DE60028070T2

DE60028070T2 - Transplantatmaterial und ein herstellungsverfahren dafür

Info

Publication number: DE60028070T2
Application number: DE60028070T
Authority: DE
Inventors: Hajime Kashihara-shi Ohgushi
Original assignee: Ohgushi Hajime Kashihara; Japan Tissue Engineering Co Ltd
Current assignee: Ohgushi Hajime Kashihara; Japan Tissue Engineering Co Ltd
Priority date: 1999-11-11
Filing date: 2000-11-09
Publication date: 2007-01-11
Anticipated expiration: 2020-11-10
Also published as: US6989030B1; EP1228773A1; WO2001034218A1; JP4777568B2; AU1303801A; EP1228773A4; DE60028070D1; EP1228773B1

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft Transplantat-Materialien oder Implantat-Materialien, wie beispielsweise künstliche Gelenke, künstliche Knochen und künstliche Zahnwurzeln, die zur chirurgischen Behandlung von Menschen, Haustieren, domestizierten Tieren und dergleichen verwendet werden, und betrifft das Herstellungsverfahren der Transplantat-Materialien. Die Transplantat-Materialien der vorliegenden Erfindung werden in einem lebenden Körper als Ersatz für Knochengewebe implantiert.
Technischer Hintergrund
Als Implantat-Materialien der obigen Art ist ein künstliche Gelenk, das aus einem Stamm- bzw. Stielanteil, einem Kopfanteil und einem Hüftgelenkpfannenanteil zusammengesetzt ist, wohlbekannt. Der Stielanteil und der Kopfanteil des herkömmlichen künstlichen Gelenks war aus bioinerten Materialien, wie beispielsweise einer Titan-Legierung oder Aluminiumoxid-Keramiken zusammengesetzt, weil diese Materialien eine größere Festigkeit beibehalten und auch schwer zu korrodieren sind. Andererseits war der Gelenkpfannenanteil des herkömmlichen künstlichen Gelenks aus Polyethylen mit hoher Dichte zusammengesetzt, das eine angemessene Elastizität und Biotoleranz aufweist. Wenn das obige künstliche Gelenk als Ersatz eines geschädigten Hüftgelenkes implantiert wird, wird der Stielanteil in einen hohlen Anteil, der für den oberen Anteil eines Oberschenkelknochens perforiert ist, durch Knochenzement, der aus Polymethylmethacrylat (PMMA) hergestellt ist, implantiert, und der Gelenkpfannenanteil wird in einen Beckenknochen, der sich im unteren Teil eines Beckens befindet, durch den Knochenzement implantiert. Das implantierte künstliche Gelenk funktioniert ausreichend als Hüftgelenk und behält ebenfalls eine größere Festigkeit bei, während eine Korrosion vermieden wird. Es ist jedoch wohlbekannt, dass der PMMA-Knochenzement eine sehr hohe Polymerisationshitze erzeugt, wenn Methylmethacrylat-Monomer zur Härtung polymerisiert wird. Deswegen besteht das Problem, dass die Polymerisationshitze Knochengewebe ernsthaft schädigt, wo die Knochengewebe und der Knochenzement sich berühren. Um die obigen Probleme zu lösen, wurde die folgende Therapie durchgeführt, die sich die natürliche Heil kraft des Patienten zu Nutze macht. In der Therapie wurde der Vorgang, bei dem der Stielanteil und der Gelenkpfannenanteil des künstlichen Gelenkes implantiert wurden, so durchgeführt, dass diese Anteile direkt die Knochengewebe ohne Verwendung von Knochenzement berühren. Anschließend wurde der Patient ruhig im Bett gehalten, bis das künstliche Gelenk ausreichend an den Knochengeweben fixiert war.
Wenn die obige Therapie durchgeführt wurde, migrieren die mesenchymalen Stammzellen, die im Patientenknochenmark existieren, zum Freiraum zwischen dem künstlichen Gelenk und den Knochengeweben und werden dann angelagert. Anschließend proliferieren die angelagerten mesenchymalen Stammzellen und differenzieren zu Osteoblasten, die eine hohe Knochenreparaturaktivität aufweisen. Danach erzeugen die Osteoblasten Knochenmatrix. Die Knochenmatrix deckt die Oberflächen des künstlichen Gelenkes und der Knochengewebe ab, um den Freiraum zu befüllen. Als Folge wird das künstliche Gelenk fixiert.
Die japanische Patentoffenlegungsschrift Nr. 3-45261 offenbart Füllmaterialien für einen Knochendefektteil und einen hohlen Knochenteil. Die Füllmaterialien sind aus Körperflüssigkeit, die Osteoblasten und/oder Osteoprogenitorzellen enthalten, die aus einem Tier gewonnen werden, und Calciumphosphat-Verbindungen zusammengesetzt. Die Füllmateralien für den Knochendefektteil und den hohlen Knochenanteil werden durch die Schritte hergestellt, die Körperflüssigkeit aus dem Tier selbst, das behandelt werden soll, an poröse oder körnige Calciumphosphat-Verbindungen zu adsorbieren und falls notwendig künstlich zu kultivieren. Der Knochendefektteil und der hohle Knochenteil des Tieres werden mit den sich ergebenden Füllmaterialien für den Knochendefektteil und den hohlen Knochenanteil befüllt. Die Füllmaterialien weisen eine ausgezeichnete Biokompatibilität auf und verursachen keine xenobiotische Reaktion und entzündliche Reaktion. Zusätzlich ist die Leckage der Füllmaterialien aus der Füllstelle sehr gering. Deswegen können eine rasche Bildung neuen Knochens bald erwartet werden.
Andererseits weist das konventionelle künstliche Gelenk die Möglichkeit zur Zerstörung von lebenden Geweben auf, beispielsweise umgebende Knochengewebe, weil PMMA-Knochenzement zur Verbindung des künstlichen Gelenkes an die Knochengewebe eine Hitze während der Polymerisation erzeugt und ebenfalls eluiert das verbleibende Monomer nach außen. Deswegen wird, wenn ein künstliches Gelenk unter mechanisch (d. h. physikalisch) ernsthaften Bedingungen verwendet wird, die Grenzfläche zwischen dem Stiel- und dem Ge lenkpfannenanteil und den Knochengeweben, die dieses umgeben, zerstört. Zusätzlich besteht eine bemerkenswert hohe Möglichkeit, dass das künstliche Gelenk verlorengeht oder ausgekugelt wird.
Weiterhin erfordert die oben erwähnte konventionelle Therapie unter Verwendung natürlicher Heilkraft eine lange Zeitspanne, bis die mesenchymalen Stammzellen an den Oberflächen des künstlichen Gelenkes und Knochengeweben anhaften und danach eine Knochenmatrix erzeugen. Insbesondere erfordert ein älterer lebender Körper eine sehr lange Zeitspanne, bis er sich komplett erholt hat, weil diese weniger mesenchymale Stammzellen in ihrem Körper aufweisen und die Knochengewebsreparaturgeschwindigkeit von Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen bemerkenswert langsam ist.
Bei den konventionellen Füllmaterialien für den Knochendefektteil und den Hohlknochenanteil werden poröse oder körnige Calciumphosphat-Keramiken als Substrat verwendet. Die aus diesen Substraten zusammengesetzten Keramiken weisen geringe mechanische Festigkeit auf und sind typischerweise brüchig. Deswegen können sie nicht für Orte verwendet werden, auf die eine große Belastung ausgeübt wird oder für die eine elastische Verformung erforderlich ist.
WO 97/40137 offenbart ein poröses Hydroxyapatit/Tricalciumphosphat-Keramikimplantat, das mit mehreren Materialien beschichtet ist. Die Ablagerung der Knochenmatrix kann zum Zeitpunkt der Implantation beginnen. Insbesondere wird ein poröses Hydroxyapatit/Tricalciumphosphat-Keramikimplantat beschrieben, das mit Fibronectin beschichtet ist und mit mesenchymalen Stammzellen beimpft ist, was die Ablagerung von Knochenmatrix in vivo, d. h. nach der Implantation, zur Folge hat. Die Knochenmatrix wird nicht in vitro produziert und das Implantat von WO 97/40137 bildet einen integralen Teil des Körpers, weil die Knochenmatrix in vivo gebildet wurde.
Offenbarung der Erfindung
Die Aufgaben der vorliegenden Erfindung liegen darin, die obigen Probleme des Stands der Technik zu lösen; Implantatmaterialien bereitzustellen, die die erwünschten mechanischen Eigenschaften aufweisen, ebenso wie eine verbesserte Knochengewebsreparaturgeschwindig keit und Biokompatibilität; und ein Verfahren zur Herstellung solcher Implantatmaterialien bereitzustellen.
Um die obigen Aufgaben zu erreichen, besteht der erste Aspekt der vorliegenden Erfindung in Implantatmaterialien, die in einen lebenden Körper als Ersatz für Knochengewebe implantierbar sind, wobei das Implantatmaterial durch ein bioinertes oder biotolerantes Material gekennzeichnet ist; durch zumindest eine Art von Zellen, ausgewählt aus Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen, die an die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials anhaften, wobei die zumindest eine Art von Zellen eine verbesserte Knochenreparatur-Aktivität aufweist; und eine Knochenmatrix, die in vitro durch die anhaftenden Zellen erzeugt wurde, und die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials beschichtet.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt die oben beschriebenen Materialien ein, bei denen das bioinerte oder biotolerante Material aus zumindest einem der Materialien zusammengesetzt ist, ausgewählt aus Titan, einer Titan-Legierung, rostfreiem Stahl, einer Kobalt-Chrom-Legierung, Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierung, Aluminiumoxid-Keramiken, Kohlenstoff-Keramiken, Zirkonoxid-Keramiken, Siliciumcarbid-Keramiken, Siliciumnitrid-Keramiken, Glaskeramiken, Polyethylen, Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polyurethan, Polyvinylalkohol, Polypropylen, Polycarbonat, Polymethylmethacrylat, Methacrylatpolymer, Silikonharz und bioabsorbierbarem Polymer.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt die oben beschriebenen Implantatmaterialien ein, bei denen die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials mit einem bioaktiven Substrat beschichtet ist.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt die oben beschriebenen Implantatmaterialien ein, bei denen das bioaktive Substrat zumindest eines der Materialien einschließt ausgewählt aus Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat, Calcium-defizientem Apatit, amorphem Calciumphosphat, Tetracalciumphosphat, Octacalciumphosphat, Fluorapatit, Carbonat-Apatit, Calciumpyrophosphat, Brushit, Monetit, Calciumcarbonat, Glaskeramiken, die Apatit enthalten, Glaskeramiken, die Calciummetaphosphat enthalten und Bioglas.
Das bioinerte oder biotolerante Material kann aus zumindest einem von metallischen Materialien zusammengesetzt sein, ausgewählt aus Titan, einer Titan-Legierung, rostfreiem Stahl, einer Kobalt-Chrom-Legierung und einer Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierung.
Das bioinerte oder biotolerante Material kann aus zumindest einem der Keramikmaterialien ausgewählt sein, ausgewählt aus Aluminiumoxid-Keramiken, Kohlenstoff-Keramiken, Zirkoniumoxid-Keramiken, Siliciumcarbid-Keramiken, Siliciumnitrid-Keramiken und Glaskeramiken.
Das bioinerte oder biotolerante Material kann aus zumindest einem der synthetischen Harzmaterialien zusammengesetzt sein, die aus Polyethylen, Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polyurethan, Polyvinylalkohol, Polypropylen, Polycarbonat, Polymethylmethacrylat, Methacrylatpolymer, Siliciumharz und bioresorbierbarem Polymer ausgewählt ist.
Die Knochenmatrix kann einen Wachstumsfaktor einschließen, der aus zumindest einer Art von Zellen sezerniert wird, ausgewählt aus Markzellen, mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen. Das künstliche Material kann so gebildet sein, dass es eine poröse Oberfläche aufweist. Zusätzlich kann zumindest ein Teil der Knochenmatrix calcifiziert sein. Die Osteoblasten und die Osteoprogenitorzellen können differenzierte Zellen sein, die durch Kultivieren der mesenchymalen Stammzellen gewonnen wurden, die aus einem lebenden Körper gewonnen wurden.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt ein Verfahren zur Herstellung von Implantatmaterialien der vorliegenden Erfindung ein. Das Verfahren schließt die Schritte ein, mesenchymale Stammzellen, die aus einem lebenden Körper gewonnen wurden, in vitro zu kultivieren, um zumindest eine Art von Zellen, ausgewählt aus Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen zu kultivieren, und die differenzierten Zellen mit einem bioinerten oder biotoleranten Material zu differenzieren. Als Folge werden die differenzierten Zellen auf der Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials anhaften, und die Oberfläche des künstlichen Materials wird mit Knochenmatrix, die in vitro durch die differenzierten Zellen erzeugt wurde, beschichtet.
Das Verfahren kann weiterhin einen Schritt einschließen, differenzierte Zellen zu subkultivieren, um die Anzahl der Zellen zu erhöhen.
Ein weiteres Verfahren der vorliegenden Erfindung schließt die Schritte der in vitro-Kultivierung von mesenchymalen Stammzellen, die aus einem lebenden Körper gewonnen wurden, mit einem bioinerten oder biotoleranten Material, das Anhaften der mesenchymalen Stammzellen an die Oberfläche des künstlichen Materials und das Differenzieren der anhaftenden mesenchymalen Stammzellen zu zumindest einer Art von Zellen, ausgewählt aus Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen, ein. Als Folge ist die Oberfläche des künstlichen Materials mit Knochenmatrix beschichtet, die in vitro durch die differenzierten Zellen erzeugt wurde.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 veranschaulicht eine schematische Darstellung eines künstliche Gelenkes, das eines der künstlichen Materialien ist, das als Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung verwendet wird, das einen Stielanteil und einen künstlichen Kopfanteil aufweist.
Beste Art, die Erfindung auszuführen
Die vorliegenden Ausführungsformen werden unten ausführlicher beschrieben werden.
Das Knochengewebe ist aus Knochenmatrix zusammengesetzt, und Knochenzellen, zu denen Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen differenzieren. Die Knochenzellen werden an Ossepus Lacunae fixiert, die in der Knochenmatrix verstreut sind. Die Knochenmatrix ist aus relativ kleinen Mengen Mucopolysaccharid-Proteinen (Proteoglycan) zusammensetzt, wobei die Hauptkomponente hiervon Chondroitinsulfat, eine große Menge Calciumphosphat, Magnesiumphosphat, Calciumcarbonat und dergleichen ist, und enthält ebenfalls verschiedene Wachstumsfaktoren, wie beispielsweise morphogenetisches Knochenprotein (Bone Morphogenetic Protein = BMP). Zusätzlich enthält die Knochenmatrix normalerweise eine beträchtliche Menge an Collagenfasern, die dem Knochen ein bestimmtes Maß an Elastizität verleihen. Andererseits werden anorganische Bestandteile, wie beispielsweise Apatit, durch die Wirkung der Osteoblasten (Calcifizierung der Knochenmatrix) gebildet, die dem Knochen Härte verleihen.
Wenn das Knochengewebe geformt oder umgeformt wird, arbeiten jeweils Osteoblasten, Osteoprogenitorzellen und Osteoklasten, die in der Umgebung der Knochenmatrix vorhanden sind. Die Osteoblasten und die Osteoprogenitorzellen bzw. -progenitorzellen werden durch die Differenzierung der mesenchymalen Stammzellen erzeugt. Die mesenchymalen Stammzellen existieren in Knochenmark und weisen eine äußerst kräftige differenzierende Kraft auf. Dexamethason, das eines der Steroidhormone ist, schließt die in vitro-Differenzierung der mesenchymalen Stammzellen zu Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen ein.
Das Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung schließt ein bioinertes oder biotolerantes Material ein, das in einen lebenden Körper als Ersatz des Knochengewebes implantiert wird, das durch die folgenden Schritte gewonnen wird. Das heißt, zumindest eine Art von Zellen, ausgewählt aus Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen werden an der Oberfläche des künstlichen Materials anhaften, und das künstliche Material wird mit der Knochenmatrix beschichtet, die von den Zellen erzeugt wird. Das Implantatmaterial kann für den Ersatz eines Knochengewebes verwendet werden, wenn das Knochengewebe eines Menschen, eines Haustiers oder eines domestizierten Tieres beschädigt sind, und kann in einen lebenden Körper implantiert werden.
Wie hierin verwendet, ist der Begriff „implantieren" insofern definiert, als ein künstlich hergestelltes Material einem lebenden Körper chirurgisch implantiert wird.
Das bioinerte oder biotolerante Material wird in verschiedenen Formen als Ersatz für das Knochengewebe verwendet. Beispielsweise kann das künstliche Material ein künstliches Gelenk, wie beispielsweise ein Hüftgelenk, ein Kniegelenk, ein Fingergelenk, ein Schultergelenk, ein Ellenbogengelenk und ein Fußgelenk; einen metallischen künstlichen Knochen; einen künstlichen Knochen, hergestellt aus synthetischem Harz; einen künstlichen Knochen, der aus Keramiken hergestellt ist; Bolzen (Schrauben) zum Verbinden von Knochengeweben; Prothesenmaterialien; Dentalimplantatmaterialien; und Knochen-verbindende Beistellungen.
Die Materialien können aus bioinerten Materialien zusammengesetzt sein, die in einem lebenden Körper nicht abgebaut oder zersetzt wurden, oder den Zersetzungsprodukten hiervon, die einen lebenden Körper nicht nachteilig beeinflussen. Das bioinerte Material ist aus anderen Materialien als bioaktiven Materialien zusammengesetzt, die direkt an Knochengewebe ohne Verwendung eines Beschichtungs- bzw. Umhüllungsfilmes gebunden sein können (d. h. Fremdfilm), wenn sie in einen lebenden Körper als Ersatz für das Knochengewebe implantiert werden, und schließt ebenfalls biotolerante Materialien und bioinerte Materialien ein.
Das biotolerante Material schließt Materialien ein, die aus den Geweben eines lebenden Körper abgetrennt werden, wobei Bindegewebedickfilm (d. h. Fremdfilm) zwischen den Knochengeweben und dem biotoleranten Material gebildet wird, wenn es in den lebenden Körper implantiert wird. Beispielsweise können hoch dichtes Polyethylen, rostfreier Stahl und dergleichen eingeschlossen sein. Das bioinerte Material schließt Materialien ein, bei denen dünner Film (d. h. Fremdfilm) zwischen den Knochengeweben und dem bioinerten Material angeordnet wird, wenn dieses einem lebenden Körper implantiert wird, oder kann direkt einen Teil des Knochengewebes unter günstigen Bedingungen verbinden. Beispielsweise können Aluminiumoxid-Keramiken, Kohlenstoff-Keramiken, Zirkonoxid-Keramiken, eine Titan-Legierung und dergleichen eingeschlossen sein.
Zusätzlich ist das bioinerte oder biotolerante Material vorzugsweise aus Materialien zusammengesetzt, an die mesenchymale Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen anhaften, um zu proliferieren, und deren Oberfläche mit Knochenmatrix beschichtet ist, die von diesen Zellen erzeugt wurde. Zumindest eines der Materialien, ausgewählt aus Titan, einer Titan-Legierung, rostfreiem Stahl, Kobalt-Chrom-Legierung, Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierung, Aluminiumoxid-Keramiken, Kohlenstoff-Keramiken, Zirkonoxid-Keramiken, Siliciumcarbid-Keramiken, Siliciumnitrid-Keramiken, Polyethylen, Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polyurethan, Polyvinylalkohol, Polypropylen, Polycarbonat, Polymethylmethacrylat, Methacrylatpolymer, Siliciumharz und bioabsorbierbare Polymer können als oben erwähnte Materialien mit eingeschlossen werden.
Wenn das als Ersatz für Knochengewebe verwendete Material eine höhere Festigkeit erfordert werden metallische Materialien, wie beispielsweise Titan, eine Titan-Legierung, rostfreier Stahl, eine Kobalt-Chrom-Legierung und eine Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierung oder Keramikmaterialien, wie beispielsweise Aluminiumoxid-Keramiken, Kohlenstoff-Keramiken, Zirkonoxid-Keramiken, Siliciumcarbid-Keramiken, Siliciumnitrid-Keramiken und Glaskeramiken vorzugsweise verwendet.
Wenn das als Ersatz für Knochengewebe verwendete Material eine Elastizität erfordert, können elastisch verformbare synthetische Harzmaterialien, wie beispielsweise Polyethylen, Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polyurethan, Polyvinylalkohol, Polypropylen, Polycarbonat, Polymethylmethacrylat, Methacrylatpolymer, Siliconharz und bioabsorbierbares Polymer bevorzugt sein.
Die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials kann vorzugsweise porös sein. Weil es für mesenchymale Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen einfach ist, in die Poren des Materials einzudringen, werden diese Zellen stabiler in den Poren fixiert.
Die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials kann vorzugsweise mit einem bioaktiven Substrat beschichtet sein. Als Ergebnis kann die Fixierung der Osteoblasten und der Osteoprogenitorzellen und die Erzeugung einer Knochenmatrix weiter gefördert werden, und die Biokompatibilität des Materials kann ebenfalls verbessert werden. Das bioaktive Substrat schließt Calciumphosphate, wie beispielsweise Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat, Calcium-defizientes Apatit, amorphes Calciumphosphat, Tetracalciumphosphat, Octacalciumphosphat, Fluorapatit, Carbonat-Apatit, Calciumpyrophosphat, Monetit, Brushit; Calciumcarbonate; Verbindungen, die eine Absorption von Calciumphosphate in einen lebenden Körper ermöglichen; Verbindungen, die die Bildung einer Apatit-Schicht auf der Oberfläche des Materials in einem lebenden Körper ermöglichen, wie beispielsweise bioaktives Glas einschließlich Glaskeramiken, die Apatit, Glaskeramiken, die Calciummethaphosphat enthalten, und Bioglas; und Titan, eine Titan-Legierung und Polymer-Materialien, die die Bildung einer Apatit-Schicht durch Pseudo-Körperflüssigkeiteintauchprozesse ermöglichen.
Die Osteoblasten oder die Osteoprogenitorzellen können vorzugsweise durch Kultivieren von mesenchymalen Stammzellen in einer Kulturlösung gewonnen werden, die einen differenzierenden Induktionsfaktor (Dexamethason) enthält, und indem diese differenziert werden. Hier können die mesenchymalen Stammzellen durch Abtrennen und Kultivieren von Markzellen proliferiert werden, die aus einem lebenden Körper gewonnen werden, das zur Implantierung des Implantatmaterials vorgesehen ist. Dies verhindert abträgliche Probleme, wie beispielsweise das Auftreten einer durch Autoimmunität nach der Implantation verursachten Abstoßung.
Die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials kann vorzugsweise dick mit Knochenmatrix zur Verbesserung der Biokompatibilität nach der Implantation beschichtet werden. Besonders bevorzugt, kann ein Teil der beschichteten Knochenmatrix calcifiziert werden. Zusätzlich kann die Knochenmatrix vorzugsweise einen Wachstumsfaktor, wie beispielsweise ein Knochen-morphogenetisches Protein enthalten, das von zumindest einer der Zellen sezerniert wird, die aus Markzellen, mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen ausgewählt sind. Weil der Wachstumsfaktor die physiologische Adhäsion, Proliferation und Differenzierung von mesenchymalen Stammzellen eines lebenden Körpers fördert, in den das Implantatmaterial implantiert wurde, kann die Knochengewebsreparaturgeschwindigkeit und die Biokompatibilität mehr verbessert werden.
Die Wirkung des Implantatmaterials wird nunmehr erklärt werden.
Wenn das obige Implantatmaterial hergestellt wird, wird zunächst ein bioinertes oder biotolerantes Material, das eine vorherbestimmte Form aufweist, die für einen Ersatz von Knochengewebe verwendet wird, hergestellt. Als nächstes wird die Oberfläche des Materials mit bioaktivem Substrat beschichtet, wie beispielsweise Hydroxyapatit, unter Verwendung eines Plasmasprühverfahrens, Pseudo-Körperfluideintauchverfahrens, alternativen Eintauchverfahren und dergleichen. Anschließend wird das beschichtete Material sterilisiert. Als nächstes werden Markzellen unter Verwendung einer Spritze aus einem lebenden Körper gewonnen, der zu einer Implantation vorgesehen ist. Es wird in diesem Stadium bevorzugt, die Anzahl der mesenchymalen Stammzellen, die aus den Markzellen erhalten wurden, unter Verwendung wohlbekannter Trenn-, Kultivier- oder Subkultiviertechniken zu erhöhen.
Anschließend haften die Markzellen oder die mesenchymalen Stammzellen an das bioinerte oder biotolerante Material an, und das sich ergebende Material wird in einer Lösung kultiviert, die Dexamethason, β-Natriumglycerophosphat und Ascorbinsäure enthält, und die Zellen, die an dem künstlichen Material anhaften, werden zu Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen differenziert. Dann wird die Oberfläche des künstlichen Materials mit Knochenmatrix beschichtet, die von diesen Zellen erzeugt wurde. Alternativ können die Markzellen oder die mesenchymalen Stammzellen in der Kulturlösung im Voraus kultiviert werden, um zu Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen zu differenzieren. Die sich ergebenden Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen können mit einem sterilisierten Material kultiviert werden. Als Ergebnis können diese Zellen an der Oberfläche des Materials anhaften, und die Oberfläche des Materials kann mit Knochenmatrix beschichtet werden, die von diesen Zellen erzeugt wird.
Wenn die Markzellen oder die mesenchymalen Stammzellen mit dem bioinerten oder biotoleranten Material kultiviert werden, um zu differenzieren, wird eine Zell-suspendierte Lösung, die Markzellen oder die mesenchymalen Stammzellen enthält, hergestellt, und danach wird ein künstliches Material in der Zell-suspendierten Lösung eingeweicht. Als Ergebnis haften die Zellen an der Oberfläche des Materials an, das in der Lösung eingeweicht wird. Anschließend wird das Material in der Lösung kultiviert. Die Markzellen oder die mesenchymalen Stammzellen, die an dem Material anhaften, proliferieren an der Oberfläche des Materials und differenzieren dann zu Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen. Die differenzierten Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen erzeugen extrazellulär Knochenmatrix. Die Oberfläche des Materials wird direkt mit der Knochenmatrix beschichtet, ohne dass ein Fremdfilm dazwischen liegt.
Alternativ werden die Markzellen oder die mesenchymalen Stammzellen zu Beginn in Kulturschalen kultiviert, die mit der Kulturlösung befüllt sind, wenn die Markzellen oder die mesenchymalen Stammzellen zu den Osteoblasten und den Osteoprogenitorzellen im Voraus differenziert werden, und die differenzierten Zellen werden dann mit dem bioinerten oder biotoleranten Material differenziert. Diese Zellen proliferieren rasch, während sie an der Bodenoberfläche der Kulturschale anhaften, weil diese eine hohe Proliferationswirkung aufweisen. Anschließend werden diese Zellen in der Kulturlösung kultiviert, sie werden zu einer großen Anzahl von Osteoprogenitorzellen und Osteoblasten differenziert. Falls notwendig, wird eine Subkultur durchgeführt, um die Anzahl der Zellen zusätzlich zu erhöhen. Nachdem die Anzahl der Osteoblasten und der Osteoprogenitorzellen ausreichend erhöht wird, werden diese Zellen von der Bodenoberfläche der Schale unter Verwendung einer Trypsinlösung und dergleichen abgelöst und danach in der Kulturlösung zur Herstellung einer Zell-suspendierten Lösung suspendiert. Anschließend wird das künstliche Material in die Zell-suspendierte Lösung eingetaucht und danach in einem Inkubator inkubiert. Hier haften einige Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen an der Oberfläche des Materials an, das in einer Kulturlösung eingeweicht wird, und danach wachsen diese auf seiner Oberfläche. Danach erzeugen die Zellen Knochenmatrix. Die sich ergebende Knochenmatrix wird direkt auf die Oberfläche des Materials beschichtet, ohne dass ein Fremdfilm dazwischen zu liegen kommt.
Wenn das obige Implantatmaterial einem lebenden Körper als Ersatz von Knochengewebe implantiert wird, wird die Oberfläche des Implantatmaterials mit Zellen eines lebenden Körpers selbst und mit Knochenmatrix, die aus dem lebenden Körper, der implantiert werden soll, gewonnen wurde, beschichtet. Deswegen weist das implantierte Material eine besonders hohe Biokompatibilität für benachbarte Knochengewebe, andere Gewebe und Zellen auf. Zusätz lich erkennt der lebende Körper das Implantatmaterial nicht als Fremdkörper, weil die Knochenmatrix auf der Gesamtoberfläche des Implantatmaterials beschichtet ist, und das Auftreten einer Entzündungsreaktion unter Bildung eines beschichteten Films (d. h. Fremdfilms) kann vermieden werden.
Zusätzlich weisen die Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen, die an der Oberfläche des Implantatmaterials anhaften, bereits von vornherein eine hohe Knochenreparaturaktivität zum Zeitpunkt der Implantation auf. Deswegen wird eine neue Knochenbildung gestartet, während der Umfang des implantierten Materials mit der Knochenmatrix unmittelbar nach der Implantation beschichtet wird. Mit dem Verlauf der Zeit wird der Hohlraum zwischen dem Implantatmaterial und den Knochengeweben, die das Implantatmaterial umgeben, genau mit den Zellen befüllt, um den Knochen zu reparieren, und danach wird das Implantatmaterial noch sicherer fixiert.
Weiterhin fördert die auf der Oberfläche des Implantatmaterials produzierte Knochenmatrix die physiologische Adhäsion und das Wachstum von abiogenetischen mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen des lebenden Körpers. Deswegen haften diese Zellen physiologisch am Implantatmaterial nach der Implantation an. Diese Zellen beginnen die Knochenreparatur, während neue Knochenmatrix auf der Knochenmatrix des Implantatmaterials erzeugt wird. Dies erreicht eine zuverlässige Fixierung des Implantatmaterials im Knochengewebe.
Nach einer zusätzlichen Zeitspanne würden reparierte Knochengewebe, die das Implantatmaterial umgeben, kontinuierlich einen Zustand aufrechterhalten, der immer und in geeigneter Weise durch den physiologischen Metabolismus des lebenden Körpers durch die Arbeit der Osteoklasten, der Osteoprogenitorzellen und der Osteoblasten erneuert wird. Wenn dieser Zustand aufrechterhalten wird, tritt bei Langzeitanwendung eine Lockerung oder eine mangelnde Einbindung des Implantatmaterials selten auf.
Die obigen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung weisen die folgenden Wirkungen auf.
Das Implantatmaterial der vorliegenden Ausführungsform wird durch die Schritte gewonnen, zumindest eine Art von Zellen, ausgewählt aus Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen an die Oberfläche eines bioinerten künstlichen Materials anzuhaften, das in einem lebenden Körper als Ersatz von Knochengewebe implantiert wird und dieses mit Knochenmatrix zu beschichten, das in vitro durch die anhaftenden Zellen erzeugt wird. Weil das bioinerte Material als künstliches Material verwendet wird, ist es möglich, erwünschte mechanische Eigenschaften (mechanische Festigkeit, Abrasionsresistenz und dergleichen) für das Implantatmaterial zu gewährleisten. Das heißt, das Implantatmaterial kann auf Grundlage einer breiten Vielzahl von Anwendungen ausgewählt werden, wie beispielsweise dem Ersatz für Knochengewebe, das eine hohe mechanische Festigkeit aufweist, Knochengewebe, das eine elastische Verformbarkeit aufweist und dergleichen.
Weil die Zellen, die eine größere Knochenreparaturfähigkeit aufweisen, an der Oberfläche des Implantatmaterials befestigt werden, befüllen sie den Hohlraum zwischen dem Implantatmaterial und Knochengeweben, die das Implantatmaterial unmittelbar nach der Implantation umgeben, und die Knochengewebsreparaturgeschwindigkeit wird weiter erhöht. Es existieren viele Fälle, in denen die abiogenetische Knochengewebsreparaturgeschwindigkeit in vivo in einem älteren Organismus langsam ist. Selbst in einem solchen Fall kann eine frühe Behandlung und frühe Fixierung des Implantatmaterials sicher durch Anhaften von Zellen mit künstlich gesteigerter Knochenreparaturaktivität erreicht werden. Deswegen kann die für eine vollständige Genesung erforderliche Zeit reduziert werden, die Zeitspanne des körperlichen und geistigen Leidens kann ebenfalls reduziert werden und die Kosten zur Behandlung können auch reduziert werden.
Zusätzlich kann die Biokompatibilität ohne einen Film (ein Fremdfilm) verbessert werden, der zwischen der Oberfläche des Implantatmaterials und den Knochengeweben, die das Implantatmaterial umgeben, gebildet wird, weil die in vitro durch die Osteoblasten und die Osteoprogenitorzellen erzeugte Knochenmatrix auf der Oberfläche des Implantatmaterials aufgeschichtet sind. Es ist deswegen möglich, eine hohe Biokompatibilität des Implantatmaterials in vivo für eine lange Zeitspanne von unmittelbar nach der Implantation aufrechtzuerhalten. Ebenfalls wird die physiologische Adhäsion und das Wachstum von abiogenetischen mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen in vivo erleichtert.
Wie oben erwähnt, wird gemäß der vorliegenden Erfindung die frühe Behandlung und frühe Fixierung des Implantatmaterials an den Knochengeweben einfach und sicher erreicht. Zu sätzlich kann das implantierte Material für eine lange Zeitspanne ohne Probleme verwendet werden.
Bei den konventionellen künstlichen Gelenken berührt PMMA-Knochenzement oder ein künstliches Material, das ein bioinertes Material ist, direkt die Knochengewebe. Es bestand deswegen eine bemerkenswert hohe Wahrscheinlichkeit, dass sich ein Film auf der Oberfläche des künstlichen Gelenkes bildete und ein Fehler, wie beispielsweise ein Lockerung oder mangelnde Einbindung des künstlichen Gelenkes eintritt. Jedoch erhöht das Implantatmaterial der vorliegenden Ausführungsformen die Biokompatibilität drastisch, was auf die auf die Oberfläche des Implantatmaterials aufgeschichtete Knochenmatrix zurückzuführen ist. Als Folge kann eine Lockerung und mangelnde Einbindung des künstlichen Gelenkes selten eintreten, und das implantierte Material kann für eine lange Zeitspanne ohne Probleme verwendet werden.
Zusätzlich kann das Knochengewebe eine ernsthafte Schädigung erfahren, wenn es mit dem Knochenzement in Berührung gebracht wird, weil der PMMA Knochenzement eine sehr hohe Polymerisationhitze bzw. -wärme erzeugt. Als Ergebnis wird die Biokompatibilität zwischen dem Knochenzement und den Knochengeweben, die das künstliche Gelenk umgeben, drastisch gesenkt und die Belastung für einen lebenden Körper wird bemerkenswert erhöht. Im Gegensatz hierzu weist das Implantatmaterial der vorliegenden Ausführungsformen eine sehr stark erhöhte Knochenreparaturaktivität auf. Deswegen kann ohne Verwendung von Knochenzement die frühe Fixierung des Implantatmaterials unter Verwendung der natürlichen Heilkraft eines lebenden Körpers erreicht werden. Deswegen können die obigen Probleme der Wärmepolymerisation einfach und sicher gelöst werden. Zusätzlich können die Probleme von restlichem Monomer, das während der Polymerisation des PMMA-Knochenzements auftritt, sicher gelöst werden.
Im konventionellen Implantatmaterial, beispielsweise einem künstlichen Gelenk, wurde untersucht, dass die Knochenreparaturaktivität durch Verabreichung biologischer Faktoren, wie beispielsweise von Cytokinen erhöht werden kann, was einen teuren Arzneistoff in der Behandlung darstellt. Andererseits sind die vorliegenden Ausführungsformen ökonomisch, weil Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen, die die Knochenreparaturaktivität erhöhten, am Implantatmaterial der vorliegenden Ausführungsformen anhaften, und weil es nicht notwen dig ist, die obigen biologischen Faktoren zu verabreichen. Zusätzlich kann die Belastung für die postoperative Pflege gelindert werden.
Konventionell wurden Knochenautotransplantat-Substitute durchgeführt, bei denen Knochengewebe, wie beispielsweise ein Darmknochen aus einem lebenden Körper gewonnen wird, der zur Implantation vorgesehen wird, und wird dann in den lebenden Körper als Ersatz für geschädigtes Knochengewebe implantiert. Es ist jedoch eine zusätzliche Operation zur Gewinnung von Knochengewebe zusätzlich zu dem geschädigten Gewebe in diesem Knochenautotransplantat-Substitut notwendig. Andererseits ist es gemäß der vorliegenden Erfindung lediglich notwendig, eine Operation mit einer kleinen Belastung durchzuführen, bei der die Markzellen unter Verwendung einer Spritze gewonnen werden. Deswegen ist die obige zusätzliche Operation nicht notwendig, und das physische und mentale Leiden des lebenden Körpers, dem eine Implantation zugeführt werden soll, kann ebenfalls reduziert werden.
Die Knochenmatrix des Implantatmaterials kann weiterhin einen biologischen Faktor, wie beispielsweise einen Wachstumsfaktor, einschließen, der aus zumindest einer Art von Zellen sezerniert wird, ausgewählt aus Markzellen, mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen. Als Folge wurde die physiologische Adhäsion und Proliferation von mesenchymalen Stammzellen eines lebenden Körpers, bei dem das Implantatmaterial implantiert wurde, und die Differenzierung zu Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen gefördert. Zusätzlich fördert die Knochenmatrix und der biologische Faktor, der in der Knochenmatrix enthalten ist, selbst wenn Zellen, die an der Oberfläche des Implantatmaterials anhaften, zufälligerweise absterben, die physiologische Adhäsion der mesenchymalen Stammzellen, die im implantierten lebenden Körper vorliegen. Deswegen wird die Knochenreparaturgeschwindigkeit und Biokompatibilität erhöht.
Das künstliche Material ist aus zumindest einem der Materialien ausgewählt, die aus Titan, einer Titan-Legierung, rostfreiem Stahl, einer Kobalt-Chrom-Legierung, einer Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierung, Aluminiumoxid-Keramiken, Kohlenstoff-Keramiken, Zirkonoxid-Keramiken, Siliciumcarbid-Keramiken, Siliciumnitrid-Keramiken, Glaskeramiken, Polyethylen, Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polyurethan, Polyvinylalkohol, Polypropylen, Polycarbonat, Polymethylmethacrylat, Methacrylatpolymer, Siliconharz und bioabsorbierbarem Polymer ausgewählt sind. Als Folge werden der Abbau oder die Zersetzung des Implantatmaterials in vivo oder die abträglichen Wirkungen der abgebauten Produkte aus dem Implantat material auf den lebenden Körper vermieden und eine sichere Rolle für Ersatzmaterial für geschädigtes Knochengewebe ist gewährleistet.
Zusätzlich wird ein Implantatmaterial mit erwünschten mechanischen Eigenschaften erzielt, weil das am meisten geeignete Material zur Behandlung in geeigneter Weise aus einer breiten Vielzahl der Materialien ausgewählt wird. Insbesondere ist es zum Ersatz von Knochengewebe geeignet, das eine hohe mechanische Festigkeit aufweist, weil das künstliche Material, das aus metallischem Material und Keramikmaterial zusammengesetzt ist, eine hohe mechanische Festigkeit aufweist. Das künstliche Material, das aus Keramik hergestellt wird, ist so gemacht, dass es einfach eine poröse Oberfläche ausbilden kann. Deswegen wird eine Gewichtsersparnis des Implantatmaterials erreicht. Das künstliche Material, das aus elastisch verformbarem synthetischem Harz hergestellt ist, ist für einen Ersatz des Knochengewebes geeignet, das eine Flexibilität erfordert.
Das bioinerte künstliche Material kann die Implantation, Wachstum und Knochenreparatur von mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen fördern, wenn das bioaktive Substrat auf der Oberfläche des künstlichen Materials beschichtet ist.
Es ist möglich, die Abstoßung durch Autoimmunität eines implantierten lebenden Körpers durch Verwendung von Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen als Zellen, die auf dem Implantatmaterial anhaften sollen, gewonnen durch Differenzierung kultivierter mesenchymaler Stammzellen, die aus einem lebenden Körper, der zur Implantation vorgesehen ist, gewonnen werden, zu vermeiden.
Selbst wenn die mesenchymalen Stammzellen solche sind, die aus einem älteren lebenden Körper gewonnen werden, ist es möglich, die Zellen in vitro zu kultivieren, um diese zu proliferieren. Als Folge weisen diese ungefähr dieselben Proliferierungs- und Differenzierungsmöglichkeiten auf, ebenso wie Knochenreparaturaktivität wie solche, die aus einem jungen lebenden Körper abgeleitet sind und ausgezeichnete therapeutische Wirkungen werden in einem älteren lebenden Körper erreicht.
Durch Designen der Oberfläche eines künstlichen Materials, so dass es porös ist, ist es möglich, dass mesenchymale Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen einfach in die Poren des künstlichen Materials eindringen, und diese Zellen werden in einem stabilen Zu stand fixiert. Weil die Oberfläche im porösen künstlichen Material zunimmt, ist es möglich, mehr Zellen an dem Implantatmaterial zu fixieren. Es ist ebenfalls möglich, eine Lockerung und mangelnde Einbindung des Implantatmaterials zu vermeiden, weil die größere Oberfläche und die kompliziertere Form des porösen Implantatmaterials Knochengewebe kontaktiert, das das Implantatmaterial nach der Knochenreparatur umgibt.
Die Calcifizierung der Knochenmatrix erreicht eine sehr feste Bindung zwischen dem Implantatmaterial und den Knochengeweben, die das Implantatmaterial umgeben. Demgemäß wird die Biokompatibilität des Implantatmaterials weiter erhöht, und die Zeitspanne, bis eine vollständige Erholung eintritt, wird in bemerkenswerter Weise reduziert.
Das Verfahren zur Herstellung des Implantatmaterials gemäß der vorliegenden Ausführungsformen schließt die Schritte der in vitro-Kultivierung von mesenchymalen Stammzellen ein, die aus einem lebenden Körper gewonnen wurden, um zumindest eine Art von Zellen zu differenzieren, ausgewählt aus Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen, und ein in vitro-Kultivieren der differenzierten Zellen mit einem bioinerten künstlichen Material. Als Folge werden die differenzierten Zellen an der Oberfläche des künstlichen Materials anhaften und die Oberfläche des künstlichen Materials wird mit einer Knochenmatrix beschichtet, die durch die differenzierten Zellen erzeugt werden. Das obige Verfahren erreicht in einfacher Weise die Erzeugung des Implantatmaterials, das die erwünschte mechanische Eigenschaft und die verbesserte Knochengewebsreparaturgeschwindigkeit und Biokompatibilität aufweist.
Beispiele
Die vorliegende Erfindung wird nunmehr unter Bezugnahme auf die nachfolgenden Beispiele beschrieben werden, in denen die oben erwähnten Ausführungsformen dargestellt werden, und unter Bezugnahme auf Vergleichsbeispiele.
(Subkutanes Implantationsexperiment)
(Beispiel 1)
Markzellen wurden aus einem Knochenschaft von Oberschenkelknochen von 7 Wochen alten männlichen Fischer-Ratten gewonnen und α-MEM (minimales essentielles Medium), das 15% fötales Rinderserum (FBS) enthielt, wurde den Zellen zugesetzt und danach wurde die gewonnene Kultur zunächst in einem Inkubator (37°C, eine Atmosphäre von 5% CO₂) für 7 bis 12 Tage kultiviert.
Nach der primären Kultur wurden die kultivierten Markzellen mit 0,01% Trypsinlösung behandelt und 1 × 10⁶ bis 1 × 10⁷ Zellen/ml einer Zellsuspension wurden zubereitet. Scheiben von künstlichen Materialien mit einem Durchmesser von 34 mm und einer Dicke von 2 mm (hergestellt aus Titan-Legierung, rostfreiem Stahl, Aluminiumoxid-Keramiken und hochdichtem Polyethylen) wurden der Suspension zugesetzt und wurden in einem Inkubator für 2 Stunden eingeweicht (37°C, eine Atmosphäre von 5% CO₂). Poröse künstliche Materialien, die eine rechtwinklige Spat-Form aufweisen (3 × 3 × 5 mm) (hergestellt aus Titan-Legierung, rostfreiem Stahl, Aluminiumoxid-Keramiken und hochdichtem Polyethylen), wurden der Suspension zugesetzt und wurden in einem Inkubator für ungefähr 2 Stunden eingeweicht, was dem obigen Verfahren ähnelt.
Anschließend wurden diese Materialien auf ein 35-mm-Kulturschale übertragen, der 2 ml Medium zugesetzt wurden, das Antibiotika, 10^–8 M Dexamethason, 10 mM β-Natriumglycerophosphat und 50 μg/ml Ascorbinsäure enthielt, und wurden für ungefähr 1 Woche (37°C, eine Atmosphäre von 5% CO₂) inkubiert. Falls notwendig, wurde das Medium gewechselt.
Es wurde durch alkalische Phosphatase-Aktivität und Alizarin-Rotfärbung bestätigt, dass die Osteoprogenitorzellen und die Osteoblasten sich aus den mesenchymalen Stammzellen, die aus Knochenmark gewonnen wurden, differenzierten und an der Oberfläche des Implantatmaterials anhafteten, und die Oberfläche hiervon wurde mit Knochenmatrix beschichtet, die von diesen Zellen erzeugt wurde. Zusätzlich wurde das Experiment, bei dem das poröse Implantatmaterial in die Rücken-Hypodermis syngener Ratten implantiert wurde, durchgeführt. Ungefähr 1 bis 2 Wochen später wurde eine neue Knochenbildung auf der Oberfläche des Implantatmaterials bestätigt.
(Vergleichsbeispiel 1)
Vier Arten von künstlichen Materialien (Titan-Legierung, rostfreier Stahl, Aluminiumoxid-Keramiken und hochdichtes Polyethylen) wurden direkt in die Rücken-Hypodermis der Rat ten immplantiert. Als Folge wurde das Dazwischenliegen von fibrösem Gewebe (einem Fremdfilm), das die künstlichen Materialien umgab, in einem frühen Stadium nach der Implantation bestätigt und eine neue Knochenbildung wurde niemals bestätigt.
(Test, der ein künstliches Gelenk verwendet)
(Beispiel 2)
Markzellen wurden aus einem erwachsenen Hund gewonnen und wurden zunächst für 7 bis 12 Tage wie in Beispiel 1 kultiviert. Nach der Kultivierung wurde eine Zell-suspendierte Lösung hergestellt. Der Stielanteil des künstlichen Hüftgelenkes, der aus Titan-Legierung bestand, wurde in der Zell-suspendierten Lösung eingeweicht und wurde für 2 Stunden (37°C, eine Atmosphäre von 5% CO₂) inkubiert. Anschließend wurde der Stielanteil auf einen Kulturbehälter überführt, der Kulturmedium enthielt, das mit dem in Beispiel 1 verwendeten Medium identisch war, und wurde in einem Inkubator (37°C, eine Atmosphäre von 5% CO₂) für ungefähr 1 Woche kultiviert. Falls notwendig, wurde das Medium ausgetauscht.
Es wurde bestätigt, dass die Osteoprogenitorzellen und die Osteoblasten aus den mesenchymalen Stammzellen differenzierten, die sich aus dem Knochenmark ergaben, und hafteten an der Oberfläche des Implantatmaterials an, und die Oberfläche hiervon wurde mit Knochenmatrix beschichtet, die von diesen Zellen erzeugt wurde. Zusätzlich wurde eine Fixierung zwischen dem Stielanteil und dem Oberschenkelknochen bestätigt, wenn der Stielanteil des künstlichen Hüftgelenkes in eine Cavität des Oberschenkelknochens des erwachsenen Hundes implantiert wurde. Im künstlichen Hüftgelenk wurde eine neue Knochenbildung auf der Oberfläche des Stielanteils in einem frühen Stadium nach der Implantation bestätigt und die Fixierung des Stieles wurde ebenfalls rasch beendet.
(Vergleichsbeispiel 2)
Ein künstliches Hüftgelenk ohne Einweichung in der Zell-suspendierten Lösung wurde wie in Beispiel 2 implantiert. Als Folge wurde eine Teilfixierung zwischen dem Stielanteil und dem Oberschenkelknochen beobachtet und hatte die Lockerung des Stielanteils zur Folge.
(Beispiel 3)
2 ml Markzellen wurden aus dem Oberarmknochen eines Beagle-Hundes mit 12 kg Körpergewicht gewonnen. Die gewonnenen Markzellen wurden auf ein Reagenzglas übertragen, das 2 ml FBS mit Heparin enthielt, und wurden zentrifugiert (900 Upm, 10 Minuten, 24°C). Nachdem Fettzellen und Überstand aus der Zentrifugenröhrchen entfernt wurden, wurden die Zellen auf einen T-75-Kolben übertragen und wurden in einem Medium, das 15% FBS und Antibiotika enthielt, für 10 Tage primär-kultiviert. Das Kulturmedium wurde dreimal pro Woche ausgetauscht.
In dieser Ausführungsform wurde ein Implantatmaterial mit einem Stiel 1, hergestellt aus Titan (hierin als „Ti" bezeichnet), und einem künstlichen Kopf 2, hergestellt aus hochreinem Aluminiumoxid, verwendet, wie in 1 dargestellt ist. Beide Oberflächen des Stieles 1 schließen damit verbundene Ausnehmungen 3 (Tiefe 0,5 mm, Fläche 1,3 cm²) ein. Das Implantatmaterial wurde mit einem Thermosprühverfahren von reinem Ti behandelt. Die durchschnittliche Oberflächenrauhheit der thermischen Sprühebene betrug 32 μm. Nach der Primärkultur wurden 0,25% Trypsin zur Ablösung verwendet, und eine Zell-suspendierte Lösung wurde hergestellt.
Ein Stiel für einen Hund wurde in Kulturschalen aufgenommen, die 94 mm Durchmesser aufwiesen und 1 × 10⁵ Zellen der Zell-suspendierten Lösung wurden auf einer Oberfläche, die mit dem reinen Ti-Thermosprühverfahren behandelt werden sollen (Flächen 1,3 cm²) der oberen Stielseite aufgenommen und bei 37°C für 30 Minuten inkubiert, so dass die Zellen an der Oberfläche, die mit dem Ti-Thermosprühverfahren behandelt wurde, anhafteten. Anschließend wurden 48 ml Medium, das 10 mM β-Glycerophosphat, 82 μg/ml Vitamin-C-Phosphat und 10⁸ M Dexamethason enthielt, zugesetzt, um die Subkultur für 11 Tage durchzuführen.
Wenn der subkultivierte Stamm unter Verwendung einer Färbung für eine alkalische Phosphatase gefärbt wurde, wurde eine Oberfläche, die mit einem Ti-Thermosprühverfahren behandelt wurde, bei dem die Zellen ausgesät wurden, rot gefärbt. Andererseits wurde eine Oberfläche, die mit dem Ti-Thermosprühverfahren behandelt wurde, bei dem die Zellen nicht ausgesät wurden, d. h. die Rückseite des Stiels, nicht gefärbt. Dies bedeutet, dass die Zellen zu Osteoblasten differenzierten, die auf der Gesamtoberfläche vorlagen, auf die die Zellen ausgebracht wurden.
Eine Linie vom Trochanter major zum Trochanter minor auf der Oberschenkelknochenkopf-Seite eines rechten Oberschenkelknochens eines Beagle-Hundes wurde als Einschnitt vorgenommen, und der Oberschenkelknochenkopf wurde extrahiert. Ein Abraspeln wurde unter Verwendung der medullären Cavitäts-Expansion vorgenommen und ein Test durchgeführt. Die Oberflächen des Stammes, auf dem die oben zubereiteten Zellen auf einer Seite befestigt wurden, wurde mit PBS(–) und physiologischer Salzlösung gewaschen. Anschließend wurde der Stamm in eine medulläre Cavität des Oberschenkelhalsknochens eingeführt und ein künstlicher Knochenkopf wurde am Stamm befestigt.
Der Hund wurde drei Wochen nach der Operation getötet und der implantierte Stielanteil wurde extrahiert. Die Oberfläche des Stammes, der mit dem Ti-Thermospühverfahren behandelt wurde, wurde histologisch ausgewertet. Die Ti-Sprühoberfläche, auf der die Zellen befestigt waren, wurde insofern ausgewertet, als sich neuer Knochen in der Cavität der Ti-Sprühoberfläche gebildet hatte, wobei die Gesamtoberfläche, auf der die Zellen befestigt waren, mit neuem Knochen bedeckt war. Im Gegensatz hierzu wurde die Ti-Sprühoberfläche, bei der die Zellen nicht befestigt waren, insofern ausgewertet, als der Stiel teilweise mit dem Knochen in Berührung lag.
Die vorliegenden Ausführungsformen können mit folgenden Modifikationen durchgeführt werden.
Das bioinerte oder biotolerante Material kann aus der Kombination eines metallischen Materials oder eines Keramikmaterials mit einem synthetischen Harz zusammengesetzt sein. Beispielsweise kann im künstlichen Gelenk, das aus einem Stielanteil, einem Kopfanteil und einem Gelenkpfannenanteil besteht, der Stielanteil und der Kopfanteil aus einem metallischen Material oder einem keramischen Material hergestellt sein, wohingegen der Gelenkpfannenanteil aus einem synthetischen Harzmaterial hergestellt sein kann. Die obige Zusammensetzung erzielt ein Implantatmaterial, bei dem jeder Teil optimale mechanische Eigenschaften aufweist. Es ist deswegen möglich, ein Unbehagen für den lebenden Körper soweit wie möglich zu reduzieren.
Die Oberfläche eines Implantatmaterials, das aus einem bioinerten Material hergestellt ist, kann nicht mit bioaktivem Substrat beschichtet sein. Selbst wenn das obige Implantatmaterial verwendet wird, können die mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogeni torzellen an der Oberfläche des künstlichen Materials anhaften oder die Oberfläche des künstlichen Materials kann mit Knochenmatrix beschichtet werden, die durch die Osteoblasten und die Osteoprogenitorzellen in vitro erzeugt wurden.
Die Oberfläche des künstlichen Materials kann nicht porös ausgebildet sein, sondern kann auch flach sein. Das künstliche Material mit einer flachen Oberfläche kann einfach gegossen werden.
Das Implantatmaterial kann aus einem künstlichen Material bestehen, das ein bioinertes Material einschließt, bei dem mesenchymale Stammzellen, Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen nicht anhaften oder proliferiert sein können, und wird mit einem bioaktiven Substrat auf der Oberfläche des künstlichen Materials beschichtet. Das obige Implantatmaterial kann zumindest an einer Art von Zellen anhaften, ausgewählt aus den Osteoblasten und den Osteoprogenitorzellen, an der Oberfläche des Implantatmaterials, und kann mit der Knochenmatrix beschichtet sein.
Als eine Osteoblaste oder eine Osteoprogenitorzelle, die an der Oberfläche des Implantatmaterials anhaftet, können Zellen, die von einem homogenen biologischen Organismus abgeleitet sind, die einen identischen Haupthistokompatibilitätskomplex (= MHC) aufweisen oder humanes Lymphocytenantigen (HLA) verwendet werden. Alternativ können Zellen, die kein identischen MHC oder HLA aufweisen, verwendet werden, während das Immunsuppressivum verabreicht werden kann. Wenn die obigen Zellen für ein Implantatmaterial verwendet werden, ist es möglich, die Abstoßung durch Autoimmunität sicher zu unterdrücken. Wenn Markzellen eines lebenden Körpers, von denen ausgegangen wird, dass sie implantiert werden sollen, als kanzerös verdächtigt werden, wird die Einnistung und Metastase des Krebses befürchtet und wird durch Implantieren eines Implantatmaterials, an dem Zellen, abgeleitet aus den kanzerösen Markzellen, anhaften, in einem solchen lebenden Körper, gefördert. Jedoch kann die obige Möglichkeit durch Verwendung von Markzellen vermieden werden, die aus einem gesunden, nicht-kanzerösen Organismus stammen. Zusätzlich, wenn Nabelschnurblut, insbesondere mesenchymale Stammzellen aus Nabelschnurblut, verwendet werden können, ist dies sehr vorteilhaft.
Ein Teil der Markzellen oder der mesenchymalen Stammzellen können in vitro in der Kulturlösung mit dem künstlichen Material kultiviert werden, und der Rest kann auf der Kultur schale kultiviert werden. Nachdem die Anzahl der Zellen auf der Kulturschale zunimmt, können die Zellen auf der Oberfläche des künstlichen Materials anhaften und dann kultiviert werden. Zusätzlich kann ein Teil von Zellen, deren Anzahl durch Subkultur erhöht wurde, auf der Oberfläche des künstlichen Materials anhaften und können kultiviert werden, und die verbleibenden Zellen können weiter subkultiviert werden. Nachdem die Anzahl der subkultivierten Zellen zunimmt, können die subkultivierten Zellen an der Oberfläche des künstlichen Materials anhaften und können kultiviert werden. Die obige Konstruktion kann effizient die Anzahl von Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen in einer kurzen Zeitspanne erhöhen. Dies verkürzt die Herstellungszeit des Implantatmaterials in großem Maße. Zusätzlich können mehr Zellen an der Oberfläche des Implantatmaterials anhaften.
Das Implantatmaterial kann unter Verwendung eines künstlichen Materials hergestellt werden, das in die Form gegossen wird, die einem Knochendefektteil oder Knochenhohlraumteil entspricht, und das sich ergebende Implantatmaterial kann dem Knochendefektteil oder dem Hohlknochenanteil implantiert werden. Das obige Implantatmaterial kann die erwünschten mechanischen Eigenschaften ergeben und die Knochenreparaturgeschwindigkeit und die Biokompatibilität verbessern.
Als ein die Differenzierung induzierender Faktor zum Differenzieren mesenchymaler Stammzellen zu Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen können morphogenetisches Knochenprotein, Fibroblasten-Wachstumsfaktor, Glucocorticoid oder Prostaglandin verwendet werden.
Zumindest ein Wachstumsfaktor ausgewählt aus Dexamethason, morphogenetischem Knochenproteinm, Fibroblasten-Wachstumsfaktor, Glucocorticoid oder Prostaglandin können an die Oberfläche des Implantatmaterials angebunden, angelagert oder eingeweicht bzw. imprägniert werden. Das obige Implantatmaterial kann weiterhin in seiner Knochenreparaturaktivität verbessert werden.

Claims

Implantatmaterial, das in einen lebenden Körper als Ersatz von Knochengewebe implantierbar ist, wobei das Implantatmaterial durch folgendes gekennzeichnet ist: – ein bioinertes oder biotolerantes Material; – zumindest eine Art von Zellen ausgewählt aus Osteoblasten und Knochenvorläuferzellen, die an der Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials anhaften, wobei die zumindest eine Art von Zellen eine verbesserte Knochenreparatur-Aktivität aufweist; und – eine Knochenmatrix, die durch die anhaftenden Zellen in vitro erzeugt wird und die die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials beschichtet.
Implantatmaterial nach Anspruch 1, wobei das bioinerte oder biotolerante Material aus zumindest einem der Materialien zusammengesetzt ist, ausgewählt aus Titan, Titanlegierungen, rostfreiem Stahl, Cobalt-Chromlegierungen, Cobalt-Chrom-Molybdenlegierungen, Aluminiumoxidkeramiken, Kohlenstoffkeramiken, Zirconoxidkeramiken, Siliciumcarbidkeramiken, Siliciumnitridkeramiken, Glaskeramiken, Polyethylen, Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polyurethan, Polyvinylalkohol, Polypropylen, Polycarbonat, Polymethylmethacrylat, Methacrylatpolymer, Siliconharz und bioabsorbierbaren Polymeren.
Implantatmaterial nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials mit einem bioaktiven Substrat beschichtet ist.
Implantatmaterial nach Anspruch 3, wobei das bioaktive Substrat zumindest eines einschließt, ausgewählt aus Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat, calciumdefizientes Apatit, amorphes Calciumphosphat, Tetracalciumphosphat, Ostacalciumphosphat, Fluorapatit, Carbonat-Apatit, Calciumpyrophosphat, Bruschit, Monetit, Calciumcarbonat, Glaskeramiken, die Apatit enthalten, Glaskeramiken, die Calciummetaphosphat enthalten und Bioglas.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–4, wobei das bioinerte oder biotolerante Material zumindest eines von metallischen Materialien einschließt, ausgewählt aus Titan, Titanlegierungen, rostfreiem Stahl, Cobalt-Chromlegierungen und Cobald-Chrom-Molybdenlegierungen.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–4, wobei das bioinerte oder biotolerante Material zumindest eines von Keramikmaterialien einschließt, ausgewählt aus Aluminiumoxidkeramiken, Kohlenstoffkeramiken, Zirconoxidkeramiken, Siliciumcarbidkeramiken, Siliciumnitridkeramiken und Glaskeramiken.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–4, wobei das bioinerte oder biotolerante Material zumindest eines von synthetischen Harzmaterialien einschließt, ausgewählt aus Polyethylen, Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polyurethan, Polyvinylalkohol, Polypropylen, Polycarbonat, Polymethylmethacrylat, Methacrylatpolymer, Siliconharz und bioabsorbierbaren Polymer.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–7, wobei die Knochenmatrix einen Wachstumsfaktor einschließt, sezerniert aus zumindest einer Art von Zellen ausgewählt aus Markzellen, mesenchymalen Stammzellen, Osteoblasten und Knochenvorläuferzellen.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–8, wobei das bioinerte oder biotolerante Material eine poröse Oberfläche einschließt.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–9, wobei zumindest ein Teil der Knochenmatrix kalzifiziert ist.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–10, wobei die Osteoblasten oder Knochenvorläuferzellen durch Kultivieren und danach Differenzieren der mesenchymalen Stammzellen gewonnen werden, die aus einem lebenden Körper gewonnen wurden.
Implantatmaterial nach einem der Ansprüche 1–11, wobei die Knochenmatrix Collagenfasern enthält.
Implantatmaterial nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Implantatmaterial aus einem bioinerten oder biotoleranten Material zusammengesetzt ist und die Knochenmatrix direkt die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials berührt und vollständig abdeckt.
Verfahren zur Herstellung von Implantatmaterialien, die in einen lebenden Körper implantiert werden, als Ersatz für Knochengewebe, wobei das Verfahren folgendes umfaßt: – einen Schritt, mesenchymale Stammzellen, die aus einem lebenden Körper gewonnen wurden, an einer Oberfläche eines bioinerten oder biotoleranten Materials zu befestigen; – den Schritt, die mesenchymalen Stammzellen zu kultivieren, daß sie zu zumindest einer Art von Zellen differenzieren, ausgewählt aus Osteoblasten und Knochenvorläuferzellen; und – den Schritt, der in vivo Kultivierung undifferenzierter Zellen auf der Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials, so daß die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials mit der durch die differenzierten Zellen erzeugten Knochenmatrix beschichtet wird.
Verfahren nach Anspruch 14, das weiterhin den Schritt umfaßt, die Anzahl differenzierter Zellen durch Subkultur zu erhöhen.
Verfahren zur Herstellung von Implantatmaterialien, die in einem lebenden Körper als Ersatz für ein Knochengewebe implantiert wurden, wobei das Verfahren folgendes umfaßt: – den Schritt der in vitro Kultivierung von mesenchymalen Stammzellen, die aus einem lebenden Körper gewonnen wurden, mit einem bioinerten oder biotoleranten Material; – die mesenchymalen Stammzellen an der Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials zu befestigen, um die anhaftenden mesenchymalen Stammzellen zu zumindest einer Art von Zellen zu differenzieren, ausgewählt aus Osteoblasten und Knochenvorläuferzellen, bis die Zellen beginnen, Knochenmatrix auf der Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials zu erzeugen und die Oberfläche des bioinerten oder biotoleranten Materials mit der Knochenmatrix zu beschichten, die in vitro durch die differenzierten Zellen erzeugt wurde.
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 und 16, wobei der Schritt des Kultivierens der mesenchymalen Stammzellen eine Verbesserung der Knochenreparatur-Aktivität der zumindest einen Art von Zellen einschließt.