JP2014534882A - リン酸カルシウム層を有する金属材料及びその製造方法 - Google Patents

Abstract

本発明は金属又は金属合金基板を含む多層材料及びそれらの使用に関し、金属又は合金基板は、セラミック又は結晶もしくは部分的結晶構造の少なくとも一つを有する金属又は金属合金を含む中間層で被覆され、中間層は、リン酸カルシウム層で被覆されており、ナノメートルハニカム構造を有する。本発明は、ナノメートルハニカム表面構造を有するリン酸カルシウム層の自己触媒的堆積による材料を形成するための方法に関する。

Description

本発明は、金属又は合金基板を含む多層材料及びその使用に関し、当該金属又は合金基板は、セラミックまたは結晶性もしくは部分的結晶構造を有する金属または合金の少なくともひとつを含む中間層で被覆されており、該中間層は、ナノメートルのハニカム構造を有するリン酸カルシウム層で被覆されている。

本発明はまた、そのような材料を形成するための方法に関し、当該方法は、リン酸カルシウム層の自己触媒的堆積と、付加的に連続したリン酸カルシウム層の成長を有する。

特に、本発明は、医療用インプラント（又は人工医療装具）、特に骨インプラントの分野に関する。

医療用インプラントは、一般的に、人体と適応する金属又は合金から作られている。しかしながら、特に、少なくともインプラント／骨界面における骨芽細胞の成長を向上させるためには、骨との適応性が要求される。

基板の機械的性質と層の生物活性とを組み合わせることを目的として、ヒトに移植することを意図した金属又は非金属基板上に生物活性堆積物を形成する多くの研究がなされている。チタン及びその合金は、高い機械的強度、低弾性率、腐食に対する高い抵抗性及び優れた生体適応性のために、歯科及び整形外科用途に優れた金属材料である。ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）は、骨と化学的に結合することができるため、一般的に生物活性層として用いられるセラミックである。したがって、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）は、チタン又はその合金ベースのインプラントの適応性とともに、骨芽細胞の成長を向上させる。

ヒドロキシアパタイトを製造するために、インプラントを作るのに使用される金属基板を、液槽に浸漬する。いくつかの液槽で試験したが、結果は常に一致しているわけではない。これらの処理の中でも、アルカリ処理は、最も一般的であり、最も効果的であると考えられる。最近では、Ｔａｋｅｕｃｈｉらによる“Ａｃｉｄ ｐｒｅｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｉｍｐｌａｎｔｓ”，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２４ （２００３）１８２１−１８２７、及び、Ｊｏｎａｓｏｖａらによる“Ｂｉｏｍｉｍｅｔｉｃ ａｐａｔｉｔｅ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｏｎ ｃｈｅｍｉｃａｌｌｙ ｔｒｅａｔｅｄ ｔｉｔａｎｉｕｍ”，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２５ （２００４） １１８７−１１９４は、基板を疑似体液（ＳＢＦ）の溶液中に浸漬したとき、酸及びアルカリ処理の組み合わせは、チタン表面に骨アパタイトと類似の層を形成するのにより効果的であることを示している。

現在、人工骨は、ヒドロキシアパタイトの厚い層を得るために、プラズマトーチによって作成されている。しかしながら、これらの人工骨には、ヒドロキシアパタイト層の剥離の問題がある。

一方で、生体材料の場合には、自己触媒的堆積が可能であることも知られている。しかしながら、この技術は、ポリマーベースの生体材料上でのみ使用されたものであって、金属又は合金の場合ではなかった（ＬｅｏｎｏｒおよびＲｅｉｓによる、“Ａｎ ｉｎｎｏｖａｔｉｖｅ ａｕｔｏｃａｔａｌｙｔｉｃ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ ｒｏｕｔｅ ｔｏ ｐｒｏｄｕｃｅ ｃａｌｃｉｕｍ−ｐｈｏｓｐｈａｔｅ ｃｏａｔｉｎｇｓ ｏｎ ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ”、 Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ， Ｊ． Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅ： Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ， ２００３， １４， １３５）。従って、特に医療用の使用のために、金属又は合金に対して自己触媒堆積を実現する可能性については教示されていない。

現時点で、ヒトインプラント及び骨のための金属又は合金の間の適応性を向上させるために使用される技術を改善する必要がある。

従って、本発明は、特にチタン又はチタン合金を含む場合に、骨と金属又は合金との適応性を向上させる新たな材料を提供することを目的とする。

本発明は、医薬（抗菌剤、成長因子など）を含浸させ得る多孔性コーティングを提供することを目的とする。

本発明は、骨との良好な適応性を必要とするインプラント材料の製造を改善することを目的とする。

本発明はまた、インプラント又は人工骨などの医療分野において使用可能な材料の機械的特性を改善すること、及び、それらの表面の生物活性を向上させることを目的とする。本発明はまた、そのような材料の寿命を改善することを目的とする。

本発明はまた、工業的規模で使用可能な安価で、信頼性の高い解決策を提供することを目的とする。

従って、本発明は、金属又は合金基板を含む多層材料に関する。当該金属又は合金基板は、例えば、セラミック又は結晶性もしくは部分的に結晶構造の少なくとも一つを有する金属又は合金の酸化物又は窒化物を含む中間層で被覆されており、該中間層は、表面にナノメートルハニカム構造を含むリン酸カルシウム層で被覆されている。

「ナノメートルハニカム構造」とは、１μｍよりも小さい平均粒径を備える、可視表面孔を有する（走査型電子顕微鏡を用いて観測する）構造を指す。これらの孔は、海綿骨の自然な構造に関する細胞を粗形成する。これらの細胞は、比較的薄く平坦な壁を含む。骨の構造に言及する場合、特に海綿骨の基準を指している。実施例及び図面から明らかなように、ナノメートルハニカム表面構造を有する本発明に従う材料は、疑似体液（ＳＢＦ）の存在下において、リン酸カルシウム層の成長処理をせずに又はそのような成長処理の前に得られる。ＳＢＦの存在下で、リン酸カルシウム層のさらなる成長処理なしで、海綿骨の自然な構造に匹敵するナノメートルハニカム構造（「骨のような」）を有するため、本発明に従う材料は、非常に有利である。

金属又は合金基板は、それ自体、別の基板上の層であってもよい。

基板に使用される少なくとも一つの金属と同一の一つ以上の金属が、本発明において使用する中間層用の金属又は合金として好適である。

本発明の金属の中で、チタン又はチタンを含む合金の中から選択される金属を用いることが好ましい。そのような材料として、典型的には医療合金、特に、Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ，ＮｉＴｉ（Ｎｉｔｉｎｏｌ（登録商標））、Ｘ２ＣｒＮｉＭｏ１８−１５−３、Ｘ４ＣｒＮｉＭｎＭｏＮ２１−９−４、チタニウム−ジルコニア Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−５Ａｌ−２．５Ｆｅ、Ｔｉ−１３Ｎｂ−１３Ｚｒ及びＴｉ−１５Ｍｏ−３Ｎｂ、例えば、３１６、３１６Ｌ又は３０４型のステンレス鋼、およびＸ２ＣｒＮｉＭｏ１８−１４−３、Ｘ２ＣｒＮｉＭｏ１７−１２−２、Ｘ５ＣｒＮｉＭｏ１７−１２−２、又はＸ５ＣｒＮｉ１８−１０型の合金が含まれる。

好ましくは、上記のようなチタン又はチタンを含む合金、及びチタンを含む中間層を含む又はそれらから成る基板が使用される。

金属又は合金基板は、８００ｎｍ未満、好ましくは５００ｎｍ未満の表面粗さを有することが好ましい。

チタンを含むセラミック又は結晶もしくは部分的に結晶構造を中間層に使用することが好ましい。

「セラミック又は結晶性もしくは部分的結晶性構造を有する金属または合金を含む」とは、特に、本発明に従う金属（単数又は複数）又は合金（単数又は複数）の酸化物、窒化物を指す。

中間層は、チタン酸ナトリウム（Ｎａ_２Ｔｉ_５Ｏ_１１）、二酸化チタン、窒化チタン又はそれらの組み合わせのひとつを含むか、又はそれらから成るのが好ましい。中間層は、窒化チタンを含むか又はそれから成るのが好ましく、さらに、チタン酸ナトリウム（Ｎａ_２Ｔｉ_５Ｏ_１１）を含むかまたはそれから成るのがより好ましい。

好ましい代替例によれば、中間層は、ナノメートルハニカム構造を有する。好ましくは、走査型電子顕微鏡により観測した場合、当該構造は１００ｎｍ未満の平均細孔直径を含む。

代替例によれば、中間層は５０ナノメートル〜１０マイクロメートルの厚さを有する。この代替例では、１〜３マイクロメートルの直径を有する実質的に球状の凝集体を有するが、ナノメートルの層は領域によっては目視できる状態のままである。

代替例によれば、中間層は１００ｎｍ〜５００ｎｍの厚さを有する。この代替例によると、実質的に球状の凝集体が存在しないか、又は凝集体そのものが実質的に存在しない。中間層は、金属又は合金基板のモホロジーに適応するスムースな表面を有する。

一方、リン酸カルシウム層は、有利なことに、５０〜４００ｎｍの気孔率を有する（走査型電子顕微鏡により観測した平均細孔直径）。リン酸カルシウム層は、典型的には、１００ｎｍ〜１００μｍ、好ましくは１〜５０μｍの厚さを有する。

リン酸カルシウム層は、有利なことに、自己触媒的堆積によって得られ、続いて、リン酸カルシウムが成長する。

本発明の他の態様は、多層構造材料を提供する方法に関する。当該多層構造材料は、金属または合金基板と、セラミック又は結晶もしくは部分的に結晶構造を有する金属又は合金の酸化物又は窒化物などの金属又は合金を含む中間層を含む。当該方法は、
（ｉ）金属又は合金基板を機械的研磨することと、
（ｉｉ）基板表面の自然酸化膜を除去するために化学的エッチングすることと、
（ｉｉｉ）基板の表面上に、セラミック又は結晶もしくは部分的結晶構造の少なくともひとつを有する金属または合金を含む中間層を製造することと、
（ｉｖ）ステップ（ｉｉｉ）において得られた材料の中間層の上への、ナノメートルハニカム表面構造を有するリン酸カルシウム層を堆積させることと
を含む。

第一の代替例によれば、当該方法のステップ（ｉｉ）及び（ｉｉｉ）は、
（ａ１）研磨された表面をフッ酸及び硝酸水溶液と接触させることにより、表面の自然酸化膜を除去するべく化学的エッチングすることと、
（ｂ１）セラミック又は結晶もしくは部分的に結晶構造を有する、好ましくはチタンを含む金属又は合金を含む中間層を基板の表面に堆積させるために、アルカリ性溶液中に材料を浸漬させることにより接触させることと、その後、材料を洗浄及び乾燥させることと、
（ｃ１）材料を熱処理することと
を含む。

第二の代替例によれば、当該方法のステップ（ｉｉ）及び（ｉｉｉ）は、
（ａ２）ステップ（ｂ２）のための基板表面を前処理するために、表面の自然酸化膜を除去するべく化学的エッチングし、気孔率を改善し、基板の表面を不動態化することと、
（ｂ２）セラミック又は結晶もしくは部分的結晶構造を有する、チタンを含む金属又は合金の層を、パルスレーザー堆積（ＰＬＤ）法により、基板上に堆積することと
を含む。

研磨ステップ（ｉ）
ステップ（ｉ）における機械的研磨は、好ましくは、基板表面が、０．５μｍ未満、好ましくは０．２μｍ以下の表面平均粗さ（Ｒａ）を有するように、例えば、炭化ケイ素などの一つ以上の研磨剤を使用して行われる。

一般的に従来技術により教示されているものとは異なり、本発明による機械的研磨処理は、使用する金属又は合金の表面粗さを減少させることができる。粗さが非常に大きい（例えば、Ｒａ＝２μｍ）場合、金属又は合金の特定の部分は、リン酸カルシウム層の堆積後にも目視できることがわかった。本発明者らは、従来技術のこの欠点を克服した。特に、金属基板の過度の粗さは、インプラントへの細胞の接着性を低下させる。本発明の目標は、骨芽細胞の接着および増殖を向上させるためのより自然なインプラント表面を提供することにある。

化学的エッチングステップ（ｉｉ）
中間層を形成する（ステップ（ｉｉｉ））前に、中間層と基板との間の密着性を改善するべく、金属又は合金基板の表面状態を改善するために、基板を表面処理する。この処理により、少なくとも部分的に表面の自然酸化膜を除去する。ステップ（ｉｉｉ）において中間層を形成する本発明の代替案に応じて、基板の表面処理は異なっていてもよい。従って、化学的処理による中間層を形成するために、以下の処理を行うことが好ましい。

エッチングまたはエッチング処理ステップ（ｉｉ）／（ａ１）
一般的に、化学的エッチングステップ（ａ１）は、好ましくは８分以内、より好ましくは５分以内、さらに好ましくは２〜３分の間、硝酸及び塩酸の混合液に浸漬することを含む。クロール試薬を使用するのが好ましい。

エッチングまたはエッチング処理ステップ（ｉｉ）／（ａ２）
パルスレーザー堆積（ＰＬＤ）用に、基板の表面状態を前処理するために、以下の処理を行うのが好ましい。

化学エッチング工程（ａ２）は、酸化剤を含むアルカリ溶液ならびに好ましくは水酸化ナトリウム及び過酸化水素溶液と材料とを接触させることによって有利に実行される。このステップは、６０〜１００℃の温度下で、好ましくは少なくとも５分間続けられる。

ステップ（ａ２）は、多孔性表面を生成するために、７０〜１００℃の温度で、好ましくは少なくとも１０分間、シュウ酸溶液を材料と接触させることを含む。

ステップ（ａ２）は、好ましくは、硝酸を用いて基板の表面を不動態化することを含む。

好ましくは、上記の三つ全ての処理（エッチング、シュウ酸接触及び不動態化）を、ＰＬＤ用の基板の前処理として実行する。

ステップ（ｉｉ）（ａ１又はａ２）の終わりに、蒸留水を用いた一回以上の洗浄を行うのが好ましいく、つづいて材料を乾燥させる。

中間層の生成−ステップ（ｉｉｉ）
上述のように、二つの代替案、即ち、化学的前処理（純粋に化学的）及びパルスレーザー堆積（ＰＬＤ）を含む処理が本発明において好ましい。

このステップは、基板及びリン酸カルシウム層の間の密着性を向上させることを目的としている。この中間層は、良好な厚さを有するリン酸カルシウムのナノメートルハニカム構造を形成することが有利であり、従来の剥離の欠点を有していない。ＰＬＤ法によりチタン上に堆積したＴｉＮの層は、ナノメートルの結晶サイズ及び柱状成長により特徴付けられる。これは、形成された中間層の硬度を増加させることができる。膜の基板への接着力は、接着テープ試験（エポキシ型）のみを用いて、評価した。はがれ（非付着）又はクラックは、堆積した膜について全く観測されなかった。リン酸カルシウム層のはがれにくさは、走査型電子顕微鏡で観測された。

中間層（ｂ１及びｃ１）の化学的前処理
このステップは、好ましくは５Ｍ〜１５Ｍ、より好ましくは約１０Ｍの濃度の水酸化ナトリウムのアルカリ溶液を用いた処理を含む。この処理は、４０〜８０℃の温度で、好ましくは約６０℃で実行されるのが好ましい。この材料とアルカリ領域との接触は、典型的には、１〜２日間、好ましくは１８〜３０時間、より好ましくは２４時間実行される。

一つの代替案にしたがい、ナトリウム及びチタン酸塩イオンを含む、チタン酸ナトリウム層が形成される。熱処理ステップ（ｃ１）は、６２０℃〜６５０℃の温度、好ましくは５２５℃〜６３５℃の温度で、ステップ（ｉｉｉ）において微細な状態で得られた層を脱水し、結晶化するために十分な時間で実行される。ステップ（ｂ１）による処理後のステップ（ｃ１）による熱処理は、サンプルの表面上に、部分的に結晶性の多孔質のチタン酸ナトリウム層の形成をもたらす。

得られた層は、１００ｎｍよりも小さい平均孔径を有する骨の構造に非常に類似した、ナノメートルハニカム多孔構造の上に堆積した、１〜２ミクロンの直径を有する球状凝集体から成る不均一構造を有する。

ＰＬＤ法による中間層の形成（ｂ２）
この代替案では、ステップ（ｂ２）は、基板の表面上に、パルスレーザー堆積（ＰＬＤ）による１００〜５００ｎｍの金属窒化物又は二酸化物、好ましくはチタン窒化物又は二酸化物層の生成を含む。

ＰＬＤの堆積中、材料を加熱することが好ましい。温度は、５８０℃以上、例えば６００℃に保つ。

金属又は合金表面は、化学的堆積によるよりもはるかに均質であるため、ＰＬＤによる堆積は化学的堆積よりも好ましい。また、金属または合金表面はより低い表面粗さを有するため、リン酸カルシウムの堆積及び成長を促進する（ステップ（ｉｖ）および（ｖ））。化学的堆積によって観測された小球体は、ＰＬＤでは存在しないかまたは実質的に存在しない。しかしながら、ＰＬＤ処理のコストは化学的堆積に比べ高い。

一方、代替例によれば、ＰＬＤによる堆積は、二酸化チタン又は窒化チタンの中間層を堆積することを可能にし、これは有利な機械的特性を有する。特に、窒化チタン層との密着性を向上させることにより、リン酸カルシウム層の機械的特性を向上させることができる。一方、窒化チタン層は、高い疲労強度、硬度、ヤング率、及び高い剛性、並びに、低い機械的摩耗係数を有し、ヒトの骨の特性に近い。二酸化チタン層は非常に良好な生物活性特性を有し、かつ、細菌感染を防止することも可能である。

Ｋｏｋｕｂｏらによる“Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌｌｙ ａｃｔｉｖｅ ｂｏｎｅ−ｌｉｋｅ ａｐａｔｉｔｅ ｏｎ ｍｅｔａｌｓ ａｎｄ ｐｏｌｙｍｅｒｓ ｂｙ ａ ｂｉｏｍｉｍｅｔｉｃ ｐｒｏｃｅｓｓ”，Ｔｈｅｒｍｏｃｈｉｍｉｃａ Ａｃｔａ，２８０／２８１（１９９６）４７９−４９０は、金属又はポリマー上にアパタイトを成長するための、バイオミミックな方法を説明している。得られた堆積物は、骨の細胞により容易に代謝される。この堆積物は、骨の自然な表面とは異なる、数ミクロン、典型的には５〜１０ミクロンの直径を有する球面体の表面をもたらす。本発明は、その構造が骨の自然な構造に近い、材料を提供することを目的としている。

金属又は合金誘導体からなる中間層上へのリン酸カルシウムの自己触媒浴による前処理を行うことにより、骨の自然構成を模倣するために、リン酸カルシウム層の構成を改善することができる。ひいては、骨と一体化するための金属インプラントの構造を改善することができることが、本発明により発見された。

リン酸カルシウム堆積−ステップ（ｉｖ）
有利には、ステップ（ｉｖ）は、表面の中間層上に、自己触媒的堆積によりリン酸カルシウムを堆積するために、カルシウム及びリン酸イオンを含む溶液中に浸漬することで、材料への接触が行われる。または、表面上にナノメートルハニカム構造を含むリン酸カルシウム層を得るために、中間層の上にリン酸カルシウルゾルゲルを堆積することによって行われる。

（ａ）自己触媒浴による堆積−ステップ（ｉｖ）
特定の実施態様にしたがい、自己触媒浴は、酸化浴、酸性浴又はアルカリ性浴を含む。

有利には、ステップ（ｉｖ）は、５０℃〜１００℃の温度で、好ましくは６０℃〜８０℃の温度で行われる。

ステップ（ｉｖ）は、（ａ）５０℃〜７０℃の温度、好ましくは約６０℃の温度で、好ましくは、ｐＨ８〜１０、より好ましくは約９．２のアルカリ性浴で実行されるか、（ｂ）６０℃〜８０℃、好ましくは約７０℃の温度で、好ましくはｐＨ約７の酸化浴で実行されるか、又は（ｃ）７０℃〜９０℃、好ましくは約８０℃の温度で、好ましくはｐＨ４〜６、より好ましくは約５．３の酸性浴中で実行される。

自己触媒浴によるリン酸カルシウムの堆積により、特に骨の表面と非常に類似した構造を有する層の成長を向上させることができる。それは、例えば、図７、８及び９において観測することができる。

使用する自己触媒浴に応じて、異なる層構造の成長が観測された。アルカリ浴及び酸化浴は、走査型電子顕微鏡により得られた画像で測定した平均直径、好ましくは、骨の多孔質構造に類似した、１００〜２００ｎｍの直径を含む細孔を有する骨と類似の構造をもたらす。酸化自己触媒浴は、好ましくは、カルシウム、ピロリン酸塩及び酸化剤を含む。アルカリ性自己触媒浴は、好ましくは、ピロリン酸塩、次リン酸及びカルシウムを含む。

酸性自己触媒浴は、一般的に、数ミクロンの付近の小球凝集をもたらす。酸性自己触媒浴は、好ましくは、カルシウム、次リン酸塩及び有機酸を含む。有機酸は、好ましくは、一つ以上の官能基又は置換基を含むかまたは置換された、炭素元素数１〜１０の直鎖状又は分岐鎖状のモノ、ジ又はトリ水酸基から選択される。

自己触媒浴は、触媒としてパラジウムもしくはパラジウム化合物、又は、触媒として銀もしくは銀化合物、及び例えば、塩化パラジウム又は塩化銀を含む。

本発明の代替例によれば、酸化浴は、塩化カルシウム、ピロリン酸ナトリウム、過酸化水素及び塩化パラジウム又は塩化銀を含む。

代替例によると、酸性浴は、塩化カルシウム、フッ化ナトリウム、コハク酸、次リン酸ナトリウム及び塩化パラジウム又は塩化銀を含む。

代替例によれば、アルカリ性浴は、塩化ナトリウム、ピロリン酸ナトリウム、次リン酸ナトリウム及び塩化パラジウム又は塩化銀を含む。

好ましくは、塩化カルシウム濃度は、１〜５０ｇ／Ｌである。好ましくは、ピロリン酸ナトリウム濃度は、１〜１００ｇ／Ｌである。好ましくは、過酸化水素濃度は、０〜５０ｇ／Ｌである。好ましくは、次リン酸ナトリウム濃度は、１０〜５０ｇ／Ｌである。好ましくは、有機酸濃度は、１〜２０ｇ／Ｌである。

（ｂ）ゾルゲル法による堆積−ステップ（ｉｖ）
代替例によれば、リン酸カルシウム層は、ゾルゲルプロセス又は方法を用いて得られたゲルを堆積することにより形成することができる。

リン酸カルシウム溶液からリン酸カルシウムゲルを形成するためのゾルゲル法は、周知である。

使用可能な方法として、ステップ（ｉｉｉ）の後に、基板上にスピンコート法又はディップコート法によりゲルを堆積させる方法が含まれる。

本発明のこの代替例（ゾルゲル法）によれば、一般的に５００ｎｍ〜５０μｍのリン酸カルシウム層の堆積が可能である。より具体的には、スピンコーティングでゲルを堆積することにより、一般に、厚さ０．５〜１０μｍのリン酸カルシウム層を得ることができ、一般に、ディップコーティングでゲルを堆積することにより、厚さ０．５〜２０μｍのリン酸カルシウム層を得ることができる。スピンコーティングにより形成された層の厚さを制御する方が容易であるが、ディップコーティングによれば、より厚い層が得られる。

リン酸カルシウム層の成長−ステップ（ｖ）
有利には、当該方法は、擬似体液（ＳＢＦ）に材料を接触させて、リン酸カルシウム層を成長させるステップ（ｖ）を含む。代替例によれば、擬似体液は、基板上のリン酸カルシウム層の生物活性を測定するために、ヒト血漿（ヒト血漿のものとほぼ等しいイオン濃度を有する）を再生（体外）することができる。

擬似体液は、有利には、ナトリウム、炭酸塩、リン酸塩、マグネシウム、塩化物、カルシウム及び硫酸塩のイオンを含む。

接触は、好ましくは少なくとも一日、より好ましくは４〜１５日間実行される。

リン酸カルシウム層の厚さは、好ましくは、１００ｎｍ〜１００μｍ、より好ましくは１０〜１００μｍである。

有利には、リン酸カルシウム層は、ステップ（ｉｖ）のものと比較して、細孔の大きさが５０〜１００ｎｍに減少している。

リン酸塩及び炭酸塩の形成が観測される（赤外分光法による観測）。最初の二日間で、ＳＢＦ溶液中のカルシウム及びリン酸塩濃度が増加している。７〜１４日後、ＳＢＦ溶液中のカルシウム及びリン濃度は減少し、基板上でこれらの陽イオンが吸収されていることを示している。

自己触媒浴による処理（ステップ（ｉｖ））の後、ＳＢＦの存在下で（ステップ（ｖ））、リン酸カルシウム層は、数百ナノメートルから数十ミクロンまで成長することが観測される。これらの堆積物の形成プロセスは、骨の自然な形成プロセスと非常に類似している。したがって、これは本発明の非常に重要な利点である。複雑なサンプルの幾何学的形状（インプラント、人工装具、またはその他のサンプル）に適合した安価な方法により、分厚い層を得ることができる。成長は、骨の成長の擬生物学によって行われる。リン酸カルシウム層のモホロジーは、細胞の成長及び活性成分の浸透に適合する。骨芽細胞が表面により良く付着しかつ良好に成長することができるようにするために、リン酸カルシウム層は、細胞の接着及び／又は成長を改善する化学元素を含んでも良い。したがって、代替例によれば、リン酸カルシウム層は、骨芽細胞の接着及び／又は成長を改善する一つ以上の化合物を含む。

本発明により得られるリン酸カルシウム層は、この化合物の浸透が可能である。これらの化合物は、当業者には周知である。それらは、一つ以上の抗菌剤などの特定の活性剤である（例えば、銀イオンＡｇ^＋（Ｗ． Ｃｈｅｎ らによる“Ｉｎ ｖｉｔｒｏ ａｎｔｉｂａｃｔｅｒｉａｌ ａｎｄ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｍａｇｎｅｔｒｏｎ ｃｏ−ｓｐｕｔｔｅｒｅｄ ｓｉｌｖｅｒ−ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ ｃｏａｔｉｎｇ”， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ， ２７， ３２， ２００６， ｐｐ ５５１２−５５１７）、フラノン （Ｊ．Ｋ． Ｂａｖｅｊａらによる“Ｆｕｒａｎｏｎｅｓ ａｓ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ ａｎｔｉｂａｃｔｅｒｉａｌ ｃｏａｔｉｎｇｓ ｏｎ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ”， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ， ２５， ２０， Ｓｅｐｔｅｍｂｅｒ ２００４， ｐｐ ５００３−５０１２）、抗表皮ブドウ球菌、黄色ブドウ球菌および／または一つ以上の成長ホルモン（成長ホルモン因子（ＴＧＦ−β１））、副甲状腺ホルモン（ＰＴＨ）およびプロスタグランジンＥ２ （ＰＧＥ２）（Ｋ． Ａｎｓｅｌｍｅによる“Ｏｓｔｅｏｂｌａｓｔ ａｄｈｅｓｉｏｎ ｏｎ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ”， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ， ２１， ７， ２０００， ｐｐ ６６７−６８１）。本発明にしたがい、例えば、感染症をコントロールするために、活性物質および薬（抗生物質など）をリン酸カルシウム層へ組み込むことも可能である。これらの薬は、当業者には周知である。

一方、本発明は、剥離の問題を回避しながら、良好な厚さのリン酸カルシウム層を与える。

本発明の材料は、プラズマトーチにより形成されたヒドロキシアパタイトの厚い層よりも低い結晶度を有する。これは、骨芽細胞の接着、増殖及び周囲の媒体との交換に有利である。（１）堆積が低温で行われ、（２）熱処理によるいかなる再結晶化もなかったので、当該層は部分的にアモルファスである。

本発明によるリン酸カルシウム層は、例えば、ヒドロキシアパタイトに関連する炭酸カルシウム（ＣａＣＯ_３）、リン酸−カルシウムＣａ（Ｈ_２ＰＯ_４）_２、又はリン酸二カルシウム（ＣａＨＰＯ_４）を含む。

本発明はまた、その代替例及び実施形態のいずれかまたは任意の組み合わせにより、本発明の方法を用いて得られる多層材料に関する。

本発明はまた、本明細書で定義されている材料を含む、骨構造のためのインプラント又は人工装具に関する。特に、本発明は、骨インプラント又は歯科インプラントに関する。

本発明はまた、骨又は歯構造のためのインプラント又は人工装具を形成するべく、本明細書で定義されるような多層材料の使用に関する。

本発明はまた、特にヒトの外科的治療に用いられる本明細書で定義されるような多層材料を含むか、それらから成る、骨構造用のインプラント組成物にも関する。

有利には、該組成物は、例えば、股関節、膝、肩、肘、足首、手首、指及び／又はつま先の骨の手術、又は、歯科手術のために、関節の骨端を置換するのに使用される。

図１は、本発明の二つの代替可能な例を概略的に示す。 図２は、本発明の多層材料を概略的に示す。 図３は、基板の化学的エッチング後の、ＦＥＳＥＭ（電界放射型走査電子顕微鏡）写真を示す。 図４は、本発明の代替例にしたがう、アルカリ熱化学処理のための装置の概略図を示す。 図５は、本発明の代替例にしたがう、アルカリ熱化学処理後の中間層のＦＥＳＥＭ写真を示す。 図６は、本発明の代替例にしたがう、自己触媒浴を用いた堆積用の装置の概略図を示す。 図７は、化学処理後に異なる自己触媒浴により得られたリン酸カルシウム層のＦＥＳＥＭ写真を示す。 図８は、ＰＬＤ法により堆積された窒化チタン層上に堆積された異なる自己触媒浴により得られたリン酸カルシウム層のＦＥＳＥＭ写真を示す。 図９は、ＰＬＤ法により堆積された二酸化チタン層上に堆積された、異なる自己触媒浴により得られた、リン酸カルシウム層のＦＥＳＥＭ写真を示す。 図１０は、スピンコーティングにより得られたリン酸カルシウム層のＦＥＳＥＭ写真（上）及びＥＤＳ−Ｘ分析（エネルギー分散型Ｘ線分析）により得られたグラフ（下）を示す。 図１１は、ディップコーティングにより得られたリン酸カルシウム層のＦＥＳＥＭ写真（上）及び、ＥＤＳ−Ｘ分析により得られたグラフ（下）を示す。 図１２は、触媒としてＰｄＣｌ_２を用いた自己触媒浴（３時間）により処理した市販のＴｉ_６Ａｌ_４Ｖから作られた基板上での細胞生存率を示す。 図１３は、触媒としてＡｇＣｌを用いた自己触媒浴（２時間）により処理した市販のＴｉ_６Ａｌ_４Ｖから作られた基板上での細胞生存率を示す。

単に例示として提供された実施例を参照して行われた以下の説明的記述を読んだ後、本発明の他の目的、特徴及び利点並びに、説明的記述は本発明の範囲を限定するものではないことが、当業者に明らかになるであろう。

実施例は、本発明の不可欠な部分であり、任意の特徴が、その実施例を含むその全体の記載から、従来技術と比較して新規であることが示され、その機能及び一般性の観点から本発明の不可欠な部分である。

このように、それぞれの実施例は、一般的な態様を有する。

また、実施例において、特に断らない限り、百分率は全て重量％であり、温度は、特に断らない限り、摂氏温度で表され、特に明記しない限り、圧力は大気圧である。

実施形態
図１は、概略的に、本発明の二つの実施形態のブロック図を示す。

図２は、リン酸カルシウム層（２１）、窒化チタン（２２）の中間層又はチタン酸化物（２４）の中間層、及び、チタン又はチタン合金基板（２３）を含む、本発明による二つの三層材料を概略的に示す。

実施形態１：化学処理による本発明による材料の前処理
例として、チタン、特にＴｉ６Ａ１４Ｖ合金を使用した。他の金属又は合金を基板として使用することもできる。

前処理は、四つの主なステップ、即ち、
機械的研磨、変性クロール試薬（表１）を用いて化学的エッチングすることと、
続いて、基板をアルカリ溶液（ＮａＯＨ）を用いて前処理することと、
続いて、熱処理を行うことと、最後に、
所定の温度及びｐＨ条件（表２）下で、２時間、酸化、アルカリ又は酸性自己触媒浴中に前記前処理した材料を浸漬することと
を含む。

この原理は、図１（ａ）に示されている。

機械的研磨
歯科用途の円柱棒状で入手可能な高チタン含有量のチタン合金（Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ）を、小さなブロック（φ２０ｍｍ、高さ２ｍｍ）へ切断した。チタンサンプルを、自動研磨装置を用いて水ジェットの下で摩耗により研磨した。装置の研磨ディスクを、１０Ｎ〜２０Ｎの研磨圧力で、毎分２５０回転で、遊星回転させた。したがって、チタン合金インゴットは、２５０ｒｐｍの研磨ディスク上に置かれたことになる。表面状態が所望の粗さを有するまで、２分間ごとに、摩耗砥粒（グリット１０００、１２００、２５００、４０００）を細かくすることにより、一連の研磨工程を実行する。研磨用アモルファスコロイダルシリカ懸濁液（ＭａｓｔｅｒＭｅｔ ２、Ｂｕｅｈｌｅｒ、ＩＬ、ＵＳＡ）を、チタン合金サンプルの最終研磨のために使用した。最後に、材料をアセトン中、次にエタノール７０％中で、連続１５分の超音波処理により別々に洗浄した後、１５分ごとに、２回蒸留水で処理を行った。基板は、０．１６の表面平均粗さＲａ（μｍ）及び、０．７３の最大粗さＲｍａｘ（μｍ）を有していた。

化学的エッチング
全てのサンプルを、表面から自然酸化膜を除去するためにエッチングした。材料を、２〜５分間、クロール試薬（１０００ｍＬの脱イオン水中、最大２ｍＬのフッ酸（ＨＦ、４０％）、４ｍＬの硝酸（ＨＮＯ_３、６６％））と接触させ、次に、蒸留水で二回すすいだ。このステップの後で得られた表面状態を、電界放射型走査電子顕微鏡（ＦＥＳＥＭ）により観測したものを、図３に示す：（ａ）は、処理後の表面状態を示し、（ｂ）は、バナジウムアイランド（３５）を有するマイクロ架橋構造の底面を示す。

アルカリ及び熱処理
チタン合金材料を、Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標）のフラスコ中で、２４時間６０℃で、１０ＭのＮａＯＨのアルカリ性溶液中で、前処理する。図４は、この処理のために使用する装置を概略的に示す。

つづいて、サンプルを、重蒸留水で洗浄し、次に乾燥する。

次に、サンプルを１０℃／分の温度勾配で、６３０℃の温度で熱処理を施し、６３０℃で１時間保持した。材料を次に炉内で室温（約２０℃）まで冷却し、その後取り出し、後で分析するために乾燥機内に保存する。

図５（ａ）は、さまざまなサイズの目に見えるナノメートルハニカム構造が残存する球状凝集状態のサンプルの表面状態を示す。図５（ｂ）では、高度にナノ架橋された構造が観測できる。図５（ｃ）には、ナノメートルハニカム層の厚さを表すために５０°の角度で観測したサンプルが示されている。

被覆は、従って、骨（孔径＜１００ｎｍ）（図５ｂ）と類似の、ナノ多孔構造の上に堆積した、直径約１〜２μｍ（図５（ａ））の球状凝集体の不均一な面からなる。化学及び熱処理により、チタン酸ナトリウム（Ｎａ_２Ｔｉ_５Ｏ_１１）の層を形成するために、Ｎａ＋及びＴｉ４＋イオンを含む、約１．８μｍの厚さ（図５（ｃ））の層の形成が可能になる。

この処理により、水酸化ナトリウム溶液で前処理したチタン上にハイドロキシアパタイトの核形成及び成長が可能となる。

自己触媒堆積
リン酸カルシウム層を生成するために、さまざまな浴を使用した：一つは酸化浴、もう一つは酸性浴、もう一つはアルカリ性浴である。

それぞれの処理を、異なる長さの時間：２時間、８時間、１６時間及び２１時間で実行した。化学組成を表２に示す。

塩化カルシウムはカルシウムを与えることができる。また、ピロリン酸ナトリウム及び／又は次リン酸ナトリウムは、リンを与えることができる。一方、ピロリン酸ナトリウムおよび次リン酸ナトリウムは、それぞれ、酸化又は酸性媒体中における還元剤である。酸性媒体中で、コハク酸は反応促進剤として作用するが、フッ化ナトリウムはエッチング剤である。浴に使用された触媒は、塩化パラジウム（ＰｄＣｌ_２）又は塩化銀（ＡｇＣｌ）のいずれかであった。

図６に自己触媒堆積に使用される装置を、概略的に示す。

カーボン膜が表面に堆積した後、サンプルの表面モホロジーをＦＥＳＥＭで観測した。

電子（走査型電子顕微鏡）と表面物質（分析される表面）との反応は表面で電荷蓄積効果を引き起こす。これらの電荷は、導電性サンプルの場合には、地面へ向かって放電される。一方、絶縁体（例えば、本発明による中間層など）の場合には、蓄積電荷は、電子ビームを変形させ、その実効エネルギーを変更する。従って、表面上に薄い金属化層（金または炭素）を堆積させることが必要である。炭素が選択された。この層のみが、ＳＥＭ（ＦＥＳＥＭ）観測目的のために堆積された。

図７は、酸化（Ｏｘ）、酸性（Ａｃ）又はアルカリ性（Ａｌ）浴中で２時間の処理後に形成された堆積物の例を示す。酸化浴及びアルカリ性浴中の堆積物は、アルカリ化学的及び熱処理（図５）によって観測されたものと同様の構造の表面を有し、構造体中にタンパク質及び抗生物質を維持する可能性を示し、術後の治癒または回復を改善するのに有益である。アルカリ性浴により得られた表面は、金属基板上に形成された小さな球体（５０ｎｍよりも小さい直径）層上に堆積されたさまざまな球状凝集体を有する。これは、高密度の構造を示唆している。

エネルギー分散型Ｘ線分析（ＥＤＳ−Ｘ）により分析された、形成された層の化学的組成は、カルシウム及びリンの存在を示している。それらは、浴の組成物により生成される。さらに、骨部位へ移植された場合、酸性自己触媒浴を用いて検出されたフッ化物は、界面での骨の形成を改善する。

図７は、酸化（ａ）、酸性（ｂ）又はアルカリ性（ｃ）浴中で、２時間の処理した後の、ＦＥＳＥＭにより観測された表面を示す。

実施形態２ ＰＬＤ法による本発明の材料の形成
ＰＬＤ法による物理的堆積、次に、自己触媒堆積による化学的堆積の原理は、以下の四つの主要なステップを含む。すなわち：
−機械的研磨（実施形態１の研磨ステップにしたがう）することと、
−化学的エッチング及びイオンクリーニングすることと、
−ＰＬＤ法により堆積することと、
−自己触媒浴中に材料を浸漬させることと（実施形態１にしたがう）
を含む。

この原理は、図１（ｂ）に示されている。

化学的エッチング
実験的な化学的処理は、
−埋め込み粒子及び不純物からチタン合金の表面を洗浄及び除染するために、７５℃で、１０〜３０分間、水酸化ナトリウム（ＮａＯＨ）及び酸素過酸化水素（Ｈ_２Ｏ_２）溶液中に浸漬することにより、サンプルを前処理することと、
−微多孔性表面を生成するために、８５℃で、３０分間、シュウ酸中に浸漬処理することと、
−硝酸溶液中で最終的に不動態化処理することと
−イオンを用いて最終的な洗浄を行うことと
を含む。

ＰＬＤ法堆積
材料の接着特性及び抗菌特性を向上させるために、ＰＬＤにより、３００ｎｍの二酸化チタン層（ＴｉＯ_２）又は３００ｎｍのチタン窒化物（ＴｉＮ）がチタン合金上に堆積された。

そのために、堆積は、Ｑｕａｎｔｅｌ ＹＡＧ レーザー（λ＝３５５ｎｍ）により発生されたパルスにより行った。レーザーソースを放射チャンバの外側に配置した。放射スポットの大きさは約２ｍｍ^２であり、入射エネルギーは、１．５Ｊ／ｃｍ^２であった。

貫通を避けつつ、継続的に新たな領域をレーザー光にさらすために、マルチパルスレーザー照射中に、チタン合金サンプルを、回転及び／又は並行移動可能な専用ホルダーへ装着した。露光中に、チタン合金基板を、約６００℃の温度に維持した。

実験パラメータを表３にまとめる

自己触媒浴による堆積
実施形態１と同じ手順で実行した、リン酸カルシウム層を製造するために、表２にまとめた異なる組成の自己触媒浴中にサンプルを浸漬した。図８は、窒化チタン中間層を示し、図９は、ＦＥＳＥＭにより観測された二酸化チタンを示す。
Ａｌ：アルカリ性浴を用いた処理により得られた表面（ａ）
Ａｃ：酸性浴を用いた処理により得られた表面（ｂ）
Ｏｘ：酸化浴を用いた処理により得られた表面（ｃ）

２時間の間、浸漬を行った。

ＴｉＯ_２及びＴｉＮに対してアルカリ性浴（図８ａ、９ａ）及び酸性浴（図８ａ、９ａ）を用いた処理の後、中間層のカルシウム及びリン酸カルシウムの不均質構造を、ＥＤＳ−Ｘ／ＦＥＳＥＭ（走査型電子顕微鏡に結合されたエネルギー分散型Ｘ線分析）により観測した。酸化浴を用いた処理により、リン酸カルシウムの緻密で均一な層を得ることが可能になる（図８ｃ、９ｃ）。

酸性浴及びアルカリ性浴に対して、Ｏ、Ｎａ、Ｃａ、Ｐの存在を示し、酸化浴に対してＣｌの存在及びＮａの不存在を示すＥＤＳ−Ｘ分析スペクトルが得られた。

実施形態３：ゾルゲル法によりリン酸カルシウム層を合成することによる、本発明の材料の形成

ゾルゲル法を用いた堆積の原理は、以下の四つの主なステップを含む。すなわち：
−機械的研磨することと、
−化学的エッチングすることと、
−リン酸カルシウムゲルを調整することと、
−エッチングされた基板上にゲルを堆積させることと、
を含む。

実施形態１のステップ（ｉ）、（ｉｉ）及び（ｉｉｉ）に従って基板を処理する。

リン酸カルシウムのゾルゲル懸濁液を、以下の条件下で調製する（Ｃ． Ｗｅｎ， Ｗ． Ｘｕ， Ｗ． Ｈｕ， ａｎｄ Ｐ． Ｈｏｄｇｓｏｎによる、 “Ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ／ｔｉｔａｎｉａ ｓｏｌ−ｇｅｌ ｃｏａｔｉｎｇｓ ｏｎ ｔｉｔａｎｉｕｍ−ｚｉｒｃｏｎｉｕｍ ａｌｌｏｙ ｆｏｒ ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ，” Ａｃｔａ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ， ｖｏｌ． ３， ｎｏ． ３， ｐｐ． ４０３−４１０， Ｍａｙ ２００７）：
以下の成分を、２０℃〜１００℃の温度で混合する。
−硝酸カルシウム四水和物（Ｃａ（ＮＯ_３）_２ ４Ｈ_２Ｏ）
−亜リン酸トリエチル（Ｐ（Ｃ_２Ｈ_５Ｏ）_３）
−エタノール
−蒸留水
Ｃａ／Ｐのモル比は、１．６７に等しい。

１．８Ｍの濃度の亜リン酸トリエチル溶液を、無水エタノール中で調製する。１〜６の間、好ましくは３〜４の間に含まれる、水／亜リン酸モル比に対応する量の蒸留水を追加する。全体を、好ましくはテフロン製のビーカー内で密封し、２４時間攪拌する。

２〜４Ｍの濃度の無水エタノール中の硝酸カルシウム四水和物溶液を、先ほどの溶液へ一滴ずつ添加する。

混合物を３分〜１時間攪拌し、最長３日間、周囲温度で放置する。

実施形態３．１ スピンコート法による堆積
先の混合物を、１５秒〜２分間、好ましくは１５〜４０秒間、毎分３０００回転の速度で、スピンコート法により堆積する。つづいて、基板を、アルゴン／空気雰囲気中で、４００℃〜７００℃の温度で５分〜１時間、好ましくは５００℃〜６３０℃の温度で２０分間処理する。得られたリン酸カルシウム層は、１μｍのオーダーの厚さを有する。リン酸カルシウムのより厚い層を得るためには、この方法を繰り返えせばよい。

つづいて基板を、アセトン中で、次にエタノール中で、次に蒸留水中で、超音波洗浄する。図１０で、ＦＥＳＥＭ及びＥＤＳ−Ｘ組成分析により、リン酸カルシウムの緻密層が観測される。

実施形態３．２ ディップコート法による堆積
基板を、１〜２０ｃｍ／分（好ましくは３〜１０ｃｍ／分）の速度で先の混合物をディッピングし、つづいて、５分〜１時間、４００℃〜７００℃の間、好ましくは、２０分間、５００℃〜６３０℃の間で、アルゴン／空気雰囲気中で処理する。得られたリン酸カルシウム層の厚さは、数μｍとなる。リン酸カルシウムのより厚い層を得るためには、この方法を繰り返えせばよい。

つづいて基板を、アセトン中で、次にエタノール中で、次に蒸留水中で、超音波洗浄する。図１１で、ＦＥＳＥＭ及びＥＤＳ−Ｘ組成分析により、リン酸カルシウムの緻密層を観測できた。

実施形態４ 骨芽細胞の生存率の研究
以下の表４のように合成されたサンプルに対して、骨芽細胞の生存率の研究を行った。

細胞成長および成長細胞に理想的な表面として使用される、伝統的なプラスチック上で培養した細胞のミトコンドリア脱水酵素の活性を１００％として対比させた。

細胞培養
ヒト骨肉腫細胞（ヒト骨肉腫細胞；ＭＧ６３， ＡＴＣＣ： ＣＲＬ−１４２７）を、牛血液（１０％牛血清、Ｌｏｎｚａ、バーセル、スイス）及び１％抗生物質（ペニシリン−ストレプトマイシン）の存在下で、改変組織培養液（ダルベッコの組織培養液、５％ＣＯ_２、ＤＭＥＭ、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｓｔ． Ｌｏｕｉｓ、ＭＯ、アメリカ）中で、３７℃で培養した。細胞が８５〜９０％のコンフルエンスに達したとき、それらをトリプシン（Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ、ＭＯ）により剥離し収集して、細胞毒性評価に使用した。リン酸カルシウム層を有するサンプルを、１２時間７０％エタノール中に浸漬することにより滅菌し、次に、無菌チャンバ中で乾燥させ、４５分間ＵＶ光で照射した。

細胞毒性評価
サンプルを、２４個のウェルプレート（ＣｅｌｌＳｔａｒ、ＰＢＩ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、ミラノ、イタリア）のウェル中に堆積させた。細胞を、定義された数（５０００細胞／サンプル）にしたがってサンプルの表面上に直接置き、４８時間及び７２時間培養した。ポリスチレン上に置いた細胞を、対比させるのに使用した。

細胞生存率は、ＭＴＴ（３−（４．５−ジメチル−２−チアゾリル）−２．５−ジフェニル−２Ｈ−テトラゾリウムブロミドアッセイ（ＭＴＴ、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｓｔ． Ｌｏｕｉｓ、ＭＯ、アメリカ）を用いた処理により評価した。簡単に述べると、２０ｍＬのＭＴＴ溶液（ＰＢＳ中、１ｍｇ／ｍＬ）を、各サンプルおよび各プレートへ加え、暗所で４時間培養した。その後、上澄みを吸引し、ホルマザン結晶を１００ｍＬのジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ）を溶解させた。５０ｍＬを収集し、できるだけ残渣を除去するために５分間（１２，０００ｒｐｍ）で遠心分離した。光学密度を、分光光度計（Ｓｐｅｃｔｒａ Ｃｏｕｎｔ、Ｐａｃｋａｒｄ Ｂｅｌｌ、アメリカ）を用いて５７０ｎｍの波長で測定した。対比サンプルの光学密度は、１００％細胞生存率に対応させた。

図１２及び１３は、触媒としてＰｄＣｌ_２を用いて３時間（図１２）、触媒として塩化銀を用いて２時間（図１３）、自己触媒浴により処理した、市販のＴＡＶ基板上での細胞生存率を示す。

１００％を超える値は、プラスチック上よりも「インプラント」上において、細胞がより良好であることを意味する。

非常に良い骨芽細胞の成長が、本発明の複合材料の表面において観測された。使用される触媒と独立的して酸性自己触媒浴を使用する際に、より良い成長が示された。ＡｇＣｌ型の触媒により、より良好な成長結果を得ることができる。

Ｔａｋｅｕｃｈｉらによる"Ａｃｉｄ ｐｒｅｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｉｍｐｌａｎｔｓ"， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２４ （２００３） １８２１−１８２７ Ｊｏｎａｓｏｖａらによる"Ｂｉｏｍｉｍｅｔｉｃ ａｐａｔｉｔｅ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｏｎ ｃｈｅｍｉｃａｌｌｙ ｔｒｅａｔｅｄ ｔｉｔａｎｉｕｍ"，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２５ （２００４） １１８７−１１９４ ＬｅｏｎｏｒおよびＲｅｉｓによる"Ａｎ ｉｎｎｏｖａｔｉｖｅ ａｕｔｏｃａｔａｌｙｔｉｃ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ ｒｏｕｔｅ ｔｏ ｐｒｏｄｕｃｅ ｃａｌｃｉｕｍ−ｐｈｏｓｐｈａｔｅ ｃｏａｔｉｎｇｓ ｏｎ ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ"、 ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ， Ｊ． Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅ： Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ， ２００３， １４， １３５

Claims (18)

1. 金属又は金属合金基板を備え、前記金属又は合金基板が、セラミック又は結晶もしくは部分的に結晶構造の少なくとも一つを含む中間層で被覆されており、前記中間層が、ナノメートルハニカム構造を有するリン酸カルシウム層で被覆されている、多層材料。
2. 前記金属又は金属合金基板が、８００ｎｍ未満、好ましくは５００ｎｍ未満の表面粗さを有することを特徴とする、請求項１に記載の多層材料。
3. 前記中間層が、チタン酸ナトリウム（Ｎａ_２Ｔｉ_５Ｏ_１１）、二酸化チタン、及び／又は窒化チタンを含む又はそれらから構成されることを特徴とする、請求項１又は請求項２に記載の多層材料。
4. 前記中間層が、５０ナノメートル〜１０マイクロメートルの厚さを有することを特徴とする、請求項３に記載の多層材料。
5. 前記中間層が、１００〜５００ｎｍの厚さを有することを特徴とする、請求項３に記載の多層材料。
6. 金属又は金属合金基板、及び、セラミック又は結晶もしくは部分的に結晶構造を有する中間層を含む多層材料を与える方法であって、前記方法が、
   （ｉ）金属又は金属合金基板を機械的研磨することと、
   （ｉｉ）前記基板の自然表面酸化膜を除去するために化学的エッチングすることと、
   （ｉｉｉ）前記基板の前記表面上に金属又は金属合金を含む、少なくとも一つのセラミック又は結晶もしくは部分的に結晶構造の少なくともひとつの金属または金属合金を含む、中間層を形成することと、
   （ｉｖ）ステップ（ｉｉｉ）において得られた前記材料の前記中間層の上へナノメートルハニカム表面構造を有するリン酸カルシウム層を堆積することと、
   を備える方法。
7. ステップ（ｉｉ）及び（ｉｉｉ）は、
   （ａ１）前記研磨された表面を塩酸及び硝酸水溶液と接触させて、前記自然表面酸化膜を除去するために化学的エッチングすることと、
   （ｂ１）前記基板の表面上に、セラミック又は結晶もしくは部分的に結晶構造の少なくともひとつを有するチタンを含む金属又は金属合金の中間層を堆積させるために、前記材料をアルカリ性溶液に浸漬させ、その後、前記材料を洗浄及び乾燥させることと、
   （ｃ１）前記材料を熱処理することと
   を含むことを特徴とする、請求項６に記載の方法。
8. ステップ（ｉｉ）及び（ｉｉｉ）は、
   （ａ２）前記自然表面酸化膜を除去し、ステップ（ｂ２）のために前記基板の表面を前処理して多孔性を改良し、基板の表面を不動態化するために化学的エッチングすることと、
   （ｂ２）前記基板の表面上へのパルスレーザー堆積（ＰＬＤ）法により、セラミック又は結晶もしくは部分的結晶構造の少なくともひとつを有する、チタンを含む金属又は金属合金を有する中間層を形成することと、
   を含むことを特徴とする、請求項６に記載の方法。
9. ステップ（ｉｖ）が、前記表面上にナノメートルハニカム構造を有するリン酸カルシウム層を前記中間層上に自己触媒堆積によって堆積させるべく、カルシウムイオン及びリン酸塩イオンを含む溶液中に、前記材料を浸漬することにより、接触させて実行されるか、又は、前記表面上でナノメートルハニカム構造を含むリン酸カルシウム層を得るべく、前記中間層上にリン酸カルシウムゾルゲルを堆積することにより実行されることを特徴とする、請求項６から８のいずれか一項に記載の方法。
10. 前記材料を擬似体液（ＳＢＦ）に接触させることにより、前記リン酸カルシウム層を成長させるステップ（ｖ）さらに備える、請求項６から９のいずれか一項に記載の方法。
11. 前記自己触媒浴が、酸化浴、酸性浴又はアルカリ浴を含む、請求項６から１０のいずれか一項に記載の方法。
12. ステップ（ｉｖ）は、
    （ａ）５０℃〜７０℃、好ましくは約６０℃の温度で、好ましくは８〜１０のｐＨ、より好ましくは約９．２のｐＨのアルカリ浴中で実行されるか、又は（ｂ）６０℃〜８０℃、好ましくは約７０℃の温度で、好ましくは約７のｐＨの酸化浴中で実行されるか、又は（ｃ）７０℃〜９０℃、好ましくは約８０℃の温度で、好ましくは４〜６のｐＨ、好ましくは約５．３のｐＨの酸性浴中で実行されることを特徴とする、請求項６から１１のいずれか一項に記載の方法。
13. ステップ（ｂ２）が、前記基板の表面上へのパルスレーザー堆積（ＰＬＤ）法により、１００〜５００ｎｍの金属窒化物又は二酸化物、好ましくはチタン窒化物又は二酸化物の層を形成することを含む、請求項８に記載の方法。
14. 請求項６から１３のいずれか一項に記載の方法により得られる多層材料。
15. 請求項１から５又は１４のいずれか一項に記載の材料を含むことを特徴とする、骨または歯構造のためのインプラント又は人工装具。
16. 骨構造用のインプラント又は人工装具を形成するために、前記材料を使用することを特徴とする、請求項１から５又は１４のいずれか一項に記載の多層材料の使用。
17. 請求項１から５又は１４のいずれか一項に記載の多層材料を含むか、又はそれらから成り、ヒトの外科的治療に用いられることを特徴とする、骨構造のインプラント組成物。
18. 股関節、膝、肩、肘、足首、手首、指及び／またはつま先における骨の手術、又は歯科手術のために、関節の骨端を置換するために使用されることを特徴とする、請求項１７に記載のインプラント組成物。

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