CN101141987A - 医用材料、人工牙根及医疗材料的制造方法 - Google Patents

医用材料、人工牙根及医疗材料的制造方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供具有能够将治疗所需充分量的物质均匀地扩散分布在材料内部的结构的医用材料。医用材料10由空隙率为20～97％的长方体形状的多孔质三维结构体11和形成于其主体内部的中空孔12、13、14、15构成。另外，由该中空孔12引入磷酸钙、磷灰石陶瓷等物质和/或具有生理活性的细胞、组织、蛋白质、适于使它们在其中发挥功能的物质。

Description

医用材料、人工牙根及医疗材料的制造方法
技术领域
本发明的医用材料涉及在牙齿或骨等硬组织或软组织的缺损部位使用的生物体用移植材料、球状乃至块状等的结构体。本发明的人工牙根与骨在早期显示了良好的结合，且具有带有与天然牙根膜相类似结合结构的牙根膜再生功能。本发明的医疗材料的制造方法是使羟基磷灰石涂层均匀地附着在钛金属制的医疗材料上，
背景技术
专利文献1：2004-16398号公报
专利文献2：2004-67547号公报
专利文献3：特开平6-7381号公报(特公平7-14400号公报)
专利文献4：特开2002-159513号公报
专利文献5：特开平6-47062号公报
专利文献6：特公平6-69482号公报
专利文献7：特开平7-265056号公报
非专利文献1：Connect TissueRes.2003；44 Suppl 1：318-25
非专利文献2：Eur.J.Oral Sci.1998；106(Suppl.1)：197-203
以往，在外科手术连带造成的组织切除缺损部分上大多移植周边的组织。其中，软组织的填补并非必须力学强度，但在由伴有骨切除的手术所导致的骨缺损中，需要具有力学强度的填补材料(医用材料)、即结构体。对这些缺损部位的治疗可使用α-磷酸三钙(α-TCP)、β-磷酸三钙(β-TCP)、羟基磷灰石等骨组织亲和性填充材料。
从再生医疗的观点出发，不仅期待骨组织亲和性，还期待使成骨细胞粘附在填补材料上与周围的骨组织一体化。因此，相比较于填充材料以单体的形式使用，更多的情况下会将骨髓液涂敷在填充材料表面或者在体外培养来自骨髓液的间叶系干细胞后，接种并培养在填充材料上，使其分化为成骨细胞后粘附在填充材料上。
使上述骨髓液附着在填充材料表面时，通过从骨髓细胞向骨细胞的分化发生骨再生，由于与骨组织的一体化可以期待获得有效的力学强度。但是，若仅靠涂敷，则间叶系干细胞的粘附范围只停留在结构体的表面附近，能够粘附的间叶系干细胞的数量有限，有时难以获得所期待的治疗促进效果。
另一方面，其详细情况在后叙述，在再生医疗研究中还进行在使这些细胞粘附在结构体上后在体外进行细胞培养从而更为强硬使大量细胞嵌入的手法。已知在这种填充材料的使用中，在将间叶系干细胞接种于填充材料后，由于细胞锚定在作为立足点的骨填充材料需要一定时间，因此间叶系干细胞易集中于填充材料的下部底面，结果分布不均，或者会从填充材料上脱落，因此变得无法确保治疗所必需的充分量的间叶系干细胞数量或成骨细胞数量。
为了消除这种不良状况，还进行了使结构体为多孔质结构，令细胞粘附、集落，或者通过培养技术从结构体表面促进细胞侵入的努力。作为其具体的现有技术举出了专利文献1。在该技术中，通过对由一定长度且一定截面尺寸的钛金属或钛合金纤维构成的无纺布进行烧结制成多孔质结构体，在其上涂覆细胞。利用该技术虽然能够在表面上均匀地接种细胞，但并未有侵入到内部的记载，本发明人的追加试验也确认了在这种单纯的多孔质结构体中，细胞仅停留在表面上，难以进入内部。
作为另一个现有技术可以举出专利文献2。在该技术中，由钛或钛合金纤维而成的支架材料由于烧结固定在生物体硬组织的植入物周围，因此使细胞易于侵入支架内，提高组织亲和性和固定性。
在该现有技术中，在即便支架的厚度很薄也可发挥效果的牙科材料等中发挥出显著的成果。但是，并未报告在支架变厚情况下与细胞侵入有关的有利性。
细胞对结构体内部的侵入一般来说结构体的尺寸越大，则细胞侵入的距离也有所限制，细胞难以侵入到内部深处，引起整个结构体向细胞嵌入型的新型组织的发展性变化是极为困难的。
为了解决这种问题，本发明的第1目的在于提供具有能够使治疗必需的充分量的物质均匀地扩散分布在材料内部的结构的医用材料。
本发明的医用材料为空隙率为20～97％的多孔质三维结构体，其特征在于，该结构体内部具有中空孔和/或中空部(权利要求1)。另外，本发明的医用材料的第2方式的特征在于，通过组合多个空隙率为20～97％的多孔质三维结构体，使这些空隙中具有中空孔和/或中空部(权利要求2)。本发明的医用材料的第3方式为空隙率为97％以上的至少2个以上三维体形成的多孔质三维结构体，其特征在于，形成该多孔质三维结构体的三维体的空隙率不同。
本发明的医用材料的第3方式优选在任一个多孔质三维结构体的内部均具有中空孔和/或中空部(权利要求4)。
本发明的医用材料的第4方式为空隙率为97％以下的多孔质三维结构体，其特征在于，具有空隙率呈倾斜地变化的结构(权利要求5)。该方式的医用材料优选在多孔质三维结构体的内部具有中空孔和/或中空部(权利要求6)。
上述任一个方式的医用材料，优选中空孔和/或中空部在该结构体内分布成树枝状(权利要求7)。另外，还可以是具有至少1个以上的贯通该结构体内的中空孔和/或中空部(权利要求8)、该结构体中具有表面至内部的空隙率梯度(权利要求9)、具有至少1个以上的贯通该结构体的中空孔和/或中空部的可装卸的硬质棒(权利要求10)。
具有这种硬质棒的医用材料，该硬质棒的粗细为截面积0.5平方厘米以下(权利要求11)，该硬质棒的截面形状优选具有选自圆形、椭圆形、圆的一部分缺失的变圆形、多边形、L形或H形等变形、中空形等的任一形态(权利要求12)。
上述任何1种的医用材料，也可以通过在该中空孔和/或中空部中注入物质，使该物质在该结构体内扩散分布(权利要求13)。注入到该中空孔和/或中空部中、在结构体内扩散的物质优选保持在凝胶状的载体中，被注入到结构体内。而且，该凝胶状的载体优选为明胶。
进而，该结构体的至少一部分还可以含有磷酸钙、磷灰石陶瓷的任1种(权利要求14)。
上述任一方式的医用材料，优选多孔质三维结构体由选自纯钛、钛合金、钴铬合金、合成高分子、天然高分子、不锈钢、不锈钢合金、铝、铝合金等中的至少1种以上的材料构成，至少在其一部分中具有材料粗细为100μm以下的细纤维形状(权利要求15)。该结构体可以通过层压厚度0.1～10mm的片材，经加压或烧结而固化(权利要求17)。而且，优选在构成该三维结构体的纤维的外周涂有磷灰石陶瓷(权利要求16)。
注入到本发明医用材料的该结构体内部的物质优选为具有生理功能，选自各种细胞、骨髓细胞、骨髓液、从骨髓液中分离出来的干细胞、来自脐带血的细胞、来自末梢血的细胞、组织切片、各种蛋白质、脂质、多糖类、酶、抗生素、抗菌素、激素、细胞因子、血液凝固促进剂、细胞生长因子、由经基因操作的细胞获得的提取物、由经基因操作的细胞产生的物质、血管内皮细胞生长因子(VEGF)、血小板促进生长因子(PIGF)、转化生长因子β1(TGFβ1)、酸性成纤维细胞(aFGF)、碱性成纤维细胞(bFGF)、转化生长因子α(TGFα)、上皮细胞生长因子、骨连蛋白、血管生成素(ANG1)、ANG2、血小板源性生长因子AB、血小板源性生长因子BB、骨形成蛋白(BMP)、肝细胞生长因子(HGF)、细胞外基质、胶原或它们的任意的复合物或衍生物等中的至少1种以上(权利要求18)。
本发明的医用材料中，最基本的是空隙率为20～97％的多孔质三维结构体、在该结构体内部具有中空孔和/或中空部。因此，以成骨细胞等立足点依赖性细胞为代表的各种细胞的诱导性和着床性优良，细胞生长性优良。
设置在结构体内的中空孔和/或中空部可以是单纯的一个直孔，也可以使其分布为分支的树枝状。而且，还可以是平板状的空间。因此，通过介由中空孔和/或中空部，可以容易地使治疗所必需的充分量的细胞生长物质等生长因子均匀地扩散分布在结构体内。这种间隙孔可以是一个，也可以是多个独立的孔。
该孔或空间部分的一部分可以开口在结构体的外表面，或者也可以不开口。具体地说，若孔的一部分为直线型孔并贯通结构体，则易于插入后述的硬质棒。此时，如果在该贯通孔以外具有孔或空间，则通过向该部位注入目标物质，可以使该物质分布在结构体内部，同时还可以利用直线的贯通孔固定结构体。
若开口，可以将注射器的前端部分挤压入该部分直接将物质注入，若不开口，则可以在注射器前端安装上针，将该针插入到结构体内的中空部或孔中，介由注射针将物质送入。
另外，即便是只有开口的一个孔也可以接种细胞。例如，在手术中用手指堵住孔的一部分，从孔的一端注入细胞等，从而可以将细胞等充分地接种至结构体内部。
在该结构体内，若是具有分布有这种空隙部分的结构，则将构成细胞之类组织的物质、组织切片等组织本身或者促进组织形成的物质等制成混悬液状态或溶液状态，注入到该中空孔和/或中空部中，从而可以使这些物质均匀地扩散分布在该结构体内，结果完成了获得效率良好的细胞嵌入型结构体的医用材料。
为了在这种空隙率为20～97％的多孔质三维结构体的该结构体内部具有中空孔和/或中空部，可以通过在多孔质三维结构体的该结构体内部穿孔来完成，通过将至少2个以上的多个片状或块状的多孔质三维结构体组合，可以在它们的空隙中确保中空部，因此结果可以容易地形成“内部具有中空孔和/或中空部的多孔质三维结构体”。
上述多孔质三维结构体成为具有对应于使用部位的形状的结构体。其空隙率为20～97％，必须根据使用部位而施加在其上的力学强度、细胞分布的必要度等来选择结构体的形状、构成结构体的材料以及设定适当的空隙率。另外，多孔质三维结构体若是由空隙率不同的至少2个以上的三维体形成、而且多孔质三维结构体具有空隙率呈倾斜变化的结构，则可以范围宽广地对应上述要求性能。
上述多孔质三维结构体若预先决定了使用部位，则预先准备确定了与使用部位相符的结构体大小、形状、材料、空隙率等的结构体，在使用时很方便，但若是在手术中无法确定与使用部位相符的大小时，可以将按照较大尺寸准备的结构体裁减、贴合，从而调整适于该情况的结构体的形状、大小。
此时，将必需的充分量的所需物质注入并填充到多孔质三维结构体(该结构体)内部在利用细胞促进组织形成时是有利的，必须的是细胞均等地分布到该结构体内部。为了使注入物质尽可能均匀地分布并停留在结构体内部，优选整个该结构体为过滤器状态，为此优选从结构体的表面至内部具有空隙率梯度，特别优选具有空隙率在内侧大于外侧的空隙率梯度。具有这种空隙率梯度的结构体可以通过准备空隙率不同的多个结构体制成多层结构而实现。由此，可以容易地改变内侧和外侧的空隙率，结构体内侧的注入到结构体内的物质的填充度优良，与生物体接触的外侧可以维持各种细胞优良的诱导性和着床性，可以制造可发挥各种功能的医用材料。
作为该结构体的材料，无论是活用于骨组织再生还是使用于软组织填补，均优选易于获得三维多孔质结构的材料，因此只要是具有与细胞的亲和性的材料则没有特别限定。但是，在期待与骨组织的亲和性时，由于在该结构体的至少一部分内含有磷酸钙、磷灰石陶瓷的任何1种会提高与骨细胞的亲和性，因此优选。
而且，该结构体为纤维的交络体时可以在高度维持强度的同时提高空隙率。此时，通过至少在结构体的一部分中使用选自纯钛、钛合金、钴铬合金、合成高分子、天然高分子、不锈钢、不锈钢合金、铝、铝合金等至少1种以上的材料，会达成目的。而且，还可以是在该纤维状材料的外周涂覆有磷灰石陶瓷的结构体。
具体地说，在制作这种结构物时，通过将至少含有上述纤维或者由这种纤维构成的厚度0.1～10mm的片材进行层压、加压或烧结，使纤维间融着，可整理结构物的外形，防止变形。
如此制作该结构体后，作为注入其内部的物质没有特别限定，优选具有生理活性的细胞、组织、蛋白质、适于对结构体发挥它们功能的物质。具体地说，注入该结构体内部的物质优选具有生理功能，选自各种细胞、骨髓细胞、骨髓液、从骨髓液中分离出来的干细胞、来自脐带血的细胞、来自末梢血的细胞、组织切片、各种蛋白质、脂质、多糖类、酶、抗生素、抗菌素、激素、细胞因子、血液凝固促进剂、细胞生长因子、由经基因操作的细胞获得的提取物、由经基因操作的细胞产生的物质、血管内皮细胞生长因子(VEGF)、血小板促进生长因子(PIGF)、转化生长因子β1(TGFβ1)、酸性成纤维细胞(aFGF)、碱性成纤维细胞(bFGF)、转化生长因子α(TGFα)、上皮细胞生长因子、骨连蛋白、血管生成素(ANG1)、ANG2、血小板源性生长因子AB、血小板源性生长因子BB、骨形成蛋白(BMP)、肝细胞生长因子(HGF)、细胞外基质、胶原或它们的任意的复合物或衍生物等中的至少1种以上。
这样，当使嵌入有细胞或生物活性物质的该结构体固定在必须的体内某个部位时，利用通常手术中使用的缝合线可以容易地进行固定，但仅凭该方法往往很难固定到骨组织上。为了消除这种不良状况，本发明提出了在该结构体内部的一部分上具有至少一个贯通结构体的孔的方案。该孔不仅限于1个，还可以是2个、3个，可以根据需要进行准备。
若如上所述地使结构体具有贯通孔，则通过利用硬质棒将其贯通并穿出，刺入到相邻的骨组织内，则可以将该结构体固定在骨组织上。
重要的是此时的硬质棒与该结构体的关系绝对不能一体化，两者之间可装卸。作为类似的现有技术有专利文献1。在该文献中，通过将由一定长度或一定截面尺寸的钛金属或钛合金纤维构成的无纺布卷绕在钛制芯柱的外侧，进行烧结使其一体化。因此，在该现有技术中两者是不能互相装卸的。
本发明的医用材料在必须用填补材料填充一定空间的情况下，可以用硬质棒穿上数个该结构体，从而准备对应于该情况的尺寸的填补材料。此时，可以使硬质棒和该结构体的关系绝对不要一体化、两者之间可装卸。而这在作为现有技术的专利文献1中是不可能的。
在作为现有技术的专利文献1中，虽然没有记载硬质棒、即钛制芯柱的大小、形态等，但作为一例记载了用于填补大腿骨缺损部的图。在人的大腿骨填补中，若对处于成长期的婴幼儿进行这种状态下的骨填补，则不能进行顺应患儿成长的骨形成，因此不能用于婴幼儿，只能在成人中使用。此种情况下，虽然芯柱的截面直径没有记载，但强制性地必须为1厘米左右或者超过1厘米的粗细。本发明的医用材料中，由于硬质棒、芯柱对于生物体来说是异物，因此对在尽量变细、减少异物总量、降低异物性的同时与骨组织的一体化进行深入地研究，结果明确了硬质棒尽可能地细、减少异物量的必要性。结果，由于如若过细，放置在使用部位时存在强度问题，因此综合考虑，可以限定在0.5平方厘米以下的截面积。
但是，仅变细的话则强度变得不充分，因此在本发明中并用将其截面制成L字型、H型等的机械加工。而且，由于在圆形截面中，该结构体能够以硬质棒为中心进行旋转，因此通过使硬质棒具有非圆形性(例如椭圆形、多边形等)，可以防止这种不必要的旋转。
根据使用部位，也有这种旋转不会产生问题的情况。在这种部位中，硬质棒的截面可以是圆形、也可以是圆的一部分缺损的变形圆。因此，本发明的医用材料并不排除圆形截面。
根据使用部位，通过接上这种竹节状的结构体，可以进行对应于缺损部大小的填补，但在手术现场中也会遭遇要求更为复杂的尺寸对应的情况。
例如，在整形外科领域中移植自身骨时，从肠骨取下移植用的骨片。此时，由于在肠骨部分产生了缺损，因此利用塑料材料进行填补。但是，在亲和性方面出现稳定性问题。
此种情况下，在肠骨缺损部使用至少1根以上的上述硬质棒，如预先在缺损部搭桥那样。如此操作后，将2张片状的多孔质三维结构体对应于缺损部的尺寸裁减，以夹着硬质棒的形态将它们贴合，或者将1张大的多空三维结构体片材折叠并夹入硬质棒，利用缝合线或金属丝等将这些片材彼此接合、固定，从而可以准备具有最适于此种情况的尺寸和形态的多孔质三维结构体。
若进行这种操作，则可以在2块多孔质三维结构体片材的间隙间形成中空部分。至少在硬质棒附近形成中空孔。该状态与本发明所提到的“在多孔质三维结构体的结构体内部具有中空孔和/或中空部”的状态一致。
若成为该状态，则可以将细胞或细胞生长因子等注入到其中空孔或中空部中，使它们从多孔质三维结构体片材的内部均匀地分布。
在利用这种片材的贴合来进行的细胞接种或物质渗透时，在贴合从片材的单面进行处理，再将处理面之间贴合，从而具有可以更为简单且宽范围地进行处理的优点。
本发明的医用材料中，不仅在上述的手术中能够将各种细胞或细胞生长因子等分布在结构体内部，而且在手术前或者细胞培养等的体外也可以将各种细胞或细胞生长因子等分布在结构体内部。
例如，当在手术前将羟基磷灰石均匀地分布在结构体内部时，通过反复地将含有羟基磷灰石的溶液注入到该中空孔或中空部中，可以使它们层叠地沉降在结构体内部。
另一方面，通过将细胞或组织切片的混悬液反复地注入到该中空孔或中空部中，使它们层叠地沉降在结构体内部，对它们进行细胞培养，从而可以在结构体内部迅速地形成三维的细胞集合体。
如此制作的三维细胞集合体根据所增殖的细胞种类，可以作为使细胞产生各种物质的有利的结构体活用。因此，在发挥进行了各种基因操作的细胞的特殊功能方面是优良的多孔质三维结构体。
为了如此三维地培养大量的细胞、活用细胞功能，同时也适合于对细胞的培养液环流，一直都在努力维持多孔质、三维的结构。例如，作为现有技术曾报道有利用胶原等立体地制作多孔质结构、保持细胞亲和性的方法。
这些方法能够培养大量的细胞、达成目的，但是其问题在于由于长期的培养，三维结构发生变形。而且，导致细胞间隙变小，细胞培养用的环流液变得难以没有遗漏地流入细胞间，不仅对细胞增殖带来障碍，对功能发挥也带来障碍。
认为其原因在于，培养细胞在细胞周围会分泌胶原等对于细胞来说舒适的纤维，由于这些纤维缓慢地收缩、或者细胞反复牵引这些纤维，导致收缩力作用于整个组织的结果。
为此，当通过胶原形成这种三维结构时，由于收缩而变形，最终会引起无法达成目的的情况。
在该方面，本发明的医用材料，通过使用钛或钛合金纤维等并对它们进行烧结，可以制作三维结构不易变形的状况，因此具有不易发生这种不利状况的优点。
与此同时，本发明的医用材料，通过使用钛或钛合金纤维等并对它们进行烧结，可以获得维持了坚固形态的三维结构，因此通过在该结构内部含浸、交络超细聚酯纤维之类的合成高分子材料或胶原纤维之类的天然高分子材料，可以准备在提高细胞亲和性的同时，确保形态维持性的细胞用基质。另外，还可以在构成该三维结构的纤维的外周实施利用磷灰石的涂覆。由此，进一步提高与细胞的亲和性，实现细胞的早期诱导。
如此含有大量细胞的三维多孔质结构体若与细胞的种类和手术目的相符合，则可以直接植入到生物体内。
另外，通过在此状态下进行长期的细胞培养，还可以发挥作为利用细胞的反应器的功能。
进而，本发明的医用材料还可以将细胞或细胞切片和/或生理活性物质等含有在凝胶状的载体中，注入到结构体内的中空孔和/或中空部。由此注入的细胞或生理活性物质等被保持在结构体内，同时缓慢地扩散到整个结构体内。因此，可以均匀、高效地将这些物质扩散分布在结构体内。
作为这种凝胶状的载体，可以举出在生物体内被分解的高分子，例如天然或合成多肽所构成的聚乳酸、聚乙醇酸、聚原酸酯、聚酸酐、或者明胶、壳质、胶原、琼脂糖、微生物多糖类(茁霉多糖、热凝胶多糖)，化学合成体系中的多肽、合成多糖类、脂肪类多酯(聚己内酯、聚丁烯琥珀酸酯(ポリブチレンサクチレンサクシネ一ト)、聚乙醇酸、聚乳酸)、聚乙烯醇、聚谷氨酸甲酯(PMLG)，天然动物类中的脱乙酰壳多糖等，天然植物类中的淀粉、纤维素、乙酸纤维素等，这些物质可以使用1种还可以混合2种以上使用。特别优选明胶或胶原，因其生物亲和性高。另外，明胶或胶原可以通过交联制成水凝胶，在该水凝胶内可以容易地固定细胞生长因子的水溶液。而且，水凝胶在生物体内随着时间而分解，其分解速度可以通过水凝胶的交联程度控制，因此可以有效地缓慢释放固定在水凝胶内的细胞生长因子。
如以上说明，通过本发明的医用材料不仅可以解决以往技术的医用材料的问题，而且还可以扩展医用材料在新领域中的应用。
另一方面，天然牙齿由牙齿和牙周组织构成，牙周组织由牙骨质、牙龈、牙槽骨、牙根膜构成。其中，牙根膜由相对于牙根和牙槽骨的轴垂直走向的胶原纤维构成，牢固地连接牙根和牙槽骨，在咬合力的缓冲作用、知觉、神经的调节、咀嚼运动等人类生活方面发挥重要作用。但是，以往的人工牙根由于没有牙根膜、直接固定在颌骨上而使用，因此咀嚼时的冲击不会被缓解而直接传递到颌骨上，使过剩的应力集中在牙槽骨上。结果会发生由于骨吸收导致的植入体的错位或松弛的问题。
为了解决这一问题研究了具有各种人工牙根膜的人工牙根。在专利文献3中公开了培养从拔下的牙齿中采集的人的牙根膜细胞，将担载有该细胞的由生物体用有机材料构成的支持体作为人工牙根膜附着的人工牙根。
另外，在专利文献4中公开了作为人工牙根膜的材料使含有具有羟脯氨酸残基的蛋白质的蛋白质成分附着、担载在生物体吸收膜上的人工牙根。
在专利文献5中公开了在人工牙根的骨内埋入部的至少一面上形成微小突起，在该微小突起上覆盖开有多个孔的生物体树脂膜的人工牙根。
但是，如专利文献3所公开的那样，利用了培养牙根膜细胞的人工牙根的植入方法存在牙根膜难以获得、而且还需要培养所得牙根膜细胞的繁琐操作的问题。
如专利文献4所公开的那样，担载有用于形成牙根膜的材料的人工牙根或者如专利文献5所公开的那样将形成有多个孔的生物体树脂膜覆盖在形成有微小突起的骨内埋入部的人工牙根虽然能够再生人工牙根膜，但存在强度不能承受所谓的人工牙根与骨组织之间的结合强度平均为60kg的人类咀嚼力或咀嚼运动等的问题。
本发明人在专利文献2中记载了“成骨细胞适于在细纤维所构成的几何空间中生长，在小于100μm粗细的钛纤维集团所构成的几何空间中对于其范围为100～400μm的结构显示极高的亲和性，具有积极粘附的特性”。而且，根据该发现，公开了由钛制的杆、和将直径小于100μm、长宽比为20以上(端轴∶长轴＝1∶20以上)的钛纤维或钛合金纤维交络形成为层状的物质卷绕在上述杆外周而成的生物体组织着床空间所构成的生物体孔组织诱导性支架材料。通过将该专利文献2的支架材料用于生物体内，可以在材料和成骨细胞之间形成三维的物理结合，成为极为良好的骨整合组织。另外，使骨和金属一体化而共存的层称为协作区域。
但是，在专利文献4的植入物材料中，由于具有多孔质的生物体组织着床层，因此形成与成骨细胞的协作区域，与生物体牢固地结合，但由于没有相对于天然牙齿所具有的牙根和牙槽骨垂直走向的胶原纤维，因此不能发挥作为牙根膜的缓冲功能。
另一方面，已知具有直径200μm的无数直线槽的蜂窝结构膜不仅使胶原纤维在膜面上垂直地生长，而且还可以使血管和神经垂直地生长(非专利文献1)。
因此，本发明的第2目的在于使用仅由专利文献4的植入材料所具系统引起的三维效果所导致的各种细胞分化、成骨细胞等的孔组织诱导等功能，联合使用非专利文献1的技术，提供具有牙根膜再生功能的人工牙根的材料和系统。
本发明的人工牙根的特征在于包括基材、通过对交络金属线而成的金属无纺布进行真空烧结而设置在该基材外周的金属纤维层、和设置在该金属纤维层外周的由多孔质性且生物体内降解性的吸收性高分子构成的牙根膜形成层，上述牙根膜形成层具备在膜面具有直径100～400μm贯通孔的蜂窝结构(权利要求19)。这里所说的“蜂窝结构”是指平行的多个贯通孔垂直于膜而形成的结构，贯通孔的截面形状没有限制。该金属无纺布优选通过将金属线交络后进行真空烧结而形成(权利要求20)。
本发明的人工牙根中，优选在上述牙根膜形成层的外周设置由不具蜂窝结构的吸收性高分子无纺布构成的牙槽骨形成层(权利要求21)。另外，优选在金属纤维层和/或牙根膜形成层上含浸和/或吸附有骨形成蛋白(BMP)和成纤维细胞生长因子(FGF)等细胞因子(权利要求22)。还优选在金属纤维层和/或牙根膜形成层上涂覆含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石、其它的磷酸钙化合物(权利要求23)。
另外，优选金属纤维层由按空隙率为50～90％将直径5～100μm的金属线交络而成的金属无纺布构成，上述基材和金属纤维层通过真空烧结被固定(权利要求24)。而且，优选牙根膜形成层是胶原纤维、胶原纤维与骨形成蛋白(BMP)和成纤维细胞生长因子(FGF)等细胞因子的复合物，或由聚乳酸·聚己内酯共聚物等生物降解性塑料构成的聚合物，通过物理或化学的穿孔方法设置蜂窝结构(权利要求25)。而且，优选基材和/或金属线为选自钛、钛合金、金、金合金的材料(权利要求26)。
本发明的人工牙根具有强烈地固定在基材外周、成骨细胞适于锚定的三维结构，由于具有作为硬组织形成诱导层的由金属无纺布所构成的金属纤维层，因此埋植入生物体内后，在早期，牙肉和颌骨内的未分化间叶细胞介由设置在金属无纺布外周的牙根膜形成层被分化衍生为成骨细胞，在金属无纺布内形成硬组织层，牢固地与生物体相结合。另外，由于牙根膜形成层具备其膜面具有直径100～400μm的贯通孔的蜂窝结构，因此形成朝向与金属纤维层的接触面相垂直的方向的贯通孔。即，通过将该人工牙根埋入在骨内，未分化间叶细胞沿着牙根膜形成层的贯通孔被诱导，被分化诱导成成纤维细胞而形成胶原纤维。该胶原纤维相对于形成在金属无纺布内的硬组织层和牙槽骨垂直地生长，成为与本来的天然牙所具有的牙根膜相同的形态和结构。由此，缓冲咀嚼时的冲击，不向牙槽骨施加过剩的应力，防止由于骨吸收导致的植入物错位或松弛。而且，若形成胶原纤维、人工牙根锚定时，则牙根膜形成层的吸收性高分子被体内吸收，进一步实现介由人工牙根的牙根膜的向骨内的一体化。
另外，该人工牙根由于通过真空烧结法结合有基材和金属纤维层，因此牢固地被结合，即便在人工牙根与骨内一体化之前，基材也少有错位。而且，根据需要在杆本身上设置凹凸或切槽，在此处对金属纤维层进行真空烧结，从而可以更加牢固地结合。
本发明的人工牙根的金属无纺布在将金属线交络并进行真空烧结而形成的情况下，与直接将细的金属线卷绕在杆上相比更容易确保空隙率，另外，人工牙根很细时，在制造技术上有利。
通过在本发明的人工牙根的牙根膜形成层的外周上设置由不具蜂窝结构的吸收性高分子构成的牙槽骨形成层，即便牙槽骨内的缺损很大，也可以迅速地将其填补。
另外，通过在金属纤维层和/或牙根膜形成层上设置骨形成蛋白(BMP)和成纤维细胞生长因子(FGF)等细胞因子，进一步积极地进行骨形成，在更早期即可形成作为骨与金属纤维共存的层的协作区域。
而且，当在金属纤维层和/或牙根膜形成层的外周上设置含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石、其它的磷酸钙化合物时，则进一步促进骨形成。
上述金属纤维层由按空隙率为50～90％将直径5～100μm的金属线交络而成的金属无纺布构成时，在金属纤维层中成骨细胞和金属无纺布通过三维的物理结合而结合，成骨细胞和人工牙根更为牢固地结合。而且，由于基材和金属纤维层通过真空烧结而固定，因此可以防止人工牙根由于外力而变形。
上述牙根膜形成层为胶原纤维、胶原纤维与骨形成蛋白(BMP)和成纤维细胞生长因子(FGF)等细胞因子的复合物、或者是由聚乳酸·聚己内酯共聚物等生物降解性塑料构成的聚合物时，牙根膜形成层的生物分解迅速地进行。另外，由于通过物理或化学的穿孔方法设置蜂窝结构，因此易于制造具有蜂窝结构的牙根膜形成层。
另外，一直以来组织培养、细胞培养是将组织或细胞引入到塑料制的培养皿或培养瓶等培养用容器中，在特定的环境条件下进行的。而且，这种培养通过在容器表面直接培养细胞等来进行。
羟基磷灰石由于生物体亲和性优良，其烧结体与骨化学结合，或者是被骨吸收置换的材料，因此作为整形外科、形成外科、口腔外科、牙科等医疗领域的再生医疗材料尝试了多种研究。
在专利文献6中公开了通过在空气中、400～800℃的范围加热金属钛芯材将芯材的表面进行氧化处理，通过熔融喷射氢氧化磷灰石、氧化铝或氢氧化磷灰石与氧化铝的混合物而在金属钛芯材的表面形成陶瓷涂层的骨内植入物的制造方法。
另外，在专利文献7中公开了由在高分子材料中分散有羟基磷灰石微粒的复合物构成的细胞培养用基材。该基材通过在单独单体溶液中分散含有羟基磷灰石的填充用填料，进行加热聚合而制造。因此，由于将细胞富于亲水性和生物体适应性的复合物粘附在目标物上，因而可以进行基材和细胞的粘附性、粘附细胞的生长性、伸展性优良的、长期的细胞培养。
本申请人发现成骨细胞适于在细纤维构成的几何空间中生长，在小于100μm粗细的钛纤维集团所构成的几何空间结构中，对于其周围为100～400μm的结构显示了极高的亲和性，具有积极粘附的特性，并将该发现公开在专利文献2中。而且，根据这些发现还提出了经过磷灰石生成液处理的、由直径小于100μm且长宽比20以上的钛纤维交络而形成层状的细胞培养增殖用反应器。
本发明中的第3目的在于提供专利文献2所记载的生物反应器的改良发明，可以将羟基磷灰石的附着平滑、均匀地形成在金属纤维的表面上的医疗材料的制造方法。
本发明的医疗材料的制造方法的特征在于，在大气中、400～800度的温度范围将由钛或钛合金构成的三维结构体加热至变为紫色，之后将其含浸在含有磷酸和钙离子的羟基磷灰石生成液中，直至三维结构体内部和外部都均匀地形成羟基磷灰石或含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石的涂层(权利要求27)。
本发明的医疗材料的制造方法的第2方式的特征在于，在大气中、400～800度的温度范围将由钛或钛合金构成的三维结构体加热至变为紫色，之后将其含浸在含有磷酸和钙离子的羟基磷灰石生成液中，使其干燥后在大气中、在500～1500度的温度范围加热，由此烧结羟基磷灰石的结晶，陶瓷化，直至三维结构体内部和外部都均匀地形成羟基磷灰石的涂层(权利要求28)。
这种医疗材料的制造方法优选的是上述羟基磷灰石的涂层形态相对于其底层是平滑的(权利要求29)。另外，优选上述三维结构体由线径100μm以下的金属线构成，按空隙率为50～95％交络而成(权利要求30)。上述医疗材料优选为细胞培养用基盘(权利要求31)。
本发明的医疗材料的制造方法由于是在大气中、400～800度的温度范围加热由钛或钛合金构成的三维结构体，因此整个钛三维结构体呈现紫色，或者被膜厚为400～800(纳米(10-7mm)的氧化覆膜覆盖。而且通过将被这种氧化覆膜覆盖的钛三维结构体浸渍在含有磷酸和钙离子的羟基磷灰石生成液中24～72小时，从而可以使羟基磷灰石均匀地附着在每根钛金属线上。
在高于800度的温度下对钛三维结构体进行大气加热时，结构体呈现蓝色，其氧化覆膜的膜厚达到800以上，其表面性状可以成为平滑的羟基磷灰石涂层。另一方面，在低于400度的温度下进行大气加热时，结构体呈现橙色或茶色，其氧化覆膜的膜厚形成为400以下，难以生成平滑的羟基磷灰石涂层，磷灰石呈斑点状沉淀。
如此制造的医疗材料由于羟基磷灰石均匀地附着在每根钛金属线上，从而诱导、锚定生长的细胞和组织。另外，还具有细胞和组织适于生长的三维结构。而且，通过三维效果，可以将各种细胞分化、诱导，促进胶原等有用物质的产生，且可以进行接近生物体状态下的大量培养。
附图说明
图1a、图1b、图1c是表示本发明医用材料一实施方式的立体图。
图2是表示本发明医用材料的另一实施方式的立体图。
图3是表示本发明医用材料的又一实施方式的立体图。
图4是表示本发明医用材料的又一实施方式的立体图。
图5是表示本发明医用材料的又一实施方式的立体图。
图6a、图6b、图6c分别表示本发明医用材料的又一实施方式的立体图。
图7a～图7d表示可以在本发明医用材料中使用的硬质棒实施方式的立体图。
图8a是表示健康肠骨部分的立体图、图8b是表示形成有缺损部的肠骨部分的立体图。
图9a是将硬质棒固定在图8b的肠骨部分缺损部的状态的立体图、图9b是将片状的三维结构体折叠到图9a的缺损部前的立体图、图9c是将三维结构体固定于图9a的缺损部后的立体图。
图10a是将片状的三维结构体折叠到图9a的缺损部前的侧面截面图、图10b是将三维结构体折叠到图9a的缺损部后的侧面截面图、图10c是将三维结构体固定于图9a的缺损部后的侧面截面图。
图11a、图11b是表示将本发明的医用材料用于头骨重建时的概略图。
图12a、图12b是表示将本发明的医用材料用于虫牙部位的牙齿重建时的概略图。
图13是表示本发明的人工牙根一实施方式的截面图。
图14是表示本发明的人工牙根的另一实施方式的截面图。
图15a是表示本发明的细胞培养用基盘一实施方式的立体图、图15b为其放大图、图15c是表示插入本发明细胞培养用基盘的固定器的立体图。
具体实施方式
以下使用附图说明本发明的医用材料。
图1a所示的医用材料10由空隙率为20～97％的长方体状多孔质三维结构体11和形成在其主体内部的中空孔12、13、14、15构成。
结构体11具有2个相对的小侧面11a、2个相对的大侧面11b、顶面11c和底面11d。
该结构图11由纯钛、钛合金、钴铬合金、合成高分子、天然高分子、不锈钢、不锈钢合金、铝、铝合金等材料构成，还可以是由多种材料构成。另外，该空隙率为20～97％的多孔质三维结构体通过将粗细100μm以下的细纤维性状的材料交络而形成。该结构体形成厚度为0.1～10mm的片状，当由上述金属形成时，还可以通过加压或烧结而固化。另外，还可以在该纤维的外周通过含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石、其它磷酸钙化合物所构成的磷灰石进行涂覆。由此，可以获得与细胞的亲和性更提高、细胞的诱导性以及与细胞的结合性高的医用材料。
该中空孔15是与大侧面11b平行、且贯通两个小侧面11a的中心而形成的圆筒状孔。另外，中空孔12、13、14是与短侧面11a平行、且贯通两个大侧面11b而形成，在它们的中心部与上述中空部15相连的圆筒状孔。这些中空孔12、13、14、15全部贯通结构体11。另外，该医用材料10的中空孔以中空孔15为轴呈树枝状分布，本发明中，还可以将中空孔12、13、14、15全部合起来看作一个中空孔。
如此形成的医用材料10由于在其内部具有与外部连通的中空孔，因此可以将磷酸钙、磷灰石陶瓷等生物体亲和性优良且促进细胞生长的物质从该中空孔导入或注入。因而，与以往不同，可以使导入物质在结构体内扩散。另外，作为导入或注入物质，还可以使用具有生理活性的细胞、组织、蛋白质、适于它们发挥功能的物质。具体地说，注入到该结构体内部的物质可以举出具有生理功能的各种细胞、骨髓细胞、骨髓液、从骨髓液中分离出来的干细胞、来自脐带血的细胞、来自末梢血的细胞、组织切片、各种蛋白质、脂质、多糖类、酶、抗生素、抗菌素、激素、细胞因子、血液凝固促进剂、细胞生长因子、由经基因操作的细胞获得的提取物、由经基因操作的细胞产生的物质、血管内皮细胞生长因子(VEGF)、血小板促进生长因子(PIGF)、转化生长因子β1(TGFβ1)、酸性成纤维细胞(aFGF)、碱性成纤维细胞(bFGF)、转化生长因子α(TGFα)、上皮细胞生长因子、骨连蛋白、血管生成素(ANG1)、ANG2、血小板源性生长因子AB、血小板源性生长因子BB、骨形成蛋白(BMP)、肝细胞生长因子(HGF)、细胞外基质、胶原等。
另外，还可以使被导入到结构体内的物质含有或保持在凝胶状的载体上，注入到结构体内的中空孔内。由此，液体状的导入物质不会从结构体内流出。另外，由于在整个结构体内具有缓释性且均匀地扩散，因此可以高效地使导入物质发挥作用。
作为这种凝胶状的载体，可以举出明胶或胶原等上述在生物体内分解的高分子。特别是，通过将明胶或胶原交联而制作的水凝胶可以将细胞生长因子的水溶液固定在高分子水凝胶内。而且，在生物体内，水凝胶随着时间而分解，其分解速度可以通过水凝胶的交联程度控制，因此优选。
另外，在由纤维形状构成的三维结构体的纤维外周实施有氢氧化磷灰石涂覆的结构体中，由于可以增加明胶微球的嵌入量，因此可以增加导入物质的注入量。
另外，图1b所示的医用材料10b是由多孔质三维结构体的空隙率不同的三维体X、Y所形成。若该医用材料10b的三维体X的空隙率大于三维体Y时，三维体Y作为结构体的支柱发挥作用，可以提高结构体的力学强度。另外，若三维体X的空隙率小于三维体Y，则能够在三维体Y中含有细胞或细胞生长因子，通过来自结构体内部的再生和来自外部的细胞诱导，形成早期组织。进而，形成图1b所示结构体的空隙率不同的三维体X、Y还可以是从空隙率从三维体X向三维体Y倾斜地变化而形成。此时，由于空隙率呈倾斜地变化，因此易于使细胞在空隙率低的位置生长。；另外，如图1c所示的医用材料10c那样，还可以在由该空隙率不同的三维体X、Y形成的多孔质三维结构体中形成中空孔H。
图2所示的医用材料20由多孔质三维结构体21、形成在该主体内部的中空孔22、23构成。这里，中空孔22和中空孔23相互独立。其它构成与图中的医用材料10基本上相同。这里它们是按照相互平行的方式而独立形成的，但也可以分别朝向不同的方向。通过如此独立具有中空孔，可以使上述导入物质在结构体内扩散。
图3所示的医用材料30由多孔质三维结构体31、形成在其主体内部的中空孔32、33构成。该医用材料也是中空孔32和中空孔33相互独立。另外，中空孔33是与图1a的中空孔同样地分布成树枝状，由小空孔33a、与该小空孔33a垂直设置的在小空孔33a的中心部相连的小空孔33b、33c构成。其它构成基本上与图1a所示的医用材料10相同。
图4所示的医用材料40具有贯通多孔质三维结构体41的中空孔42。在以往的实施方式中，中空孔全部为直线状，但本中空孔42弯曲成倒S形。这样，本发明的医用材料的中空孔可以是任何形状，由此可以使导入物质在结构体内扩散。
图5所示的医用材料50在长方体状的多孔质三维结构体51的中心形成有圆筒状的中空孔52。
图6a所示的医用材料60在圆柱状的多孔质三维结构体61的中心形成有圆筒状的中空孔62。另外，图6b所示的医用材料63在其多孔质三维结构体61的中心形成有截面为三角形的中空孔64。
图6c所示的医用材料65通过硬质棒66连接医用材料60或63。该医用材料65中，装卸自由地具有硬质棒66，在手术等现场中，可以调整成适应该情况的大小的医用材料。另外，在肋骨或腓骨的手术中，通过硬质棒66可以容易地固定医用材料65。
图7a～图7d显示了可以在医用材料65中使用的硬质棒的又一实施方式。图7a所示的硬质棒67的截面为圆形，图7b所示的硬质棒68的截面为长方形，图7c所示的硬质棒69的截面为L字形，图7d所示的硬质棒70的截面为H字形。这些硬质棒可根据其医用材料的配置位置随时选择，当需要强度高的医用材料时，优选硬质棒69、70。这里，由于医用材料65的硬质棒可以装卸，因此可以在将导入物质导入到医用材料60和63后，再插入硬质棒66。另外，通过将硬质棒的形状制成与医用材料的贯通中空孔不同的形状或者是可在其间形成空隙的形状，还可以从在将硬质棒插入到医用材料后由于其形状不同所形成的空隙中插入注射器等来送入导入物质。
图8～图10显示了由于在上述整形外科领域中移植自身骨而在肠骨部分产生缺损时的本发明医用材料的使用方法。
图8a的符号80为健康的肠骨部分。由于从该健康的肠骨部分移植自身骨，因此如图8b所示那样形成了缺损部81。这里，将硬质棒82以架桥的方式固定在缺损部81上(参照图9a)。这里使用了2根硬质棒82，但其数量可以根据缺损部的大小进行选择。
接着，将形成为片状的空隙率为20～97％的多孔质三维结构体83按照缺损部的大小进行裁减(参照图10a)，折叠该多孔质三维结构体83使其覆盖在缺损部81上、且夹住硬质棒82(参照图10b)。这里，折叠的多孔质三维结构体83通过缝合线或金属丝等线84缝合、固定(参照图9c、图10c)。
这样，在片状的多孔质三维结构体83的折叠间隙中形成了中空部分。而且，至少在硬质棒附近形成了中空孔。
图11a、b是将本发明的医用材料用于头骨的重建中。
图11a的符号90表示头骨，符号91表示其缺损部。而且，将在该缺损部91中插入有1块具有中空孔的医用材料92的情况示于图11b中。这里，医用材料92基本上与图1a的医用材料10相同。但是，形成于该医用材料92的中空孔的形状没有特别限制。可根据该缺损部的大小等任意决定。另外，通过将治疗所必需的充分量的细胞生长物质等生长因子填充到中空孔中，将医用材料92插入到头骨中，可以将生长因子均匀地扩散分布在结构体内，因此可以期待缺损部的早日重建。
图12a、b表示将本发明的医用材料填充到牙齿中，进行该虫牙部位的重建的方法。
图12a的符号94表示牙齿的牙釉质部位，95表示牙齿牙本质的部位，符号96表示牙齿的牙髓，符号97表示牙齿的牙骨质部位。另外，符号98表示虫牙的部位。以往，作为深入到牙髓的严重虫牙的治疗，将虫牙的部位削掉，将氢氧化钙(碱性)填充到虫牙部分，杀死虫牙菌，利用该死去的细菌防止牙髓的泄漏。另外，还进一步设置牙冠，将填充到该虫牙部分的氢氧化钙覆盖。
在图12b中，将具有中空孔99a的医用材料99形成为虫牙部位的形状，填充到虫牙部位98中。医用材料99的其它构成基本上与图1a的医用材料相同。通过使用该三维结构体的医用材料99，利用注入到医用材料99的中空孔99a中的骨再生因子或细胞、利用从医用材料99的内部的齿形成和由牙髓96产生的从外部的齿形成，可以早日形成牙齿(牙本质、牙釉质、(在为图12a的虚线所示的严重虫牙时、或者为牙齿侧部的虫牙时，为牙骨质))，进行虫牙部位98的重建。另外，在医用材料的中空孔99a中除了注入治疗所必需的充分量的细胞生长物质等生长因子之外，还可以注入用于虫牙治疗的虫牙菌的杀菌剂等，填充到虫牙的部位98中。
接着，说明本发明的人工牙根。
图13所示的本发明人工牙根100包括基材101、设置在该基材外周的金属纤维层102、设置在该金属纤维层外周的金属线纤维层103、设置在该金属线纤维层外周的牙根膜形成层104、和设置在该吸收性高分子膜外周的牙槽骨形成层105。
基材101是圆柱状的金属制杆，其直径为1～5mm、长度5～20mm。该金属基材由生物体适应性高的金属构成，特别是可以举出钛、钛合金、金、金合金。该基材的上部101a从牙龈突出，与人工牙(未图示)卡合在一起。
金属纤维层102通过将由金属线构成的金属无纺布缠绕在金属基材101的外周上而形成。该金属无纺布按照其空隙率达到50～90％交络有其直径为5～100μm的金属线。这种金属无纺布具有成骨细胞适于锚定的三维结构，由该金属无纺布构成的金属纤维层102作为诱导成骨细胞的硬组织形成诱导层发挥作用。
即，被诱导至金属纤维层的成骨细胞在金属纤维层(金属无纺布)内被分化诱导，形成硬组织层。这里，形成硬组织层的成骨细胞和金属纤维层(金属无纺布)三维地物理结合，使人工牙根和生物体牢固地结合在一起。
该金属纤维层102与金属基材同样，是生物体适应性很高的金属，特别优选使用钛、钛合金、金、金合金，由此可以促进成骨细胞的诱导和锚定。另外，通过使该金属纤维层和基材为相同材料，可以使后述记载的真空烧结产生的金属纤维层与基材的熔融结合更为牢固。
牙根膜形成层104由生物体内降解性的高分子材料形成，呈现直径100～400μm的孔在垂直于金属基材的轴的方向上形成有多个的蜂窝结构。即，被诱导至牙根膜形成层104的未分化间叶细胞在牙根膜形成层内被分化诱导成胶原纤维(Charpy式纤维)等成纤维细胞。而且，该牙根膜形成层由于具有形成在垂直于基材轴方向上的孔的蜂窝结构，因此该胶原纤维相对于形成在金属无纺布内的硬组织层和牙槽骨垂直地生长，呈现与天然牙的牙根膜相同的形态和结构。
作为牙根膜形成层104中使用的生物体内降解性材料，可以举出聚乳酸·聚己内酯共聚物等生物体降解性塑料制的多孔质膜、胶原纤维膜和它们与骨形成蛋白和成纤维细胞生长因子等细胞因子的复合物等，优选使用聚乳酸·聚己内酯共聚物或多孔质膜与细胞因子的复合物。
在制造这些膜时，在玻璃、塑料或金属平板上使用溶剂将材料形成为膜状，从而形成厚度50～1,000μm、更优选100～300μm的膜状。例如，以聚合物为材料时，将材料溶解在有机溶剂中，在上述平板上将其蒸散，或者以胶原为材料时，在上述平板上将凝胶中的水分冷冻干燥形成膜。对于使用生物体降解性的塑料聚合物的薄膜制法的详细情况已经在非专利文献1中叙述过，对于使用胶原的牙根膜形成层的制法的详细情况在非专利文献2中叙述过，均为公知的方法。之后，在所形成的膜上，利用非专利文献1中记载的激光穿孔或使用针的穿孔法等物理方法在膜面上形成直径100～400μm、开孔率为40～70％、优选50～60％的贯通孔。另外，贯通孔的截面形状通常为圆形，也可以是三角形、四边形、六边形等多边形。另外，相同的膜也有部分市售。
牙槽骨形成膜105由生物体内降解性的多孔质高分子膜形成，不具蜂窝结构。通过设置这种牙槽骨形成层105，促进缺损部大的情况的牙槽骨重建。该牙槽骨形成层105如下形成：将多孔质性高分子膜物理地卷绕在牙根膜形成层104的外周，通过粘结剂等进行粘结。
人工牙根100如下制造。首先准备金属杆的基材101，在该钛杆的外周上卷绕将在金属纤维层102中使用的金属线交络并进行真空烧结而成的金属无纺布，进而，卷绕在金属线纤维层103中使用的金属线，填充到陶瓷制烧结夹具筒内，在约500～1500℃下、真空度10-3Pa左右或之上的真空中烧结约0.5～5小时。如此制造的复合物的金属线之间的接触点以及金属杆与金属线(金属无纺布)的接触点被熔融，变得牢固。而且，在该复合物的外周卷绕在牙根膜形成层104中使用的膜，进而卷绕在牙槽骨形成层中使用的无纺布，制造人工牙根100。
另外，还可以通过将金属纤维层102、金属线纤维层103、牙根膜形成层104、牙槽骨膜形成层105的任一层或全部浸渍在含有骨形成蛋白(BMP)和成纤维细胞生长因子(FGF)等细胞因子的溶液中，担载这些细胞因子。而且，还可以在吸收性高分子膜的外周使用含有碳酸磷灰石的溶液，担载碳酸磷灰石。这些担载方法没有特别限定。
通过将本发明的人工牙根植入在生物体内，由此在牙根膜形成层中形成胶原纤维，在金属纤维层中形成硬组织层。因此，人工牙根和生物体牢固地结合，且由于在人工牙根和生物体之间形成了人工牙根膜，因此可以防止人工牙根的错位和歪斜。通过该牙根膜再生功能再生的人工牙根膜与天然的牙根膜相比，除了牙根部的牙本质被金属替换之外，其它基本上相同。
图14所示的人工牙根110省略了牙槽骨形成层105，其它构成与图13的人工牙根100基本上相同。
该人工牙根100制造如下：在基材101的外周卷绕在金属纤维层中使用的金属无纺布，填充到陶瓷制烧结夹具筒内，在约500～1500℃下、真空度10-3Pa以上的高真空中烧结约0.5～5小时。在如此制造的复合物上卷绕在牙根膜形成层104中使用的膜，制造人工牙根110。
这样，即便不具有牙槽骨形成层105，通过将该人工牙根110植入到生物体内，也可以在牙根膜形成层中形成胶原纤维，在金属纤维层中形成硬组织层，人工牙根和生物体牢固地结合。
接着，说明本发明医疗材料的制造方法。
图15的细胞室(细胞培养皿)120为圆板型，外形为3～30mm、厚度为0.3～3mm，是对将线径为100μm以下的钛金属线按空隙率为50～95％进行交络而制作的钛三维结构体在400～800度、优选550～600度下进行大气加热直至变为紫色，在加热后浸渍在羟基磷灰石涂层生成液中48小时，使之附着羟基磷灰石的产物。
该钛三维结构体是在预先准备的圆形模具上按空隙率为50～95％来压缩线径为100μm以下的钛金属线，进而进行真空烧结而成的产物。
在大气中、550～600度下加热如此成形的钛三维结构体。该加热直至进行到钛三维结构体变为紫色。由此钛三维结构体的表面被厚度为600～800的氧化覆膜包覆。如此被氧化覆膜包覆的钛三维结构体与羟基磷灰石牢固地接合，具有缓释性，因此优选。
作为这种羟基磷灰石，可以举出羟基磷灰石、含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石等烧结体。另外，羟基磷灰石生成液含有磷酸离子和钙离子。
由于通过本发明的制造方法制造的细胞培养用基盘如上构成，因此可以通过三维效果将各种细胞分化、诱导，促进胶原等有用物质的产生，且能够在接近于生物体的状态下进行大量培养。
该带框的细胞培养用基盘120优选如图15c所示通过与固定器125一起使用，因为在培养时不会将细胞所分泌的活性物质从细胞室(细胞培养皿)中溢出。另外，通过这样使用固定器125，细胞培养用基盘的培养效果也提高，因而优选。
实施例1
羟基磷灰石生成液的组成
钙离子(Ca+2)：15mM
磷离子(HPO4 -2)：9mM
氯离子(Cl-)：710mM
碳酸氢离子(HCO3 -)：21mM
钠离子(Na+)：730mM
在上述组成的羟基磷灰石生成液中掺入碳酸气体，在37℃下调整至pH6.1。

Claims (31)

1.医用材料，其特征在于，其为空隙率为20～97％的多孔质三维结构体，在该结构体内部具有中空孔和/或中空部。
2.医用材料，其特征在于，通过将空隙率为20～97％的多孔质三维结构体多个组合，在它们的间隙间具有中空孔和/或中空部。
3.医用材料，其特征在于，其为由空隙率为97％以下的至少2个以上的三维体形成的多孔质三维结构体，形成该多孔质三维结构体的三维体的空隙率不同。
4.权利要求3所述的医用材料，其特征在于，在该多孔质三维结构体的内部具有中空孔和/或中空部。
5.医用材料，其特征在于，其为空隙率为97％以下的多孔质三维结构体，具有空隙率呈倾斜地变化的结构。
6.权利要求5所述的医用材料，其特征在于，在该多孔质三维结构体的内部具有中空孔和/或中空部。
7.权利要求1、2、4或6所述的医用材料，其特征在于，该中空孔和/或中空部在该结构体内呈树枝状分布。
8.权利要求1、2、4、6或7所述的医用材料，其特征在于，具有至少1个以上的贯通该结构体的中空孔和/或中空部。
9.权利要求1～8中任一项所述的医用材料，其特征在于，该结构体具有从表面至内部的空隙率梯度。
10.权利要求1、2、4、6～9中任一项所述的医用材料，其特征在于，具有至少1个以上可以装卸的贯通该结构体的中空孔和/或中空部的硬质棒。
11.权利要求10所述的医用材料，其特征在于，该硬质棒的粗细为截面积0.5平方厘米以下。
12.权利要求10或11所述的医用材料，其特征在于，该硬质棒的截面形状为选自圆形、椭圆形、圆的一部分有缺损的变圆形、多边形、L形或H形等变形、中空形等中的任1种形态。
13.权利要求1、2、4、6～12中任一项所述的医用材料，其特征在于，通过向该中空孔和/或中空部注入物质，可以使该物质扩散分布在该结构体内。
14.权利要求1～13中任一项所述的医用材料，其特征在于，在该结构体的至少一部分中含有磷酸钙、磷灰石陶瓷的任1种。
15.权利要求1～14中任一项所述的医用材料，其特征在于，由选自纯钛、钛合金、钴铬合金、合成高分子、天然高分子、不锈钢、不锈钢合金、铝、铝合金等的1种以上的材料构成，在其至少一部分中具有粗细为100μm以下的细纤维形状。
16.权利要求15所述的医用材料，其在构成三维结构体的纤维的外周涂覆有磷灰石陶瓷。
17.权利要求1～16中任一项所述的医用材料，其特征在于，该结构体是将厚度0.1～10mm的片材层压，通过加压或烧结进行固化而成。
18.权利要求1～17中任一项所述的医用材料，其特征在于，注入到该结构体内部的物质具有生理功能，为选自各种细胞、骨髓细胞、骨髓液、从骨髓液中分离出来的干细胞、来自脐带血的细胞、来自末梢血的细胞、组织切片、各种蛋白质、脂质、多糖类、酶、抗生素、抗菌素、激素、细胞因子、血液凝固促进剂、细胞生长因子、由经基因操作的细胞获得的提取物、由经基因操作的细胞产生的物质、血管内皮细胞生长因子(VEGF)、血小板促进生长因子(PIGF)、转化生长因子β1(TGFβ1)、酸性成纤维细胞(aFGF)、碱性成纤维细胞(bFGF)、转化生长因子α(TGFα)、上皮细胞生长因子、骨连蛋白、血管生成素(ANG1)、ANG2、血小板源性生长因子AB、血小板源性生长因子BB、骨形成蛋白(BMP)、肝细胞生长因子(HGF)、细胞外基质、胶原或它们的任意的复合物或衍生物等中的至少1种以上。
19.人工牙根，其包括基材、通过对交络金属线而成的金属无纺布进行真空烧结而设置在该基材外周的金属纤维层、和设置在该金属纤维层外周的由多孔质性且生物体内降解性的吸收性高分子构成的牙根膜形成层，所述牙根膜形成层具备在膜面具有直径100～400μm贯通孔的蜂窝结构。
20.权利要求19所述的人工牙根，所述金属无纺布是交络金属线并进行真空烧结而形成的。
21.权利要求19或20所述的人工牙根，在所述牙根膜形成层的外周上设置由不具蜂窝结构的吸收性高分子无纺布构成的牙槽骨形成层。
22.权利要求19～21中任一项所述的人工牙根，在所述金属纤维层和/或牙根膜形成层上含浸和/或吸附骨形成蛋白(BMP)和成纤维细胞生长因子(FGF)等细胞因子。
23.权利要求19～22中任一项所述的人工牙根，在所述金属纤维层和/或牙根膜形成层上涂覆含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石、其它的磷酸钙化合物。
24.权利要求19～23中任一项所述的人工牙根，所述金属纤维层由按空隙率为50～90％而将直径5～100μm的金属线交络而成的金属无纺布构成，所述基材和金属纤维层通过真空烧结来固定。
25.权利要求19～24中任一项所述的人工牙根，所述牙根膜形成层为胶原纤维、胶原纤维与骨形成蛋白(BMP)和成纤维细胞生长因子(FGF)等细胞因子的复合物、或是聚乳酸·聚已内酯共聚物等生物降解性塑料所构成的聚合物，通过物理或化学的穿孔方法设置蜂窝结构。
26.权利要求19～25中任一项所述的人工牙根，所述基材和/或金属线为选自钛、钛合金、金、金合金的材料。
27.医疗材料的制造方法，其特征在于，在大气中、400～800度的温度范围加热由钛或钛合金构成的三维结构体直至其变为紫色，之后，将其浸渍在含有磷酸和钙离子的羟基磷灰石生成液中，直至三维结构体的内部和外部都均匀地形成羟基磷灰石或含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石的涂层。
28.医疗材料的制造方法，其特征在于，在大气中、400～800度的温度范围加热由钛或钛合金构成的三维结构体直至其变为紫色，之后，将其浸渍在含有磷酸和钙离子的羟基磷灰石生成液中，使其干燥后，在大气中、500～1500度的温度范围加热，从而对羟基磷灰石的结晶进行烧结，陶瓷化，直至三维结构体的内部和外部都均匀地形成羟基磷灰石的涂层。
29.权利要求27或28所述的医用材料的制造方法，其特征在于，所述羟基磷灰石的涂层的形态相对于其底层是平滑的。
30.权利要求27或28所述的医疗材料的制造方法，其特征在于，所述三维结构体由线径100μm以下的金属线构成，按空隙率为50～95％交络而成。
31.权利要求27或28所述的医疗材料的制造方法，所述医疗材料为细胞培养用基盘。
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