WO2013157638A1 - HAp/Col複合体によって被覆された生体材料 - Google Patents

HAp/Col複合体によって被覆された生体材料 Download PDF

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WO2013157638A1
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hap
hydroxyapatite
biomaterial
coating
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正紀 菊池
高久田　和夫
啓司 森山
聖一 鈴木
将慶 上園
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独立行政法人物質・材料研究機構
国立大学法人東京医科歯科大学
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    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants

Definitions

  • the present invention relates to a biomaterial that is implanted in a living body.
  • Patent Document 1 in biomaterials such as artificial root implants and artificial bone implants, titanium having a good biocompatibility or an alloy material thereof is used as a constituent metal material, and this metal substrate is used. It is known that the compatibility with a living body is improved by coating hydroxyapatite on the surface.
  • Vertebrate bone is a complex composed of inorganic hydroxyapatite (HAp) and organic collagen, and forms a unique nanocomposite structure in which HAp is oriented along collagen fibers in the c-axis direction in living bones.
  • HAp inorganic hydroxyapatite
  • this structure imparts mechanical properties unique to bone. Therefore, for example, in the case of producing an artificial biomaterial, a structure and characteristics similar to those of a living bone cannot be obtained by simply combining hydroxyapatite (HAp) and collagen.
  • HAp hydroxyapatite
  • Col collagen
  • Patent Document 2 discloses an apatite / organic compound complex in which a mixed solution of a collagen solution and phosphoric acid is gradually added to a calcium hydroxide suspension to obtain a molded body having a Young's modulus similar to that of living bone.
  • a manufacturing method is disclosed.
  • Patent Document 3 while controlling the pH and temperature during the reaction, an aqueous phosphoric acid solution containing collagen and an aqueous solution containing a calcium salt are simultaneously dropped into a reaction vessel, and the resulting coprecipitate is pressure-molded.
  • Patent Document 4 discloses a technique for improving apatite formation on a collagen surface using an organic acid.
  • Patent Document 5 includes an organic-inorganic composite biomaterial having a microporous structure in which a hydroxyapatite / collagen composite having an average fiber length of 60 ⁇ m or more is included and the c-axis of hydroxyapatite is oriented along the collagen fiber.
  • a hydroxyapatite / collagen composite having an average fiber length of 60 ⁇ m or more is included and the c-axis of hydroxyapatite is oriented along the collagen fiber.
  • JP 2006-314760 Japanese Unexamined Patent Publication No. 7-101708 Japanese Patent Laid-Open No. 11-199209 Japanese Unexamined Patent Publication No. 2000-5298 JP 2003-190271 A
  • Patent Documents 2-5 only suggest the effectiveness of a bone-like complex containing hydroxyapatite and collagen. For example, a joint between a metal biomaterial implanted in a living body and bone is used. There is no specific study on the methods and issues to promote this.
  • This invention is made
  • the biomaterial of the present invention is a biomaterial in which the surface of a metal substrate is coated with a coating agent containing a complex of hydroxyapatite and collagen, and the hydroxyapatite in the complex is The c-axis is oriented along the collagen fiber.
  • the weight ratio of hydroxyapatite to collagen in the complex is 3: 2 to 9: 1.
  • the biomaterial is preferably an implant material or an on-plant material for oral surgery, orthopedic surgery, brain surgery, dental, ophthalmology, otolaryngology.
  • the osteosynthesis-promoting coating agent for biomaterials of the present invention is characterized in that it contains a composite of hydroxyapatite and collagen in which the c-axis of hydroxyapatite is oriented along the collagen fibers.
  • the method for producing a biomaterial according to the present invention includes a step of coating the surface of a metal substrate with the osteosynthesis promoting coating agent.
  • the encapsulating of the biomaterial is suppressed and the bonding between the biomaterial and the bone is promoted by the coating agent containing the HAp / Col complex in which the c-axis of hydroxyapatite is oriented along the collagen fiber. be able to.
  • the delay in the bonding between the biomaterial and the bone is that the implanted biomaterial is covered with a fibrous coating (encapsulation). They found that osteogenic cells are blocked from entering the surface of the biomaterial. Then, if the encapsulation of the biomaterial can be suppressed until the osteogenic cells proliferate and migrate, the present invention is completed under the assumption that the joining of the biomaterial and the bone can be promoted. It came.
  • the surface of the metal substrate is coated with a coating agent containing a complex of hydroxyapatite (HAp) and collagen (Col) (HAp / Col complex).
  • HAp hydroxyapatite
  • Col collagen
  • a coating agent containing a composite of hydroxyapatite (HAp) and collagen (Col) coated on the surface of the biomaterial of the present invention is, for example, a hydroxy described in Patent Document 5 (Japanese Patent Laid-Open No. 2003-190271).
  • a fibrous composite of apatite (HAp) and collagen (Col) and a method for producing the same can be considered.
  • Hydroxyapatite is a compound having a general composition of Ca 5 (PO 4 ) 3 OH, and CaHPO 4 , Ca 3 (PO 4 ) 2 , Ca 4 O (PO 4 ) depending on the non-stoichiometry of the reaction. 2 , Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 , CaP 4 O 11 , Ca (PO 3 ) 2 , Ca 2 P 2 O 7 , Ca (H 2 PO 4 ) 2 ⁇ H 2 O, etc. A group of compounds.
  • Hydroxyapatite is based on a compound represented by the composition formula of Ca 5 (PO 4 ) 3 OH or Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 , and a part of the Ca component contains Sr, It may be substituted with one or more selected from Ba, MG, Fe, Al, Y, La, Na, K, H and the like. A part of the (PO 4 ) component may be substituted with one or more selected from VO 4 , BO 3 , SO 4 , CO 3 , SiO 4 and the like. Furthermore, a part of the (OH) component may be substituted with one or more selected from F, Cl, O, CO 3 and the like. Moreover, some of each of these components may be defective. Since some of the PO 4 and OH components of apatite in living bones are usually replaced by CO 3 , during the production of this composite biomaterial, CO 3 contamination from the atmosphere and partial replacement of each component ( 0 to 10% by mass) may be present.
  • Hydroxyapatite may be the same solid solution, substitutional solid solution, interstitial solid solution, or non-quantitative defects, in addition to the usual microcrystalline / amorphous and crystalline materials.
  • the atomic ratio of calcium and phosphorus (Ca / P) is preferably in the range of 1.3 to 1.8, more preferably 1.5 to 1.7.
  • the composition and crystal structure of apatite (calcium phosphate compound) in the product can have a composition and structure similar to apatite present in vertebrate bones. This is because biocompatibility and bioabsorbability are increased.
  • Collagen is now known to have about 20 different molecular species in biological tissues of a wide range of animals including fish, not limited to mammals, and is collectively called “collagens”. .
  • the collagen used in the present invention is not particularly limited in the species, tissue site, age, etc. of the animal used as the starting material, and any can be used. Generally, however, mammals (for example, bovine, Collagen obtained from skin, bone, cartilage, tendon, organ, etc. of pigs, horses, rabbits, mice, etc.) and birds (eg, chickens, etc.) is used. In addition, collagen-like proteins obtained from the skin, bones, cartilage, fins, scales, organs, etc.
  • fish eg cod, flounder, flounder, salmon, trout, tuna, mackerel, Thai, sardine, shark, etc.
  • collagen obtained by gene recombination technology may be used instead of extraction from animal tissue.
  • type I collagen is the most abundant and well-studied among the molecular species of collagen. Usually, collagen is often referred to as type I collagen.
  • the molecular species of collagen used in the present invention is not particularly limited, but it is preferable that type I collagen is the main component.
  • collagen may be used by appropriately chemically modifying amino acid residues of collagen protein such as acetylation, succination, maleylation, phthalation, benzoylation, esterification, amidation, guanidinolation and the like.
  • a method for preparing collagen for example, a method of extracting from the above starting materials with a neutral buffer solution or a dilute acid such as hydrochloric acid, acetic acid or citric acid can be mentioned.
  • the former is called neutral salt-soluble collagen, and the latter is called acid-soluble collagen.
  • the amount of extracted collagen is small, and most remains as insoluble collagen.
  • an enzyme solubilization method and an alkali solubilization method are known.
  • the former is called enzyme-solubilized collagen and the latter is called alkali-solubilized collagen, both of which can be solubilized as molecular collagen in a yield of almost 100%.
  • the collagen preparation method (extraction type) used in the present invention is not particularly limited, but if the molecular weight is large when the collagen is solubilized, the strength of the complex becomes insufficient due to steric hindrance, Monomeric (monomolecular) collagen is preferably used.
  • Monomeric (monomolecular) collagen is preferably used.
  • enzyme-solubilized collagen and alkali-solubilized collagen have a large amount of monomeric components, and non-helical portions (telopeptides) that have most of the antigenicity of collagen at the preparation stage are selectively degraded. -It is suitable because it is removed.
  • the collagen from which the non-spiral portion is decomposed and removed is called atelocollagen.
  • the isoionic point is the pH at which both positive and negative charges derived from the dissociation group unique to the protein molecule cancel each other.
  • the isoionic point of enzyme-solubilized collagen is pH 8-9
  • the isoionic point of alkali-solubilized collagen is pH 4-5.
  • Examples of the enzyme for solubilization include pepsin, trypsin, chymotrypsin, papain, pronase and the like. Pepsin and pronase are preferably used because of the ease of treatment after the enzyme reaction.
  • hydroxyapatite and collagen are oriented in a self-organizing manner to form a fibrous composite similar to living bone.
  • Self-organization generally refers to “same or heterogeneous atoms, molecules, fine particles, etc., gather together by non-covalent interaction to form a specific organization (Tokyo Chemical Dojin” It means “from the Biochemical Dictionary”).
  • calcium phosphate having an apatite structure (hydroxyapatite: HAp) has a peculiar orientation of living bone, that is, the c-axis of HAp (main axis in crystallography (vertical axis)). It shall mean a microporous structure oriented along collagen fibers.
  • the metal base material is processed into an appropriate shape for, for example, an implant material or an on-plant material for oral surgery, orthopedic surgery, brain surgery, dental, ophthalmology, otolaryngology, Specifically, forms, such as a wire, a pin, a screw, a nail, a mesh, and a plate, can be illustrated, for example.
  • the material of the metal substrate is not particularly limited, and a known metal material can be appropriately selected according to the use of the biomaterial. From the viewpoint of biocompatibility, titanium or a titanium alloy is preferably exemplified. be able to.
  • the metal material may have a surface subjected to processing such as etching, sand blasting, machining, laser processing, and particle baking according to the application.
  • the fibrous composite of hydroxyapatite and collagen can be produced using at least three kinds of components of collagen, phosphate and calcium salt as starting materials.
  • phosphate includes phosphoric acid
  • calcium salt includes calcium hydroxide.
  • Examples of the phosphoric acid source of the aqueous phosphate solution used in the present invention include disodium hydrogen phosphate, sodium dihydrogen phosphate, dipotassium hydrogen phosphate, potassium dihydrogen phosphate, and phosphoric acid.
  • the aqueous phosphate solution is used for the reaction after dissolving the collagen described above.
  • Examples of the calcium source of the calcium salt aqueous solution used in the present invention include calcium carbonate, calcium acetate, calcium hydroxide and the like.
  • the aqueous calcium salt solution may be a suspension as long as it is in a uniform state.
  • calcium carbonate obtained by calcining calcium carbonate in a mortar or the like to obtain calcium hydroxide, and adding water thereto is obtained.
  • an aqueous calcium salt solution and an aqueous phosphate solution containing collagen can be simultaneously dropped into a reaction vessel.
  • “simultaneously” does not mean only the form of dripping at the same time, but also includes the form of dripping alternately in small amounts (about 0.01 to 5 ml). Both solutions may be dripped continuously as long as they are simultaneous or may be dropped intermittently.
  • an appropriate amount of pure water can be previously placed in the reaction vessel.
  • the amount of pure water is not particularly limited, but is preferably about the same as the amount of calcium salt aqueous solution used.
  • the calcium ion concentration in the reaction vessel is maintained at 3.75 mM or less and the phosphate ion concentration is maintained at 2.25 mM or less. If the concentration of calcium ions or phosphate ions exceeds the above range, there is a risk that suitable self-assembly of the complex may be hindered. This is thought to be because spontaneous nucleation occurs when the concentration of ions convection in the reaction container exceeds those in the body fluid. If the calcium ion concentration is maintained at 2.5 mM and the phosphate ion concentration is maintained at 1.5 mM or less, a composite having an average fiber length of 1 mm or more can be obtained, which is more preferable.
  • the hydroxyapatite and collagen produced in the reaction vessel are preferably present in a weight ratio of 3: 2 to 9: 1, preferably 70:30 to 85:15. This is because it is important for self-organization that the weight ratio of hydroxyapatite to collagen when an ideal reaction occurs is closer to the composition of living bone (75:25).
  • the calcium ion concentration and the phosphate ion concentration in the reaction vessel are determined by the rate of feeding the calcium salt aqueous solution and the phosphate aqueous solution containing collagen to the reaction vessel and / or calcium. It is possible to maintain the desired range by controlling the concentration of the salt solution and the starting solution of the phosphate solution containing collagen.
  • the “starting stage concentration” means the concentration of each component (such as a calcium salt aqueous solution and a phosphate aqueous solution containing collagen) individually adjusted before being supplied to the reaction vessel.
  • the “liquid feeding speed” means the amount of each reaction liquid delivered into the reaction container per unit time. The setting of the liquid feeding speed can be easily achieved by using, for example, a commercially available tube pump.
  • the average liquid feed rate of the calcium salt aqueous solution is set to 5 to 25 mM / min.
  • the concentration of the calcium salt aqueous solution in the starting stage is 400 mM or less, preferably in the range of 50 to 200 mM.
  • the concentration of the phosphoric acid aqueous solution containing collagen is 120 mM or less, preferably in the range of 15 to 96 mM.
  • the “average liquid feeding speed” means an average value per minute of the amount of liquid delivered into the reaction container in consideration of pump on / off control and the like.
  • the ratio of the phosphoric acid aqueous solution containing collagen and the calcium salt aqueous solution is preferably in the range of 3: 1 to 1: 3.
  • the amount of the phosphoric acid aqueous solution containing collagen is small, the strength is reduced due to excessive calcium composition, and when the amount of the aqueous solution containing calcium salt is small, calcium deficiency occurs and Young's modulus This is because there is a possibility that the strength is lowered and the strength is lowered (see JP-A-11-199209).
  • the pH of the reaction solution is in the range of 7 to 11 and the range of change is within one. More preferably, the pH is in the range of 7 to 9, and the range of change is 0.5 or less. This is because native collagen causes precipitation at the isoelectric point in the pH range of 7 to 11 and fibers regenerate, and calcium phosphate is also likely to precipitate in this pH range. This is because collagen self-organization is promoted. If the pH exceeds 11, water molecules are hydrated around the collagen molecules, making it difficult for the water molecules to leave, which increases the water content of the complex, hinders self-assembly, and may reduce strength. .
  • a pH controller for suitable pH control.
  • the pH controller is equipped with a means for measuring the pH of the reaction solution and a means for adjusting the dropping amount of both solutions to be dropped, and is within a certain range with respect to the pH (for example, 10) set as the initial value.
  • the dripping amount of both solutions is adjusted based on the pH value of both solutions so as to maintain (for example, ⁇ 0.3).
  • Examples of the pH controller include those manufactured by NISSIN. It is preferable to carry out the reaction while constantly stirring both solutions and the reaction solution so that the pH of the reaction solution is not biased.
  • the temperature of the reaction solution is preferably maintained at 35 ° C. to 40 ° C. This is because the complex formation is expected to be performed under the same conditions as those in the living body if the temperature is within this range.
  • the fibrous composite of hydroxyapatite and collagen preferably has an average fiber length of 60 ⁇ m or more.
  • the average fiber length is more preferably 1 mm to 7 mm, and further preferably 3 mm to 7 mm.
  • the “average fiber length” is an average value of the lengths of the composite fibers, and is measured by a specific device (for example, RapidVue manufactured by Beckman-Colter) or by visual observation.
  • the fibrous composite of hydroxyapatite and collagen produced in this way is made into a fine fiber or granular form by performing, for example, a crushing process and a forming process before coating the surface of the metal substrate.
  • a fibrous material having a fiber length in the above-mentioned range or processed into a fine fiber shape, granular shape, or the like, a “hydroxyapatite-collagen complex (HAp / Col complex)” Describe.
  • a known coating method such as dip coating can be employed.
  • the composite of hydroxyapatite and collagen HAp / Collagen
  • a solution to which a complex of hydroxyapatite and collagen HAp / Col complex
  • the solvent to which the hydroxyapatite-collagen complex (HAp / Col complex) is added is not particularly limited.
  • pure water or a known pseudo body fluid for example, Li P.Biomimetic nano-apatitite coating capable of promoting bone ingrowth.
  • dehydration treatment with ethanol or the like can be performed prior to air drying, vacuum drying or vacuum freeze drying in order to uniformly and quickly dry the water-containing coating layer immediately after coating.
  • the number of immersions in the metal substrate can be adjusted in consideration of the coating state of the HAp / Col composite, the coating thickness, and the like.
  • the thickness of the coating can be appropriately designed in the range of, for example, about 1 ⁇ m to 80 ⁇ m in consideration of the use of the biomaterial.
  • the crosslinking may be performed by any method such as thermal crosslinking, chemical crosslinking using a crosslinking agent or a condensing agent, physical crosslinking using ⁇ rays, ultraviolet rays, thermal dehydration, electron beam, or the like.
  • thermal crosslinking the collagen chains are crosslinked with each other by heating the material with sufficiently dried coating layer at a temperature of, for example, about 120 ° C. for 24 hours, thereby strengthening the coating.
  • Examples of the chemical crosslinking agent include aldehyde-based crosslinking agents such as glutaraldehyde and formaldehyde; isocyanate-based crosslinking agents such as hexamethylene diisocyanate; 1-ethyl-3- (3-dimethylaminopropyl) carbodiimide hydrochloride Carbozide crosslinking agents; polyepoxy crosslinking agents such as ethylene glycol diethyl ether; transglutaminase and the like.
  • the amount of these crosslinking agents used is preferably about 10 ⁇ mol to 10 mmol per 1 g of collagen.
  • the cross-linking may be any cross-linking between collagens, but it is particularly preferable to cross-link carboxyl groups and hydroxyl groups, carboxyl groups and ⁇ -amino groups, and ⁇ -amino groups. In addition, it is preferable that at least 1% or more of the reactive functional groups are introduced with crosslinking, and more preferably 5% or more.
  • hydroxyapatite and collagen composites (HAp / Col composites)
  • these components can also be contained.
  • examples of such components include inorganic salts such as Sr, Mg and CO 3 , organic substances such as citric acid and phospholipid, and drugs such as bone morphogenetic proteins.
  • titanium and hydroxyapatite are said to be joined to bone, but depending on the implantation position and conditions, bone joining may not occur or bone joining may take time.
  • the inventors of the present invention have a problem related to the osteosynthesis of the biomaterial in that the implanted biomaterial is covered (encapsulated) with a fibrous coating (fibroblast), and the osteogenic cells are It has been found that the entry to the surface of the biomaterial is hindered. That is, for example, in the case of a biomaterial coated with conventional hydroxyapatite, as a result of fibroblasts proliferating near the surface and forming a matrix early after implantation, encapsulation occurs, and the biomaterial and the bone It seems that osteosynthesis is inhibited.
  • the surface of the metal substrate is coated with a coating agent containing a complex in which the c-axis of hydroxyapatite is oriented so as to follow the collagen fiber.
  • a coating agent containing a complex in which the c-axis of hydroxyapatite is oriented so as to follow the collagen fiber for example, in the bone or under the periosteum
  • the HAp / Col complex is absorbed at an appropriate speed while being phagocytosed. Encapsulation of the biomaterial is suppressed.
  • the biomaterial of the present invention starts to absorb the HAp / Col complex immediately after implantation, but the HAp / Col complex remains until about 1 week after implantation. The HAp / Col complex is absorbed over 2 weeks.
  • the coating agent containing the HAp / Col complex has a remarkable osteosynthesis promoting effect.
  • the method for implanting and fixing the biomaterial of the present invention is not particularly limited.
  • the biomaterial according to the present invention includes, for example, implant materials or on-plant materials for oral surgery, orthopedic surgery, brain surgery, dentistry, ophthalmology, and otolaryngology.
  • the biomaterial of the present invention is, for example, a metal substrate having a form such as a wire, pin, screw, nail, mesh, plate, etc., coated with a coating agent containing a HAp / Col composite. These can be used for various medical purposes.
  • the biomaterial of the present invention is not limited to the above form.
  • the pre-treated wire is made up of three forms: (A) no coating, (B) hydroxyapatite (HAp) coating, and (C) HAp / Col composite coating. Divided into. Specifically, the wire processed with the following method was used.
  • (C) HAp / Col composite coating A coating agent containing the HAp / Col composite was prepared according to the method described in Patent Document 5. Specifically, starting material (calcium hydroxide suspension, I derived from pig skin, adjusted to a mass ratio of HAp and Col of 80/20 in a reaction vessel controlled at a temperature of 40 ° C. and a pH of 9). Phosphoric acid solution containing type atelocollagen) was reacted by the simultaneous dropping method to obtain a fibrous HAp / Col composite having an average fiber length of 60 ⁇ m. This HAp / Col composite is oriented so that the c-axis of hydroxyapatite is along the collagen fibers.
  • starting material calcium hydroxide suspension, I derived from pig skin, adjusted to a mass ratio of HAp and Col of 80/20 in a reaction vessel controlled at a temperature of 40 ° C. and a pH of 9
  • Phosphoric acid solution containing type atelocollagen was reacted by the
  • the wire After lifting the wire from the HAp / Col suspension, the wire was immersed in 100% ethanol for 20-30 seconds to dehydrate the coating layer. This was taken out and air-dried to evaporate ethanol and remaining water. If the HAp / Col composite coating on the wire surface is insufficient after air drying, the above operation can be repeated. Furthermore, after air-drying the wire surface, the collagen chains in the coating layer were thermally cross-linked by heating at 140 ° C. for 12 hours under vacuum in a vacuum oven.
  • FIG. 1 The result of having observed the wire surface coat
  • the sample is collected with the skull, fixed with 70% ethanol at room temperature for 1 week, embedded with an MMA resin-based embedding kit, and approximately 10 ⁇ m with a hard tissue microtome. After slicing to a thickness of 5 mm and staining with Vilanueva staining solution, histological observation with an optical microscope was performed. In addition, based on the tissue slice images, histomorphometric measurement was performed using image analysis software. First, the length of the bone contact site (L b ) and the length of the entire circumference of the wire (L f ) are measured, and the length of the bone contact site (L b ) is calculated as the total length of the wire (L f ).
  • the joining force of the sample was evaluated by a shearing force test (FIG. 5). Specifically, in the shearing force test, the wire was sampled in a lump with the skull, and then the sample was stored in 4 ° C. physiological saline and tested within 1 hour. A sample was trimmed with a diamond disk so that both ends of the wire were exposed from the skull, leaving a range of 6.0 mm in the center of the wire. Set the sample on the jig prepared for mechanical testing so that the wire is positioned perpendicular to the movement direction of the jig, and apply a load in a certain direction to both ends of the wire (1.0 mm / min) The shear force was measured.
  • ⁇ CT was taken and observed.
  • the number of specimens in each group was 5, and the measurement results were statistically tested using Wilcoxon's multiple rank sum test with the significance level adjusted by Holm's method.
  • the wire (Ti) is encapsulated by the fibrous tissue (Fi), and in the example shown in FIG. Not observed (contact rate with bone: 6.5%), and in the example shown in FIG. 7, contact between the wire and new bone was not observed (contact rate with bone: 0%).
  • HAp hydroxyapatite
  • the maximum strength determined by the shear force test is (A) No coating group, 3.46N in the example shown in FIG. 10, 2.8 ⁇ 0.9N in the example shown in FIG. 11, (B) Hydroxyapatite (HAp) coating In the group, 4.31N in the example shown in FIG. 10, 6.0 ⁇ 2.2N in the example shown in FIG. 11, and in the (C) HAp / Col composite coating group, 14.8N in the example shown in FIG. In the example shown, it was 16.4 ⁇ 3.0 N, and it was confirmed that the bonding force with the bone of the (C) HAp / Col composite coating group was remarkably large. Moreover, as shown in FIG.
  • the (C) HAp / Col composite coating group showed the largest shearing force, and a significant difference was recognized between each group (P ⁇ 0.05). Furthermore, the observation result by ⁇ CT before and after the shearing force test is shown in FIG. In the specimens (A to C) before the shear force test, new bone was observed around the wire in any group. In the specimens (A 'to C') after the shear force test, fractures were not observed in the (A ') uncoated group, but (B') the HAp coated group and (C ') the HAp / Col composite coating. In the group, fracture findings (arrowheads in the figure) were observed.
  • coating the surface of the metal substrate with the coating agent containing the HAp / Col complex suppresses the encapsulation of the biomaterial and promotes the bonding between the biomaterial (metal substrate) and the bone. It was confirmed that it was possible.

Abstract

　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体を含むコーティング剤によって金属基材の表面が被覆された生体材料であって、前記複合体中のハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向している生体材料とする。

Description

HAp/Col複合体によって被覆された生体材料
　本発明は、生体内に埋植される生体材料に関するものである。
　例えば、特許文献１に記載されているように、人工歯根インプラント、人工骨インプラントなどの生体材料においては、その構成金属材料として生体適合性のよいチタン、またはその合金材が用いられ、この金属基体の表面にハイドロキシアパタイトをコーティングすることで、生体への適合性が良くなることが知られている。
　一方、脊椎動物の骨は無機物のハイドロキシアパタイト（HAp）と有機物のコラーゲンからなる複合体であり、生体骨中でHApがそのc軸方向にコラーゲン繊維に沿って配向した特有のナノコンポジット構造を形成し、この構造が骨に特有の機械的性質を与えていることが知られている。したがって、例えば、人工生体材料を作製する場合に、単にハイドロキシアパタイト（HAp）とコラーゲンを組み合わせただけでは、生体骨同様の構造や特性を得ることはできない。
　そこで、人工生体材料には、生体への親和性に加えて、骨組織と融合し、骨再生を積極的に促す効果が求められている。つまり、生体適用後徐々に吸収され、骨再生サイクルに取り込まれて自身の骨に置換していくための、骨伝導性や生体活性が求められている。その点において、無機物であるハイドロキシアパタイト（HAp）は骨親和性に優れ、有機物であるコラーゲン（Col）は細胞接着性、細胞分化を促進する効果を有するため、HAp/Col複合体には優れた人工生体材料としての性質が期待されている。
　このような背景から、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンを用いて、より生体骨に近い有機無機複合生体材料を開発するための様々な検討もなされている。
　例えば、特許文献２には、コラーゲン溶液とリン酸の混合溶液を水酸化カルシウムの懸濁液中に徐々に添加して、生体骨類似のヤング率を有する成形体を得るアパタイト・有機物複合体の製造方法が開示されている。特許文献３には、反応時のpHと温度を制御しながら、コラーゲンを含有するリン酸水溶液とカルシウム塩を含有する水溶液を反応容器に同時滴下し、生じた共沈物を加圧成形することで生体骨類似の成形物を得る、有機無機配向性複合材料の製造方法が開示されている。特許文献４には、有機酸を用いてコラーゲン表面へのアパタイト形成を向上させる技術が開示されている。
　さらに、特許文献５には、平均繊維長が60μm以上のハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体を含み、ハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向した微小多孔質構造を有する有機無機複合生体材料が開示されており、この有機無機複合生体材料の利用法として、人工骨、人工関節、腱と骨の接合材、歯科用インプラントなどが記載されている。
特開2006-314760号公報 特開平7-101708号公報 特開平11-199209号公報 特開2000-5298号公報 特開2003-190271号公報
　しかしながら、特許文献１に記載されているようなハイドロキシアパタイトをコーティングした生体材料の場合、移植した生体材料と骨との接合に時間がかかるという問題があり、実用化のためにはさらなる改善が必要とされている。
　また、特許文献２－５には、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンを含む骨類似複合体の有効性が示唆されているに過ぎず、例えば、生体内に移植された金属製の生体材料と骨との接合を促進するための方法や課題についての具体的な検討はなされていない。
　本発明は、以上のような事情に鑑みてなされたものであり、埋植された生体材料と骨との接合を促進することができる、骨接合性に優れた生体材料を提供することを課題としている。
　上記の課題を解決するため、本発明の生体材料は、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体を含むコーティング剤によって金属基材の表面が被覆された生体材料であって、前記複合体中のハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向していることを特徴としている。
　この生体材料では、複合体中のハイドロキシアパタイトとコラーゲンの重量比が、３：２～９：１であることがより好ましい。
　この生体材料は、口腔外科用、整形外科用、脳外科用、歯科用、眼科用、耳鼻科用のインプラント材またはオンプラント材であることが好ましい。
　本発明の生体材料用の骨接合促進コーティング剤は、ハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向している、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体を含むことを特徴としている。
　本発明の生体材料の製造方法は、前記骨接合促進コーティング剤によって、金属基材の表面を被覆する工程を含むことを特徴としている。
　本発明では、ハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向しているHAp/Col複合体を含むコーティング剤によって、生体材料のカプセル化が抑制され、生体材料と骨との接合を促進することができる。
HAp/Col複合体コーティングしたワイヤーの表面を走査型電子顕微鏡で観察した図である。 HAp/Col複合体コーティングしたワイヤー表面を走査型電子顕微鏡で観察した図である。 組織切片像をもとに、画像解析ソフトを用いて、組織形態学的計測を行った様子を示す図である。 組織切片像をもとに、画像解析ソフトを用いて、組織形態学的計測を行った様子を示す図である。 せん断力試験の概要を示した概要図である。 （Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群から回収した試料より作製した組織切片を光学顕微鏡で観察した図である。また、下段写真は上段写真の拡大図である。 （Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群から回収した試料より作製した組織切片を光学顕微鏡で観察した図である。また、下段写真は上段写真の拡大図である。 （Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群から回収した試料の骨接触率を測定した結果を示した図である。 （Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群から回収した試料の新生骨高さを測定した結果を示した図である。 （Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群から回収した試料のせん断力試験の結果を示した図である。 （Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群から回収した試料のせん断力試験の結果を示した図である。 （Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群から回収した試料のせん断力試験の前後におけるμＣＴでの観察結果を示した図である。
　本発明者らは、生体材料と骨との接合についての検討を進める中で、生体材料と骨との接合の遅延は、埋植された生体材料が繊維性の被膜によって覆われ（カプセル化）、骨原性の細胞が生体材料の表面へ侵入することが妨害されていることに起因するとの知見を得た。そして、骨原性の細胞が増殖、遊走するまで生体材料のカプセル化を抑制することができれば、生体材料と骨との接合を促進できるのではないかとの想定の下、本発明を完成させるに至った。
　以下、本発明の生体材料について、詳しく説明する。
　本発明の生体材料は、ハイドロキシアパタイト（HAp）とコラーゲン（Col）の複合体（HAp/Col複合体）を含むコーティング剤によって、金属基材の表面が被覆されている。
　本発明の生体材料の表面に被覆されるハイドロキシアパタイト（HAp）とコラーゲン（Col）の複合体を含むコーティング剤は、例えば、特許文献５（特開2003-190271号公報）に記載されているハイドロキシアパタイト（HAp）とコラーゲン（Col）の繊維状複合体およびその製造方法を考慮することができる。
　ハイドロキシアパタイトは、一般組成をCa5(PO4)3OH、とする化合物であり、その反応の非化学量論性によって、CaHPO4 、Ca3(PO4)2、Ca4O(PO4)2、Ca10(PO4)6(OH)2、CaP4O11、Ca(PO3)2、Ca2P2O7、Ca(H2PO4)2・H2Oなどリン酸カルシウムと称される１群の化合物を含む。また、ハイドロキシアパタイトは、Ca5(PO4)3OH、またはCa10(PO4)6(OH)2の組成式で示される化合物を基本成分とするもので、Ca成分の一部分は、Sr、Ba、MG、Fe、Al、Y、La、Na、K、Hなどから選ばれる１種以上で置換されてもよい。また、(PO4)成分の一部分が、VO4、BO3、SO4、CO3、SiO4等から選ばれる１種以上で置換されてもよい。更に、(OH)成分の一部分が、F、Cl、O、CO3等から選ばれる１種以上で置換されてもよい。また、これらの各成分の一部が欠陥となっていてもよい。生体骨中のアパタイトのPO4およびOH成分の一部は通常CO3に置換されているため、本複合生体材料の製造中、大気中からのCO3の混入と各成分への一部置換（0～10質量％程度）があってもよい。
　なお、ハイドロキシアパタイトは、通常の微結晶・非晶質並びに結晶体の他に、同型固溶体、置換型固溶体、侵入型固溶体であってもよく、非量子論的欠陥を含むものであってもよい。また、この「ハイドロキシアパタイト」中、カルシウム及びリンの原子比（Ca/P）は1.3～1.8の範囲内にあることが好ましく、特に1.5～1.7がより好ましい。原子比が1.3～1.8の範囲内にあると、生成物中のアパタイト（リン酸カルシウム化合物）の組成と結晶構造が、脊椎動物の骨の中に存在するアパタイトと類似の組成と構造をとりうるため、生体親和性・生体吸収性が高くなるからである。
　コラーゲンは、現在では２０種類程度の分子種の異なるものが、哺乳動物に限らず、魚類を含む広範な動物の生体組織中に存在することが知られており、「コラーゲン類」と総称される。本発明で用いられるコラーゲンは、その出発原料とする動物の種、組織部位、年齢等は特に限定されず、任意のものを用いることができるが、一般的には、哺乳動物（例えば、ウシ、ブタ、ウマ、ウサギ、ネズミ等）や鳥類（例えば、ニワトリ等）の皮膚、骨、軟骨、腱、臓器などから得られるコラーゲンが用いられる。また、魚類（例えば、タラ、ヒラメ、カレイ、サケ、マス、マグロ、サバ、タイ、イワシ、サメ等）の皮、骨、軟骨、ひれ、うろこ、臓器などから得られるコラーゲン様タンパク質を出発原料として用いてもよい。あるいは、動物組織からの抽出ではなく、遺伝子組み替え技術によって得られたコラーゲンを用いてもよい。
　ここで、コラーゲンの分子種のなかで最も量が多く、よく研究されているのはI型コラーゲンで、通常、単にコラーゲンという場合はＩ型コラーゲンを指すことも多い。本発明で用いられるコラーゲンの分子種は特に限定されないが、I型コラーゲンを主成分とすることが好ましい。さらに、コラーゲンは、コラーゲンタンパク質のアミノ酸残基を、アセチル化、コハク化、マレイル化、フタル化、ベンゾイル化、エステル化、アミド化、グアニジノ化など、適当に化学修飾して用いてもよい。
　コラーゲンの調製方法としては、例えば、前記の出発原料から中性緩衝液や塩酸、酢酸、クエン酸などの希酸で抽出する方法が挙げられる。前者は中性塩可溶性コラーゲン、後者は酸可溶性コラーゲンと呼ばれる。しかし、いずれも抽出されるコラーゲンの量は少なく、大部分は不溶性コラーゲンとして残留する。この不溶性コラーゲンを可溶化させる方法としては、酵素可溶化法とアルカリ可溶化法が知られている。前者は酵素可溶化コラーゲン、後者はアルカリ可溶化コラーゲンと呼ばれるが、ともにほぼ１００％の収率で分子状のコラーゲンとして可溶化できる。
　本発明に用いられるコラーゲンの調製方法（抽出型）は、特に限定されないが、コラーゲンが可溶化しているときの分子量が大きいと、立体障害のために複合体の強度が不十分となるため、モノメリック(単分子)なコラーゲンを用いることが好ましい。特に、酵素可溶化コラーゲンとアルカリ可溶化コラーゲンは、モノメリック分が多量であることに加えて、調製段階でコラーゲンの抗原性の大部分を有する非螺旋部（テロペプチド）が、選択的に分解・除去されるため好適である。なお、この非螺旋部が分解、除去されたコラーゲンはアテロコラーゲンと呼ばれる。
　ここで、酵素可溶化コラーゲンとアルカリ可溶化コラーゲンでは、等イオン点に違いがみられる。等イオン点とは、タンパク質分子に固有の解離基に由来する正、負の両荷電がちょうど相殺するｐＨのことで、コラーゲンの場合は等イオン点のｐＨ領域に近づくと、可溶化していたものが線維化することが知られている。一般的に、酵素可溶化コラーゲンの等イオン点はｐＨ８～９で、アルカリ可溶化コラーゲンの等イオン点はｐＨ４～５である。本発明では、ｐＨが７～１１に保たれた反応容器中でコラーゲンの線維化が進み、自己組織化しやすい酵素可溶化コラーゲンを用いることがより好ましい。また、可溶化するための酵素としては、例えば、ペプシン、トリプシン、キモトリプシン、パパイン、プロナーゼなどが例示されるが、酵素反応後の処理の容易性からペプシン、プロナーゼが好適に用いられる。
　また、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンは自己組織化的に配向し、生体骨類似の繊維状複合体を形成することが好ましい。なお、「自己組織化」とは、一般的には「同種あるいは異種の原子、分子、微粒子などが、非共有結合的相互作用によって集合し、特異的な組織を形成すること（東京化学同人「生化学辞典」より）」を意味する。しかし、特に本発明中においては、コラーゲン繊維に沿って、アパタイト構造を有するリン酸カルシウム（ハイドロキシアパタイト：HAp）が生体骨特有の配向、すなわちHApのc軸（結晶学上の主軸（上下軸））がコラーゲン繊維に沿うように配向した微小多孔質構造を意味するものとする。
　金属基材は、例えば、口腔外科用、整形外科用、脳外科用、歯科用、眼科用、耳鼻科用のインプラント材またはオンプラント材などのために、適宜な形状に加工されたものであり、具体的には、例えば、ワイヤー、ピン、スクリュー、ネイル、メッシュ、プレートなどの形態を例示することができる。また、金属基材の材料は特に限定されず、生体材料の用途などに応じて公知の金属材料を適宜選択することができるが、生体適合性の観点からは、チタンまたはチタン合金を好ましく例示することができる。さらに、金属材料は、その用途に応じて、表面がエッチング、サンドブラスト、機械加工、レーザー加工、粒子の焼付けなどの処理が施されたものであってもよい。
　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの繊維状複合体は、少なくともコラーゲン、リン酸塩、カルシウム塩の3種の成分を出発物質として製造することができる。なお、厳密には「塩」に該当するものでないが、本発明においては、リン酸塩にはリン酸も、カルシウム塩には水酸化カルシウムをも含むものとする。
　本発明に用いられるリン酸塩水溶液のリン酸源としては、リン酸水素二ナトリウム、リン酸二水素ナトリウム、リン酸水素二カリウム、リン酸二水素カリウムおよびリン酸等が挙げられる。該リン酸塩水溶液は上述のコラーゲンを溶解して反応に供される。
　本発明に用いられるカルシウム塩水溶液のカルシウム源としては、例えば炭酸カルシウム、酢酸カルシウム、水酸化カルシウム等が挙げられる。該カルシウム塩水溶液は均一な状態であれば、懸濁液であってもよく、例えば、炭酸カルシウムを焼成後乳鉢等で粉砕して水酸化カルシウムとし、これに水を加えて得た水酸化カルシウムの懸濁液を好適に用いることができる。
　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンを含む繊維状複合体の製造に際しては、カルシウム塩水溶液とコラーゲンを含有するリン酸塩水溶液を、反応容器に同時滴下することができる。ここで「同時」とは厳密に同時に滴下する形態のみをさすものではなく、少量（0.01～5ml程度）づつ交互に滴下する形態をも含む。なお両溶液は、同時である限り連続的に滴下してもよいし、間欠的に滴下してもよい。具体的には、反応容器内にはあらかじめ、適当量の純水を入れておくことができる。純水の量は特に限定されないが、用いるカルシウム塩水溶液の量とほぼ同程度であることが好ましい。
　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの繊維状複合体の製造において、反応容器内におけるカルシウムイオン濃度は3.75mM以下、リン酸イオン濃度は2.25mM以下に維持されることが特に好ましい。カルシウムイオンやリン酸イオンの濃度が前記範囲内を超えると、複
合体の好適な自己組織化が妨げられる恐れがある。これは、反応容器内に対流するイオン
の濃度が、体液中におけるそれらの濃度を超えると自発的な核形成を起こすためと考えら
れる。なお、カルシウムイオン濃度が2.5mM、リン酸イオン濃度が1.5mM以下に維持されれば、平均繊維長1mm以上の複合体を得ることができ、より好適である。
　さらに、反応容器内に生成するハイドロキシアパタイトとコラーゲンは、重量比で3：2～9：1、好ましくは70：30～85：15となるように存在することが好ましい。これは理想的な反応が起こったときのハイドロキシアパタイトとコラーゲンの重量比が、生体骨の組成（75：25）により近いことが自己組織化に重要だからである。
　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの繊維状複合体の製造において、反応容器内のカルシウムイオン濃度およびリン酸イオン濃度は、カルシウム塩水溶液とコラーゲンを含むリン酸塩水溶液の反応容器への送液速度 および／またはカルシウム塩水溶液とコラーゲンを含むリン酸塩水溶液の出発段階の濃度を制御することにより所望の範囲に維持することが可能である。
　ここで、「出発段階の濃度」とは、反応容器に供される前の、個々に調整された各成分（カルシウム塩水溶液およびコラーゲンを含むリン酸塩水溶液等）の濃度を意味する。また、「送液速度」とは反応容器内に送達される各反応液の単位時間あたりの液量を意味する。前記送液速度の設定は、たとえば市販のチューブポンプを用いることにより、容易に達成することができる。
　なお、カルシウム塩水溶液およびリン酸塩水溶液の各送液速度は、両者がほぼ同時（少なくとも10分以内）に滴下し終わるように調整する。
　本発明の好適な態様において、生成するハイドロキシアパタイトとコラーゲンの重量比が70：30～85：15に維持される場合、カルシウム塩水溶液の平均送液速度を5～25mM/minに設定したときの、出発段階におけるカルシウム塩水溶液の濃度は400mM以下、好ましくは50～200mMの範囲である。また、コラーゲンを含むリン酸水溶液の濃度は120mM以下、好ましくは15～96mMの範囲である。なお、「平均送液速度」とは、ポンプのオンオフ制御等を考慮した上で、反応容器内に送達される液量の１分あたりの平均値を意味するものとする。
　コラーゲンを含むリン酸水溶液とカルシウム塩水溶液との比率は、3：1～1：3の範囲とすることが好ましい。コラーゲンを含有するリン酸水溶液の使用量が少ない場合には、カルシウム過剰組成になり強度が低下し、カルシウム塩を含有する水溶液の使用量が少ない場合には、カルシウム欠損が発生して、ヤング率が低下し、強度の低下をまねくこともあるからである（特開平11-199209号公報参照）。
　本発明において、反応液のpHは7～11の範囲で、かつ変化の幅を1以内となるように滴下することが望ましい。より好ましくはpH7～9の範囲で、かつ変化の幅を0.5以内とすることがよい。これは、ネイティブなコラーゲンはpH7～11の範囲で等電点による沈澱を起こして線維が再生するものであり、またリン酸カルシウムもこのpH範囲において沈澱を起こしやすいため、このpH範囲であればリン酸カルシウムとコラーゲンの自己組織化が促進されるからである。なおpHが11を超えると、コラーゲン分子周辺に水分子が水和して水分子が離れにくくなるため、複合体の含水率が高くなり、自己組織化が妨げられ、強度も低下するおそれがある。一方、pHが７未満だと、リン酸カルシウム、コラーゲンともに沈澱しにくくなる。また、変化の幅が１を越えると、コラーゲン上でのリン酸カルシウムの核形成に乱れが生じ、自己組織化が悪くなる（Kikuchi et.al., Biomaterials 22, (2000) p1705-1711））。
　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの繊維状複合体の製造において、好適なpH制御を行うには、pHコントローラーを用いることが簡便である。pHコントローラーは、反応液のpHを測定する手段と、滴下する両溶液の滴下量を調節する手段とを備えたものであり、所期値として設定されたpH（例えば10）に対して一定範囲（例えば±0.3）を保つように、両溶液のpH値に基づいて両溶液の滴下量を調節するものである。pHコントローラーとしては、例えばNISSIN社製のものが挙げられる。なお、反応液のpHが偏ることのないように、両溶液および反応液をたえず攪拌しながら反応を行うことが好ましい。
　また、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの繊維状複合体の製造において、反応液の温度は35℃～40℃に維持されることが好ましい。この範囲の温度であれば、生体内と同様の条件で複合体形成が行われることが期待されるからである。
　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの繊維状複合体は、平均繊維長が60μｍ以上であることが好ましい。実際的には、平均繊維長が１ｍｍ～７ｍｍであることがより好ましく、３ｍｍ～７ｍｍであることがさらに好ましい。なお、「平均繊維長」とは複合体からなる繊維の長さの平均値であって、特定の機器（たとえば、Beckman-Colter社製RapidVue等）または目視により測定される。
　そして、このようにして製造されたハイドロキシアパタイトとコラーゲンの繊維状複合体は、金属基材の表面へのコーティングの前に、例えば、破砕処理、成形処理などを行うことで細繊維状あるいは粒状に加工することができる。以下、本発明では、上記範囲の繊維長を有する繊維状のもの、あるいは細繊維状、粒状などに加工されたものを含め、「ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体（HAp/Col複合体）」と記載する。
　金属基材の表面に、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体（HAp/Col複合体）を被覆する方法としては、浸漬被覆などの公知のコーティング方法を採用することができる。例えば、浸漬被覆の場合には、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体（HAp/Col複合体）を添加した溶液に浸漬することで、金属基材の表面に、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体（HAp/Col複合体）を被覆することができる。また、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体（HAp/Col複合体）を添加する溶媒は特に限定されないが、例えば、純水や公知の疑似体液（例えば、Li P.Biomimetic nano-apatitite coating capable of promoting bone ingrowth. J Biomed Mater Res 2003;66A:79）などを使用することができる。また、溶媒と溶質（HAp/Col複合体）の配合割合も特に限定されないが、一応の目安としては、重量比として、溶媒：溶質＝５：１～５：４、好ましくは、溶媒：溶質＝３：２程度の配合を例示することができる。水系の溶媒を用いる場合は、コーティング直後の含水コーティング層を均一かつ速やかに乾燥させるため、エタノール等で脱水処理を風乾、真空乾燥あるいは真空凍結乾燥に先行して行うことができる。また、浸漬被覆の場合、HAp/Col複合体のコーティング状態、コーティングの厚さなどを考慮して、金属基材への浸漬回数を調整することができる。コーティングの厚さは、生体材料の用途などを考慮して、例えば、1μｍ～80μｍ程度の範囲で適宜設計することができる。
　さらに、コーティング層の安定性を確立すると同時に分解速度を制御するため、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体（HAp/Col複合体）コーティング層中のコラーゲンに架橋を導入することにより、その生体内分解速度を制御することができる。また、架橋点を増やすために少量（複合体のコラーゲン量に対して、1～100 mol％）のコラーゲンまたは多糖類を添加してもよい。
　架橋は、熱架橋、架橋剤や縮合剤を用いた化学的架橋、γ線、紫外線、熱脱水、電子線等を用いた物理的架橋など、いずれの方法で行ってもよい。熱架橋の場合には、コーティング層が十分に乾燥した材料を、例えば１２０℃程度の温度で24時間真空加熱することで、コラーゲン鎖同士が架橋され、コーティングを強固にすることができる。また、化学的架橋剤としては、例えば、グルタールアルデヒド、ホルムアルデヒド等のアルデヒド系架橋剤；ヘキサメチレンジイソシアネート等のイソシアネート系架橋剤；１－エチル－３－（３－ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド塩酸塩等のカルボジド系架橋剤；エチレングリコールジエチルエーテル等のポリエポキシ系架橋剤；トランスグルタミナーゼ等が挙げられる。これらの架橋剤の使用量は、コラーゲン1gに対して10μmolから10mmol程度とすることが好ましい。
　また、架橋は、コラーゲン同士のどの部分を架橋するものであってもよいが、特にカルボキシル基と水酸基、カルボキシル基とε-アミノ基、ε-アミノ基同士を架橋することが好ましい。また、反応可能な官能基のうち、その少なくとも1%以上に架橋が導入されることが好ましく、5％以上に導入されることがより好ましい。
　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体（HAp/Col複合体）の製造には、必須の成分であるカルシウム塩、リン酸塩、コラーゲンに加えて、本発明の目的・効果を損なわない範囲で、さらに他の成分を含有させることもできる。かかる成分としては、例えばSr、MgおよびCO3等の無機塩、クエン酸およびリン脂質等の有機物、骨形成タンパク質等の薬剤が挙げられる。
　一般に、チタンやハイドロキシアパタイトは骨に接合するとされているが、埋植位置や条件によっては骨接合を生じない場合や、骨接合に時間がかかる場合がある。そして、本発明者らは、このような生体材料の骨接合に関する問題は、埋植された生体材料が繊維性の被膜（線維芽細胞）によって覆われ（カプセル化）、骨原性の細胞が生体材料の表面へ侵入することが妨害されていることに起因するとの知見を得ている。すなわち、例えば、従来のハイドロキシアパタイトで被覆された生体材料の場合、埋植後、早期に線維芽細胞が表面付近で増殖してマトリックスを形成した結果、カプセル化が生じ、生体材料と骨との骨接合が阻害されていると考えられる。
　これに対し、本発明の生体材料は、ハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向した複合体を含むコーティング剤によって、金属基材の表面が被覆されている。このため、生体材料が生体内（例えば、骨内や骨膜下）に埋植されると、HAp/Col複合体が貪食を受けながら適度な速さでHAp/Col複合体が吸収されるため、生体材料のカプセル化が抑制される。具体的には、本発明の生体材料は、埋植後速やかにHAp/Col複合体の吸収が開始されるが、およそ１週間程度まではHAp/Col複合体が残存し、埋植後１～２週間かけてHAp/Col複合体が吸収される。したがって、本発明の生体材料は、カプセル化が抑制され、骨原性（造骨性）の細胞が増殖、遊走を始めた時点で、生体材料の金属基材が露出して、金属基材の表面に骨接合が生じるため、生体材料と骨との接合を促進することができる。このように、本発明では、HAp/Col複合体を含むコーティング剤は、顕著な骨接合促進効果を有する。
　なお、本発明の生体材料の埋植方法や固定方法は特に限定されるものではない。
　本発明の生体材料には、例えば、口腔外科用、整形外科用、脳外科用、歯科、眼科、耳鼻科用のインプラント材またはオンプラント材などが含まれる。具体的には、本発明の生体材料は、例えば、ワイヤー、ピン、スクリュー、ネイル、メッシュ、プレートなどの形態を有する金属基材の表面がHAp/Col複合体を含むコーティング剤で被覆されたものが含まれ、これらを各種医療用に利用することができる。
　本発明の生体材料は、以上の形態に限定されることはない。
　以下、実施例により本発明をさらに詳しく説明するが、本発明はこれらの実施例に何ら限定されるものではない。
＜１＞生体材料の作製
（１）金属基材の事前処理
　金属基材として、純チタン製のワイヤーを使用した。具体的には、径0.5ｍｍの純チタン製のワイヤーを12.0ｍｍに切断し、このワイヤー表面をエメリー紙で粗造化した。さらに、このワイヤーを、中性洗剤、純水、アセトン、エタノール、純水の順に、各３０分間超音波洗浄した。
（２）ワイヤーの表面へのコーティング
　動物実験に供するため、事前処理したワイヤーを、（Ａ）コーティングなし、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング、の３形態に分けた。具体的には、以下の方法で処理したワイヤーを使用した。
　（Ａ）コーティングなし
　上記（１）で処理したワイヤーをそのまま使用した。
　（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング
　Li P.らの報告 (Li P. Biomimetic nano-apatite coating capable of promoting bone ingrowth. J Biomed Mater Res. 2003;66A:79.)を参考に疑似体液を調整し、45℃の条件下で3日間この疑似体液中にワイヤーを浸漬する操作を3回繰り返してコーティングした。
　（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング
　特許文献５に記載された方法に沿ってHAp/Col複合体を含むコーティング剤を作製した。具体的には、温度40℃、pHを9に制御した反応容器中で、HApとColの質量比が80/20になるよう調整した出発物質（水酸化カルシウム懸濁液、ブタ皮膚由来のI型アテロコラーゲンを含んだリン酸溶液）を同時滴下法により反応させ、平均繊維長さ60μmの繊維状のHAp/Col複合体を得た。このHAp/Col複合体は、ハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向している。得られた繊維状のHAp/Col複合体0.1グラムに対して純水800μLを加え、細胞破砕用ペストルにてHAp/Col複合体を破砕することで均一にHAp/Col複合体が分散したゾル状の懸濁液を得た。その後、室温にてピンセットでワイヤーを把持して、このHAp/Col複合体を含む懸濁液に浸漬させ、２～３回溶液中で上下させた後、引き上げた。
　ワイヤーをHAp/Col懸濁液から引き上げた後、100％エタノールに20～30秒間ワイヤーを浸漬してコーティング層の脱水を行った。これを取り出して、風乾を行い、エタノール及び残存した水分を蒸発させた。なお、風乾後、ワイヤー表面のHAp/Col複合体のコーティングが不十分である場合には、上記の作業を繰り返し行うことができる。さらに、ワイヤー表面を風乾した後、バキュームオーブンにて真空下で12時間、140℃で加熱して、コーティング層中のコラーゲン鎖同士を熱架橋した。
　＜２＞ワイヤー表面の観察
　HAp/Col複合体で被覆したワイヤー表面を走査型電子顕微鏡で観察した結果を図１、図２に示す。図１に示したように、ワイヤー表面には微小多孔質構造を有するHAp/Col複合体が被覆されていることが確認される。また、図２の弱拡大図でも、ワイヤー表面には微小多孔質構造を有するHAp/Col複合体が被覆されていることが確認される。さらに、図２の強拡大図（右下図）に示したように、ワイヤー表面は10μm程度のHAp由来と考えられる粒子(図２中矢頭部分)とCol由来と考えられる膜様構造(図２の強拡大図中*印部分)で被覆されていることが確認される。さらにHAp由来と考えられる粒子はナノサイズの多孔質構造を有していることが確認される。
　＜３＞動物実験
　上記の３形態のワイヤー、（Ａ）コーティングなし、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング、をそれぞれ、12週齢SD系雄ラットの頭蓋骨骨膜下に埋植した。以下、各ラット群を、（Ａ）コーティングなし群、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群と記載する。
　４週間の埋植期間の後、頭蓋骨とともに試料を回収し、70%エタノールを用いて室温にて１週間にわたり固定をおこない、MMAレジン系包埋キットで包埋し、硬組織用ミクロトームで約10μmの厚さに薄切を行い、ビラヌエバ染色液で染色した後に、光学顕微鏡による組織学的観察を行った。また、組織切片像をもとに、画像解析ソフトを用いて、組織形態学的計測を行った。まず、骨接触部位の長さ（Lｂ）とワイヤー全周の長さ（Lｆ）の計測を行い、骨接触部位の長さ（Lｂ）をワイヤーの全周の長さ（Lｆ）で除して、骨接触率（BCR）を算出した（骨接触率＝骨接触部位の長さ（Lｂ）／ワイヤーの全周の長さ（Lｆ））(図３)。さらに、ワイヤーの底部から両側の新生骨の高さ（Hl、HR）を計測し、その平均値を新生骨高さ(NBH)として算出した(図４)。
　また、同じく試料の接合力をせん断力試験によって評価した（図５）。具体的には、せん断力試験は、ワイヤーを頭蓋骨と一塊に採材した後、試料を4℃の生理食塩水に保存して、１時間以内に試験を行った。ワイヤーの中央部6.0 mmの範囲を残してワイヤーの両端が頭蓋骨から露出するようにダイヤモンドディスクでトリミングしたものを試料とした。力学試験用に作製した治具に、ワイヤーが治具の運動方向に対して垂直に位置するように試料をセットして、ワイヤーの両端に対して一定方向の荷重を付加して（1.0mm/min）せん断力を測定した。そして、せん断力試験前後の試料の状態を観察するため、μCTの撮影を行い、観察を行った。
　なお、組織形態学的計測とせん断力試験において，各群の検体数は5とし，計測結果はHolmの方法で有意水準を調整したWilcoxonの多重順位和検定を用い統計検定を行った。
　＜４＞結果
　組織学的観察の結果を図６、図７に示す。
　図６、図７に示したように、（Ａ）コーティングなし群では、ワイヤー(Ti)は線維組織(Fi)によってカプセル化され、図６に示した例では、ワイヤーと新生骨の接触はほとんど観察されず（骨との接触率：6.5％）、図７に示した例では、ワイヤーと新生骨の接触は観察されなかった（骨との接触率：0％）。（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群では、一部に骨との接合が確認されたが（図７中の矢印部分）、ワイヤーの表面の大部分が同様にカプセル化されており、良好な骨接合は観察されなかった（図６に示した例では、骨との接触率：11.6％、図７に示した例では、骨との接触率：21.1±25.9％）。（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群では、ワイヤーの表面のカプセル化が抑制されており、線維性組織の介在がない、ワイヤーと新生骨(図７中の*部分)の直接接合が観察された（図６に示した例では、骨との接触率：52.4％、図７に示した例では、骨との接触率：62.2％±7.9％）。
　図７に示した例で観察された骨接触率の結果を図８に示す。（Ａ）コーティングなし群と（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群との間でそれぞれ有意差が認められた(P < 0.05)。また、（Ｂ）HApコーティング群と（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群との間でそれぞれ有意差を認められた(P < 0.05)。
　新生骨高さの結果を図９に示す。（Ａ）コーティングなし群と（Ｂ）HApコーティング群との間でそれぞれ有意差が認められた(P < 0.05)。また、（Ａ）コーティングなし群と（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群との間でそれぞれ有意差が認められた(P < 0.05)。
　せん断力試験の結果を図１０、図１１に示す。
　せん断力試験で求められた最大強度は、（Ａ）コーティングなし群では、図１０に示した例で3.46Ｎ、図１１に示した例で2.8±0.9Ｎ、（Ｂ）ハイドロキシアパタイト（HAp）コーティング群では、図１０に示した例で4.31Ｎ、図１１に示した例で6.0±2.2Ｎ、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群では、図１０に示した例で14.8Ｎ、図１１に示した例で16.4±3.0Ｎであり、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群の骨との接合力が顕著に大きいことが確認された。
　また、図１１に示したように、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群が最も大きなせん断力を示し、各群間で有意差を認めた(P < 0.05)。
　さらに、せん断力試験の前後におけるμＣＴでの観察結果を図１２に示す。
　せん断力試験前の検体(Ａ～Ｃ)ではいずれの群でもワイヤー周囲に新生骨を認めた。せん断力試験後の検体（Ａ’～Ｃ’)では、（Ａ’）コーティングなし群では骨折所見は認められなかったが、（Ｂ’）HApコーティング群と（Ｃ’）HAp/Col複合体コーティング群では、骨折所見(図中の矢頭部分)を認められた。また、（Ｂ）HApコーティング群よりも大きな骨折片が（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群では観察された。すなわち、（Ｃ）HAp/Col複合体コーティング群では、骨とワイヤーの接合力が顕著に大きいことが確認された。
　以上の結果から、HAp/Col複合体を含むコーティング剤によって金属基材の表面を被覆することで、生体材料のカプセル化が抑制され、生体材料（金属基材）と骨との接合を促進することができることが確認された。
 

Claims (5)

  1. 　ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体を含むコーティング剤によって金属基材の表面が被覆された生体材料であって、前記複合体中のハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向していることを特徴とする生体材料。
  2. 　複合体中のハイドロキシアパタイトとコラーゲンの重量比が、３：２～９：１であることを特徴とする請求項１の生体材料。
  3. 　生体材料は、口腔外科用、整形外科用、脳外科用、歯科用、眼科用、耳鼻科用のインプラント材またはオンプラント材であることを特徴とする請求項１または２の生体材料。
  4. 　ハイドロキシアパタイトのｃ軸がコラーゲン繊維に沿うように配向している、ハイドロキシアパタイトとコラーゲンの複合体を含むことを特徴とする生体材料用の骨接合促進コーティング剤。
  5. 　請求項４の骨接合促進コーティング剤によって、金属基材の表面を被覆する工程を含むことを特徴とする生体材料の製造方法。
     
     
     
     
     
     
     
     
     
     
     
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