）が塗布される基材が電極またはアースとして機能している。塗布された粒子に印加されるアーク放電は、接触抵抗が大きな粒子同士及び粒子の基材に対する連結点においてジュール熱を発生し、これによりこれらの連結点が局所的に焼結される。このとき基材及び塗布された粒子の残りの領域の多孔度及び粗度は影響されない。したがって骨組織の進入増殖に適した粗度ならびに連続した孔隙が持続的に維持される一方、アーク処理を行うことにより粒子の強度ならびに粒子間及び粒子と基材との結着性が持続的に向上する。

真空プラズマ吹き付け法によって形成された層は、特にアーク放電処理と組み合わせた場合に基材に対して及び粒子間の良好な接着性を示し、層内部で高いせん断強度を示す。接着性を評価する引張り強度試験ではこの層は２２．１±４．１ＭＰの値を示した。

個々の粒子の接着性は改良ミラー試験で求めた。試験方法はＡＳＴＭＧ７５−０１に記載の方法にしたがった。ＡＳＴＭスタンダードの改良点として研磨用懸濁液を使用せず、コーティングされた試料を２２．４Ｎの負荷の作用下でエラストマー（ネオプレン）の床材上を直接、補助材を用いることなく引きずった。層の多孔度について基準化した本発明の表面の個々の粒子の摩耗度は従来技術に基づくチタン層の粒子の摩耗度と比較して小さく良好であった。したがって本発明に基づく表面層の個々の粒子の結着性もより良好である。これは、焼結補助剤としてチタン粒子に塗布されるケイ素粒子が表面の融解を促進し、短時間の液相焼結過程によって粒子の基材及び互いに対する結合が安定化されることによる。

以上要約すると、本発明に基づくインプラント用の開放孔型生体適合性表面層を製造するための方法は、大きな内部表面積、良好なせん断強度、最適な孔径及び層厚ならびに高い生体適合性を有する緊密な孔網目構造を形成することが可能な１工程からなる効果的な方法であって、インプラント内部及びその表面上への骨の効果的かつ迅速な進入増殖及び表面増殖を可能とし、従来の技術水準と比較して骨の進入増殖及び表面増殖を可能とする性質において格段に改善された方法である。更に本発明の表面層の耐用寿命は大幅に長くなっていることから、移植された関節置換用インプラントを従来と比較して大幅に長期にわたって留置することが可能である。

ここで、上記に述べたすべての要素は個別にまた任意の組み合わせとして、特に図面に示された詳細において進歩的重要性を有するものとしてその権利を主張するものである点に留意されたい。これらの要素の改変は当業者には想到される範囲のものである。

Claims

インプラントの処女面に配されるインプラント用の開放孔型生体適合性表面層であって、
該開放孔型表面層の孔同士は結合して緊密な孔網目構造を形成することと、
該表面層は、画像分析によって１００倍の倍率で見た金属組織学的な微小断面における単位表面積当たりの２次元的境界線として求めた内部表面積が、０．０６μｍ／μｍ²以上、好ましくは０．０３５μｍ／μｍ²以上、特に０．０２５μｍ／μｍ²以上であることと、を特徴とする開放孔型生体適合性表面層。
前記表面層は、インプラントの処女面から３００μｍの点において３５０Ｎ以上、好ましくは５００Ｎ以上、特に１０００Ｎ以上のせん断力に耐えることを特徴とする請求項１に記載の表面層。
インプラントの処女面から３００μｍの点で表面層をせん断するのに必要な切断仕事量が、０．０１Ｊ以上、好ましくは０．０５Ｊ以上、特に０．１Ｊ以上であることを特徴とする請求項１または２に記載の表面層。
画像分析によって１００倍の倍率で見た金属組織学的な微小断面における単位表面積当たりの２次元的境界線として求めた焼結ネックの平均直径が、５μｍ以上、好ましくは１５μｍ以上、特に２５μｍ以上であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の表面層。
ＡＳＴＭＧ７５−０１に基づいて研磨媒質を用いずに行ったミラー試験において測定した、多孔度が４０％〜５０％、層厚が０．７ｍｍ〜１．０ｍｍにおける表面層の相対摩耗度が０．１ｍｇ／分以下、好ましくは０．０５ｍｇ／分以下、特に０．０１ｍｇ／分以下であることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の表面層。
表面層の厚さが、０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲であり、好ましくは０．３ｍｍ〜１．９ｍｍの範囲であり、特に０．５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲であることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の表面層。
孔の最大直径が、１０μｍ〜８００μｍの範囲であり、好ましくは５０μｍ〜６００μｍの範囲であり、特に１００μｍ〜４００μｍの範囲であることを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の表面層。
孔の孔口、すなわち外部への孔の開口部は１０μｍ〜９００μｍの範囲であり、好ましくは７５μｍ〜６８０μｍの範囲であり、特に１５０μｍ〜５００μｍの範囲であることを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の表面層。
インプラントの処女面と表面層との間にチタン及び／またはケイ素からなる中間層を設けることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の表面層。
中間層の厚さが２００μｍ以下、好ましくは１００μｍ以下、特に３０μｍ〜５０μｍの範囲であることを特徴とする請求項９に記載の表面層。
特に二酸化チタン及び／またはリン酸カルシウム、好ましくはヒドロキシアパタイト及び／またはリン酸三カルシウムからなる生体活性粒子を表面層上に配することを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の表面層。
生体活性粒子の粒径が０．０１μｍ〜５μｍの範囲、好ましくは０．１μｍ〜３μｍの範囲、特に０．２μｍ〜１μｍの範囲であることを特徴とする請求項１１に記載の表面層。
表面層は、０．５重量％〜８．５重量％±１．５重量％、好ましくは０．５重量％〜３．０重量％、特に１．０重量％±０．５重量％の量のケイ素粒子にてコーティング、特にケイ素粒子と複合化された、好ましくは角張ったチタン粒子から形成されることを特徴とする請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の表面層。
チタン粒子として使用されるチタン粉末はその粒径が９０μｍ以上２００μｍ未満の範囲、好ましくは１５０μｍ以上２００μｍ未満の範囲であり、ケイ素粒子として使用されるケイ素粉末はその粒径が８０μｍ以下、好ましくは４０μｍ以下、特に２０μｍ以下であり、ＩＳＯ／ＤＩＳ１３３２２−１に基づく（粒径に対する体積百分率として表される）その粒度分布は、Ｄ１０に対応する場合、９０μｍ〜１４９μｍであり、Ｄ５０に対応する場合、１５０μｍ〜２２９μｍであり、Ｄ９０に対応する場合、２３０μｍ〜３３０μｍであることを特徴とする請求項１３に記載の表面層。
ケイ素にてコーティングされるチタン粒子はその粒径が９０μｍ以上、好ましくは１５０μｍ以上である複合粒子であり、ＩＳＯ／ＤＩＳ１３３２２−１に基づく（粒径に対する体積百分率として表される）その粒度分布は、Ｄ１０に対応する場合、９０μｍ〜１４９μｍであり、Ｄ５０に対応する場合、１５０μｍ〜２２９μｍであり、Ｄ９０に対応する場合、２３０μｍ〜３３０μｍであることを特徴とする請求項１３または１４に記載の表面層。
ケイ素粒子にてコーティングされるチタン粒子が５：２以下の軸比を有する複合粒子である請求項１３乃至１５のいずれか１項に記載の表面層。
表面層の多孔度は２０％〜８５％の範囲であり、好ましくは３０％〜７０％の範囲であり、特に４０％〜５０％の範囲である請求項１乃至１６のいずれか１項に記載の表面層。
緊密な孔の網目構造がインプラントの処女面かつ／または中間層にまで延びることを特徴とする請求項１乃至１７のいずれか１項に記載の表面層。
インプラント、特に関節置換用インプラント用の開放孔型生体適合性表面層を製造するための方法であって、
純粋チタンよりも融点が低い共融混合物をチタンまたはその合金と形成する添加剤、特に焼結補助剤にてチタン粒子をコーティング、特に複合化して複合粒子を形成する工程と、
真空プラズマ吹き付け法によって少なくとも１層の前記複合粒子をインプラントの処女面に塗布してインプラントに表面層を形成する工程と、を含むこと特徴とする方法。
インプラント、特に関節置換用インプラント用の開放孔型生体適合性表面層を製造するための方法であって、
真空プラズマ吹き付け法によって少なくとも１層のチタン粒子をインプラントの処女面に塗布してインプラントに表面層を形成する工程と、
インプラントの前記処女面、特にインプラントの前記表面層と、対向電極との間にアーク放電を発生させる工程と、を含むこと特徴とする方法。
チタン粒子及び／または複合粒子の塗布時及び／または塗布後にインプラントの前記処女面、特にインプラントの前記表面層と、対向電極との間にアーク放電を発生させる工程を更に含むことを特徴とする請求項１９または２０に記載の方法。
焼結補助剤としてケイ素またはコバルト、好ましくはケイ素粒子が０．５重量％〜８．５重量％±１．５重量％、好ましくは０．５重量％〜３．０重量％、特に１．０重量％±０．５重量％の範囲の量で用いられることを特徴とする請求項１９または２１に記載の方法。
チタン粒子として粒径が９０μｍ以上かつ２００μｍ以下の範囲、好ましくは１５０μｍ以上２００μｍ以下の範囲である角張ったチタン粒子が用いられることを特徴とする請求項１９乃至２２のいずれか１項に記載の方法。
粒径が８０μｍ以下、好ましくは４０μｍ以下、特に２０μｍ以下であるケイ素粉末であって、ＩＳＯ／ＤＩＳ１３３２２−１に基づく（粒径に対する体積百分率として表される）その粒度分布が、Ｄ１０に対応する場合、９０μｍ〜１４９μｍであり、Ｄ５０に対応する場合、１５０μｍ〜２２９μｍであり、Ｄ９０に対応する場合、２３０μｍ〜３３０μｍであるケイ素粉末がケイ素粒子として用いられることを特徴とする請求項２２または２３に記載の方法。
チタン粒子は、複合粒子が９０μｍ以上、好ましくは１５０μｍ以上の粒径を有するようにケイ素粒子にてコーティングされ、ＩＳＯ／ＤＩＳ１３３２２−１に基づく（粒径に対する体積百分率として表される）その粒度分布が、Ｄ１０に対応する場合、９０μｍ〜１４９μｍであり、Ｄ５０に対応する場合、１５０μｍ〜２２９μｍであり、Ｄ９０に対応する場合、２３０μｍ〜３３０μｍであることを特徴とする請求項１９、２１または２４に記載の方法。
コーティングされたチタン粒子（複合粒子）の角張った外周部が実質上保存され、複合粒子の軸比が５：２以下となるようにチタン粒子をケイ素粒子でコーティングすることを特徴とする請求項１９、２１または２２に記載の方法。
真空プラズマ吹き付け法のパラメータは、前記複合粒子及び／またはチタン粒子がその表面のみが融解を始め、インプラントの処女面と衝突する際の圧縮が極わずかであり、特に粒子の軸比に関して最初の形状が充分に保存されるように調整されることを特徴とする請求項１９乃至２６のいずれか１項に記載の方法。
複合粒子によるコーティング処理に先立ってインプラントの処女面がベース層（中間層）にてコーティングされることを特徴とする請求項１９乃至２７のいずれか１項に記載の方法。
純粋チタン及び／またはケイ素でコーティングしたチタンからなる粉末を前記ベース層の材料として使用することを特徴とする請求項２８に記載の方法。
前記ベース層によるインプラントの処女面のコーティングは、真空プラズマ吹き付け法における複合粒子の塗布と同じ工程で行われることを特徴とする請求項２８または２９に記載の方法。
ベース層はその厚さが２００μｍ以下、好ましくは１００μｍ以下、特に３０μｍ〜５０μｍの範囲となるように形成されることを特徴とする請求項２８乃至３０のいずれか１項に記載の方法。
０．０１μｍ〜５μｍの範囲、好ましくは０．１μｍ〜３μｍの範囲、特に０．２μｍ〜１μｍの範囲の粒径を有する、特に二酸化チタン及び／またはリン酸カルシウム、好ましくはヒドロキシアパタイト及び／またはリン酸三カルシウムからなる生体活性粒子を表面層に塗布することを特徴とする請求項１９乃至３１のいずれか１項に記載の方法。
前記生体活性粒子は、ゾルゲル法、沈殿法、及び／または電気泳動法により、必要に応じて水ベース及び／またはケイ酸塩ベースの結合剤を用いて塗布されることを特徴とする請求項３２に記載の方法。
インプラントの処女面に塗布される前記少なくとも１層は好ましくは真空中で焼結されることを特徴とする請求項１９乃至３３のいずれか１項に記載の方法。
表面層の厚さが、０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲であり、好ましくは０．３ｍｍ〜１．９ｍｍの範囲であり、特に０．５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲であることを特徴とする請求項１９乃至３４のいずれか１項に記載の方法。
表面層を有するインプラント、特に関節置換用のインプラントであって、
前記表面層が請求項１乃至１８のいずれか１項に基づいて形成され、かつ／または請求項１９乃至３５に記載の方法に基づいて形成されることを特徴とするインプラント。
大腿骨ステム、股関節用のソケット、膝関節置換術用の大腿骨コンポーネント、膝関節置換術用の脛骨コンポーネント、肩関節置換術用のコンポーネント、肘関節置換術用のコンポーネント、足指関節置換術用のコンポーネント、手指関節置換術用のコンポーネント、腰椎の椎体融合術用のコンポーネント、椎間板置換術用のコンポーネント、歯肉通過インプラントシステム、歯科矯正インプラントシステム、及び歯牙（置換）インプラントにおける、請求項１乃至１８のいずれか１項に記載される表面層、及び／または、請求項１９乃至３５のいずれか１項に記載の方法によって製造される表面層の使用。