生体適合性から見たインプラント材料の変遷と展望山

本玲子

ったのだが，その選択は材料の機械的特性に加え，生体適合.

人体における金属材料の適用と変遷(1)(2)性(材料が埋入部位周辺の組織に許容されること)に基づいている．材料の生体適合性は患者もしくは動物体内への埋入に

人体における不具合の修復に金属材料を用いた治療は古くより評価された．

から行われてきた．紀元前のギリシャにおいて，既に骨折部第二次世界大戦後は，軍事用高機能材料が在庫品としての固定に金のワイヤが使用されていたようである．記録が明(``off the shelf'')汎用可能になり，多くの外科医により医用確に残されている例としては， 1562 年の金の板を用いた口デバイス化が図られた．当時は政府による医療および患者の蓋破裂修復がある． 17 世紀には金の他に鉄・青銅ワイヤに人権保護に関する規制はほとんどなく，外科医の自由な発想よる裂傷縫合が試みられ， 18 世紀には鉄・青銅に加え銀ワにより様々な医用デバイスが設計された．人工関節や歯科用イヤによる骨折修復が試みられている． 19 世紀に入ると，インプラント，人工血管，心臓ペースメーカーなど，現在も金・銀・鉛・白金試験片を犬に埋植して生体適合性を調べた使用されているデバイスの初期型がこの時代に開発された例例があり，特に白金が優れていたと報告されている． 19 世

も多い．骨折固定材や人工関節への純チタンの適用も 1950

紀後半には骨折の治療にニッケルメッキ鋼製ボーンプレート～ 60 年代に進められた．その結果，ステンレス鋼やバイタとネジが初めて適用され，固定力が向上した． 20 世紀初

リウムより劣る機械的特性が問題になり，航空機材料として頭，異種金属の接触腐食による組織反応の惹起が指摘される

開発された Ti6Al4V 合金が転用された．と，ボーンプレートに適した材料の模索が始まった．犬へのこのように，初期医用デバイスは，工業用材料の中からよ埋植による生体適合性評価では，純鉄や炭素鋼は腐食が激しり機械的特性・耐食性に優れたものを探索し，適用すること

く近接部位の骨吸収を引き起こすこと，銅・マグネシウム・で改善されてきた．しかし，さらなる改良のためには工業用アルミニウム合金・亜鉛・ニッケルは周辺組織の変色を招く材料の転用では限界があり，医療用として新たな金属材料のこと，金・銀・鉛・純アルミニウムは周辺組織に問題を起こ設計・開発が行われるようになった．

さないものの機械的特性に劣ること，ステライト( Co Cr Mo 合金)は生体適合性に問題がなく機械的特性にも優れる

.

生体適合性とその評価法の変遷ことが明らかになった．その後，302ステンレス鋼の適用を経て，1940年代後半に316ステンレス鋼がボーンプレート・医用材料が工業用材料と決定的に異なるのは，生体組織とネジに適用されると，その優れた機械的特性・耐食性・生体接触して使用されるため，生体適合性が求められる，という適合性により，長期間安全な体内使用が可能になった．さら点である．先述したように，インプラント材料の第一世代がに，歯科鋳造合金として使用されていたバイタリウム( Co 

定まった頃には，生体適合性は埋入部位周辺の組織が材料を30 Cr 5  Mo )は優れた耐食性・耐久性を有することが判許容できるか否かを意味しており，動物体内(軟組織，骨周明し，整形外科分野でも使用されるようになった．

辺)への埋入試験により生体適合性が調べられた．現在におこのようにしていわばインプラント材料の第一世代が定まいても，材料や化学物質の安全性評価の一部は，動物を用い国立研究開発法人物質・材料研究機構 機能性材料研究拠点・上席研究員(〒3050044 つくば市並木 11)
Transition and Provisional Trends in Implant Materials and Their Biocompatibility; Akiko Yamamoto(Research Center for Functional
Materials, National Institute for Materials Science, Tsukuba)
Keywords: metallic biomaterials, biocompatibility, cytotoxicity, in vitro evaluation, interfacial compatibility, cellmaterial adhesion
2016年 7 月 7 日受理[doi:10.2320/materia.56.225]

ま て り あ 第56巻 第 3 号(2017)
Materia Japan

た試験により調べられている．しかし， 19 世紀後半に英国るフィブロネクチンをあらかじめ材料表面に吸着させておくで実験動物に関する法律が制定されて以降，多くの国で動物と細胞接着性が向上し，材料―細胞間の接着力が増加するこ

実験についての様々な規制・法律が定められ，動物虐待の防とが知られている．材料―細胞間接着の詳細は成書(9)(10) に止や医学実験における動物の代替を進める団体が設立された．

 材料表面譲るが，以下のような一連の結合で構成される．

1970 年代の動物愛護運動の高まりと共に，すべての動物実

 細胞外マトリックへの細胞外マトリックスの物理的吸着，

験において 3R の原則(replacement/代替，reduction/縮小，

細スと細胞膜タンパク質(インテグリン)間の特異的結合，

refinement/苦痛の減少)の適用が求められ，医用材料開発に胞膜タンパク質と接着斑会合タンパク質(細胞膜タンパク質おける生体適合性評価にも代替法開発・導入が進められた．に結合し，材料―細胞間接着を担う接着斑を形成する分子)最初に取り入れられたのが，培養細胞を用いた細胞毒性試験

 接着斑会合タンパク質と細胞骨格間の特異的結合，そしてである． ISO10993シリーズでは，医用材料の生物学的評価間の特異的結合である．すなわち，材料―細胞間接着は，鎖の一つとして，細胞毒性試験の実施が求められている．既のように幾つかのタンパク質が細胞膜を貫通して繋がることに，材料をウサギ筋肉中に埋植した際の炎症反応の強さと細により形成される．この状態で細胞に剪断力(接着界面に対胞毒性の強さが一致することが確認されており(3)，新たに開して平行な力)が加わると，材料―細胞間接着は一番弱い部

発された材料について，最もシンプルかつ低コストで実施可材分で切れ，細胞は剥離する．この一番弱い結合は，実は能な生体適合性指標として幅広く用いられている．

料表面―細胞外マトリックス間ではなく，細胞内部(また化学物質・材料の安全性試験に培養細胞を用いた試験が取は)であることが確認されている(10)．したがって，材料―り入れられると，種々の純金属を用いた細胞毒性試験が実施

生体組織間結合力の向上には，材料表面への細胞接着分子のされ(4)，耐食性の低い材料の毒性が高いことが示された．す吸着を促進すると同時に，材料―細胞間接着界面に結合を破

なわち，材料の生体適合性は生体内における材料からの溶断させる力が加わらないようにすることが重要である．生体出・分解物(金属イオンや摩耗粉など)の種類と量に依存する組織と医用材料では，その力学特性が大きく異なる．この状ことが示唆された．そこで，医用材料の開発指針とするため

態で材料―生体組織間接着部に力が加わると，それぞれの変に，種々の金属イオンの細胞毒性が調べられた(5)．また，人形量が異なるため接着界面に結合破断力が発生する．したが工股関節における骨融解には，股関節摺動部から発生する摩って，材料―生体組織間結合の維持には，材料表面への生体耗粉の関与が懸念され，その影響を調べるために金属粉末(6)分子吸着挙動の制御に加えて材料と生体組織間の力学特性一や酸化物微粒子(7)を用いた細胞毒性試験も実施された．

致が重要である．つまり，材料の界面適合性は，材料の力学人工関節や骨折固定材などの医用デバイス使用時は，材料適合性をも意味するのである．の分解物が体内に排出されることを避けられない．その量

このように医用材料の耐食性・耐久性の向上により，材料が，生体にとって許容できる範囲であれば問題はないが，許には組織結合性・界面適合性が求められるようになり，生体容範囲を超えると医用材料としては使用できない．しかし，適合性という概念が埋入周辺組織の許容性から，それとの相実際に体内で医用デバイスから生じる溶出イオンや摩耗粉の関が認められている培養細胞の細胞死や増殖阻害へ，さらに量を推定することは困難である．そこで， 1980 ～ 1990 年代

材料表面への生体分子吸着挙動制御と生体組織との力学特性にはイオン溶出や摩耗粉が生じてもその影響が小さいよう一致まで拡張された．それに伴い 1990年代後半から 2000 年に，構成金属元素の毒性を考慮した材料開発が進められた．

代にかけて，骨組織と同等のヤング率を持つ合金開発が盛ん

たとえば， Ti6Al 4V には比較的細胞毒性の高い V が含まに進められた(8)．医用デバイス使用時に外部から加わる荷重れているため，新規合金として V を含まない合金が提案さに対し骨組織と材料間で変形量が異なると，固定部でのマイれた(8)．また，摩耗粉が炎症反応を招き，細胞増殖に悪影響クロモーションや負荷荷重低減による骨吸収が生じるからでを及ぼすことが判明したため，耐食性に加え耐摩耗性に優れある．一方，血管ステントでは，心拍により常に拍動負荷がた材料開発も始まった．

加わるため，血管壁とステント間の力学的特性の違いからス

生体内における安定性(耐食性・耐摩耗性)が十分に高い材

テントによる機械的刺激が血管壁に加わり，結果として内膜料が使用されるようになると，材料に求められる特性が追加肥厚や再狭窄を生じると考えられている．それゆえ，狭窄部された．例えば，歯科用インプラントでは，骨組織と接触す位拡張により生じた血管壁損傷が修復された後には生体内でる部分には骨組織適合性が，上部の軟組織と接触する部分で溶解・消失する，生体吸収性ステントの開発が求められるよは，雑菌の侵入を避けるため密着性，すなわち組織との強固うになった．生体吸収性材料の適用は，血管ステントに限らな結合性(界面適合性)が求められた．組織結合性は歯科用イず再生医療における足場材料(スキャホールド)についても進ンプラントに限らず，皮膚を貫通するカテーテル等にも必要められている．実用化された生体吸収性材料の代表的なものである．

としてポリ L 乳酸(PLLA)・ポリカプロラクタム(PCL)等の材料表面への細胞接着は，血清中に含まれる細胞接着分子高分子材料，リン酸三カルシウム( TCP )等のセラミックス(細胞外マトリックス)を介して生じ，材料表面への生体分子材料がある．今世紀に入り，金属材料についてもマグネシウの吸着挙動が，その後の細胞接着ならびに応答反応(移動・ムや鉄，亜鉛などの耐食性の低い金属の合金を生体吸収性材増殖・分化等)を制御している(9)．例えば細胞接着分子であ料として用いる試みが進められ，ごく最近， Mg4 Y 3



特集

RE ( RE は希土類元素混合物を意味する)合金製ステント，状況は，再生した組織の評価法・安全性確認方法が定まって外反母趾用中空スクリューが上市された．

いないためと言えよう．
このような培養細胞についての詳細な評価指標の導入は，

.

生体機能性評価から再生組織評価への変遷

材料の評価指標として適切であろうか．ここで，前章にて述
べた医用デバイス開発当初に生体適合性評価に求められた視細胞培養技術ならびに分子・細胞生物学的手法の発展に伴点―人体に埋入しても材料が許容されるか否かの確認―い，生体適合性の評価指標として細胞毒性(細胞死・増殖阻に立ち戻ってみたい．現状の生体適合性評価法は，この原点害)だけでなく，様々なエンドポイントが用いられるようにとも言える要望に応えられてはいない． ISO10993シリーズなった．例えば，試料上で培養した骨芽細胞のアルカリフォにて示された生物学的試験の多くは相対評価であり，絶対評

スファターゼ( ALP )活性やコラーゲン生成量，あるいはこ価ではない．他の材料と比較してどちらがよいかを示すことれらの遺伝子( mRNA )発現量などである．これらは，従来はできるが，特定のデバイスとして使用可能かどうかを示すの生体適合性，すなわち埋入した際の炎症反応の強さを調べことはできない．例えば直接接触法による細胞毒性試験におるのではなく，隣接組織である骨の形成能を推測しようとすいて，細胞が死滅してしまう材料は使用できないと思われるるものであり，いわば材料の機能性評価にあたる．しかしなかもしれない．しかし，ISO109935 で定められた試験条件

がら，これらの指標が，実際の埋入時の骨形成能と相関しては生体内における実際の使用条件を反映していないため，デいるか否かは確認されていない．実験動物の骨組織でこれらバイスの使用環境によっては問題なく材料を使用できる場合の酵素活性やタンパク質産生が認められているため，骨形成がある(Mg 合金が一例である)．つまり，現在の試験法や評においては，これらの活性・産生が必要であり，そのために価指標の多くは未だ発展途上であり，医用材料の生体適合は関連遺伝子の発現が必須である，との仮定に基づいてい性・機能性評価として活用するためには， in vivo との相関る．実際，このような細胞レベルでの材料の機能性評価は，性や試験条件，有用な指標の絞りこみなど，必要条件を見定

医用デバイスの生物学的評価ガイドラインには加えられてはめるプロセスが必須である．

いない．

.

しかし，この(細胞内の状態を詳細に調べる)流れは留まる

今 後 の 展 望

どころか，拡張し続けている．その理由の一つとして，分子・細胞生物学分野における各種マーカー分子の解明と，そ人工関節等医用デバイスの埋入成績が向上するに従い，長の測定系の汎用化があげられるだろう．近年の DNA マイク

期埋入後の感染症発生という問題が生じてきた．異物が長期ロアレイの発展により，容易に細胞内の遺伝子発現状況を広間体内に存在すると，患者の免疫力が低下した際にその表面範囲で調べることが可能になり，材料上で培養された細胞にが感染叢となり，感染症を発生するリスクは避けられない．

ついても調べられている(11) ．しかし，現状では試料上で培その対応として，抗菌剤固定化とその有効性の確認が細菌を養した細胞の遺伝子発現プロファイルと患者体内における埋用いた抗菌性試験により検討されるようになった．感染症対入周辺組織の発現プロファイルの相関は確認されておらず，策が難しいのは，製造時の抗菌性評価だけでなく長期埋入後どのような情報が重要で，また遺伝子発現を調べるタイミンの有効性確認が必要なことである．しかし，生体内環境下でグをどう設定すればよいのかも判明していない．の長期暴露やその後の材料特性の評価手法はほとんど検討さ細胞培養において，様々な評価指標が導入されるもう一つれていない．の理由に，再生医療や組織工学の出現があげられるであろ先述したように，材料上で培養された細胞・組織についてう．これまでも，人工材料では代替できない組織・機能につの評価法は色々検討されているが，その際材料側に生じる変いて移植医療が実施されてきたが，ドナー不足や拒絶反応抑化を調べる研究は少ない． 316L ステンレス鋼(12) や Mg 合制という課題がある．そこで自身の細胞，あるいは免疫型の金(13) について，培養細胞が耐食性に及ぼす影響が調べられ一致した(拒絶反応のおきない)細胞を用い，患者の体内もしているのみである．新たに開発された材料が求められる仕様

くは組織工学的手法により体外で構築した組織を移植する治を満たしているかどうかを確認するためには，材料の特性評療法が注目を集めている．その際，ある程度の大きさを有す価は必須であり，材料開発とその特性評価はいわば車の両輪る組織を構築するためには足場となる材料が必要であり，生である．材料開発を推進するためには，評価法開発の促進も体適合性に優れた医用材料の適用が進められている．特に体必要である．医用材料の場合，究極的には人体内に埋入後外で特定の組織を構築する場合には，構築された組織の機10 年， 20 年を経てどうなるかを評価しなければならない．

能・特性評価が求められており，移植後も正常に機能し続け動物実験においてもこれだけ長期間の埋入実施は困難であることを確認する必要がある．そのため，材料上で培養した

り，材料特性評価という観点からは大きな挑戦であると言え細胞について実に様々な指標が調べられており，「正常な」る．

組織であることを実証する試みが続けられている．同時に，材料の生体適合性評価手法は，医用材料だけでなく，他の足場材料上で細胞の機能発現を誘導するための最適培養条件分野へも応用されている．金属イオンの細胞毒性データは，の探索研究が数多く報告されている．このような混沌とした環境中の金属元素のリスク推定にも利用されている．個々のま て り あ 第56巻 第 3 号(2017)
Materia Japan金属イオンの細胞毒性データをもとに，複数種の金属イオン文が共存する場合の複合毒性をコンピュータシミュレーション

献により推測する手法の開発が試みられている．また，ナノ材料の工業利用に際して，肺毒性の機序解明に培養細胞を用いた試験が実施されている．
本稿で振り返ったように，医用デバイスの開発は人体が持つ許容性を見極め，それを活用する形で進められてきた．色々な評価手法や指標が利用可能になっても，結局は人体による許容，生体組織との協奏(ハーモナイゼーション)なしに十分機能するデバイスの実用化は考えられないであろう．勿論
既存デバイスの改良・改善は重要ではあるが，医療の現場にはまだ解決法の見出されていない，様々な課題が残されている．現在よりも再生医療研究が発展し，実用化が進んだとしても，それだけで医療における全ての問題が解決できる訳ではない．人体組織の許容性を最大限に引き出し利用するというコンセプトのもと，再生医療とは違ったアプローチで新たな医用デバイスを研究・開発する試み，それを支援する仕組みが必要ではないか．
およそ 9000 年前に北アメリカに生存していたケネウィッ
ク人(``Kennewick Man'')は，骨盤に槍の先端(石)が埋まった状態で発見された(2)．もちろん，槍の先端は意図的に埋入( 1 ) 奥野 攻角田方衛他編，金属系バイオマテリアルの基礎と応用，アイピーシー，(2000), 1118.
( 2 ) B. D. Ratner: Biomaterials Science (B. D. Ratner et al. ed., 2nded.), Elsevier, San Diego, (2004), 1019.
( 3 ) 中村晃忠他(厚生省薬務局医療機器開発課監修) 医療用具
および医用ザイルの基礎的な生物学的試験のガイドライン
1995解説，薬事日報社，(1996), 2546.
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18(1968), 443467.
( 5 ) A. Yamamoto, R. Honma and M. Sumita: J. Biomed. Mater.
Res., 39(1998), 331340.
( 6 ) T. Rae: J. Bone Joint Surg., 57
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( 7 ) A. Yamamoto, R. Honma, M. Sumita and T. Hanawa: J.
Biomed. Mater. Res., 68A(2004), 244256.
( 8 ) 成島尚之バイオマテリアル―生体材料，23(2005), 86
95.
( 9 ) 林 正男新細胞接着分子の世界．東京，羊土社，( 2001 ) ,12114.
(10) 山本玲子バイオマテリアル―生体材料，23(2005), 3742.
(11) 花方信孝バイオマテリアル―生体材料， 28 ( 2010 ) , 116 
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(12) S. Hiromoto and T. Hanawa: J of Royal Soc. Interface, 3(2006), 495
505.
(13) M. Bobby Kannan, A. Yamamoto and H. Khakbaz: Colloids
and Surfaces B: Biointerfaces, 126(2015), 603606.
★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★

された訳ではないが，ケネウィック人はこの大怪我の後も生存していたことが判明しており，人類の体が異物を許容していたことが確認できる，おそらく最古の例である．我々の体の内部の仕組みは，この時代から大きく変わってはいない．
医用デバイス・材料と我々の体・組織の関係も，本質は変わっていないと思うが，いかがだろうか．
山本玲子

1993年 国際基督教大学大学院理学研究科修士課程修了
同年 科学技術庁金属材料技術研究所 入所
1998年 博士(工学)取得(京都大学)
2001年 独立行政法人 物質・材料研究機構(改組)2015年 国立研究開発法人 物質・材料研究機構(移行) 現在に至る
専門分野生体材料学◎材料―生体組織間相互作用の in vitro 評価を中心に研究中．

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特集