JP2010528694A - 骨組織中に挿入するチタン系金属充填材の新規な表面 - Google Patents

Abstract

本発明は、骨組織中に挿入するチタン系金属充填材の、実質的に純粋な酸化チタンを含み、厚さが８〜５０ｎｍである表面を規定する。本発明は、この表面を得るための方法、およびその表面を有する金属充填材も提供する。この表面は、良好な微小粗さを有し、不純物を実質的に含まず、従来表面の厚さの約３倍の厚さを有し、これらの特徴が、この表面に非常に優れた骨一体化特性を与える。

Description

発明の分野

本発明は、骨組織中に挿入する金属充填材の分野に関する。具体的には、本発明は、良好な粗さを有し、最適な化学的組成及び厚さを有することにより、細胞応答が優れ、従って、充填材と骨の結合が改良される金属充填材表面に関する。本発明は、この表面を得るための手順、およびその表面を有する金属充填材にも関する。

発明の背景

現状技術水準で良く知られているように、ある種の金属または合金、例えばチタン、ジルコニウム、ハフニウム、タンタル、ニオブまたはそれらの合金は、骨組織と比較的強い結合を形成するのに使用される。特に、チタンおよびその合金の金属充填材は、１９５０年頃から、骨組織と良く結合する特性に関して知られている。この結合は、Ｂｒａｎｅｍａｒｋら．（Ｂｒａｎｅｍａｒｋら、「無菌顎の処置における骨と一体化した充填材、１０年間の経験（Ｏｓｓｅｏｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｉｍｐｌａｎｔｓ ｉｎ ｔｈｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ｅｄｅｎｔｕｌｏｕｓ ｊａｗ． Ｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅ ｆｒｏｍ ａ １０−ｙｅａｒ ｐｅｒｉｏｄ）」、Ｓｃａｎｄ．Ｊ．Ｐｌａｓｔ．Ｒｅｃｏｎｓｔｒ．Ｓｕｒｇ．，ＩＩ，ｓｕｐｐｌ １６（１９７７））。

この金属と骨組織との間の結合は比較的強いが、この結合を改良することが望ましい。現状技術水準では、そのような金属充填材を処理し、それらの骨一体化（ｏｓｓｅｏｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）を改良するのに好適な表面を得るために開発された多くの方法がある。用語「表面」とは、充填材の、主として対応する金属の酸化物から構成された表面層または最外区域を意味するものとし、その物理的特性は、充填材を形成する実質的な材料とは明らかに異なっている。

これらの方法のいくつかは、この表面層の形態を変化させ、その粗さを増加させ、より高い接触面積を与え、従って、充填材と骨組織との間の結合を強化し、機械的保持及び強度を高める、すなわち充填材の骨一体化を改良することを目的としている。

これらの、表面粗さを増加させるための手順の背景にある理由は、過去数年に行われた研究（Ｂｕｓｅｒら、「チタン充填材の骨一体化に対する表面特性の影響。小型豚における組織形態計測研究（Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ ｓｕｒｆａｃｅ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｎ ｂｏｎｅ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｉｍｐｌａｎｔｓ． Ａ ｈｉｓｔｏｍｏｒｐｈｏｍｅｔｒｉｃ ｓｔｕｄｙ ｉｎ ｍｉｎｉａｔｕｒｅ ｐｉｇｓ）」、Ｊ Ｂｉｏｍ Ｍａｔｅｒ Ｒｅｓ，（１９９１），２５：８８９−９０２、Ｗｅｎｎｅｒｂｅｒｇら、「２５−及び７５−μｍサイズのＡｌ２Ｏ３粒子で噴射加工したｃ．ｐ．チタンスクリューのトルク及び組織形態計測評価（Ｔｏｒｑｕｅ ａｎｄ ｈｉｓｔｏｍｏｒｐｈｏｍｅｔｒｉｃ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｃ．ｐ． ｔｉｔａｎｉｕｍ ｓｃｒｅｗｓ ｂｌａｓｔｅｄ ｗｉｔｈ ２５−ａｎｄ ７５μｍ−ｓｉｚｅｄ ｐａｒｔｉｃｌｅｓ ｏｆ Ａｌ_２Ｏ_３」、Ｊ Ｂｉｏｍ Ｍａｔｅｒ Ｒｅｓ，（１９９６），３０：２５１−２６０、Ｂｕｓｅｒら、「小型豚の上顎骨におけるチタン充填材の除去トルク値（Ｒｅｍｏｖａｌ ｔｏｒｑｕｅ ｖａｌｕｅ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｉｍｐｌａｎｔｓ ｉｎ ｔｈｅ ｍａｘｉｌｌａ ｏｆ ｍｉｎｉａｔｕｒｅ ｐｉｇｓ）」、Ｊ Ｏｒａｌ Ｍａｘｉｌｌｏｆａｃ Ｉｍｐｌａｎｔｓ （１９９８） １３：６１１−６１９、及び、Ｌａｚｚａｒａら、「２回酸エッチングし、機械加工したチタン充填材表面に対する骨応答（Ｂｏｎｅ ｒｅｓｐｏｎｓｅ ｔｏ ｄｕａｌ ａｃｉｄ−ｅｔｃｈｅｄ ａｎｄ ｍａｃｈｉｎｅｄ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｉｍｐｌａｎｔ ｓｕｒｆａｃｅｓ）」、Ｂｏｎｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，ｃａｐ．３４ （２０００）Ｊ．Ｅ．Ｄａｖｉｓ ｅｄｓ．）であり、これらの研究は、短及び中期間における充填材の骨一体化が微小表面粗さにより改良されることを立証している。

また、他の研究（Ｂｕｓｅｒら，１９９１、上記、Ｃｏｃｈｒａｎら、「平滑な、及び粗いチタン上への歯周細胞の付着及び成長（Ａｔｔａｃｈｍｅｎｔ ａｎｄ ｇｒｏｗｔｈ ｏｆ ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ ｃｅｌｌｓ ｏｎ ｓｍｏｏｔｈ ａｎｄ ｒｏｕｇｈ ｔｉｔａｎｉｕｍ）」、Ｉｎｔ． Ｊ Ｏｒａｌ Ｍａｘｉｌｌｏｆａｃ Ｉｍｐｌａｎｔｓ （１９９４） ９：２８９−２９７、Ｍａｒｔｉｎら、「ヒト骨芽細胞状細胞（ＭＧ６３）の増殖、分化及びタンパク質合成に対するチタン表面粗さの影響（Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｓｕｒｆａｃｅ ｒｏｕｇｈｎｅｓｓ ｏｎ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ， ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ， ａｎｄ ｐｒｏｔｅｉｎ ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｏｓｔｅｏｂｌａｓｔ−ｌｉｋｅ ｃｅｌｌｓ （ＭＧ６３））」、Ｊ Ｂｉｏｍ Ｍａｔ Ｒｅｓ （１９９５）２９：３８９−４０１、Ｌａｚｚａｒａら、上記、及び、Ｏｒｓｉｎｉら、「機械加工対サンドブラストの、酸−エッチングしたチタン充填材の表面分析（Ｓｕｒｆａｃｅ ａｍａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｍａｃｈｉｎｅｄ ｖｓ ｓａｎｄｂｌａｓｔｅｄ ａｎｄ ａｃｉｄ−ｅｔｃｈｅｄ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｉｍｐｌａｎｔｓ）」、Ｊ Ｏｒａｌ Ｍａｘｉｌｌｏｆａｃ Ｉｍｐｌａｎｔｓ （２０００） １５：７７９−７８４）は、微小粗さを有する充填材上に表面層が存在することにより、骨芽細胞発現が改良され、より優れた細胞分化及びより優れた骨芽細胞発現が得られることを立証している。この効果の結果、骨一体化が改良され、骨形成が増大する。

また、より基礎研究に近い製造業者、例えばＮｏｂｅｌ Ｂｉｏｃａｒｅは、幾つかの研究（Ｓｕｌら、「酸化された充填材及びそれらの骨応答に対する影響（Ｏｘｉｄｉｚｅｄ ｉｍｐｌａｎｔｓ ａｎｄ ｔｈｅｉｒ ｅｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｎ ｔｈｅ ｂｏｎｅ ｒｅｓｐｏｎｓｅ）」、Ｊ Ｍａｔｅｒ Ｓｃｉ： Ｍａｔｅｒ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ （２００２）； １２： １０２５−１０３１）、が充填材の結晶化度とより優れた骨一体化との間の関係を示唆しているので、酸化チタン層の厚さ及び結晶化度が増加するように、そのような表面処理を設計している。

現状技術水準で充填材の表面粗さを増加させるのに使用される方法は多種多様である。それらの中で、表面上への塗料塗布、粒子による表面の噴射加工、及び表面の化学的攻撃を特に挙げることができる。

金属充填材表面の一般的な被覆方法では、金属被覆、通常はチタン被覆、セラミック層、通常はヒドロキシアパタイト層の被覆を、種々の公知の技術、例えばプラズマ粉末化またはプラズマスプレーにより行う（Ｐａｌｋａ，Ｖ．ら、「チタンの表面及びプラズマスプレーされたヒドロキシアパタイトの層に対する生物学的環境の影響（Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔ ｏｎ ｔｈｅ ｓｕｒｆａｃｅ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ａｎｄ ｐｌａｓｍａ−ｓｐｒａｙｅｄ ｌａｙｅｒ ｏｆ ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ）」． Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ： Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ （１９９８）９，３６９−３７３）。

表面噴射加工の場合、様々な材料及びサイズの粒子を使用し、充填材の表面にその形態を変化させる様式で噴射加工する。通常、コランダム（アルミナ）の粒子（Ｂｕｓｅｒら、上記、Ｗｅｎｎｅｒｂｅｒｇら、１９９６、上記）、または酸化チタンの粒子（Ｇｏｔｆｒｅｄｓｅｎ，Ｋ．ら，Ａｎｃｈｏｒａｇｅ ｏｆ ＴｉＯ２−ｂｌａｓｔｅｄ，「ＨＡ−被覆された、及び機械加工された充填材、ラビットによる実験研究（ＨＡ−ｃｏａｔｅｄ， ａｎｄ ｍａｃｈｉｎｅｄ ｉｍｐｌａｎｔｓ： ａｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｓｔｕｄｙ ｗｉｔｈ ｒａｂｂｉｔｓ）」、Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔｅｒ Ｒｅｓ（１９９５）２９，１２２３−１２３１）が使用される。

他方、表面の化学的攻撃は、様々な鉱酸、例えばフッ化水素酸、硫酸等を使用して行われる。例えば、Ｉｍｐｌａｎｔ Ｉｎｎｏｖａｔｉｏｎｓ Ｉｎｃ．による一連の米国特許（ＵＳ５，６０３，３３８、ＵＳ５，８７６，４５３、ＵＳ５，８６３，２０１及びＵＳ６，６５２，７６５）では、２工程の酸処理が記載され、商業的なＯｓｓｅｏｔｉｔｅ（登録商標）表面を得るのに使用されている。第一工程では、水性フッ化水素酸を使用して金属表面上の天然酸化物層を除去し、第二工程では、塩酸と硫酸の混合物を使用し、微小な粗い表面を得ている。やはりＩｍｐｌａｎｔ Ｉｎｎｏｖａｔｉｏｎｓ Ｉｎｃ．の欧州特許出願第ＥＰ１４７７１４１号では、この方法の変形が記載されており、そこでは、フッ化水素酸と塩酸の混合物を第二工程で使用し、チタン及びＴｉ６Ａｌ４Ｖ合金を基材とする充填材表面を処理している。

両方の技術を組み合わせた使用、すなわち充填材表面の噴射加工とそれに続く化学的攻撃、も記載されている。Ｂｕｓｅｒ（Ｂｕｓｅｒら、１９９１、Ｂｕｓｅｒら、１９９８、上記）は、特に中間粒度アルミナによる噴射加工と、それに続く、フッ化水素酸と硝酸の混合物によるエッチング、粗いアルミナによる噴射加工と、それに続く、塩酸と硫酸の混合物による化学的処理を記載している。同様に、Ｃｏｃｈｒａｎ（Ｃｏｃｈｒａｎら、１９９４、上記）は、細かい、または粗いコランダム粒子による噴射加工と、それに続く塩酸と硫酸による化学的処理を使用し、チタン表面を処理している。同様に、Ｃｈｏｉ Ｓｅｏｋら、（韓国出願公開公報２００３００７８４０）は、リン酸カルシウム粒子による噴射加工と、それに続く塩酸と硫酸の混合物による処理を記載している。同様に、Ａｓｔｒａ Ｔｅｃｈによる国際公開ＷＯ２００４／００８９８３には、細かい及び粗い酸化チタン粒子による噴射加工と、それに続くフッ化水素酸による化学的処理を組み合わせた、充填材表面の処理方法が記載されている。また、Ｆｒａｎｃｈｉ（Ｆｒａｎｃｈｉら，（２００４）「骨内歯科充填材の様々な異なった表面からの、チタン粒子の早期離脱（Ｅａｒｌｙ ｄｅｔａｃｈｍｅｎｔ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｐａｒｔｉｃｌｅｓ ｆｒｏｍ ｖａｒｉｏｕｓ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｓｕｒｆａｃｅｓ ｏｆ ｅｎｄｏｓｓｅｏｕｓ ｄｅｎｔａｌ ｉｍｐｌａｎｔｓ）」、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２５， ２２３９−２２４６）、及びＧｕｉｚｚａｒｄｉ（Ｇｕｉｚｚａｒｄｉら，（２００４）「異なったチタン表面処理が、人間の下顎骨骨芽細胞応答に影響を及ぼす（Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｓｕｒｆａｃｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｉｎｆｌｕｅｎｃｅｓ ｈｕｍａｎ ｍａｎｄｉｂｕｌａｒ ｏｓｔｅｏｂｌａｓｔ ｒｅｓｐｏｎｓｅ）」， Ｊ Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔｏｌ ７５， ２７３−２８２）は、細かい及び粗いジルコニア粒子による噴射加工と、それに続く不特定酸による処理を記載している。

熱処理に関して、Ｂｒｏｗｎｅ（Ｂｒｏｗｎｅら、（１９９６）、「耐溶解性を改良したチタン合金充填材表面の特性試験（Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ａｌｌｏｙ ｉｍｐｌａｎｔ ｓｕｒｆａｃｅ ｗｉｔｈ ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｄｉｓｓｏｌｕｔｉｏｎ ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ） 」： Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ： Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ７， ３２３−３２９） 及びＬｅｅ（Ｌｅｅら、（１９９８），「Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ合金の表面特性：材料、不動態化及びオートクレーブ処理の影響（Ｓｕｒｆａｃｅ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｆ Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ ａｌｌｏｙ： ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｍａｔｅｒｉａｌｓ， ｐａｓｓｉｖａｔｉｏｎ ａｎｄ ａｕｔｏｃｌａｖｉｎｇ」、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ： Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ９， ４３９−４４８）は、予め処理していないチタン合金を４００℃で４５分間高温処理することにより、耐溶解性が改良され、酸化物層の厚さが増加することを記載しているが、達成された厚さは４ｎｍに過ぎない。

従って、これらの方法には、微小粗さを有する表面は得られるが、酸化チタンの表面厚さは非常に小さく、非常に安定した二酸化チタン層が得られるのではなく、媒体中への金属イオンの放出が少なくならないという欠点がある。

従って、現状技術水準は、金属充填材の表面層を処理し、微小表面粗さを与え、化学組成及び厚さを改良する、骨一体化の過程を最適化するための別の方法を依然として求めている。

本発明者らは、驚くべきことに、充填材の外側区域に酸化ジルコニウム粒子を加圧下で噴射加工し、続いて酸の特別な組合せで化学的処理を行い、最後に好適な熱処理を行うことにより、微小粗さを有し、実質的に不純物を含まない組成及び従来表面の厚さの約３倍の厚さを有する表面が得られることを見出した。この表面は、良好な多孔度及び柱状またはスポンジ状骨の形態に類似した形態、すなわち骨一体化及び骨固定過程を最適化するのに非常に有利な特性、も示す。

硫酸とフッ化水素酸との混合物、ならびにこれらの３種類の処理の組合せを使用することは、これまで記載されていない。噴射加工し、続いて酸処理した表面の好適な熱処理の選択も記載されていない。

従って、本発明の、これらの技術的特性を組み合わせた方法により、非常に良好な骨一体化特性及び細胞応答を備えたチタン系金属充填材の表面を得ることができる。さらに、酸化チタン表面層の厚さが非常に大きく増加するので、金属イオン放出、ほとんど化学量論的な酸化チタン組成及びこの表面の高い濡れ性に関して大きな利点が得られる。

発明の目的

従って、本発明の目的は、骨組織中に挿入するチタン系金属充填材の、実質的に純粋な酸化チタンを含んでなり、厚さが８〜５０ｎｍである表面を提供することである。

本発明の別の目的は、この表面を有する、骨組織中に挿入するチタン系金属充填材を提供することである。

本発明の別の目的は、その表面を得るための手順を提供することである。

本発明の表面の顕微鏡写真（１５０ｘ）を示す。 図２ａは、共焦点顕微鏡で得た、本発明の表面の粗さを三次元的に示し、図２ｂは、充填材の末端における平面区域の復元及び対応する粗さの測定を示す。 本発明の表面のエネルギー分散型Ｘ線スペクトル（ＥＤＳ）を示す。 本発明による表面（０３／１３６／１５）の細胞毒性の指針として、１２、２４及び７２時間における細胞生存率を、他の従来表面と比較して示す。 本発明の表面（０３／１３６／１５）上に接種した骨芽細胞による骨マトリックスの製造指針として、培養６日目におけるアルカリ性ホスファターゼ活性を、他の従来表面と比較して示す。

発明の詳細な説明

本発明は、骨組織中に挿入するチタン系金属充填材の、実質的に純粋な酸化チタンを含んでなり、厚さが８〜５０ｎｍである表面（以下、「本発明の表面」と呼ぶ）を提供する。

上記のように、チタン系充填材の表面は、主として酸化チタンから構成される表面層またはその最外区域である。

特別な実施態様においては、本発明の表面は、厚さが１０〜３０ ｎｍである。好ましい実施態様では、本発明の表面は、厚さが１５ｎｍである。

従来の表面厚さのおおむね３倍である、この厚さにより、上記のように、充填材のより優れた骨一体化ならびに不純物の大幅な低減が得られる。

本発明の状況下では、用語「実質的に純粋な酸化チタン」とは、本発明の表面が、約９８重量％の化学量論的にほとんど全部の酸化チタン組成物を含んでなることを意味する。（百分率は、得られた表面の外側区域に存在する汚染物を排除するために、スパッタリング、または加速イオンによる爆撃の１分後に、ＸＰＳまたはＸ線光電子分光法により測定し、これは、分析方法に固有であり、その実際の組成を与える）。

さらに、本発明の表面は、良好な微小粗さ、従って、非常に良好な骨一体化及び細胞応答を示す。実際、処理した表面の形態は、骨修復の開始に最適な柱状骨に類似している。また、その特徴的な多孔度及び粗さにより、残留張力の均質化、初期タンパク質の密着及び固定及び細胞外マトリックスの密着、増殖及び細胞成熟及び安定性が得られる。

従って、本発明の別の態様においては、前に記載した本発明の表面を与える、骨組織中に挿入するチタン系金属充填材を提供する。

特別な実施態様においては、金属充填材は、チタンまたはチタン合金の充填材である。チタンは、例えば商業的に純粋なチタンでよい。同様に、チタン合金は、どのようなチタン合金、例えばチタン、アルミニウム及びバナジウムのＴｉ６Ａｌ４Ｖ合金、でもよい。

このチタン系金属充填材は、骨組織中に挿入するのに好適なので、それを挿入しようとする骨組織に応じて、歯科、整形外科学、等の充填材でよい。

特別な実施態様においては、この金属充填材は歯科充填材である。

本発明の別の態様においては、骨組織中に挿入するチタン系金属充填材の表面を得るための手順（以下、本発明の手順と呼ぶ）であって、下記の工程、すなわち、
（ａ）酸化ジルコニウムの粒子を加圧下で該充填材の外側区域に噴射加工する工程、
（ｂ）前記充填材の噴射加工した外側区域を、硫酸及びフッ化水素酸を含んでなる酸組成物で化学的に処理する工程、及び
（ｃ）前記噴射加工した、化学的処理した充填材の外側区域を温度２００〜４５０℃で１５〜１２０分間加熱することにより、熱処理する工程、
を含んでなる、手順を提供する。

本手順の別の特別な実施態様においては、工程（ａ）における酸化ジルコニウム粒子の、充填材の外側区域への噴射加工を、圧力２〜１０気圧で行う。好ましい実施態様においては、酸化ジルコニウム粒子の噴射加工を、圧力６気圧で行う。

本手順の別の特別な実施態様においては、工程（ａ）で使用する酸化ジルコニウム粒子の粒子径が２５〜５００μｍである。好ましい実施態様においては、これらの酸化ジルコニウム粒子の粒子径が１２５μｍである。

酸化ジルコニウムの粒子を噴射加工した後、その工程の後で粒子のくずが残っていても、これは非常に生物相容性のある材料なので、生物相容性の問題は無い。また、この材料の粒子及びサイズは、比較的丸く、噴射加工作業の圧力と組み合わされて、良好な細胞応答に理想的な、凹状衝撃点を形成する。

酸化ジルコニウム粒子による噴射加工、または機械加工応力の均質化を行うには、いずれかの好適な装置、例えばＲｅｎｆｅｒｔから市販の噴射加工装置モデルＢａｓｉｃ Ｑｕａｔｔｒｏを使用することができる。この装置は、加圧空気回路に接続されており、この回路が、機械の中に装填されているジルコニアビーズを噴射する。噴射加工の後、表面を、いずれかの好適な方法、例えば圧縮空気の作用に続く超音波洗浄処理、により洗浄する。

本発明の手順の特別な実施態様においては、工程（ｂ）で使用する酸組成物が、硫酸１５〜５０％（ｖ／ｖ）及びフッ化水素酸０．０１〜１％（ｖ／ｖ）を含む。好ましい実施態様においては、この酸組成物が、硫酸２８．８％（ｖ／ｖ）及びフッ化水素酸０．０２４％（ｖ／ｖ）を含む。

この酸の特別な組合せが、特別な粗さと形態を造り出し、これが、不純物をほとんど含まずに得られる表面化学組成と組み合わされ、最適な細胞応答をもたらす。

本発明の手順の別の特別な実施態様においては、工程（ｂ）における化学的処理を、温度５０〜１１０℃で４〜６０分間行う。好ましい実施態様においては、この化学的処理を、温度７５℃で１２分間行う。

化学的攻撃処理には、標準的な実験室装置をドラフト（例えばＣｒｕｍａ ｍｏｄｅｌ ９００１−ＧＨ空気ドラフト）の内側で使用し、酸蒸気から保護する。化学的処理の後、充填材を酸浴から取り出し、洗浄して残留する酸を除去し、次いで超音波により洗浄し、乾燥させる。乾燥には、従来の乾燥装置、例えばＲｅｎｆｅｒｔ乾燥炉、を使用することができる。

本発明の手順の別の特別な実施態様においては、工程（ｃ）における熱処理を、温度２８５℃で６０分間行う。

上記の温度及び規定された時間行う熱処理により、表面酸化チタン層の再構造化が起こり、結晶化度が増加し、不純物を減少させ、細胞応答を改良する。さらに、この熱処理により、表面酸化チタン層の厚さが増加する。通常の条件下では、大気に露出されたチタンは、酸化し、厚さが約５ナノメートルの酸化チタン層を形成する。この酸化物層は、残りのチタンを酸化から保護する。従って、厚さが大きい酸化チタン層を得ることが有用であろうが、挿入の際に充填材が骨に擦りつけられると、層の脆さにより、微小粒子が形成されることがある。この意味で、本発明の手順により得られる厚さ範囲は８〜５０ｎｍが妥当である。

従って、所望の厚さを得るには、熱処理を、大気中酸素の材料中への拡散を促進するのに十分に高いが、色の変化により目視可能なチタンの酸化を引き起こす程高くはない温度で行う必要がある。これを達成するには、作業温度を２００℃〜４５０℃に選択する。

最後に、処理時間は、制御しなければならない第二のパラメータである。時間が短いと、酸素が効果的に拡散できない。時間が長すぎると、層の厚さが過度に増加し、効果がなくなる。これらの両極端の間の妥当な範囲は、処理温度に応じて、１５分間〜２４時間である。従って、選択する作業時間は１５〜１２０分間である。

熱処理は、従来の方法を使用して、例えばＭｅｍｍｅｒｔ ｍｏｄｅｌ ＵＭ−１００低温加熱炉、を使用して行う。

本発明の別の態様においては、上に記載した本発明の手順により得られる表面を提供する。この表面は、上記のように、実質的に純粋な酸化チタンを含んでなり、厚さが８〜５０ｎｍである。特別な実施態様においては、この表面は、厚さが１０〜３０ｎｍである。好ましい実施態様においては、この表面は厚さが１５ｎｍである。

本発明の別の態様においては、上に記載した本発明の表面を有し、骨組織中に挿入するチタン系金属充填材を提供する。特別な実施態様においては、この金属充填材は、チタンまたはチタン合金の充填材である。別の特別な実施態様においては、金属充填材は歯科用充填材である。

下記の例は本発明を例示するものであり、その範囲を制限するものではない。

例１（本発明の表面を有するチタン歯科用充填材の製造）
市販の純粋チタン製の、ネジ山を切った円錐−円筒形骨内Ｄｅｆｃｏｎ ＴＳＡ充填材を、１２５μｍのジルコニア粒子で、圧力６気圧で、出口オリフィスを処理する表面に対して直角に、距離２ｃｍ〜３ｃｍで配置し、噴射加工した。噴射加工の後、加圧空気で清掃し、次いで純水中に超音波下で１０分間浸漬した。次いで、これを、圧縮空気を使用して乾燥させた。

次いで、下記の組成、すなわち硫酸２８．８体積％及びフッ化水素酸０．０２４体積％、を有する水溶液を調製した。試薬を含むビーカーを、温度７５°±２℃に設定した熱浴中に入れた。試薬が所望の温度に達した後、噴射加工した充填材を試薬中に１２分間（±１５秒間）浸漬し、化学的処理にかけた。この処理の後、充填材を酸浴から取り出し、２個の純水浴中で、１５秒間ずつ、続けて振とうすることにより、洗浄した。次いで、充填材を純水中に浸漬し、１０分間超音波処理した後、加熱炉中で乾燥させた。

最後に、処理した充填材を、Ｍｅｍｍｅｒｔ ｍｏｄｅｌ ＵＭ−１００低温加熱炉中、温度２８５℃（±２０℃）で６０分間、最終的な熱処理にかけた。

例２（例１で得た表面の特性試験）
＜形態＞
例１で得られた表面形態を、表面顕微鏡写真及び共焦点顕微鏡による粗さの測定により、試験した。
表面顕微鏡写真
表面の顕微鏡写真撮影は、ＪＥＯＬ ＪＳＭ ８４０走査電子顕微鏡で、１５ｋＶ走査光線で行った。

図１は、この表面の顕微鏡写真（１５０倍）を示すが、そこでは、表面が、粗さ値Ｒａ（平均粗さ）約１μｍの非常に特徴的な表面粗さを呈し、鋭い外側縁部を有する丸くなった形態、及び表面上の酸攻撃作用による、一様に分布した深い多孔質を特徴とする。

粗さのレベルは、充填材表面が細胞の良好な固定を可能にするのに必要な粗さに関して、様々な科学文献（上記のＢｕｓｅｒら、１９９１、Ｃｏｃｈｒａｎら、１９９４、Ｍａｒｔｉｎら、１９９５、Ｗｅｎｎｅｒｂｅｒｇら、１９９６、Ｗｅｎｎｅｒｂｅｒｇら、１９９７、Ｂｕｓｅｒら、１９９８、Ｌａｚｚａｒａら、２０００、Ｏｒｓｉｎら、２０００）に示されている必要条件に合致している。

共焦点顕微鏡による粗さの測定
粗さの３Ｄ測定は、ｔｈｅ Ｄｅｐａｒｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｏｐｔｉｃｓ ｏｆ Ｅｓｃｕｅｌａ Ｔｅｃｎｉｃａ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔａｒｉａ ｄｅ Ｔｅｒｒａｓａ （Ｐｏｌｙｔｅｃｈｎｉｃ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｉｔｙ ｏｆ Ｃａｔａｌｏｎｉａ）により開発されたＰＬμソフトウエアに接続された共焦点顕微鏡により行った。測定は、８００μｍのＧａｕｓｓｉａｎカット−オフフィルターによるＤＩＮ ４７６８標準により行った。

図２ａは、この技術により得た表面の三次元的粗さを示す。また、図２ｂは、充填材の末端における平面区域の復元及び表面の横方向輪郭に従う対応する粗さの測定を示す。

得られた粗さの値から、ピーク間の間隔Ｓｍが１２μｍで、１．０μｍの平均値Ｒａ（平均粗さ） が得られた。これらの値は、前の項で引用した文献で望ましいとされた値に近い。

表面化学組成
表面化学組成の分析は、２種類の異なった技術、すなわちエネルギー分散型Ｘ線分光法（ＥＤＳ）及びＸ線光電子分光法（ＸＰＳ）、により行った。

エネルギー分散型Ｘ線分光法（ＥＤＳ）分析
この技術により、厚さ約１μｍの表面の組成を、高空間分解能で定量測定することができる。ＥＤＳにより、ホウ素とウラニウムの間の原子量を有する原子の存在を検出し、試験している表面上にある原子を定量することができる。

ＥＤＳ測定は、Ｂａｒｃｅｌｏｎａ ＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙのＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ−Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ Ｓｅｒｖｉｃｅｓにより行った。Ｌｅｉｃａ Ｅｌｅｃｔｒｏｓｃａｎ ３６０ ＳＥＭを、ホウ素の原子量以上の原子量を有する原子を検出することができるＬｉｎｋ−Ｉｎｃａ ＥＤＳ装置と共に使用した。図３は、得られたエネルギー分散型Ｘ線スペクトル（ＥＤＳ）を示す。

ＥＤＳにより行った分析は、チタンの処理した試料の表面上にはチタンと酸素及び痕跡量のジルコニウムだけが存在することを立証した。ジルコニウムの存在は、先行する機械加工応力の均質化処理によるものであり、この処理により、幾らかの酸化ジルコニウム粒子が表面に付着して残ることがある。各種の分析により、この挙動が、処理された充填材の表面全体にわたって観察される。

Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）分析
ＸＰＳ分析は、Ｂａｒｃｅｌｏｎａ ＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙのＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ−Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ ＳｅｒｖｉｃｅｓのＥＳＣＡ及びＴＥＭ Ｕｎｉｔにより行った。これらの結果を表１に、様々な歯科用充填材の文献（Ｗｉｅｌａｎｄ ｅｔ ａｌ．、「チタン充填材表面の化学組成及び特徴の測定及び評価（Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ａｎｄ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｃｈｅｍｉｃａｌ ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ ａｎｄ ｔｏｐｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｉｍｐｌａｎｔ ｓｕｒｆａｃｅｓ）」、Ｂｏｎｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，ｃｈ．１４（２０００）Ｊ．Ｅ．Ｄａｖｉｓ ｅｄｓ．、Ｍａｓｓａｒｏら、「市販チタン歯科用充填材の表面特性の比較試験、Ｐａｒｔ Ｉ、化学組成（Ｃｏｍｐａｒａｔｉｖｅ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｓｕｒｆａｃｅ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｃｏｍｍｅｒｃｉａｌ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｄｅｎｔａｌ ｉｍｐｌａｎｔｓ． Ｐａｒｔ Ｉ： ｃｈｅｍｉｃａｌ ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）」、Ｊ Ｍａｔ Ｓｃｉ：Ｍａｔ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ（２００２）１３：５３６−５４８）に引用されているＸＰＳ分析と比較して示す。

これらの結果を比較することにより、本発明の表面の化学組成は、市販されている他の充填材の化学組成に匹敵し、炭素及びケイ素汚染物はさらに少ない（上記のＷｅｎｎｅｒｂｅｒｇら、１９９６、上記のＷｉｅｌａｎｄら、２０００、及びＳｉｔｔｉｇら、「様々な前処理を行った充填材材料ｃ．ｐ． Ｔｉ、Ｔｉ６Ａｌ７Ｎｂ及びＴｉ６Ａｌ４Ｖの表面特性試験（Ｓｕｒｆａｃｅ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍｐｌａｎｔ ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｃ．ｐ． Ｔｉ６Ａｌ７Ｎｂ ａｎｄ Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ ｗｉｔｈ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｐｒｅｔｒｅａｔｍｅｎｔｓ）」、Ｊ Ｍａｔｅｒ Ｓｃｉ： Ｍａｔｅｒ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ（１９９９），１０：３５−４６）。

表面上にある種の元素、例えば窒素、が存在するのは、熱処理工程によるものである。他の方法で一般的な他の汚染物、例えばケイ素及びナトリウム、は検出されなかった。１００％に対する残りの％は、検出されたアルゴン（記載していない）によるものであり、これは、ＸＰＳによる測定方法の残留物である。

例３（例１に記載した方法と類似の方法で得たチタン試料表面の細胞応答）
例１に記載する方法と類似の方法により処理したチタン試料（直径５ｍｍの商業的に純粋なチタンディスク）の生物学的評価の研究が、０６３−１３研究グループ（Ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｙ Ｄｅｐｔ．Ｆａｃｕｌｔｙ ｏｆ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｏｄｏｎｔｏｌｏｇｙ， Ｓａｎｔｉａｇｏ ｄｅ Ｃｏｍｐｏｓｔｅｌａ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ，Ｓｐａｉｎ）により行われた。

１０％子牛胎児血清及び１％抗生物質溶液を含む変性Ｄｕｌｂｅｃｃｏ培養基中で、ヒトの骨芽細胞を作業試料上に接種した（８×１０^３細胞／ディスク、３重）。細胞生物活性（表面の細胞毒性の指針）及びアルカリ性ホスファターゼの生産（骨芽細胞による骨マトリックス生産の指針）を、本発明の表面（コード０３／１３６／１５）に関して測定し、機械加工を施した同じチタンの未処理表面（コード０３／１３７／０７）、噴射加工（５マイクロメートル炭化ケイ素紙で噴射加工）を施した同じチタンの別の未処理表面（コード０３／１３６／１８）、及びＩＴＩ ＳＬＡ表面に類似の、噴射加工に加えて酸処理を施した未処理表面（コード０３／１３６／０９）と比較した。

図４は、これらの試料で１２、２４及び７２時間における細胞生存率測定の結果を示す。図５は、これらの試料の培養の６日後におけるアルカリ性ホスファターゼ活性測定の結果を示す。

アルカリ性ホスファターゼ活性は、以前から生物学的石灰化と関連している。従って、骨マトリックス鉱化の開始前には、この酵素発現が強化され、無機リン酸塩の局所的な濃度が増加して核形成し、骨組織の主成分であるヒドロキシアパタイト結晶が増殖することが必要であると思われる。

図４及び５で分かるように、得られた結果は、比較用の機械加工表面（コード０３／１３７／０７）及び噴射加工表面（コード０３／１３６／１８）と比較して、本発明の表面（コード０３／１３６／１５）により、より優れた細胞応答が得られる。本発明の表面の細胞応答の結果は、噴射加工及び酸処理した比較試料（コード０３／１３６／０９）の結果と類似している。

Claims (22)

1. 骨組織中に挿入するチタン系金属充填材の表面であって、実質的に純粋な酸化チタンを含み、厚さが８〜５０ｎｍであることを特徴とする、表面。
2. 厚さが１０〜３０ｎｍである、請求項１に記載の表面。
3. 厚さが１５ｎｍである、請求項２に記載の表面。
4. 骨組織中に挿入するチタン系金属充填材であって、請求項１〜３のいずれか一項に記載の表面を有することを特徴とする、充填材。
5. チタンまたはチタン合金の充填材である、請求項４に記載の充填材。
6. 歯科用充填材である、請求項４に記載の充填材。
7. 骨組織中に挿入するチタン系金属充填材の表面を得るための方法であって、
   （ａ）酸化ジルコニウムの粒子を加圧下で前記充填材の外側区域に噴射加工する工程、
   （ｂ）前記充填材の前記噴射加工した外側区域を、硫酸及びフッ化水素酸を含んでなる酸組成物で化学的に処理する工程、及び
   （ｃ）前記噴射加工した、化学的処理した前記充填材の外側区域を、温度２００〜４５０℃で１５〜１２０分間加熱することにより、熱処理する工程、
   を含んでなる、方法。
8. 前記工程（ａ）における前記酸化ジルコニウム粒子の前記表面への噴射加工を、圧力２〜１０気圧で行う、請求項７に記載の方法。
9. 前記工程（ａ）における前記酸化ジルコニウム粒子の前記表面への噴射加工を、圧力６気圧で行う、請求項８に記載の方法。
10. 前記工程（ａ）で使用する前記酸化ジルコニウム粒子の粒子径が２５〜５００μｍである、請求項７に記載の方法。
11. 前記工程（ａ）で使用する前記酸化ジルコニウム粒子の粒子径が１２５μｍである、請求項１０に記載の方法。
12. 前記工程（ｂ）で使用する前記酸組成物が、硫酸１５〜５０％（ｖ／ｖ）及びフッ化水素酸０．０１〜１％（ｖ／ｖ）を含む、請求項７に記載の方法。
13. 前記工程（ｂ）で使用する前記酸組成物が、硫酸２８．８％（ｖ／ｖ）及びフッ化水素酸０．０２４％（ｖ／ｖ）を含む、請求項１２に記載の方法。
14. 前記工程（ｂ）における前記化学的処理を、温度５０〜１１０℃で４〜６０分間行う、請求項７に記載の方法。
15. 前記工程（ｂ）における前記化学的処理を、温度７５℃で４〜１２分間行う、請求項１４に記載の方法。
16. 前記工程（ｃ）における前記熱処理を、温度２８５℃で６０分間行う、請求項７に記載の方法。
17. 請求項７〜１６のいずれか一項に記載の方法により得られる表面であって、実質的に純粋な酸化チタンを含んでなり、厚さが８〜５０ｎｍである、表面。
18. 厚さが１０〜３０ｎｍである、請求項１７記載の表面。
19. 厚さが１５ｎｍである、請求項１８記載の表面。
20. 骨組織中に挿入するチタン系金属充填材であって、請求項１７〜１９のいずれか一項に記載の表面を有する、金属充填材。
21. チタンまたはチタン合金の充填材である、請求項２０に記載の金属充填材。
22. 歯科用充填材である、請求項２０に記載の金属充填材。

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