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炭酸ガスレーザーによる医療用材料表面への炭酸ガスレーザーによる医療用材料表面への機能性アパタイトの溶着加工
機能性アパタイトの溶着加工
古川*
古川 彰彰

A. Furukawa
１．まえがき（UHMWPE）や、人工靱帯に用いられるポリエステル繊

高齢者人口が増加するに従い、人工関節などの整形外科維を対象とし、これらに骨癒合性と骨形成促進作用の両方インプラントの需要は年々増加している。インプラントにの性質を付与することを試みた。UHMWPE は優れた力学は、良好な生体適合性に加えて高い力学強度が要求される。

物性と化学的安定性に加えて、表面摩擦係数が低いことか

例えば、チタンは軽量で強度が大きいため好んで利用され

ら人工関節の摺動部材として人工股関節のカップや人工る金属材料であるが、ヤング率が骨より遥かに高いため、膝関節の脛骨インサートとして広く用いられている。但し、応力遮蔽効果により周囲骨に骨委縮が生じインプラント

骨とは直接結合しないため、これを骨に固定するためにチの緩みが生じる場合がある。そのため、より生体骨と強度タン製の支持部材を組み合わせて用いられているが、この的にバランスの取れた材料を選択することが望ましく、こ支持部材の破損や周囲骨の骨委縮で緩みが発生する場合の点で金属をプラスチックに置き換えた材料を開発するがある。UHMWPE の優れた摺動性と力学物性を利用し、意味がある。従来は、プラスチックとして、生体内で安定これに直接骨癒合性を付与することが出来れば、新たなデかつ不活性な素材が用いられていたが、最近では、生体親ザインの人工関節の実現が期待される。靱帯再建には通常和性かつ高い生体活性を有し、体内組織と調和し一体化す自家腱組織が用いられるが、腱の採取は侵襲性が高いため、るような新規材料への期待が高まっている。一例として、これに代わる人工靱帯の利用が望まれるが、骨孔への固定

脊椎外科手術で椎体間の固定に用いられるポリエーテルが不十分で緩みが発生するため十分に利用されていない。

エーテルケトン（PEEK）製ケージ（インプラント）が挙

プラスチック表面の改質方法として、従来からプラズマ

げられる。PEEK 樹脂は骨に近い力学物性を有し生体適合照射やイオンスパッタリングなどの物理化学的方法や、ス性も良好であることから、従来のチタン製脊椎ケージよりピンコーティングなどの塗工手法が用いられてきた。これ長期の安定した治療成績が期待されるが、課題として骨とらの処理で表面における細胞の接着性が向上し、増殖を高PEEK が接着（癒合）しないため、椎体間でケージの緩みめることで生体活性を改善することが知られているが、プや脱臼（脱転）が生じる場合がある。そのため、PEEK 表ラスチック表面を直接新生骨で被覆し、生体骨と癒合させ面が生体活性を有し、骨芽細胞が表面で新生骨を形成しることは極めて困難であった。本研究では、骨の構成成分

PEEK と生体骨間で骨癒合性を実現するような性質が望であるハイドロキシアパタイト（HAP）およびこれにストましい。これ以外にも、人工関節その他に様々なプラスチロンチウムや様々な異種イオンを導入したアパタイト微ック素材が利用されているが、一部の生分解性プラスチッ

粒子を基材表面に溶着固定することで、生体内で新生骨をクを除き、これらは一般に生体不活性であり、体内で周囲表面に析出させ、基材表面に生体親和性と骨癒合性を同時組織と馴染まず界面で分離し、様々な不具合が生じる危険に付与する検討を進めた。

性を孕んでいる。従って、生体活性を有し、特に生体骨に対して良好な骨癒合性を有する新規なプラスチック材料

２．実験方法の実現や、表面改質方法の開発が望まれている。

2.1 実験系、試料作製及び解析方法

本研究では、本来生体不活性なプラスチック材料に対しアパタイトは 9～10 μm 付近に P-O 伸縮運動による特徴て、生体活性なアパタイト微粒子をレーザー加熱して表面的な赤外吸収バンドを有し、炭酸ガスレーザー（キーエンに溶着することで、プラスチック表面に生体活性と骨癒合

ス社 3-Axis Laser Marker ML-Z9510）の発振波長 10.6 μm と性を付与することを検討した。更に、材料表面に骨形成促一致することから、アパタイトをレーザーで直接加熱した。

進作用を付与することを意図し、アパタイト結晶中に骨形後述するように、アパタイト微粒子分散液を基材に塗布し成促進作用を有する無機イオンを導入することで、骨癒合て室温で乾燥させ、レーザー照射してアパタイトを加熱すと骨形成の両方のプロセスを加速させる機能性インプラることでこれと接する基材表面を溶融させ、両者を溶着しントの開発を意図した。具体的には、上記の PEEK 樹脂にた。レーザーは、出力 30 W, スポット径 217 μm、スキャ加えて、人工関節等に利用される超高分子量ポリエチレン

ンピッチ 140 μm とし、Duty 100％の条件でラスタースキ* 奈良県立医科大学

医学部

整形外科学教室

博士研究員- 73 -ャンした。試料の表面温度は高速デジタルパイロメーター

解により合成した 2）。得られたアパタイト粉末はクエン酸（LumaSense Tech. IGA6/23 ） お よ び サ ー モ グ ラ フ ィ ーを少量添加してエタノール中で湿式分散処理し、100～200（THG-01、Custom Corp）を使用して測定した。

nm 前後の平均粒子径を有するナノ粒子分散液を作製した。

ハイドロキシアパタイト（HAP）はHAP-100（太平化学

クエン酸は接着性を有し、基材表面にアパタイト粒子を一産業㈱）を使用し、それ以外のストロンチウムアパタイト時的に固定化する作用を示した。クエン酸を添加したアパ（SrHAP）、ケイ酸ストロンチウムアパタイト（SrSiP）、タイト分散液を PEEK 樹脂ディスク表面にコートし自然亜鉛置換ケイ酸ストロンチウムアパタイト（SrZnSiP）は乾燥後にレーザー照射を行った。

2）

既報 の合成法により合成した。各アパタイトに対して5レーザー照射はラスタースキャンによりディスク表面質量％のクエン酸一水和物を添加して0.3 mm径のジルコ全体を照射したが、スキャン速度の最適化と併せて、各スニアビーズとともにエタノール中で湿式分散処理しコーキャンラインを複数回重ねることで、最終的に到達する最ティング液を作製した。

高表面温度を制御した。ここでは、各スキャンラインを８コーティング基材として、PEEK は VICTREX 社製回繰り返し走査後、次のピッチに移動する方法でディスクPEEK 450G を使用し、UHMWPE は淀川ヒューテック㈱全体を均一に加熱した。図１(a)には１スキャンラインを製 UHMW-PE を使用し、何れも 13 mmφ×1 mm 厚の円８回繰り返し走査した際の表面温度の変化の様子を示し形ディスクに加工して使用した。ポリエステル製人工靱帯

た。表面温度はスキャン回数およびスキャン速度の組み合は、Lied-Keio 補強用メッシュ（ユフ精器㈱）を利用した。

わせで精密に制御することが可能であった。PEEK 樹脂の人工骨はスーパーポア（β 型リン酸カルシウム人工骨、融点は 320℃付近にあり、溶融すると表面の光沢が変化すHOYA Technological㈱）を利用した。

ることから目視で溶融状態を確認した。図１(b),(c)には表面の形状と元素分析は走査型電子顕微鏡（SEM）（日スキャニング照射直後にサーモグラフィーでディスク表

立 SU3500 または TM4000）とこれに付属したエネルギー面を観察した際の表面温度分布を示したが、ディスク全体分散型 X 線分光器（EDS）（Ametek Inc. Octane Plus）を使が均一に加熱されていることが確認できた。

用した。
試料表面の摩擦係数は自動摩擦摩耗解析装置 TSf-503（協和界面科学㈱）を使用し、水中に浸漬した状態で剛球に 100 g の荷重を加え試料表面を 1 mm/s の速度で移動する条件で 5 回測定しその平均を求めた。
2.2 細胞培養と実験動物への移植試験
細胞培養はF344ラット大腿骨から採取し培養後に得た骨髄間葉系幹細胞を1×106 個/mlの浮遊液とした。これを試料表面に塗布し、接着細胞を搭載した試料を、12ウェルプレート内で培地を加え、14日間37℃で培養した。培地はMEM培地にFBS（ウシ胎児血清）およびデキサメタゾン、β-グリセロリン酸、アスコルビン酸を加えた骨形成培地を使用し、2日毎に培地交換した。骨形成マーカーとして培地中に分泌されたオステオカルシン（OC）濃度をELISA法により測定した。更にOCの遺伝子発現レベルとして、対応するmRNAをcDNAに変換後、RT-PCR法により定量した。
人工骨の移植試験として、試料をラット背部に皮下移植し、

図１ (a)走査線を繰り返しレーザー照射した際の表面温度の変化,(b)走査直後のサーモグラフィー、(c)サーモグラフィーから求めた表面温度分布図。

４週後に摘出して脱灰後、H-E（ヘマトキシリン・エオシ
図２(a)にはアパタイト（SrHAP）分散液をコートし、未ン）染色により形成された新生骨の評価を行った。

加熱の状態で SEM 観察した際のアパタイト粒子層断面を示した。この場合粒子層厚みは約 3 μm で PEEK 基板とは３．結果と考察
3.1 PEEK 樹脂に対するアパタイトの溶着加工接着していないが、レーザー加熱後の SEM 観察(b)では粒1）子層が基板に固着している様子が伺えた。

本研究では、骨の構成成分であるハイドロキシアパタイト（HAP）と、これとともに、骨形成促進作用を示すスト溶着したアパタイト層を酸により溶解除去して界面のロンチウムを導入した各種機能性アパタイトを合成し、そ様子を観察したところ、図２(c)に示すようにコート層下れらをコーティング材料として利用した。これらを炭酸ガ面で PEEK 基材表面は微小な凹凸を伴って隆起しており、スレーザーにより様々な基材表面に溶着する検討を実施表面に多数の細孔が形成されていることが認められた。隆した。ストロンチウムアパタイト（SHAP)およびその誘導起の高さは基材表面に対して約 2 μm 程度であった(d)。

体 SrSiP, SrZnSiP は、前駆体の SrHPO4 のアルカリ加水分- 74 -細胞培養後に培養培地中に分泌されたオステオカルシン（OC:骨芽細胞への分化マーカー）および対応するmRNA 発現量の比較を行った結果（図４）、コントロールおよび HAP と比べてストロンチウムアパタイト群で明確に OC の発現が増加していることから、ストロンチウムの存在で骨芽細胞への分化が促進されていることが明らかとなった。

図２ (a)未加熱粒子層断面 SEM 観察像、(b)レーザー加熱後の粒子層断面、(c)エッチング処理後の SEM 観察像,(d)粒子層下部隆起 PEEK 部分の高さプロファイル。
上記の結果から、レーザー加熱後のコート層の内部にはPEEK 樹脂が 2/3 の高さまで侵入しており、両者のコンポジットが層内で形成されていることが伺えた。アパタイト

図４ 各 PEEK ディスク表面での細胞培養後の(a)OC 濃度の比較と(b)OC の mRNA 発現量の比較 4)。

微粒子が集合して形成される多孔質層の内部に、溶融したPEEK 樹脂が浸透圧の作用により浸透したものと考えら

以上の結果から、PEEK 基材表面にストロンチウムアパれる（melt infiltration）3）。レーザー加熱後のコート層は体タイト層を設けることで、その表面において骨芽細胞前駆積収縮でひび割れがあるものの、擦過しても剥離すること体細胞の骨芽細胞への分化と増殖を促進させる作用を付なく PEEK 基板と一体化していることが確認された。

与することが明確となった。従って、PEEK 樹脂製インプ

アパタイト層を熱溶着したディスク表面において骨芽ラント表面にストロンチウムアパタイトをレーザー溶着細胞前駆体細胞の培養をおこなった。図３には細胞培養前することで、生体活性なアパタイト層を強固に接着させ、後のアパタイト（SrSiP）コート層表面の SEM/EDS 観察結

その表面で骨形成を促進させることから、骨癒合性の向上果を示した。細胞培養前のコート層表面の SEM 像(a)にはに効果的であることが示唆される結果が得られた。

SrSiP で完全に被覆された表面が観察され、元素分析結果

3.2(b)でアパタイトの組成が確認された。細胞培養後には表UHMWPE に対しても同様にレーザー溶着加工を行った。

UHMWPE 樹脂に対するアパタイトの溶着加工 5)

面は一様に有機物（ECM:細胞外マトリックス）とリン酸UHMWPE の融点は 145 ℃前後で、分子量は約 2000 kDa でカルシウムで被覆されている様子が観察された(c),(d)。

あり、溶融粘度が高く粒子間隙に浸透することが困難であると予想したが、レーザー溶着は問題なく進行し、微粒子層内への UHMWPE 鎖の浸透が確認された（図５）。

図３ (a)PEEK ディスク表面での細胞培養前の SrSiP
コート層表面 SEM 観察像（レーザー加熱によるコート面のひび割れと気孔が生成しているがコート層は接着している）、(b)同 EDS による元素分析、(c)細胞培養後の SEM 観察像,(d)同元素分析結果。

図５- 75 -UHMWPE ディスク表面にレーザー溶着した
SrHAP 層の(a)SEM 観察像、(b)3-D プロファ
イルと、エッチング後の(c)SEM 観察像、
(d)3-D プロファイル。

未処理 UHMWPE ディスクを比較として、アパタイトをUHMWPE 表面にコロイダルシリカ（オルガノシリカゾレーザー溶着した UHMWPE ディスク表面で、PEEK の場ル MA-ST,平均粒子径 12nm）をコーティングし、常温で合と同様に骨芽細胞前駆体細胞の培養を行った。未処理の乾燥後表面をレーザー照射し 150℃まで加熱した。図７に

UHMWPE の場合には細胞の初期接着が不良で、細胞の増レーザー溶着したコロイダルシリカ層の表面の SEM 像と殖に乏しく形態の変化は認められなかったが、アパタイト元素分析結果を示した。コート面の接着性は極めて強固でを溶着した系では何れも細胞数が顕著に増加し、アクチン強く擦過しても剥離しなかった。コロイダルシリカ層をアフィラメントの伸長による細胞の形態変化も観察された。

ルカリ水溶液で溶解して SEM によりコーティング界面の細胞培養前後の SrSiP 溶着 UHMWPE ディスク表面の様子様子を観察したところ、コート面において UHMWPE 表面を図６に示したが、PEEK の場合と同様に、培養後のディの隆起が認められ、シリカ粒子間の微小間隙に UHMWPE

スク表面に顕著な ECM の蓄積とリン酸カルシウムの沈着のポリマー鎖が浸透していることが示された。

が観察された。こうした特徴は基材の種類に関わらず、コートしたアパタイトの性質に拠ることが示された。

図８ コロイダルシリカ溶着層（図７）表面に更にヒアルロン酸をコートした UHMWPE ディスクの(a)SEM 観察、(b)元素分析（EDS）、(c)3D プロファイル。

図６ (a)UHMWPE ディスク表面での細胞培養前のSrSiP コート層表面 SEM 観察像、(b)同 EDSによる元素分析、(c)細胞培養後の SEM 観察像,(d)同元素分析結果。

コロイダルシリカ層の表面にヒアルロン酸（分子量 600～1200 kDa）水溶液（2％TEOS 添加）をコートして加熱処理した。図８にヒアルロン酸をコートした際の表面の人工関節の摺動材として利用する場合、摩擦による微粒SEM 像と元素分析結果を示した。コーティングによりコ粉の発生が問題になる。関節液中において UHMWPE 表面ロイダルシリカ層の微細なひび割れ部分は埋められたが、の潤滑性を増加させるため、ヒアルロン酸を UHMWPE 表幅の広いひび割れ部分は埋まらなかった。

面に固定化することを試みた。両者を直接結合することは困難であるため、中間層にコロイダルシリカをレーザー溶着した層を設け、その表面の水酸基とヒアルロン酸の側鎖官能基とを架橋剤で結合することを試みた。

図９ 水中での表面摩擦係数の比較。UHMWPE（黒）、コロイダルシリカ溶着層表面（青）、ヒアルロン酸コート表面（橙）。下図に測定系の概要を示した。荷重を加えた剛体球が試料表面に接した状態で移動する際の摩擦抵抗を測定した。

図７ コロイダルシリカを溶着した UHMWPE ディ
スクの(a)SEM 観察、(b)元素分析（EDS）、(c)3-D プロファイル。

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3.4

ヒアルロン酸をコートしたディスクの表面は水中に浸β-TCP 人工骨に対するアパタイトの溶着加工 7)

漬すると粘液質のゼリー状に変化した。この状態で水中にここまではプラスチックに対するレーザー溶着を検討おいて表面の摩擦係数を測定し、図９に示す結果を得た。

したが、セラミックスについても同様な検討を実施した。

静摩擦係数（測定開始時の摩擦係数）および動摩擦係数（移医療用セラミックスとして多孔質 HAP や β-TCP（リン酸動中の摩擦係数）を比較したところ、UHMWPE は平滑で三カルシウム）から成る人工骨が利用されている。多孔質

低い摩擦係数を示したが、コロイダルシリカをコートした内部で骨芽細胞が増殖して新生骨を産生し、骨再建の足場場合、コート層表面の凹凸の影響で摩擦抵抗が増加し、摩として機能する。しかしながら自家骨移植のレベルに遠く擦係数が増加した。ヒアルロン酸をオーバーコートするこ及ばないため、既存の人工骨に更に骨再生を促進させる機とで動摩擦係数はベースの UHMWPE と同程度に低下し能を付与することが望まれる。ストロンチウムアパタイト

たが、表面の凹凸の影響で摩擦係数の変動が大きくなった。には骨再生促進作用が認められることから、これを既存人コロイダルシリカ層の厚みが大きいことが原因であるた工骨にレーザー溶着して骨形成を高める検討を実施した。
図１１には、既存の β-TCP 人工骨に対して SrSiP 微粒め、これをさらに薄くすることが摩擦抵抗を下げる上で有子をコーティングし、レーザー照射で 300 ℃付近まで加効と考えられる。
3.3 人工靱帯に対するアパタイトの溶着加工 6)

熱した後水洗した試料の SEM 観察像を示した。表面およポリエステル（PET）繊維を束ねて構成される人工靱帯

び割断面に対する SEM/EDS 観察による構成元素のマッを用いて、これの表面にアパタイトをレーザー溶着するこ

ピング解析から、人工骨の表面および内部に均一に SrSiPとで、表面に骨癒合性を付与する検討を実施した。骨癒合がコーティングされていることが確認された。人工骨内部性の評価として、疑似体液中からのリン酸カルシウムの析にはレーザー光は照射されていないが、セラミックスの熱出と固定化について評価した、PET 繊維は 20 μm 径の細伝導率が比較的高いため、表面温度が内部まで効率的に伝い繊維で、融点以上の温度で容易に融着し変形したが、短導してアパタイトが熱固定されたことを示している。

時間レーザー照射条件で、繊維の変形を伴わずにアパタイトを熱溶着した。図１０(a)に SrSiP 分散液をコートし、レーザー溶着した人工靱帯の SEM 写真を示した。同(b)には EDS による表面の元素分析結果を示した。加熱温度は150～160 ℃の範囲が最適であった。この温度範囲において繊維を変形することなくコーティング層は接着した。これを疑似体液中に浸漬したところ 37 ℃ 2 週間で表面はリン酸カルシウムで覆われ、SrSiP コート量を遥かに上回る量のリン酸カルシウムが沈着していることが分かった（図１０(c),(d)）。析出したリン酸カルシウム層は擦過することで最表層は部分的に脱落したが、SrSiP 層の大部分はPET 繊維に強固に接着していた。

図 11 β-TCP 人工骨に SrSiP をレーザー溶着した試料の(a)SEM 像、（ｂ）カルシウムイオン分布図、（ｃ）ストロンチウムイオン分布図、（ｄ）ケイ素イオン分布図。
SrSiP を溶着した人工骨を比較試料と共にラットの背部に皮下移植した。4 週後に摘出し、H-E 染色により細孔内の新生骨形成の様子を観察した（図１２）。元の人工骨(a)の場合と比較して、SrSiP を溶着した人工骨(ｂ)では、細孔内部の新生骨形成が顕著に生じており、SrSiP 溶着層の存在で骨形成が促進されていることが示された。
同様に、ケイ素イオンとともに更に亜鉛イオンをドープ
図 10 SrSiP をレーザー溶着した人工靱帯の(a)SEM像と、（ｂ）EDS による表面元素分析結果。
疑似体液浸漬後の（c）SEM 像と（d）EDS による表面元素分析結果。

した SrZnSiP についても同様に評価を行ったところ、同様に顕著な新生骨の形成が認められた。今後更に様々な無機イオンの導入やそれらの至適濃度の決定などの検討を進めることが期待される。

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ーザー光は到達しないが、コーティングしたアパタイト層の熱伝導率が高いためレーザー照射で細孔内のアパタイト層まで溶着していることを確認した。
3.5.2 プラスチック表面でのアパタイトの結晶成長と選択的核酸吸着担体の試作 8),9)
プラスチック表面においてアパタイトの結晶成長を行い、特定の結晶面が露出した異方性アパタイト結晶層を基材表面に形成する検討を実施した。即ちストロンチウムアパタイトの前駆体である SrHPO4 結晶を微粒化して基板表面にレーザー溶着し、アルカリ水溶液中において基材表面でストロンチウムアパタイト結晶を成長させた。
SrHPO4 結晶を低温で加水分解すると NaSrPO4（ナスト

図 12 ラット背部皮下移植 4 週後に摘出した人工骨内に形成された新生骨形成評価。脱灰後 H-E染色像。(a)コントロール（β-TCP 人工骨）、（ｂ）1％SrSiP コート人工骨。

ロファイト）結晶を経由して、ファイバー状のストロンチウムアパタイト結晶が生成することを見出している。図１
４には UHMWPE ディスク表面に繊維状 SrHAP 結晶を成長させた試料の SEM 写真を示した。ファイバー状結晶の側面に Sr イオンが配向し、この面に対して、核酸の選択的吸着が起こることを確認した。

3.5 その他の検討
3.5.1 プラスチック製人工骨の試作検討
人工骨はリン酸カルシウムの焼結多孔質体で生体吸収性が長所であるが、硬くて脆いためコラーゲンとの複合体である生体骨のような強靭な性質は期待できない。これに対して先に示したようなプラスチック材料の中で生体骨に近い力学物性を有する素材は多種あることから、本研究で開発したアパタイトのレーザー溶着技術を利用してプラスチックの焼結多孔質体の表面および細孔内部にアパタイトをレーザー溶着することで、人工骨として機能でき

図 14 UHMWPE ディスクに SrHPO4 をレーザー溶着しアルカリ水溶液中で SrHAP を結晶成長した試料の SEM 写真(a)×500 倍（ｂ）×11,000 倍。

る材料の創出を試みた。
図１３にポリプロピレン（PP）焼結多孔質体に SrZnSiPをレーザー溶着した試料の SEM 写真を示した。焼結多孔質体の表面が SrZnSiP 粒子で被覆されていることが分か謝った。この場合、気孔率は 50％前後で気孔径約 200 μm の辞

本研究は，公益財団法人天田財団からの一般研究助成に連通孔を形成していることが認められた。細孔内部にはレより実施した研究に基づいていることを付記するとともに，同財団に感謝いたします．

参考文献
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図 13 PP 焼結多孔質体とこれに SrZnSiP をレーザー溶着した試料の SEM 写真(a)PP 焼結多孔質体（×50）
、（ｂ）同 SrZnSiP コート試料（×50）
、（ｃ）
同（×500）、（ｄ）同（×30,000）。

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9）特開 2021-132622（出願日 2020.2.28）- 78 -