(57)【要約】【課題】  椎体軟骨に対し優れた耐摩耗性を有する人工髄核ディスクを提供する。【解決手段】  ＰＶＡハイドロゲルから成り、椎体軟骨と摺動する上下摺動面の中心線表面粗さＲａを０．０１μｍ〜０．１５μｍとする。中心線表面粗さＲａが０．０１μｍ〜０．５μｍの成型面を有する金型によりＰＶＡハイドロゲル製の人工髄核ディスクを作製する。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ポリビニルアルコールハイドロゲルから成り、椎体軟骨と摺動する上下摺動面を有するとともに、該上下摺動面の中心線表面粗さＲａが０．０１μｍ〜０．１５μｍであることを特徴とする椎間板の疾患により損傷した髄核を補綴する人工髄核ディスク。
【請求項２】
中心線表面粗さＲａが０．０１μｍ〜０．５μｍの成型面を有する金型によりポリビニルアルコールハイドロゲルを成型する工程を含むことを特徴とする請求項１記載の人工髄核ディスクの製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、整形外科及び脳神経外科等の分野で使用される人工髄核ディスク、特に、椎間板ヘルニア等の疾患や事故等によって障害を受けた椎間板に対し、椎間板の主構成部位である髄核のみを補綴するポリビニルアルコール(PVA)ハイドロゲル製の人工髄核ディスクおよびその製造方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
椎間板は、機能的にみても、解剖学的にみても、非常に複雑な機能、構造を有した関節である。これらは、繊維輪、椎体終板、髄核の機能構造体から成り立っている。
【０００３】
椎間板において、外傷、疾病、老化により変性、損傷を生じる場合がある。この場合、髄核がヘルニアを形成し、椎間孔へ突出してしまう。突出した髄核は、脊髄神経を圧迫し、それら周辺組織の痛み、麻痺、または、下肢の痛み、麻痺を引き起こす。
【０００４】
現在、生体内で重要な役割を担う椎間板において椎間板ヘルニア等の疾病は発生した患者に対しては、患部椎間板の摘出後、自家移植骨、骨セメントまたは人工椎体スペーサー等を用いた椎体間固定術が行なわれている。
【０００５】
しかし、これらの治療法は椎体の固定を目的としており、本来、椎間板が有する柔軟性や負荷緩衝作用といった力学的特性を無視している。そのため、隣接する上下椎体に悪影響を及ぼし、二次的な椎間板障害を引き起こしている。
【０００６】
一方、椎間板ヘルニアは、髄核の老化等により引き起こされることが知られている。比較的軽度な症例の場合には、椎体の固定術より、老化した髄核のみを置換する治療の方が望ましい。つまり、椎間板の自然生理機能を模倣しつつ、正常な椎体間のスペースを維持し、椎間板の十分な可動性を補う機能を持つ人工の補綴物により、部分的、全体的な置換治療を行なうことが望ましい。
【０００７】
そこで、Bao Qi-Bin等は、ハイドロゲルによる生体髄核の補綴を試みている（特許文献１，２，３参照）。また、Charles D. Ray等もポリエチレンとハイドロゲルを組み合わせた生体髄核の置換を目的とする補綴物を作製している（特許文献４，５参照）。
【０００８】
ＰＶＡハイドロゲルは、ハイドロゲル中の構造水の吐出、吸引といったポンプ作用による耐繰り返し荷重性、衝撃緩和性を具備しており、人工髄核ディスク材料として好適である。
【０００９】
これらの人工髄核ディスクは、疾患椎間板部位において、繊維輪と椎体終板と呼ばれる椎体軟骨に囲まれた部位に挿入される。挿入された人工髄核ディスクは、生体内において、ときには体重の数倍の荷重を受けながら、上下に隣接する椎体軟骨を激しく摩擦する。
【００１０】
前記特許文献１, ２, ３に示される人工髄核ディスクにおける椎体軟骨との摺動面の表面粗さは２〜５μｍ程度であり、摺動面近傍における含水率は７０〜９９%程度であった。一方、前記特許文献４，５に示される人工髄核ディスクにおける椎体軟骨との摺動面は、ポリエチレン等の高分子織物ジャケットにより具現されており表面粗さは０．５ｍｍ程度であり、更には近傍における含水状態も望めない。
【特許文献１】米国特許発行公報第５０４７０５５号
【特許文献２】米国特許発行公報第５１９２３２６号
【特許文献３】米国特許発行公報第５９７６１８６号
【特許文献４】米国特許発行公報第５８２４９０３号
【特許文献５】米国特許発行公報第６１３２４６５号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかし、前述の人工髄核ディスクは、椎間板の可動性のみを補うものであり、上下に隣接する椎体軟骨との摩擦、摩耗に関しては何ら考慮されていない。実際、椎体軟骨との摺動面の表面粗さは２〜５００μｍ程度であったため、椎体軟骨を摩耗により激しく劣化させる恐れがあった。
【００１２】
つまり、生体内において、前述の人工髄核ディスクは上下に隣接する椎体軟骨との摺動運動を繰り返した際、その接する椎体軟骨に多大な損傷を与える危険性がある。また、人工髄核ディスクも、繰り返される摩擦運動により、劣化、破損を発生させる恐れがある。
【００１３】
更には、劣悪な摩耗特性を有する髄核置換補綴物を使用し、何等かの問題が発生し、再置換する必要が生じた際においても、上下の椎体軟骨に損傷により、上下椎体の一部を大幅に切除する必要が生じ、患者に多大なる負担を発生させる問題がある。
【００１４】
かかる従来技術の課題に鑑み本発明は、椎体軟骨に対し優れた耐摩耗性を有する人工髄核ディスクを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
前記課題を解決するため本発明の人工髄核ディスクは、椎体軟骨と摺動する上下摺動面を有するとともに、該上下摺動面の中心線表面粗さＲａが０．０１μｍ〜０．１５μｍであることを特徴とする。
【００１６】
また、本発明の人工髄核ディスクの製造方法は、中心線表面粗さＲａが０．０１μｍ〜０．５μｍの成型面を有する金型によりＰＶＡハイドロゲル製の人工髄核ディスクを作製することを特徴とする。具体的には、図１の作製模式図のように、予め、任意の表面粗さにまで研磨された鋳型に、ＰＶＡ溶液を流し込み、急冷することでゲル化させる。これにより、金属またはセラミックスに匹敵する表面性状をもったハイドロゲルを作製することができる。
【００１７】
一般に、人工関節材料の金属やセラミックスは表面研磨により、摺動面を滑らかにし優れた耐摩耗性を実現している。一方、ハイドロゲルはその柔らかく弱い物性のため、ハイドロゲル自身を研磨することはできない。そこで、前述に示すように、予め金属またはセラミックスの鋳型表面を研磨しておき、そこにＰＶＡ溶液を流し込み、ゲル化させることで、金属またはセラミックスの鋳型表面の性状が転写されたＰＶＡハイドロゲルを作製することができる。そして、前述のように滑らかな摺動面により優れた対摩耗性が実現する。
【００１８】
金属またはセラミックスの鋳型としては、チタンあるいはチタン合金、コバルトクロム合金等の金属材料、アルミナハイドロキシアパタイト、石英ガラス等のセラミックス材料等を用いることができる。
【００１９】
なお、前記中心線表面粗さＲａが０．０１μｍより小さい場合を再現しても、ハイドロゲル状態においては、その弾性変形により実質的な効果をなさない。併せて、これらを作製するために準備される金型の加工は非常に困難を要し、工業的に不利である。
【００２０】
また、前記中心線表面粗さＲａが０．１５μｍより大きい場合、生体内において、ときには体重の数倍の荷重を受けながら、上下に隣接する椎体軟骨を激しく摩擦した際、その椎体軟骨を著しく損傷させる恐れがある。
【００２１】
本発明において中心線表面粗さＲａの測定は次のように行う。オリンパス光学工業株式会社製走査型共焦点レーザー顕微鏡を用い、粗さ解析により粗さ曲線標高絶対値の平均値を中心線表面粗さＲａとして求めた。
【００２２】
更に、本発明は、以上のＰＶＡハイドロゲル人工髄核補綴物に、ヒアルロン酸ナトリウム等のムコ多糖類を、その上下摺動面に添加されることがある。これらは、軟骨摺動の助剤となり、その濃度により弾性流体潤滑状態、境界潤滑状態を作り出すことで、良好な摺動特性を発揮させる。
【発明の効果】
【００２３】
本発明によれば、ＰＶＡハイドロゲルから成り、椎体軟骨と摺動する上下摺動面を有するとともに、該上下摺動面の中心線表面粗さＲａが０．０１μｍ〜０．１５μｍであるようにしたことから、また、中心線表面粗さＲａが０．０１μｍ〜０．５μｍの成型面を有する金型によりＰＶＡハイドロゲル製の人工髄核ディスクを作製することから、椎体軟骨に対し優れた耐摩耗性を有する人工髄核ディスクを提供することができる。
【実施例】
【００２４】
以下に、図を用いて実施例を挙げて本発明を具体的に説明するが、本発明はこれら実施例により限定されるものではない。
【００２５】
実施例１
鋳型をアルミナセラミックにより作製し、表面を研磨した。成型面の中心線表面粗さＲａは０．０２０ mmであった。
【００２６】
ジメチルスルホキシド(DMSO)：水＝８０：２０の重量比で作製した混合溶液に重合度８８００のＰＶＡを溶解し、ＰＶＡ溶液とした。
【００２７】
このＰＶＡ溶液を１２０〜１４０℃で溶融した後、アルミナセラミックス鋳型に流し込み、-15℃で急冷した。その後、DMSOと水をエタノールで洗浄し、６０℃で１２時間、１４０℃で３時間、真空熱処理をした。窒素置換した水中に４８時間以上浸漬してＰＶＡをハイドロゲル化させた。この状態にて、５０kGyのガンマ線照射及び滅菌を行なった。
【００２８】
得られたハイドロゲルの表面性状について、共焦点レーザー顕微鏡を用いて観察した。図2に、アルミナセラミック表面転写PVAハイドロゲルの共焦点レーザー顕微鏡イメージを示す。アルミナセラミック表面転写PVAハイドロゲルの表面粗さ(Ｒａ)は、０．０４５ mmであった。
【００２９】
実施例2
実施例1と同様、鋳型表面性状を転写しガンマ線架橋を施したPVAハイドロゲルについての実施例であるが、鋳型をコバルトクロム合金により作製したのが本例である。成型面の中心線表面粗さＲａは０．０２6 mmであった。
【００３０】
実施例1と同様に共焦点レーザー顕微鏡によりPVAハイドロゲル表面性状を評価した。図3に、コバルトクロム合金表面転写PVAハイドロゲルの共焦点レーザー顕微鏡イメージを示す。コバルトクロム合金表面転写PVAハイドロゲルの表面粗さ(Ra)は、０．０７１ mmであった。
【００３１】
実施例3
実施例1と同様、鋳型表面性状を転写しガンマ線架橋を施したPVAハイドロゲルについての実施例であるが、鋳型を石英ガラスにより作製したのが本例である。成型面の中心線表面粗さＲａは０．０２０ mmであった。実施例1と同様に共焦点レーザー顕微鏡によりPVAハイドロゲル表面性状を評価した。石英ガラス表面転写PVAハイドロゲルの表面粗さ(Ra)は、０．０２１ mmであった。
【００３２】
比較例
鋳型表面を研磨しなかった場合を比較例とする。鋳型の成型面の中心線表面粗さＲａは1．1２０ mmであった。実施例1と同様に共焦点レーザー顕微鏡によりPVAハイドロゲル表面性状を評価した。鋳型表面を研磨しなかった場合のPVAハイドロゲルの表面粗さ(Ra)は、1．375 mmであった。
【００３３】
実験例
過酷な潤滑条件で試験を行うために図４に示す一方向端面型摩擦試験機を用いた。試験機の上側に生体軟骨試料を、下側にPVAハイドロゲルを設置した。図中、１は試験の荷重方向、２はロードセル、３は上部試験片, 生体軟骨試料、４は潤滑液、５は下部試験片, PVAハイドロゲル試料、６は試験回転運動を示す。
【００３４】
面圧を１．０ MPa、すべり速度２０ mm/secとし、牛血清とリン酸緩衝液より調整した３７℃の潤滑液を用いて、前述の試験機を用いて摩擦・摩耗試験を行った。PVAハイドロゲル、対合する生体軟骨ともに摩耗傷が観察された。
【００３５】
その結果、実施例１〜３はPVAハイドロゲル、対合する生体軟骨ともに、摩耗跡が残らず良好な摺動状態であった。これに対して、比較例はハイドロゲル、対合する生体軟骨ともに、摩耗跡が残った。この結果から、本発明が比較例に対して大きな優位性があることが判る。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】本発明によるＰＶＡハイドロゲル人工髄核補綴物の作製方法の概要である。
【図２】実施例１に示す、アルミナ鋳型により作製されたＰＶＡハイドロゲル人工髄核補綴物の表面の共焦点レーザー顕微鏡イメージである。
【図３】実施例２に示す、コバルトクロム合金鋳型により作製されたＰＶＡハイドロゲル人工髄核補綴物の表面の共焦点レーザー顕微鏡イメージである。
【図４】実験例に使用した一方向端面型摩擦試験機の概要である。
【符号の説明】
【００３７】
１・・・・・試験の荷重方向
２・・・・・ロードセル
３・・・・・上部試験片, 生体軟骨試料
４・・・・・潤滑液
５・・・・・下部試験片, PVAハイドロゲル試料
６・・・・・試験回転運動
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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