CN1674945A - 钛纤维医疗材料 - Google Patents

Abstract

本发明提供可以形成骨与金属材料互相三维地协同的立体结合层的支架。由此，为了可以给予细胞活动的充分的几何学空间，不仅缩短形成立体型的结合时间，而且，即使在由于外伤、部分结合发生破裂的时候，由于细胞活动而可以自己修复。选定小于100μm、纵横比20以上的钛金属纤维，络合该选定而成的纤维、形成层状，从纤维层表面到内部，形成机体硬组织诱导性及固定附着性优异的空间的设定，由将该材料固定在植入材料周围来解决支架材料的设计。

Description

钛纤维医疗材料

技术领域

本发明涉及与人造牙根植入物、人造关节植入物等的整型外科用植入物共同使用的钛或钛基合金纤维构成的机体硬组织引导性支架材料与其制造方法及在再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器。

背景技术

在至今的口腔外科、整形外科领域，作为植入机体内用的植入材料，以人造牙根、人造关节为首的金属材料制品使用得很多。其中，最近特别是使用钛与钛合金的频率在迅速增长着。钛和其它金属相比，具有机体内异物反应少的优异性质、重量轻而坚固，并且将金属材料植入机体内的患者在术后检查等，接受MRI检查时，相对于具有磁性的材料在机体内会产生种种不便而言，在这一点上没有磁性的钛具有无障碍金属的附属效果，这也是推荐使用的理由之一。

特别是最近，含有钛与钛合金制成的医疗材料，在人造关节和人造牙根等的整型外科领域和牙科领域的使用频率正在增加着。由此，无异物反应的金属材料在机体内发挥功能、也在提高术后患者的QOL上作贡献。

但是，未必是完全可以满足的状况。例如，即使说无异物反应，在钛金属材料与机体的接触点上，即使金属材料被植入进骨组织内，在材料表面，结缔组织体系的成纤维细胞等与胶原纤维集合在一起、形成包围组织。因此，钛金属材料不能与骨组织直接接触，存在着难以达到骨组织与金属材料一体化的问题。

为了解决这个问题，近年来，在钛表面涂覆羟基磷灰石的同时，考虑到骨组织的诱导性与固定性的结构，即采取在材料表面设置凹凸结构，或者在表面固定许多微珠等的措施，由此，进行给表面带来复杂结构的改进。但是，即使采用这样的方法，金属材料与骨组织的生理的、机械的结合关系还是不充分的，即使看似乎是结合了，但从边缘部分，结合一开始破裂、就不能修复，裂口扩展到整体带来松驰，大多情况下迟早会脱落，随着重复多个症例就逐渐明朗起来。因此，特别在高龄者中，材料与骨组织的分离渐渐地进行等，甚至会出现极其危险的现象。而且，要达到金属材料与骨的结合，采用以往的方法，快则要3个月、慢则甚至要6个月，实际情况也是该期间不能进行下一阶段的治疗。

为了改善这些情况，更在最近，使用这样的以钛制植入材料为开端的医疗材料的同时，也并用促进成骨细胞诱导的BMP(骨形成发生蛋白)和关于其它细胞诱导的BMP等。与这些生理功能活性物质的并用就那样地有效果，在钛金属材料附近也可见成骨细胞的侵入，但还没有形成材料与细胞的一体的、称为骨整合的组织状态的细胞。

另一方面，作为将材料表面作成复杂形状的上述尝试的改进技术，提出了将钛或钛合金制的细线材随机地卷曲重叠在机体骨中被埋设的植入核心部分，在核心部分方向压缩、形成所要求的形状、尺寸的压缩成型体，使该成型体与核心部分结合、制成具有缓冲功能的钛制牙科用植入材料(特开平8-140996号公报)。这里，作为细线材，具体地表示，是直径为0.1mm至0.7mm、特别优选是0.3mm-0.5mm，由该钛线材形成的“成型体”的意义是，由于外力、即咬合外力，全方位地受到弹性、起着缓冲作用，同时允许机体骨组织从成型体的无数的多空隙侵入与增殖、提高埋入部分的所谓骨附着，以保证埋入部分的良好的稳定性。

进一步，将金属与发泡剂的混合物注入铸型，加压下加热到熔点以上，在适当时间除去加压用气体，由制作“泡结构”过程(美国专利第2,553,016号说明书)产生的产物、和作为该过程的发展方式，由于汞蒸气的发生、和钛或者锆的氢氧化物或碳化物的分解等而产生特定的气体(美国专利第2,434,775和同第2,553,016号说明书)产生的产物等，也提出采取在金属熔融时使气泡发生的特殊的发泡方法，而得到金属的“泡结构”薄层，将此固定在植入材料的表面，在埋设在机体内后、气泡单元内诱导骨组织，谋求骨组织与植入材料的融合的整型外科用植入材料(特开平11-341号公报)。作为此时使用的金属，被列举、公开的有纯钛、钛合金、不锈钢或钴-铬合金或铝等各种金属。然后，公开了由气泡形成的开口单元的大小，是0.5mm-1.5mm左右的范围，“泡结构”形成1.5mm-3mm的薄层。

但是，前一方案，基本是准备0.1mm-0.7mm的1根长的钛纤维，卷曲、压缩在植入核心周围的同时，在重复的纤维之间形成允许新生骨组织侵入与增殖的多孔空隙，但是，即使如此，在多孔空隙的形成中自然有着限度。即，该方法是在核心方向压缩线材、由该卷曲的方式确保与核心的安装关系，在那里，可以调制多孔空隙的余地应该是极小。假设，为了确保规定以上的空隙而将线材缓慢卷曲，则会有对核心不能确保线材的安装关系那样的缺点。即，采用这样的方法，谋求骨组织的侵入与增殖有限制，不能形成充分的骨整合组织。

另外，即使在后一方案中，其“泡结构”因为由专门对熔融金属的“气体的量与形状”控制，所以不能说成骨细胞的侵入与着床、增殖等给予直接影响的单元的大小、分布状态、壁厚等的控制是容易的，该公开的开口单元的大小是0.5mm-1.5mm左右，问题是该单元的壁厚，考虑到在附图中比例的话与开口单元比较，具有几乎相同或更厚的厚度，与基于作为其上述的微珠法中的珠直径不能说不同、没有比与骨细胞的亲和性而带来的形成与组织的一体化更令人期待的了。

即，即使使用以上所述的具有机体组织亲和性的钛或钛基合金的任何一项的以往技术，都存在上述各点中的问题，特别是骨组织与钛材料的一体化，其现状是不能说到达所谓形成骨质一体化的充足的组织。术后，产生从边缘部分骨与钛的松驰，迟早脱落的情况多，在此期间，也不可避免地使患者有不适感等，是问题多的技术。实际上，在医疗现场中采用以往的人造牙根、人造关节时，在后述的附图的说明也叙述了，但是，以往的技术如图1(A)所示的，因为骨与金属的结合是平面性的结合，所以达到充分的结合需要3个月到6个月，在此期间要安静地等待、不能进行下一步的治疗。其理由是因为，细胞活动着、达到与金属的结合的部位，在被结合物形成的面与面中，即使说只是被夹住的二维平面也不为过的领域的、只不过可以说是单纯的并且最小的平面。

上述那样地，以钛金属材料为开端的以往技术，都是以骨组织与金属制植入件之间的二维平面的结合作为目标，称其为骨整合，而在原来的生物学上有着长期保持的问题。本发明没有这样的问题，在使用各种硬组织代替用植入材料的同时，提供由植入材料与机体的骨组织是三维地、立体地互相协同，可以诱导杂合状态的组织层，是要提供机体硬组织诱导性支架材料。

而且，将采用以往的方法，达到某种程度的金属材料与骨的结合需要3个月到6个月，如后述实施例3中证明的那样地，本发明中是要提供在1个月以内，完成金属材料与骨结合的方法。

进一步，今天的再生医疗工程学的现状，是在硬组织代替材料中，与生理活性物质一起导入成骨细胞、干细胞，实际地谋求促进迅速的包含骨细胞的机体细胞形成的尝试。即，在规定期间内，确实地保持生理活性物质与干细胞、发挥缓释性、并且细胞浸润性优良、只分离在人体组织中埋设或增殖的细胞，在必须要增殖组织的研究现场、以及医疗现场直接可以送到的、可以作为所谓的细胞培养用生物反应器使用的材料。对此，从前的材料，是难以充分满足这些要求、达到可以应对的程度。

发明内容

本发明是要开发、提供可以应对上述问题或要求的、可以在机体硬组织作为有效的支架材料使用的、进一步对硬组织以外的细胞也可以作为有效的生物反应器使用的材料。

为此，本发明者如以下说明的那样地深入研究的结果，确认了成骨细胞对钛金属的极细的纤维材料着床、增殖极其容易溶合、在此使用的纤维的直径与细胞的增殖活动之间有着高度的相关性，另外，以该见识为开端，得到了一系列重要的见识，根据这些见识，在开发、提供可以应对上述要求的材料方面取得了成功。

即，本发明者对成骨细胞喜好的成长条件深入研究的结果，明确了成骨细胞喜好极细纤维构成的几何学空间而成长。在此进行进一步的基础研究，发现成骨细胞对钛纤维显示着极高的亲和性，其程度是细度小于100μm的比细度在100μm以上的钛纤维集团构成的几何学空间结构，对在宽度100μm至400μm的结构更显示极高的亲和性，有着积极的附着特性。

另外，关于这些见识的部分医学成果，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上发表(但是，不是关于本发明那样的成果的全部内容、另外，关于解决方法等全部都未发表)。

本发明进一步积极地发展由上述见识得到的纤维的特性、灵活运用，由在金属植入件的周围安装该纤维，如通过纤维在植入件周围使用，在植入件周围积极地诱导成骨细胞，其结果，可以从诱导含有骨组织和金属纤维与植入件的杂合状态的一体化组织的观点，从详细的实验结果可以明确提高如目的样的成果。

由此，使用以往的人造牙根、人造关节时，骨与金属的结合、即如(0011)所述的那样地，因为是平面的，所以，要得到足够的强度，需要3个月至6个月，该期间要保持安静，以至后一个治疗不能进行，根据本发明，由于给出由钛纤维形成的三维的复杂空间，即使厚度是2mm的层，其金属表面积也是平面时的20倍以上，仅此就给予细胞活动场所，并且，如前所述那样地，细胞的活动与被促进的效果相结合、可以在短期内达到骨组织的骨质一体化。

进一步，在以后的研讨中，明确了对于这样的细胞诱导与增殖，即使对于成骨细胞以外的细胞也是可能的。即，使用细度小于100μm的钛纤维，多种细胞在纤维层内被诱导、积极地附着、成长发育。即由于使用钛的细纤维，在提供由对机体整体组织亲和性高的金属植入材料形成的医疗材料上是成功的。

由对上述特定细度钛纤维层的细胞的高亲和性，在纤维层诱导细胞，形成与植入材料的杂合化，将此埋设于人体使用时，可以求得方式稳定性。关于这一点的深入研究的结果，本发明者，在将钛纤维无序地形成层状以后，将其单独地、或在植入材料上卷曲、真空烧结，纤维之间的交点、接触点及植入材料表面的纤维与植入材料部分的接触点，斑点般地熔敷，即使加外力，由于多数的熔敷点使外力被分散到整体而具有足够的强度，与其说是刚性结构不如说是在作为方式保持性优秀方面取得成功，而且明白即使在烧结后对于骨细胞等的机体组织的亲和性完全没有影响。

作为固定金属纤维的方法，也可以列举焊接和银焊料等其它的方法，但这些结合操作，大多使用糊剂。然而，在这些糊剂中，有可能含有对细胞有害的物质，所以不能说是适当的方法。考虑到这一点，从各种的熔敷法、固定法中敢于选择真空烧结法，是因为看到其有效性。即，真空烧结法不使用对细胞有害的物质、也不产生对细胞有害的物质。但是除此以外，其它固定纤维的有效方法，即，只要是对细胞的生长发育和对组织、进一步对人体不施加不良影响的熔敷方法，采用该方法就没有任何问题，其中包含着本发明的目的方式。

本发明者进一步研究的结果，发现在该钛金属纤维层的纤维表面，使含有羟基磷灰石或同时含碳酸磷灰石的结晶析出，由此促进成骨细胞的着床、或者由于预先附着、使用促进成骨细胞发育的、以BMP(骨发生形成蛋白)为首的各种细胞因子和细胞生长因子成分等的生理活性物质，可以更加有效地诱导骨细胞。这样的作用效果，不是单纯由该处理成分的功能带来的，可以是由并用细的钛纤维带来的作用效果。并且在此时，发现使具备显著的持续性与缓释性的作用效果奏效。

这样的作用效果，与板状体对比，可以认为有显著的不同。这个不同，可以认为是因为金属纤维层的表面积与板状体相比大奶多而引起的。即，即使是同样的承载量而且不偏离，在大范围中平均承载，加上承载面积增加，因此总承载量增大。生理活性物质的作用也由于使用比表面积小的板状体、极细的100μm以下的纤维，而更有效、作用范围更广，由此，有效地诱导成骨细胞、可以形成一体化的强有力的机体组织。

另外，作为此时的承载方法，可以将上述BMP成分、细胞因子、各种细胞生长因子、具有生物活性的成分或因子，直接地、也可以附着于金属纤维，在钛或钛化合物的纤维间隙含有聚乙二醇酸、聚乳酸、聚乳酸-聚乙二醇酸共聚物、生物降解性(3-羟丁基(ヒドロキレブレト)-4-羟基丁酸酯)聚酯聚合物、聚二噁烷、聚乙二醇、胶原蛋白、角蛋白、白蛋白、血纤维蛋白、壳聚糖、甲壳质、丝蛋白、纤维素、粘多糖类、玻璃粘连蛋白、纤维粘连蛋白、昆布宁、藻酸、透明质酸、肝素、硫酸乙酰肝素、硫酸软骨素、聚氨基酸、葡聚糖、琼脂糖、果胶、甘露糖胶及它们的衍生物等的在机体内能够分解、吸收的物质，使上述因子被吸附在机体内吸收性物质中也将是有效的。

当然，即使不使用这样的机体活性物质，细胞自身具有的特性，即，细胞对极细的纤维容易附着的行为，不如说可以归结于细胞自身具有的本质特性，而由适当地调节该机体活性物质，如果可以控制该细胞的行为，就可以在位置上、时间上自由地控制细胞的诱导、活化，就有作为有效的方式之一成立的可能性。

这里，做成使纤维无序地络合的方式，细胞就积极地侵入无序的每个纤维间隙，形成细胞与金属纤维三维地复杂地进入强有力的杂合组织。但是，该方式对于特定的方向，特别在有必要增强等时，按照该增强目的，例如并用织布也是有效的方式是不必多说，丝毫不妨碍本发明的目的。

将以上记载的金属纤维层使用于人体或其它动物时，例如，将植入金属材料植进骨组织时，产生血管与骨的细胞进入构成植入材料上固定的金属纤维层形成的三维间隙，自己形成杂合组织，由此产生金属材料与骨组织的一体化现象，如上述说明的那样，植入金属材料整体在骨组织内的固定效果更加提高、金属材料在骨组织内变得坚固地固定。这样的固定效果迅速地由细胞与血管的进入定位而形成，可以明了是始终使用特定的细度、纵横比的钛纤维开始得到的作用效果。

以上是基于相当数量(几百例)以上的验证实验而得到的见识，着眼于这样的特定金属(钛或钛基合金)的细线中的直径与细胞的关系的研究，是本发明者的首创，是极具高独创性的研究、是新型的，没有先例。然后，由于制成该细线，作用效果极其显著，由此，有助于医学的发展、人类的大福利是不必多言的。通过本实验而使用的、作为本发明的支架材料被安装的植入材料的金属材料，主要地言及与骨的亲和性的必要性、基于实际中在医疗现场使用的钛金属制医用植入材料，不必多言的是也可以使用除此之外的金属制或非金属制的医用植入材料。

另外，进一步对于细度不足100μm的钛纤维，由许多实验明确在成骨细胞以外还有多种细胞，通过使用该材料，与成骨细胞同样地活跃地进行生理活动，有着积极的附着特性。其中，当然也含有被称为万能细胞的干细胞。即由此明确了，100μm以下的钛金属纤维层，具有作为在再生医学工程学中的细胞培养增殖用材料的功能，可以用作为细胞培养增殖用反应器。

附图说明

图1是外面安装本发明的钛纤维制成的支架材料、形成钛棒等的植入材料的概要图及其放大图。

图2是表示外面安装本发明的钛纤维制成的支架材料、真空烧结、熔敷的金属钛棒与只使用钛棒的大鼠皮下的植入比较实验的表示异位性4周的骨组织的图。

图3是由Ca的定量分析表示在装有与不装有钛金属纤维无纺布时的各钛棒上的骨形成量的不同的图。

图4是将在钛棒上装有钛金属纤维无纺布、但不进行真空烧结、实施磷灰石涂覆处理的试样和在钛棒上装有钛金属纤维无纺布、但都不进行真空烧结与磷灰石涂覆处理的试样，分别植入于老鼠皮下，用显微镜观察经过4周后的试样和成形的骨组织的状态的图。

图5是分别准备将钛金属纤维无纺布在钛棒上真空烧结而一体化、进行磷灰石涂覆处理的试样，和将钛金属纤维无纺布在钛棒上真空烧结而一体化、不进行磷灰石涂覆处理的试样，植入于兔的头盖骨，用显微镜观察经过4周后的试样和骨组织状态的图。

图6是表示在大鼠的头盖骨中植入装有钛珠的植入试样，用显微镜观察经过4周后的试样与骨组织的状态的图和用显微镜观察任其自然痊愈、经过4周后的骨组织的状态的结果的图。

图7是表示在真空烧结的钛金属纤维表面实施磷灰石涂覆处理后的金属纤维表面和不进行真空烧结的钛金属纤维实施磷灰石涂覆处理后的金属纤维表面的SEM观察结果的图。

图8是表示真空烧结前的钛金属纤维表面和真空烧结后的钛金属纤维表面的SEM观察结果的图。

图9是表示由本发明的生物反应器与以往型多孔性磷灰石的反应器以及塑料平板对照反应器的成骨细胞增殖比较实验结果的图。

实施发明的最佳方式

基于以上的一系列见识，将上述记载的课题，采取下述(1)-(13)中记载的构成来解决。

(1)机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，是与代替各种硬组织用植入材料共同使用的、由钛或钛基合金纤维形成的机体硬组织诱导性支架材料，选定该钛或钛基合金纤维的平均直径是100μm以下、纵横比20以上(短轴∶长轴＝1∶20以上)的纤维，同时将该纤维形成层状，由此，从其表面层直至内部，形成机体硬组织着床空间，作出机体硬组织诱导性与固定附着性优异的材料设计。

(2)如权利要求1所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，由所述纤维形成的层状支架材料或与其共同使用的各种植入材料，被真空烧结，由此各纤维之间或纤维与植入材料的交点至接触点互相熔敷、被固定。

(3)如上述(1)至(2)的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，所述纤维表面由磷灰石生成液处理，由含有羟基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸钙化合物涂覆附着。

(4)如上述(1)至(3)的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，所述纤维表面由将机体细胞活化的生理活性物质或含有生理活性辅助剂的处理液处理。

(5)如上述(4)所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，将所述机体细胞活化的生理活性物质或生理活性助剂辅含有选自细胞生长因子、细胞因子、抗生素、细胞生长控制因子、酶、蛋白、多糖类、磷脂、脂蛋白、粘多糖类组成的群的1种或2种以上。

(6)如上述(1)至(5)的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料是人造牙根植入材料、在植入材料埋设于机体骨内的埋入部分的周围表面卷曲乃至固定、一体地安装使用。

(7)如上述(1)至(5)的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料是人造关节植入材料、在植入材料埋设于机体骨内的埋入部分的周围表面卷曲至固定、一体安装使用。

(8)如上述(1)至(5)的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料是骨修复用植入材料、在植入材料埋设于机体骨内的埋入部分的周围表面卷曲至固定、一体安装使用。

(9)如上述(6)至(8)的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料与机体硬组织诱导性支架的一体安装由专用真空烧结安装。

(10)机体硬组织诱导性支架材料的制造方法，其特征是，将平均直径100μm以下、纵横比20以上的钛或钛基合金纤维多数地交叉、形成层状，将其单独地或在人造牙根植入材料乃至人造关节植入材料的周围卷曲、真空烧结，熔敷各纤维的交点或纤维层与植入材料的接触点而一体化。

(11)再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器，其特征是，在再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器中，作为诱导、着床构成反应器的细胞、形成生育空间的反应器的材料，使用细度小于100μm、纵横比20以上(短轴∶长轴＝1∶20以上)的钛纤维或由磷灰石生成液对其进一步处理，由含羟基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸钙化合物涂覆、附着的该钛纤维的同时，将该纤维络合形成为层状，由此，从其表面层直至内部，形成机体硬组织着床空间，作成细胞诱导性及固定附着性优异的材料的设计。

(12)如上述(11)所述的再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器，其特征是，所述纤维层由含有将机体细胞活化的生理活性物质或生理活性辅助剂的溶液处理或含有该溶液。

(13)如上述(11)所述的再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器，其特征是，所述将机体细胞活化的生理活性物质或生理活性辅助剂含有选自细胞生长因子、细胞因子、抗生素、细胞生长控制因子、酶、蛋白、多糖类、磷脂、脂蛋白、粘多糖类组成的群的1种或2种以上。

这里，所谓将该纤维形成层状，是将具有网状空间的织布制成层状和将络合纤维的无纺布形成层状。然后，从表面层到内部，形成机体硬组织着床空间、为了进行机体硬组织诱导性与固定附着性优异的材料设计，将纤维的细度小于100μm、纵横比20以上的钛纤维无序地络合成为层状，如可以形成无纺布就可以自然得到。由此形成的空间，就具有将细胞的进入作为可能的开口部，另外，对进入的细胞着床、增殖则形成充分的空间。以后的实施例中，由空隙率、密度示例、言及该纤维层，而机体硬组织诱导性及固定附着性、空隙率、密度在极其广泛的范围是有效的。本发明设定纤维的细度小于100μm，对机体硬组织可以设定优异的空间，另外，也富于加工性，比使用更粗的纤维的时候有利。此外，不仅仅停留在表观上细度的不同，可以明白，事实上在细胞水平的情况则具有更大的意义。

实施例

根据在以下记载的异位性骨形成实验、同位性骨形成实验和/或磷灰石涂覆实验、细胞增殖实验等公开的实施例及图面，说明本发明的实施方式。另外，这些实施例是公开作为有助于容易理解本发明的具体例，因此，不是限定本发明的意思。

以下记载的实验中使用的支架材料，是如图1所示的将平均直径100μm以下、纵横比20以上的钛金属或钛基合金纤维，制成无序络合、形成的无纺布为代表的层状体，将其安装在钛植入材料的外周部、真空烧结两者，熔敷纤维之间的接触点、交点和与钛植入材料的接触点，此后采取磷灰石涂覆处理等的处理，以往方法的钛植入材料与在其周围生长的骨组织的关系、和安装有由钛纤维层(无纺布)形成的本发明的支架的钛植入材料与在其周围生长的骨组织的关系分别如图1所示。

(A)是表示由以往方法形成的钛植入材料与在其周围生长的骨组织的图，在植入材料的周围形成了骨组织(左图)，但其接触结合界面，由放大图(右图)看，骨组织在植入材料只不过是平面性的结合。与之相对的(B)，是表示安装了本发明的支架的植入材料与在其周围生长的骨组织的关系图(左图)，骨组织显示出首先在支架中的三维地、复杂地络合的纤维层内，被诱导、在其纤维表面附着结合成三维而复杂的形状，通过该结合层再与向外侧的骨组织连接的样子。即，显示出相比于以往方法的植入材料(A)，基于由复杂地络合的纤维与其形成的空间的固定效果，形成坚固的骨组织结构，骨整合显示出实现三维的样子。

(实施例1)

(大鼠皮下的异位性骨形成实验)

I.实验试样的准备：分别准备下面的试样①、②。

①准备由直径8μm-80μm、纵横比20以上的钛金属纤维制成的空隙率85％、密度0.9g/ml的无纺布(ベキニツト株式会社制)，将其在钛棒上坚固地卷成任意厚度，将该钛无纺布与直径1.5mm的钛棒形成的复合体，充填在陶瓷制烧结模具筒内，以1000℃、在高真空中烧结5小时。其结果，在纤维之间的多数接触点中，另外，在与钛表面的接触点中，被烧结、熔敷，即使在表面加上外力，也不会凹入、也不会在其方式上产生变形，制作、准备了坚固的复合体。

②直径1.5mm的钛金属棒。

II.植入实验方法：

在大鼠的皮下分别将相当于上述①的本发明的支架材料的复合体和相当于②的以往技术中的植入材料的金属棒，与从牛骨提取、精制的骨形成蛋白质S-300BMP一起植入，在4周期间进行相关骨的形成实验。4周后，由显微镜观察与金属棒上附着的Ca附着量的定量分析，观察、对比两者的骨形成的不同。

III.实验结果：

其结果，由显微镜观察的结果如图2所示。真空烧结相当于本发明的支架材料的、金属钛的无纺布、安装的复合体、即安装有无纺布的①、4周后的骨形成的状态，根据图2(A)，确认了在该无纺布内，成骨细胞被浸润、诱导，复杂地进入旺盛的形成的骨组织。相对于此，不安装无纺布的②，即只含有钛金属棒的图2(B)，不能确认在那里两者形成三维的成为一体的骨组织，在棒(黑色部分)与骨(白色部分)的界面，没有连接两者，棒与骨夹着界面、只不过是简单地、分别独立地个别存在。

另外，由Ca的定量分析的观察结果，如图3所示。

即在①的直径1.5mm的钛棒安装有钛无纺布时，对于1根植入材料，可知附着有平均2.3mg的Ca，相对于此，没有安装该钛无纺布的②，最多只附着有0.13mg，这里，两者之间的差别十分明显，其差别达到几乎18倍。

(实施例2)

(由有无羟基磷灰石处理的差别引起的异位性骨形成实验)

实验方法：

在直径1.5mm的钛棒上安装钛无纺布后，不真空烧结，分别准备与后述的实施例4公开的磷灰石涂覆处理同样的由液体浸渍法磷灰石涂覆处理的复合体③，和不进行磷灰石涂覆的复合体④，在大鼠皮下分别植入4周，对骨组织形成比较两者的不同。

实验结果：

其结果如图4所示。在磷灰石涂覆处理的复合体③中，在该钛无纺布部分之处，确认旺盛的骨形成〔图4(A)〕。

但是，因为在该钛棒的表面，钛无纺布没有被实施真空烧结处理，所以两者没有一体化地结合，由此在棒表面部分没有生成骨，可知，从棒表面稍微离开的纤维空间内被形成〔图4(A)〕。

另一方面，在没有磷灰石涂覆的复合体④中，骨几乎或完全没有生成〔图4(B)〕。即，可知在该异位性实验中，磷灰石涂覆处理对于骨形成起着极其重要的作用。另外，从实施例1中的钛金属棒与钛金属无纺布由真空烧结的熔敷处理的试样①、与本实施例2中的钛金属棒与钛金属无纺布没有经过真空烧结的熔敷处理的③的骨形成实验结果，显示在将钛金属棒与骨形成为一体中，在钛棒表面，钛金属无纺布由真空烧结预先被熔敷处理成一体是重要的。即，该真空烧结处理，不单单是力学的强度，也在骨形成的效率增大方面有大的帮助，起着重要的作用。

以上实施例1、实施例2中记载的实验，都是在大鼠皮下的异位性骨形成实验，是由骨以外的组织中的骨形成实验，调查、确认安装有钛无纺布的意义，将其整理记载、总结于表1。

表1在实施例1、实施例2记载的实验总结

复合体的结构	由记号的结构	骨形成能力
			只有钛棒(TR)	TR
TR上加钛无纺布(TM)	TR+TM	+有时为-
			TR+TM有磷灰石涂覆(HAP)	TR+TM+HAP	+++
TR+TM+HAP有真空烧结(SIN)	TR+TM+HAP+SIN	++++

(实施例3)

(兔的头盖骨中的同位性骨形成实验)

(I)实验方法：

以下，根据1、2、3中记载的顺序与要领进行。

1.将体重2.5公斤的兔在戊巴比妥钠静脉麻醉下，部分翻展头盖骨的骨膜，用牙科用金刚石圆形磨盘贯通头顶骨制作直径3mm、深3mm的的孔。

2.在孔那儿，插入外面包装有钛无纺布的钛棒(已经切出直径3mm、高3mm的圆筒形)，缝合骨膜、真皮层。

3.在4周后，处死兔、取出头顶部的骨，树脂包埋、制作成厚度20μm的研磨标本后，以苏木精、曙红染色、制成试样。

(II)实验结果：

由光学显微镜观察由上述3得到的显微镜观察用组织切片试样。

其结果，如图5(A)、(B)中、另外如图6(A)、(B)中所示，可知下列事项

(i)可知在直径1.5mm的钛棒上，将钛无纺布安装有1mm的厚度，再以液体法进行羟基磷灰石涂层后，在植入于兔4周后的试样中，骨到达钛无纺布层的深部、覆盖到钛棒表面〔图5(A)〕。

(ii)可知在直径1.5mm的钛棒上，将钛无纺布安装有1mm的厚度，真空烧结、但不以羟基磷灰石涂覆地植入的复合体中，骨形成完全没有侵入钛无纺布，在中途停留〔图5(B)〕。

(iii)为了比较，尝试了以往使用的珠法的实验。

即，在植入了在钛棒上安装有钛珠的钛植入材料的实验(4周)中，骨进不到钛珠群的内部、停留在其的外侧〔图6(A)〕。由此，是不能期待至少4周的骨侵入。

(iv)为了进一步比较，进行自然治愈实验。即在兔的头盖骨穿透直径3mm、深2.5mm的孔，任其自然治愈〔图6(B)〕。由该图，图右上的大半部分，直径3mm、深2.5mm的残缺部分，在4周后已经被海绵状的骨填满，表示自然再生着。骨从残缺部分的内周围向圆周状的中心部分成长。此时，涂覆了磷灰石的钛无纺布外装的钛棒时，骨侵入无纺布的各层到达棒的表面，相对于此，确认了由其它材料、处理方法时，始终到达不了深部。

(实施例4)

(磷灰石涂覆处理的实施例)

磷灰石处理液与磷灰石涂覆法：

处理液，参考人血浆中的矿质浓度，在蒸馏水中加入盐类，使成为该浓度的5倍，在其中，通过陶瓷烧制的过滤器不断地吹入二氧化碳气体，溶解盐类、使pH为6。所有的盐类溶解后结束操作，在二氧化碳气体的气氛中保存。该溶液在37℃、稳定1～2周、不生成沉淀。在其中浸渍1周应该涂覆的钛制品，由SEM观察。

例示的调制液组成如下。

钠离子：710mM(毫摩尔、以下相同)

钾离子：25mM

镁离子：7.5mM

钙离子：12.5mM

氯离子：720mM

碳酸氢根离子：21mM

磷酸根离子：5mM

硫酸根离子：2.5mM

另外，最终的碳酸根离子，由吹入的二氧化碳气体，制成弱酸性(pH6.01)、37℃时的饱和浓度。

另外，上述的液体组成始终是例示组成，对此没有限定。即，生成磷灰石的溶液是各种文献中报告的，本发明可以采用其中的任意一个。

浸渍的钛金属纤维层试样，使用真空烧结过的(a)和没有经过真空处理的(b)、以进行比较。其结果是如图7(SEM照片)(A)、(B)中所示。任意的试样也在纤维表面，观察到密密麻麻的磷灰石微结晶析出，在此看不到有无烧结处理的差别。另外，为了参考，对于该磷灰石涂覆处理过的钛金属纤维无纺布，图8表示涂覆处理前的状态。图8(A)是加热处理前的钛无纺布、图8(B)表示加热处理后的钛无纺布。

(实施例5)

将使用本发明中规定的直径100μm以下、纵横比20以上的钛纤维无纺布制成的纤维层的生物反应器，与以往的细胞培养基板比较的细胞培养比较实验；

实验方法：准备规定数量的直径16mm的培养槽(加样孔)，在其底部，铺设(1)钛无纺布、(2)多孔性磷灰石块、然后(3)将什么也没有放置的塑料底作为对照，在各自之上，接种相同数量的世界性确立的成骨细胞MC3T3EI，由DNA测定1周与3周后的细胞的增殖数而比较。

实验结果：该结果在图9那样地1周以后，增加到塑料平板的1.4倍、3周后增加到1.3倍的细胞数。对此，可知作为细胞培养基板在以往使用的多孔磷灰石比塑料平板细胞增殖能力低。由此，可以说本发明中，这样的钛无纺布显示对于成骨细胞的大量细胞培养是极其适用的基板材料。

本发明在以上所述的各实施例中，主要公开了对于成骨细胞显示出高亲和性的支架材料，但本发明公开、提供即使对于骨以外的细胞与机体组织也可以提供的支架材料，进一步以再生医疗工程学中的全部细胞为对象的细胞培养增殖用反应器材料，这是考虑到这些实验内容与细胞的共同性是当然的，上述第10至第12的解决方法(10)至(12)，是对应于这些而实施的。

由于再生医疗工程学技术的进步，在今天，直至以人造脏器为开端的各种人体器官的开发也在要现实化、实用化之中，作为生命科学基础的反应装置，不用说生物反应器占有着极其重要的位置。考虑到这些情况，本发明的意义可以说极大。利用在今日话题中举出的干细胞的增殖技术的各种再生医疗工程学的发展和由此引起的没有副作用的各种器官、脏器的开发，对于医学的发展和人类的幸福给予很大的推动是不必多言的，本发明担当其一翼，被寄予很大的期望。即，本发明未必被局限于机体硬组织乃至代替性支架材料。

另外，在上述开头列举的以往技术之外，也用纤维制作纤维层、形成纤维的无纺布状态、在纤维间隙诱导机体组织，这在布制的人造血管被提出、在各种文献中被发表，在专利公报中也达到相当的数量，不胜枚举。

但是，在这些文献中记载的内容，没有着眼于以成骨细胞为开端、细胞对于材料的亲和性，只是单单着眼于增强血管强韧性的纤维材料的使用，另外，意图也只在于使用为了从血管内不产生漏液的结缔组织的自然充填。对此，本发明是以成骨细胞为首，求得与细胞的积极的亲和性，为此，选定钛金属材料之外，选定具有不足100μm的极细的特定直径的材料。

另外，对于包含钛纤维、谋求使用金属纤维、成骨细胞的诱导的尝试，只是在介绍以往技术的特开平8-140996号公报中有记载。但是，在该公报中公开的细线材，使用的是直径0.1mm乃至0.7mm的一根长纤维、将其卷曲在核心部分使用，对此，本发明的钛纤维，其细度上也是不足100μm的直径、限定纵横比20以上为下限、无序地络合、使用由纵横比规定限度的短纤维，由该纤维之间形成的空间，与由以往实施的植入法引起的单纯的二维平面的空间是完全不同的，即，本发明在纤维空间内诱导细胞、显示高亲和性，其结果增殖速度也比以往方法(3个月至6个月)快，经过4周后，快的也被认可形成一体化的组织那样的极其显著的作用效果奏效，这在上述公开那样的，在该专利文献中记载的内容，最初设置金属线的理由，谋求由此得到缓冲，在那里，本发明中谋求的高亲和性的发现为首的各种的作用效果，获得了意想不到的显著的作用效果，这样的特有的作用效果尚无记载。

在骨组织中植入人造材料，稳定地固定，这对为在人造脏器上保持机械性的功能是决定性重要的，没有这一点，人造骨头(关节)和人造牙根是不稳定的、迟早要脱落。为了稳定地固定，在植入的人造材料与骨的界面不留间隙，另外，使不通过骨以外的组织或物质紧密地结合，如果可能，要求坚固地化学结合植入物与骨而不容易剥落。这样的作出植入人造物与骨的连接状态，以往称之为“骨传导”或“骨整合”，将人造物植入于骨之后，尽快地达到该状态的技术，是多数的临床医务人员、研究人员及患者所强烈要求的。但是，现状是在本说明书中的背景技术中记载的那样，要达到稳定的骨整合，快则需要3个月、慢则需要6个月的长时间，在此期间只能一味地等待，恢复功能也好、进行此后的治疗也好都不能进行。

本发明采用在上述解决方法中叙述的结构，在支架即植入体增加表面积的同时，如图1(b)中所示那样地骨侵入其内部、形成骨与植入体的杂合层，实现骨与人造物的一体化。与以往那样的、即图1(a)介绍、叙述的骨的平面与人造植入物的平面粘接的2维的概念完全不同，形成三维的、由无序地络合的纤维呈现复杂形状的三维空间，形成极其坚固的而且在1个月以内这样极短的时间内的杂合层。而且，在该杂合层中，骨以生殖状态进行代谢，所以生理上稳定，兼具耐外力、自然修复力，可以半永久性地稳定地保持人造脏器的功能。

具体的，作为采用解决方法的构成或其具体方式的实施例中公开的那样，在这里再一次概括、介绍，在该钛纤维层，纤维与同样的钛金属或钛基合金形成的棒状体或棒(其截面形状，代表性的可以列举圆形或椭圆形，但包含正方形、矩形的一切形状都是可能的，可以根据患部而定，没有特别的限制)上，将100μm以下的钛纤维层卷曲到适当厚度、真空烧结到纤维不动而熔敷纤维与纤维的接触点、纤维与棒的接触点，因此纤维不动地固定。由此形成的棒状体乃至棒与纤维层一体化，形成坚固的刚性物。其意义也如实施例所示，是提供对成骨细胞有效、然后另外对此以外的机体细胞也有效的支架材料或生物反应器。即，加上由本发明产生的成骨细胞的三维复杂形状的立体性的成长，促进细胞其自身的增殖，使骨整合组织在短期内可以实现的优异的作用效果奏效。

另外，本发明中，主要将与骨的亲和性作为必要的金属制医用材料，特别是将由真空烧结的熔敷也作为方式之一，所以对于由同类的钛金属材料制成的医用材料公开，但是对该以外的医用材料也可以使用，不能将其排除在外。

例如，由与机体内降解性的亲水性材料共同使用、植入机体内之后，宿主的细胞与该材料置换，希望形成宿主的组织，适用于形成疏水性树脂与机体细胞的杂合型的组织。

该发明，可能在亲水性材料中使各种细胞生长因子络合，所以可能在一般地疏水性树脂中不可能的细胞的诱导等中可能使其发挥威力，为此，人为地更多地集结目的细胞，可以在机体内形成特殊功能的组织。

该发明可能在亲水性材料中络合阻止各种细胞生长的因子，所以在机体内可能形成使细胞不附着的环境。灵活运用该特性，就可以在机体内以细胞任何时候制作不包覆的组织，也带来能够在机体内提供进行各种传感器传感的良好场所等完全不同的使用方式。

产业利用的可能性

1.本发明作为与各种植入材料共同使用的机体硬组织诱导性支架材料，选定极细的、具有一定的纵横比的钛纤维，将其制作成无序络合的纤维层，由此在钛纤维层内部使骨组织诱导，由此与适用于珠法等的以往的方法相比，能够诱导形成钛与骨组织的极其高的杂合状态，提供与骨组织的亲和性高的医疗材料，其意义极大。

2.在上述纤维层采用更适用的方式保持性真空烧结处理、促进成骨细胞诱导的磷灰石涂覆处理、或各种生理活性物质承载处理等的辅助方法，由此重现性良好地进行骨组织与植入材料的一体化、术后没有不适感的骨组织的诱导的显著的作用效果奏效，其意义可以给整形外科、牙科领域等带来广泛的影响，其意义极大。

3.本发明的支架材料，在可以三维地形成细胞的生长发育方面比只不过地单纯的二维平面性成长与结合的以往的植入法当然优越，即使在细胞的生长速度、增殖速度，实际验证也比至今的方法快得多，在这一点上也具有极大的意义。其意义，在医疗现场，给医生、患者双方带来大的成果与福音，这从上述反复叙述过的所谓1个月以内的，至今的这样的常识不可查知的极短的期间中，实现骨整合组织的形成也可以明了。

4.本发明，不仅提供对成骨细胞，也提供对机体的各种细胞亲和性高的材料，不只作为医疗材料，也提供在再生医疗工程学中作为细胞培养增殖用反应器的功能，今后，在新的医用产业的发展上，寄予作出大贡献的期望。

Claims (13)

1.一种机体硬组织诱导性支架材料，其特征在于，是与各种植入材料被共同使用的、由钛或钛基合金纤维形成的机体硬组织诱导性支架材料，选定该钛或钛基合金纤维的直径是不足100μm、纵横比20以上(短轴∶长轴＝1∶20以上)的纤维，同时将该纤维形成层状，由此，从其表面层直至内部，形成机体硬组织着床空间，作出机体硬组织诱导性与固定附着性优异的材料设计。

2.如权利要求1所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，由所述纤维形成的层状支架材料或与其共同使用的各种植入材料，被真空烧结，由此各纤维之间或纤维与植入材料的交点至接触点互相熔敷、被固定。

3.如权利要求1至2的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，所述纤维表面由磷灰石生成液处理，由含有羟基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸钙化合物涂覆附着。

4.如权利要求1至3的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，所述纤维与磷灰石涂覆的纤维表面由含将机体细胞活化的生理活性物质或生理活性辅助剂的处理液处理。

5.如权利要求4所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，所述将机体细胞活化的生理活性物质或生理活性辅助剂含有选自细胞生长因子、细胞因子、抗生素、细胞生长控制因子、酶、蛋白、多糖类、磷脂、脂蛋白、粘多糖类组成的群的1种或2种以上。

6.如权利要求1至5的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料是人造牙根植入材料、在植入材料埋设于机体骨内的埋入部分的周围表面卷曲至整体固定使用。

7.如权利要求1至5的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料是人造关节植入材料、所述支架材料在植入材料埋设于机体骨内的埋入部分的周围表面一体地固定使用。

8.如权利要求1至5的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料是骨修复用植入材料、所述支架材料在植入材料埋设于机体骨内的埋入部分的周围表面一体地固定使用。

9.如权利要求6至8的任意一项所述的机体硬组织诱导性支架材料，其特征是，作为对象的植入材料与机体硬组织诱导性支架的一体安装由专用真空烧结安装。

10.机体硬组织诱导性支架材料的制造方法，其特征是，将平均直径不足100μm、纵横比20以上的钛或钛基合金纤维多数地交叉、形成层状，将其单独地或在人造牙根植入材料乃至人造关节植入材料的周围卷曲、真空烧结，熔敷各纤维的交点或纤维层与植入材料的接触点而一体化。

11.一种再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器，其特征是，在再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器中，作为诱导、着床构成反应器的细胞、形成生育空间的反应器的材料，使用细度小于100μm、纵横比20以上(短轴∶长轴＝1∶20以上)的钛纤维或由磷灰石生成液对其进一步处理，使用由含羟基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸钙化合物涂覆、附着的该钛纤维的同时，将该纤维络合形成为层状，由此，从其表面层直至内部，形成机体硬组织着床空间，作成细胞诱导性及固定附着性优异的材料的设计。

12.如权利要求10所述的再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器，其特征是，所述纤维层由含有将机体细胞活化的生理活性物质或生理活性辅助剂的溶液处理或含有该溶液。

13.如权利要求11所述的再生医疗工程学中的细胞培养增殖用反应器，其特征是，所述将机体细胞活化的生理活性物质或生理活性辅助剂含有选自细胞生长因子、细胞因子、抗生素、细胞生长控制因子、酶、蛋白、多糖类、磷脂、脂蛋白、粘多糖类组成的群的1种或2种以上。

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