早 期 の 骨 誘 導 効 果 の あ る 新 し い 技 術 の 比 較 GRAPETechnology とアルカリ加熱処理の骨誘導能の比較
旭川医科大学整形外科・人工関節講座
谷野弘昌、西田恭博
谷野弘昌、西田恭博、伊藤浩恭博、伊藤浩

はじめに近年、変形性関節症や関節リウマチにしまい骨から隔離されてしまう。しかし、より関節の機能を失った場合、人工関節

Bioglass○R [3]や A-W ガラス [4]のよう置換術によりその機能を再獲得する治な生体活性セラミックスでは、被膜を作療が一般的となった。人工関節の骨へのらず骨と直接結合し骨補塡材料として固定法のひとつとしてセメントレス人実用化されている。様々な生体活性セラ工関節がある。セメントレス人工関節は、 ミックスと骨との界面を詳細に調べて人工関節の表面に多孔質を設け多孔質みると、生体活性セラミックスと骨との内へ新生骨が侵入して人工関節と骨組界面には骨類似アパタイトの薄膜が形織が固定される。セメント固定法と異な成されており、この骨類似アパタイト形り、新生骨が多孔質部に十分に侵入し、 成には材料表面の結晶相や、Si-OH 基・安定した固定が得られるまでには時間Ti-OH 基などの親水性官能基が重要な役を要する。そこで、より短期間でセメン割を果たす [5]。

トレス人工関節を骨に固定するために、本邦で開発されたチタン合金へのアル材料表面に沿って新生骨の成長を促す

カリ加熱処理は、従来の人工関節表面へ骨誘導能を付与する技術の開発が望まのアパタイトコーティングに比べ、新たれていた。セメントレス人工関節へ骨誘なコーティングを施す事無く早期の骨導能を付与し、早期の固定さらには強固誘導効果があり、2000 年より人工関節表な固定を目指す目的で、ハイドロキシア面への臨床治験が開始され、2007 年 10

パタイトをプラズマ溶射法により人工月から臨床使用されている非常に期待関節表面にコーディングする方法が用されている新技術である [6]。この方法

いられている [1]。しかし、母材とコーではチタン合金を水酸化ナトリウム水ティング層との間に明確な界面が存在溶液浸漬処理後に洗浄し、大気中でするため、コーティング層が剥離してし600℃の加熱を行うことにより、擬似体まう可能性、コーディング層自体が消失液中および生体内でチタン合金表面にしてしまう可能性や、プラズマ溶射時に骨と直接結合する骨類似アパタイト層ハイドロキシアパタイトが高温に曝さが形成されると報告されている。その機れるため、その組成や結晶性を変化させ序は、金属表面処理層から Na+が溶出する事が懸念されている [2,3] 。一般的るのに伴い金属表面に Ti-OH 基が生成さに人工材料を骨の欠損部に埋入すると、 れ、その Ti-OH 基に体液中のプラスに帯電したカルシウムイオンが反応し、非晶人工材料は線維性被膜で取り囲まれて1

質のチタン酸カルシウムが形成される。 を近年開発した。GRAPE Technology は純
これと体液中のリン酸イオンが反応しチタンやチタン合金などの表面に溝・多てリン酸カルシウムが形成される。この孔質がある場合に熱酸化するだけでチ時に体液中の炭酸イオンやマグネシウタン表面にルチル型 TiO2 が形成され、擬ムイオンが取り込まれ、生体骨の無機成似体液中に浸漬しておくとアパタイト分とほぼ同じ成分のアパタイト層、骨類が金属表面に形成されると報告されて似アパタイトとなる。同様に、過酸化水

おり、簡易な処理により金属表面と骨が素水 [7]や塩化カルシウム水溶液 [8]直接結合する可能性を示唆しているを用いた処理も提案されており、いずれ[9,10,11]。の方法もチタン系金属にアパタイト形

今回我々は、兎を用いた機械的試験と成能を付与する、極めて有効な手法であ組織学的試験により、早期の骨誘導効果る。の あ る 新 し い 技 術 で あ る 、 GRAPE

我々の共同研究者は、アパタイトコー

Technology とアルカリ加熱処理の骨誘ティング無しに早期の骨誘導効果があ導能の比較を行った。

る GRAPE Technology という新しい技術材料と方法
材料と方法滅菌法を用いて、インプラントを兎のこの研究は、旭川医科大学動物実験委両大腿骨の遠位側に挿入した。右側には員会の承認を得て実施した。

GRAPE Technology 処理のインプラント、18 羽の骨格の成熟した、オスの日本白

左側にはアルカリ加熱処理のインプラ

色家兎（体重 3.5kg～4.0kg）を使用した。 ントを挿入した。両大腿骨の顆間切痕部
インプラントは、純チタン製で長さ 25mm、 から、髄腔方向を確認しながら、まず
直径 4.5mm の円柱形ロッドを使用した。 1.2mm 径の Kirschner wire（K-wire）を表面にはピッチ 2.5mm、幅 0.5mm、深さ 刺入し、次に 1.8mm 径の K-wire で刺入0.5mm のラウンドボトムの溝を作製した部を広げ、最終的に 4.5mm 径のドリルで（図１）。機械的試験の為、片面には直穴をあけて髄腔まで通し、プレスフィッ

径 2.5mm、深さ 6mm のネジ穴を作製した。 トでインプラントを挿入した。インプラGRAPE Technology とアルカリ加熱処理 ントの遠位部が挿入部より 8mm 近位になるようにジグを使用した。の表面処理を行った 2 種類のインプラン

麻酔は、ハロセン吸入後に、塩酸ケトを用意した。インプラントは、γ線滅菌法で滅菌処理した。

タミン（80mg/kg）とキシラジン（8mg/kg）

GRAPE Technology 処理として、インプを筋肉内注射した。抗生剤として、セフラントを空気中で 400℃、1 時間の熱酸ァゾリン（80mg）を手術直前に筋肉内注化した [11]。アルカリ加熱処理は、イ射した。手術直後に X 線写真を撮影し、ンプラントを 60℃の 5M の NaOH 水溶液にインプラントの位置と大腿骨骨折が起24 時間浸漬しアルカリ処理を行い、40℃きていないのを確認した。の蒸留水で 48 時間の温水処理、その後兎を術後 3、6、12 週目で 6 羽ずつ安楽600℃で 1 時間の加熱処理を行った [12]。 死させ、両大腿骨を取り出した。各週 42羽は機械的試験に、2 羽は組織学的試験

アルカリ加熱処理群は 559 ± 54.5 N、術に使用した。機械的試験は、インプラン

後 6 週で GRAPE Technology 群は 664 ±トと骨の結合強度を、引き抜き試験で評112 N、アルカリ加熱処理群は 573 ± 98.4、価した。大腿骨顆部を削り、インプラン

術後 12 週で GRAPE Technology 群は 875 ±ト遠位表面を露出させた。大腿骨は、リ72.5 N、アルカリ加熱処理群は 978 ±ニ アモ ーター 式疲 労試験機 （E3000 、42.2 N であった（図３）。各週において、INSTRON 社製）に取り付けた。ジグ天板両群に有意差は無かった。

下面で全荷重を受けるようにし、インプラントと骨の破断後にインプラントが＜組織学的試験＞
Bone affinity index の結果は、術後 3通るように、ジグ天板には直径 5.0mm の週 で GRAPE Technology 群 は 39.9 ±穴をあけた（図２）。インプラントの引9.9 % 、アルカリ加熱処理群は 40.7 ±っ張り速度は、毎秒 2mm で行った。機械5.5 %、術後 6 週で GRAPE technology 群的試験は全て大腿骨取り出し直後に行は 57.0 ±12.5 %、アルカリ加熱処理群はった。

57.9 ± 8.6％、術後 12 週では、GRAPEインプラントと骨の界面を観察するた

technology 群は 61.5 ±10.3 %、アルカめに、組織学的検査を行った。大腿骨をリ加熱処理群は 62.3 ±9.8 %であった（図10%中性干渉ホルマリン溶液に 7 日間浸４）。各週において、両群に有意差は無して固定し、エタノールに 3 日間浸し脱かった。

水した。エタノール濃度は、80%、90%、非脱灰標本での組織観察では、術後 395%、100%と順次上昇させた。その後、週で、両群ともに類骨の形成が認められメタクリル酸メチルに包埋し、マイクロた。術後 6 週では、両群ともに更なる新カッティングマシン（BS300、EXAKT 社製） 生骨の形成が認められた。術後 12 週でを用いて 0.5mm の厚さに切断後に、マイ は、両群ともに新生骨の増生が見られた
クログライディングマシン（MG4000CS、 （図５）。
EXAKT 社製）を使用して厚さ 100μm の非脱灰標本を作製した。光学顕微鏡検査で考察観察を行うため、トルイジンブルー溶液機械的試験の結果、GRAPE Technologyで染色した。標本を近位・中位・遠位のとアルカリ加熱処理では、3 週、6 週、3 部分に分け、インプラントと骨の界面

12 週と埋入期間に依存して破断時の荷の観察を行い、インプラント周囲におけ重の上昇がみられ、その引っ張り荷重にる骨の接している部分の割合である２群間で有意差は無く、インプラントとBone affinity index を計測した [13]。 骨の固着力は同程度であった。また組織学的試験では、GRAPE Technology 群とア結果

ルカリ加熱処理群ともに、術後 3 週で新＜機械的試験＞引き抜き試験の結果の平均値は、術後 3生骨が見られ、ともにインプラント表面と新生骨の間には線維組織がなく、直接週で GRAPE Technology 群は 423 ±23.8 N、 固着していることが分かった。6 週、123

週と両群ともに新生骨の増生が見られおける結果がどうであるのか調査してている。Bone affinity index は埋入期いく必要がある。

間に依存して増加がみられ、その数値は２群間で有意差は無く、インプラントと謝辞骨の接触率は同程度であった。

本研究は、公益財団法人日本股関節研

GRAPE Technology はチタン合金のアル究振興財団の研究助成をもとに行いま

カリ加熱処理に比べ、その工程が非常にした。心より感謝いたします。

単純である。水溶液を用いた化学的な手参考文献

法を用いる事無く、溝加工と熱処理だけ

1.

でチタン金属に骨誘導能を付与するこSun L, Berndt CC, Gross KA, Kuc
uk A., Material fundamentals anとができる。すなわち、新しい生産設備

d clinical performance of plasm

や技術を必要とせず、従来の生産プロセ

a-sprayed hydroxyapatite coatin

スにより短期間での骨への固定を可能

gs: a review. J Biomed Mat Res,にするセメントレス人工関節を供給で58, 570-592, 2001

きる。更に、GRAPE Technology によって2.

金属表面に形成されるのは酸化層であRadin SR, Ducheyne P., Plasma s
praying induced changes of calc

るので非常に強固な表面である事が特ium phosphate ceramic character

徴であると言える。その早期の骨誘導能istics and the effect on in vitの機序として Sugino らは以下の 3 つをro stability. J Mat Sci; Mat Me

挙げている [9,10,11]。 (1)アパタイト

d 3, 33-42, 1992の核形成に好適な結晶相（ルチル相）の3.

形成 (2)Ti-OH 基の残存 (3)局所的なイ

LeGeros RZ, LeGeros JP., In int
roduction to bioceramics, eds.

オン濃度変化および表面電荷を可能とL. L. Hench and J. Wilson, Worlする微小空間の実現である。しかし、

d Scientific, London and Singap

GRAPE Technology により作製したチタore, 139-180, 1993

ン金属材料の擬似体液中におけるアパ4.

タイト形成機構や、生体内での骨結合機

Kokubo T., In introduction to bioceramics’ , eds. L. L. Hench a

構の詳細はまだ十分実証されていると

nd J.Wilson, World Scientific,は言えない。

London and Singapore , 75-99, 1

本研究は、今回の条件下において機械993

的 試験 ・組織 学的 試験とも に、GRAPE

5.

technology とアルカリ加熱処理の骨誘Li P, Ohtsuki C, Kokubo T, Nakanishi K, Soga N, de Groot K., T

導能に差が無いこと示している。GRAPE

he role of hydrated silica, tit

Technology はその簡便さなどから臨床

ania, and alumina in inducing a

的にも人工関節の生産においても非常

patite on implants. J Biomed Maに有用である可能性がある。今後は、実t Res 28, 7-15, 1994

際の多孔質表面での動物実験や、臨床に

46.

Kokubo T, Kim HM, Kawashita M.,apatite formation on Ti-15Zr-4T

Novel bioactive materials witha-4Nb alloy.

different mechanical propertie

8-304, 2009

s. Biomaterials 24, 2161-2175,
7.

12. Kim HM,

Miyaji F,

Kokubo T, N

2003

ishiguchi S, Nakamura T., Grade

Ohtsuki C, Iida H, Hayakawa S,

d surface structure of bioactiv

Osaka A., Bioactivity of titani

e titanium prepared by chemicalum treated with hydrogen peroxi

treatment.J Biomed Mat Res 45,

de solutions containing metal c100-107, 1999

hlorides. J Biomed Mat Res 35,

図表39-47, 1997
8.

Acta Biomat 5, 29Hanawa T, Kon M, Ukai H, Muraka
mi K, Miyamoto Y, Asaoka K., Su
rface modification of titanium
in calcium-ion-containing solutions. J Biomed Mat Res 34, 273278, 1994

9.

Sugino A, Uetsuki K, Tsuru K, H
ayakawa S, Osaka A, Ohtsuki C.,
Surface topography designed toprovide osteoconductivity to titanium after thermal oxidation.

図１．インプラント（左）GRAPE（左）GRAPE Technology

Materials Trans 49, 428-434, 2008（右）アルカリ加熱処理

10. [10]Sugino A, Tsuru K, Hayakawa
S, Kikuta K, Kawachi G, OsakaAm Ohtsuki C., Induced depositi
on of bone-like hydroxyapatiteon themally oxidized titanium substrates using a spatial gap in a solution that mimics a bodyfluid. J Ceramic Soc Jpn 117,515-520, 2009
11. Sugino A, Ohtsuki C, Tsuru K, H
ayakawa S, Nakano T, Okazaki Y,
Osaka A., Effect of spatical design and thermal oxidation on

図２．機械的試験

580701000

Bone affinity index [%]Peak shear strength [Ｎ]

1200

800
600
400
20006050
4030201003w

12w

3w

AH treatedGrape Technology

6w

GRAPE Technology

図３．引き抜き試験結果
図３．引き抜き試験結果

6w

12wAH treated

図４．Bone
図４．Bone affinity index

図５．12
図５．12 週組織標本（左）GRAPE（左）GRAPE technology （右）アルカリ加熱処理

6