JP2010508954A - 人工器官もしくはその部品の固定用および／または骨欠陥充填用のキットおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】人工器官もしくはその部品の固定用および／または骨欠陥充填用のキットおよび方法を提供する。
【解決手段】少なくとも一つの接触面を有する人工器官または人工器官の部分と、内部孔隙を有する金属顆粒と、骨セメントと、さらに部品のキットに使用するチタン顆粒を備え、この顆粒は好ましくは骨伝導性、であり、この顆粒は好ましくは骨導電しもしくは骨誘導性コーティングの群から選ばれたコーティング、あるいはバイオセラミック、バイオガラス、または骨誘導性分子もしくは液体もしくは細胞で覆われている。

Description

本発明は、人工器官もしくはその部品の固定用および／または骨欠陥充填用の手段に関する。

人工装具を用いた固定、例えば股関節代替では、既存の骨が一部除去され、例えば穿孔または残存する骨に拡孔（ｒｅａｍｉｎｇ）することにより、あるいはその双方により固定面が形成される。次いで、人工器官（ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ）が前記固定面に固定され、形状が安定化し、かつ関節が代替される。

上述の面に人工器官を固定するための種々の手段と技法が知られ、用いられている。現在、これらの技法はセメント固定人工器官と、非セメント固定人工器官とに二大別される。セメント固定人工器官は骨セメント、例えばポリメチル・メタクリレート基セメントの層を用いて固定面に固定される。このセメントは人工器官と固定面の双方に接着する。非セメント固定技法では、人工器官を骨に固定したり、骨を貫通して固定したり、あるいはそれら双方により機械的に固定するクランプ手段、ねじ等の種々の手段を用いることができる。異なるやり方としては、骨その他の組織を人工器官の表面または内部に成長させることがある。この目的で、人工器官の一部分に骨成長刺激コーティングおよび骨接着コーティングを施すことができる。固定後の当初は、人工器官を受け入れた人または動物は、限定された程度にしか関節に負荷をかけることを許されない。

固定面と人工器官の一部分との間の層として設けられる骨チップを使用することも知られている。その後、骨および他の組織はこの骨チップ層内に成長することが許容されている。そのような方法は、例えば、US５０４７０３５に記載されている。通常、股関節代替手術における、この公知技法では、骨チップの層は患者からまたはドナー・バンクから得ているが、これを大腿骨の孔内に設けた後、圧縮装置を該孔に挿入し、この圧縮装置を用いて上記層を該孔の壁に押し付けて圧縮する。次いで、圧縮後の該装置を除去すると生じる該層の孔内にセメント層を設ける。人工器官の幹（ステム）を骨セメントの上述の層内に配置し、この人工器官を固定する。

上述の修正手術の問題点は骨貯蔵損失である。骨貯蔵回復は、特に修正手術の人工器官のようなインプラント（移植片）の長期間安定性の重要なファクターの一つである。この目的のために、上述のように骨欠陥内に埋伏される骨チップを用いる骨欠陥骨埋伏移植（ＢＩＧ）が、元の骨貯蔵を回復するので、有望であることが分かった。ＢＩＧのためには、人の同種移植片（アログラフト、ａｌｌｏｇｒａｆｔ）および若干の自家移植片（ａｕｔｏｇｒａｆｔ）骨チップが用いられている。異種移植片（ｘｅｎｏｇｒａｆｔ）も考えられるが、現在は別の理由からその使用はごく限られている。この技術の問題点の一つは、同種移植片骨チップが不足していることであるが、これは関節形成術の例数が非常に増加したことおよび現在も依然として増加していることによる。さらに、同種移植片および異種移植片を適用すると病気感染および移植者による拒絶反応の危険を生じる可能性がある。さらにまた、宗教的信念その他の信念がそれらの適用に対する障害となり得る。

ＷＯ００／１５６１５から、組織適合性材料の多孔質顆粒と、骨粉のような崩壊された組織適合性生物材料との混合物の一定量（ｂａｔｃｈ）を充填した袋（ｐｏｕｃｈ）を使用する上で、その混合物にさらに袋内の混合物のモデル化または型化を可能にする組織適合性成分を添加して用いることが知られている。この袋は使用前に組織が十分にぎっしりと詰まるように揺り動かされる。生体内（ｉｎ ｖｉｖｏ）で骨その他の組織は、成長して袋内および組織内に入り込むことができ、所望の固定が得られる。代替後に人工器官を直接装着することは避けるべきである。袋の使用は、とくに大腿骨要素（ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）を固定するときのような比較的狭く深い穴において代替を行う間の袋の使用は難しい。さらに、依然として、同種移植片、自家移植片、または異種移植片、あるいはそれらの任意の組み合わせが入手可能にならなければならない。

米国特許第５０４７０３５号公報 国際出願第ＷＯ００／１５６１５号パンフレット

本発明の目的は人工器官もしくはその部品を固定する代替手段および技法、または骨欠陥充填あるいはそれらの双方を提供することである。

本発明の別の目的は、上述の技法の少なくとも一つの技法の幾つかの欠点の少なくとも一つの欠点を克服することである。

本発明の別の目的は、特に、限定されないが、修正手術における人工器官の固定に適した部品のキットを提供することである。

本発明のさらに別の目的は、人工血管もしくはその部品の固定方法または骨欠陥充填方法、あるいはその双方を提供することである。

本発明の第一の態様によれば、少なくとも一つの接触面を有する人工器官もしくはその部品と、内部空隙率を有する金属顆粒と、骨セメントとを供える部品のキットが提供される。

本発明の第二の態様によれば、チタン基多孔質顆粒を備え、顆粒の少なくとも５０体積％の平均サイズが１ｍｍと１０ｍｍの間であり、とくに２．５ｍｍと７ｍｍの間である部品のキットが提供される。実質的にすべての顆粒の平均サイズがその範囲内であることが好ましい。他の態様では、顆粒の平均多孔度は４０〜９０％である。

本発明のさらに別の態様では、顆粒は、好ましくは、燐酸カルシウムを用いて成るコーティングで被覆されている。コーティングの平均厚さは０．５マイクロメータと１００マイクロメータの間である。

本発明の別の態様では、顆粒は、好ましくは骨の開口部内に挿入される前に浸漬するか、または浸漬しておく。この液体は、例えば塩溶液または血液、血清または骨髄のような体液０．９％からなっていてもよい。

人または動物の身体の異なる欠陥や異なる部分には、異なるサイズの顆粒を使用することができる。例えば、大腿骨の再建では、寛骨臼の再建よりも小さい顆粒を使用することができる。

本発明は、図面を参照するとさらに明らかになる。

人口股関節の大腿骨要素が除去された細長い開口部を有する大腿骨の概略縦断面図である。 図１の大腿骨の概略図。開口部は、例えば従前のセメント層または骨、あるいはそれらの双方を、例えばリーミングにより除去して拡張されている。 図２の大腿骨の概略図。ガイドワイヤが配置されている。 図３の大腿骨の概略図。開口部の遠位部の大部分が、多孔質金属顆粒で部分的に充填されている。 図４の大腿骨の概略図。圧縮装置がガイドワイヤを覆って配置され、顆粒内に押込まれる。 図５の大腿骨の概略図。開口部の内壁に顆粒の層が形成され、骨セメントが開口部の最遠位に設けられる。 図６の大腿骨の概略図。大腿骨要素が骨セメント内に押込まれ骨セメントを顆粒層と大腿骨要素の接触面との間にそして顆粒層内へ押込まれる。 骨欠陥が顆粒とメッシュで充填されている大腿骨の部分を示す図。 Ａ−Ｄは、それぞれ本発明の顆粒の顕微鏡写真。倍率はそれぞれ１０、５０、５００および２，０００倍である。 Ａ−Ｂは、それぞれ、本発明による埋伏の前後の本発明の顆粒を示す図。Ｃ−Ｆは、それぞれ、本発明による埋伏の前後の本発明のセラミック粒子（ＣｅＰ）と海綿状の人骨チップ（ＢｏＰ）を参照物質として示す図。 本発明の顆粒と参照粒子をイン・ビトロで試験するのに使用した試験装置の図。 図１０Ｂ、ＤおよびＦの圧縮された顆粒と粒子の歪曲線。 レバー・アウト試験装置内の寛骨臼要素を示す概略図。 レバー・アウト試験装置内の寛骨臼要素の固定を示す概略図。 寛骨臼要素の概略断面図。 玉継ぎ手により装着された寛骨臼要素の概略図。 玉継ぎ手により装着された寛骨臼要素の概略図。 玉継ぎ手により装着された寛骨臼要素の概略図。 セメント貫入を示す図。 寛骨臼要素の断面写真であり、平均セメント貫入を示す図。 骨成長（骨内方成長、ｂｏｎｅ ｉｎｇｒｏｗｔｈ）を評価するのに使用される骨伝導室の概略断面図。 埋伏されたＴｉ顆粒の移植片シリンダの断面図。 異なる移植片群の骨成長をｍｍで示す図。 Ｔｉ粒子と、骨細胞の繊維組織および骨小窩、並びに石灰化した骨基質の多孔質塊の写真。骨とチタンとの間の直接接触を示す。 充填された欠陥の断面写真。充填多孔質塊内への骨組織の内方成長し、欠陥を充填する種々の移植片のついての成長距離図。 インプラントを通る典型的な断面図。 ヤギのインプラント３、４、５、７、８、９、１０、１１を通る断面図。セメントの厚さが可変であることに注意。ＴｉＰ層のホスト骨との一体化は常に良好。ＴｉＰ層のセメントとの界面は常に存在しないか、または非常に薄い（＜１００ミクロン）。 ヤギ１２の再建の拡大図。 骨内方成長およびＴｉＰセメント界面の詳細の拡大詳細図。 実験中のＴｉ濃度を示す図。

実施例を参照して本発明を説明するが、この実施例では、人工大腿股関節、とくに全股関節修正または少なくとも寛骨臼側または大腿部側における修正が一例として説明される。同一または類似の技法および材料も他の人工器官の固定および骨欠陥の充填に使用することができる。本発明は図示の実施の形態に限定されない。それらの変形例および部分の組み合わせも開示されているものと了解される。

本明細書において、ホストは、それに人工器官が固定されるか、またはそれにおいて骨欠陥が充填される、あるいはそれらの双方である、人もしくは動物の身体またはその天然もしくは人工の部分である。移植片材料は、少なくとも次のような材料である。すなわち、少なくとも部分的に固体であり、空隙を充填し、人工器官またはその部分を固定するのに使用されるものであって、自家移植片、同種移植片、異種移植片のいずれか、あるいはそれらの任意の組み合わせを含む材料である。埋伏は、ハンマーで叩くなどの埋伏力を少なくとも適用することを含むが、これに限定されない。骨セメントは、固定可能であり、かつ寛骨臼または大腿部用の種々の充填材料（例えば、骨またはホスト組織であってもよい）に、または人工器官もしくはその部品に用いられる、金属、セラミックス、プラスチックのいずれか、あるいはそれらの任意の組み合わせに、あるいはそれらの双方に接着する液体またはペーストを含むが、これらに限定されない。

本発明の方法または部品のキットにおいて使用できる顆粒は、多孔質構造を有し、金属製、特に純粋チタンまたはチタン合金のようなチタン基金属製である。多孔度は、開放チャネルまたは迷路（ｌａｂｙｒｉｎｔｈ）が顆粒全体に延びているようであることが好ましい。顆粒は、チタンと四塩化チタン（ＴｉＣｌ４）の化学反応により、精製中に作製される。ＴｉＣｌｙ化学反応は、例えばマグネシウムまたはナトリウムにより誘起される。ナトリウムを用いると、顆粒の多孔度が機械的な面で有利になるという利点が得られる。

顆粒はチタン９９％以上のような高純度にすることができる。一実施の形態では、純度は９９．８％以上であってもよい。他の実施の形態では純度は９９．９％以上であってもよい。

顆粒は、例えば、任意の骨伝導性（ｏｓｔｅｏｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ）コーティングまたは任意の骨誘導性（ｏｓｔｅｏｉｎｄｕｃｔｉｖｅ）コーティングであって、燐酸カルシウムを用いて成るコーティングを用いて被覆されていてもよい。このコーティングも、部分的にまたは全体的に骨成長に効果を有する作用物質（ａｇｅｎｔｓ）から成っていてもよく、あるいは、顆粒の適用に応じて、医薬または例えば化学療法剤のようなその他の物質の添加によってもよい。顆粒は非分解性であり、かつ生物適合性である。顆粒は、ＷＯ００１／１３６１５に記載の方法に使用されている顆粒と比べて、比較的に粗い表面を持っていてもよく、比較的に大きいものであってもよい。好適な一実施の形態では、顆粒は、表面の構造および粗さにより相互に粘着し合う。

顆粒は、使用前に液体に浸漬して、顆粒内または顆粒同士の間、あるいはそれら双方の空隙の少なくとも一部を充填し、かつ顆粒同士の間に付着力を与えてもよい。顆粒は骨の開口部外で圧縮することが可能であるが、開口部内で相互に付着するように圧縮されることが好ましい。この場合、この骨の開口部は、人工器官がその中に固定されなければならないものである。あるいは、この骨の開口部は、開口部自体が骨欠陥を形成するか、もしくは骨欠陥を含むものであるか、またはそれらの双方であるかである。液体は多孔度に影響を持ち、圧縮された量の顆粒の多孔度を増加させるものであってもよい。液体は圧縮を低減する効果を持っていてもよい。液体は、特に圧縮前でも、乾燥時よりも顆粒を相互によりよく粘着させる効果を持っていてもよい。液体は、湿潤状態の顆粒が人工器官またはその部分を固定するための開口部の周りの人や動物の組織、特に肉、筋肉および腱に粘着することがより少なく、その結果そのような顆粒が乾燥時よりもより容易に除去され得るという効果を持っていてもよい。液体は顆粒の間および顆粒内へのセメントの貫入を制限する効果を持っていてもよい。

本発明の顆粒は、例えば、型または、好適な実施の形態では人工器官またはその部分が固定される骨の孔のような容器の中へ緩やかに注入されたときに、顆粒に加えられる衝撃力により圧縮される。意外にも、チタンまたはチタン合金のような多孔質金属でできている顆粒は、標準化された埋伏後の埋伏歪で評価すると、BoPやCePよりもはるかに埋伏性がよかった。さらに、埋伏後、顆粒に、人工股関節における圧縮力（２．５ＭＰａ）に匹敵する圧縮力が加えられた。圧縮後、ＴｉＰはＣｅＰよりも変形が少なく、ＢｏＰよりも変形が少なかった。圧縮後、顆粒は応力緩和させた。応力緩和中に、圧縮力により惹き起こされた変形と比べて、ＴｉＰは、同じ埋伏（衝撃）力で圧縮されたＢｏｐ粒子およびＣｅＰ粒子よりもさらに反跳（recoil）した。埋伏（圧入）（impaction）後、金属顆粒は、イン・ビボではそれ以上の塑性変形は限定されており、非常に安定した固定が得られることを示した。顆粒は埋伏前に振動（vibrate）させてもよい。

本発明で使用される顆粒は、イン・ビボの負荷条件下および埋伏後、さらなる塑性変形としては、制限された変形しか示さないものであってもよい。多孔度としては、移植片層の固定および強度がホスト組織の内方成長によって増加し得る多孔度であってもよい。本発明により埋伏された多孔質金属顆粒は、同様に埋伏されたセラミック粒子の機械的柔軟性よりも大きい機械的柔軟性を持っていてもよい。多孔性の高い金属顆粒は、内部多孔度が７５％より高く、好ましくは８０％より高く、かつ本発明によれば相互接続孔持っていてもよい。本発明により埋伏されると、得られた材料は、少なくとも人または動物の身体の外に作成された場合、クッキーと呼んでもよい安定な材料となり得る。そのような材料は、顆粒内の孔隙により形成される顆粒間孔隙と、顆粒内の微細孔によって形成される内部孔隙とを有する。本発明において使用される顆粒はチタンまたはチタン合金からできているか、チタンまたはチタン合金を含む。チタンまたはチタン合金は生適合性であり、直接インプラント−骨接触が可能であり、ステンレス鋼より優れた対ホスト固定強度を持つことができる。

実験例

本発明の多孔質チタン粒子（ＴｉＰ）を用いてイン・ビトロおよびイン・ビボ実験を行った。参照材料として、図９および図１０に示すようなセラミック粒子（ＣｅＰ、ＢｏｎｅＳａｖｅ（登録商標）、ストライカー・ハウメディア・オステオニクス社、アイルランド国、リメリック市）と細片化された人海綿状骨粒子（ＢｏＰ）とを用いた。

使用する多孔質チタン粒子は、四塩化チタン（ＴｉＣｌ_４）とＮａによりチタンを精製する際に製造される。この方法により結晶性微構造(図９Ｄ）が生成される。使用した顆粒は直径が３．０〜５．０ｍｍの範囲（５．０ｍｍの篩を通過するが、３．０ｍｍ孔篩を通過しない）。断面写真（ＳＥＭ、Ｊｅｏｌ ６３１０ 走査型電子顕微鏡）から、ＴｉＰの断面表面の多孔度を計算したところ、約８３％であり、チタンは約１７％であった。微細孔は相互接続されている。

ＢｏｎｅＳａｖｅ（登録商標）は、市販されている生セラミックであり、ＴＣＰ８０％、およびＨＡ２０％から成り、非相互接続性多孔度が５０％である。この研究で使用したＣｅＰは、直径が約２．０〜４．０ｍｍであった。

細片化された海綿状人骨チップ（ＢｏＰ）は５つの新たに凍結（−８０℃）された人大腿骨頭の海綿状骨を骨鉗子で少しずつ削り取ることにより得られる。大きな骨チップ（約７×１０ｍｍ、楕円形）がボルダー他（Ｂｏｌｄｅｒ ｅｔ ａｌ．）およびダンロップ他（Ｄｕｎｌｏｐ ｅｔ ａｌ．）に推奨されている。骨移植片は試験前にゆすがず、３０℃の温度に調整された。ＴｉＰおよびＣｅＰは埋伏前に30分間水に浸漬された。全粒子が室温で試験された。

ＢｏＰのサンプル１０７は粒子４．０グラムを含有し、ＴｉＰおよびＣｅＰのサンプル１０７は乾燥粒子それぞれ３．０グラムおよび４．０グラムの乾燥粒子を含有していた。粒子は直径２０．５ｍｍの円筒状真鍮製試験室１００内に埋伏された。移植片の標準埋伏のために、図１１に示す特別に設計された衝撃部材１０１を用いた。衝撃部材１０１の直径は試験室の直径よりもわずかに小さいだけである。移植片と試験室１００から埋伏中に脂肪と液が自由に取り出せるようにするために、直径２．０ｍｍの放出チャンネル１０２が３本衝撃部材１０１の側面に設けられた。サンプルはすべて４２０グラムの荷重を３５ｃｍの高さから衝撃部材の上に３０回落とすことにより埋伏された。これにより、経験を積んだ整形外科医（BWS)による寛骨臼外科における埋伏と同様の埋伏程度が得られる。埋伏前後の高さを罫引（解像度０．０５ｍｍ）を用いて測定した。材料の埋伏性を決定するために、埋伏歪を計算した。埋伏前のサンプルの高さをｈ_initで示し、埋伏直後および負荷開始のときの高さをｈ_０で示す。埋伏歪は下記により計算される。

埋伏直後、得られた移植片層を同じ試験室１００内で制限圧縮試験（ＣＣＴ）を行った。適切な再建挙動に望ましい粒子間の絡み合い（エンタングルメント）を判断するために、余分のサンプル１０７を埋伏した。これらのサンプル１０７は機械的試験には用いず、埋伏直後の肉眼評価のために試験室１００から取り外した。そのようなクッキーの形のサンプル１０７を図１０に示す。

先に、上述のＣＣＴを用いて、手動埋伏後の骨移植片、種々のバイオセラミック粒子および骨移植片とバイオセラミック粒子との混合物の時間依存性の機械的性質が測定された（Verdonschot N, van Hal CT, SchreurwsBW, Buma P, Huiskes R, Slooff TJ, Time-dependent mechanical properties of HA/TCP particles in relation to morsellized bone grafts for use in impaction grafting. J Biomed Mater Res. 2001; 58(5):599-604)。本研究では、ＣＣＴを用いて負荷時の移植片層の変形と剛性と、次いで脱負荷（緩和）時の移植片層の粘弾性反跳とを測定した。埋伏後、フレームを試験室１００の上面に載せ、サンプルの上面に剛性多孔質フィルター１０５を設け、負荷時に液が自由に滲出できるようにした。フィルター１０５の頂部に負荷分散部材１０６を配置して、加えられた負荷が確実にサンプル１０７の全表面に均等に分布するようにした。サンプル１０７に１Hzの周期で９００秒間、周期的負荷（０．１〜２．５ＭＰａ（２０〜８４０N））をかけ、その間に移植片サンプル１０７の変形と剛性を測定した。加えられた負荷は固定化インプラントの周りに予測することができる応力レベルに一致し、サーボ油圧MTS機械（ＭＴＳ（登録商標）システムズ・コーポレーション、米国、ミネソタ州）により加えられた。伸縮計１０８が負荷ロッド１０９とサンプル１０７の間に結合されており、この伸縮計１０８で試験中のサンプル１０７の高さを測定した。室１００の下に配置された負荷セル１０９を用いて、加えられた負荷を記録した（図１１および図１２）。

負荷歪は動的負荷下の材料の変形を表す。骨移植片はクリープ挙動を示す。サンプル１０７の高さは負荷周期の間に減少する。各負荷サイクルの間に、サンプルの高さを最小応力（ｈ_{minimum stress}、０．１ＭＰａにおける高さ）および最大応力（ｈ_{maximum stress}、２．５ＭＰａにおける高さ）において記録した。負荷歪は下記のように計算した。

負荷歪を各負荷サイクルについて決定し、負荷位相の終点で得られた値を統計的に比較した。負荷９００秒後、サンプル１０７を９００秒間応力緩和（０Ｎ負荷）させて粘弾性反跳を測定した。

繰返し弾性率は材料の剛性を表す。弾性率は一負荷サイクル内の応力変化（繰返し応力）と同じ負荷サイクル内の、対応して得られた変形（繰返し歪）とから計算される。繰返し応力、σ_cyclic、を最小応力（０．１ＭＰａ）と最大応力（２．５ＭＰａ）との差として計算したところ、すべての負荷サイクル（２．４ＭＰａ）について一定であった。

繰返し歪、ε_cyclic、を下記のように計算した。

繰返し弾性率、E、を繰返し応力と繰返し歪の比として計算した。

繰返し応力は一定であるため、剛性は繰返し変形に反比例する。剛性は、全負荷周期の間に決定され、負荷位相の終点において得られた値を統計的に比較した。

浸漬したＴｉＰとＣｅＰとを試験室に注入した。水膜が埋伏されていないＴｉＰおよびＣｅＰを非常によくくっつかせた。使用移植片量を標準埋伏すると比較当初高さ（１４．５〜１６．９ｍｍの範囲、表１（ｍｍ））を持つ移植片サンプルが得られた。ＴｉＰとＣｅＰはＢｏＰよりも埋伏性が高かった（図１０、表２）。表１および表２において、標準偏差を( )内に示した。衝撃部材のサイドチャンネルを通ってＴｉＰからかなりの量の水が放出された。ＣｅＰサンプルからは、より少量の、ミルク状の外観を有し多数のセラミック顆粒を含有する水が放出された。これは、イン・ビボではホストの健康に対する危険要因である可能性がある。ＢｏＰは埋伏中に多量の脂肪を放出した。

埋伏後、ＴｉＰは結合された円柱を形成し、この円柱はその形状を良く保った。埋伏されたＴｉＰがしっかりと絡まり、凝集性が非常に高く、容易に壊れない、均質なマクロ多孔性の「クッキー」１０７が生成された。ＢｏＰの埋伏サンプルはＴｉＰのサンプルよりも凝集性が低いが、試験室から取り出した後は相互にくっついた。埋伏ＣｅＰサンプルは埋伏室から取り出した後は分解しやすく、容易にばらけた。
機械的試験：負荷および緩和

ＴｉＰクッキー１０７は生理学的負荷時には変形をほとんど示さなかった。負荷位相の終点において、ＴｉＰサンプルは０．００９±０．００１の歪を示した（表２）。ＣｅＰはＴｉＰの2倍変形した（負荷歪０．０１７±０．００２）。これらの剛性移植片と比べて、ＢｏＰはかなり大きく変形し、０．２９±０．０５の負荷歪を示した。これは他の群よりも有意に大きかった（ｐ＜０．００）。

約５０負荷サイクルの設定位相後、すべての群について残りの負荷周期の間、剛性はほとんど変化しなかった。３つの被検材料の間には明確な、有意の差があった（表２）。ＴｉＰクッキー１０７は中間の剛性（２０９±２０ＭＰａ）を示し、その剛性はＢｏＰクッキーの約２．５倍であった（８０±１８ＭＰａ、ｐ＜０．００１）。ＣｅＰクッキーの剛性はＢｏＰクッキーの約4倍であり（３３４±４７ＭＰａ、ｐ＜０．００１）、従って、ＴｉＰクッキーより剛性が高かった（ｐ＜０．００１）。

脱負荷後、ＴｉＰクッキー１０７（図１０Ｂ）は残留変形がなかった：緩和歪は負荷歪（０．００９±０．００１）に等しかった。ＣｅＰクッキー１０７（図１０Ｄ）については、負荷歪の５０％だけが脱負荷位相時に回復した（負荷歪および緩和歪は、それぞれ０．０１７±０．００２と０．００９±０．００２）。ＢｏＰサンプル１０７(図１０Ｆ）の緩和歪は大きかったが、これは依然として負荷歪（０．２９±０．０５）のわずか１／３である。繰返し負荷時に強制的に放出される脂肪は、緩和時に骨移植片内に部分的に再吸収されて戻る。ＢｏＰクッキー１０７の負荷時とその後の緩和時の粘弾性挙動が明瞭に見られ、これを図１２示す。

埋伏可能であり欠陥の形状に適合されている多孔質チタン粒子が、埋伏移植に利用するための移植片材料として、本発明により提供される。バルクで利用する場合、燐酸カルシウムのように、多孔質チタンは、骨伝導性材料である。多孔質チタンは、埋め込み後の骨の固定が良好であるが、この固定は、粗面化により、または燐酸カルシウムのようなバイオセラミック塗布剤を適用することによりさらに向上することができる。

純粋な金属から構成されているが、顆粒１３の多孔度の高いチタン基質の圧縮製は顕著であった。埋伏されていないＴｉＰは２本の指の間で強制的に圧縮することにより変形を視認できることが多い。埋伏時、ＴｉＰの変形はＢｏＰよりも多く、しっかりと絡まった移植片層を生成した。高い埋伏性としっかりとした絡み合いの組み合わせが埋伏移植に利用するのに重要であり得る。顆粒１３は少し埋伏しただけでも相互によくくっつき、さらに埋伏することが容易にできる。チタン「クッキー」の多孔度は７０〜７５％と高いままであったが、この点も積極的な特長である。というのは、組織の内方成長のための粒子間空間が十分に存在するからである。多孔質チタン粒子は、非常に延性が高く、圧縮後はＣｅＰ粒子よりも端部が丸く、徐々に圧縮することができる。これにより、埋伏移植にＣｅＰを利用した際に見られる高い接触応力の発生が抑制される。

本発明による埋伏されたＴｉＰの層は圧縮と剪断の両方に耐性が高く、再建とイン・ビボ負荷後にわずかな塑性変形を示すだけである。これにより、優れた一次安定性が得られる。この一次安定性は、組織、特に骨成長のための整形外科手術では前提条件である。制限圧縮試験を用いて圧縮応力に対する耐性を試験した。埋伏されたＴｉＰは圧縮力に対する耐性が非常に高かった。ＴｉＰは埋伏性と埋伏後の安定性を組み合せた驚異的特性を有する。負荷時のＴｉＰの変形はごくわずかであり、次の再緩和時には完全に可逆的である。合成材料であるＴｉＰやＣｅＰとは対照的に、ＢｏＰは、現実的埋伏であるにもかかわらず負荷時に顕著な量の変位を示した：負荷時に、埋伏されたＢｏＰサンプルは当初高さの約２５〜３０％を失い、弾性回復時にこの変形の１／３だけが修正された。埋伏されたサンプルの観察から明らかなように、高度に絡み合い、ほとんど一体化され、埋伏されたＴｉＰは、ＢｏＰやＢｏＰとＣｅＰの任意の混合物から成る同様の再建層よりも剪断耐性が一層高い。

一般に認められているように、塑性変形は移植片層を活性化する。しかしながら、本発明による顆粒に許容されている若干の弾性変形は組織の内方成長と合体に有利であると考えられる。負荷時の制限された軸方向の微動により骨移植片の合体および骨化が刺激される。ＣｅＰのような移植片材料の合成が高いとこれらの微動が妨げられ、内方成長している組織の骨分化が応力遮蔽により妨げられよう。埋伏されたＴｉＰ粒子は骨移植片とＢｏｎｅＳａｖｅ（登録商標）の５０／５０重量混合物とほぼ同じ剛性である（２１７±１４ＭＰａ）。同様の移植片／ＢｏｎｅＳａｖｅ（登録商標）混合物（５０／５０重量混合物）を用いて作成された寛骨臼再建物は、移植片の合体が良好であった。ＴｉＰはそのような混合物の適切な代替物を提供するとともに、よりよい弾力性と埋伏性とを有する。

埋伏後の骨内方成長を評価するために、ヤギの膝領域に穴を穿った。これらの穴は、平均厚さが１マイクロメータと１００マイクロメータの間のＣａＰ（燐酸三カルシウム／ヒドロキシアパタイト）コーティングを塗布した埋伏されたＴｉＰと、そのようなコーティングを有しないＴｉＰとでそれぞれ充填した。骨内方成長を４週間後および１２週間後に評価した。結果を下表３に示す。

イン・ビトロで行われた試験と目視検査から、当業者の知識と比べると、ＴｉＰの性質は種々の面でＢｏＰとＣｅＰよりも優れており、ＴｉＰは人または動物の身体に人工器官を固定するのに、そして骨欠陥を充填するのにおおいに適していることが分かる。

図１に大腿骨１を縦断面で示す。大腿骨頭は切除されている。図１に示す実施の形態では、先に配置された人工器官または少なくともその大腿骨部分２が修正手術のために除去されている。本発明は、全股関節形成術（ＴＨＡ）または他の人工器官手術に関するものであってもよく、いずれも初めての配置でも修正手術でもよい。図1において、細長い孔３が示され、大腿骨１の縦軸５に沿って切除面４から延びている。骨セメント層６は上記孔３の内表面に沿って延び、この孔３は遠位端７においてプラグ８により閉じられている。骨セメント層６は、先に使用された人工器官の今回除去された大腿骨要素に用いられる骨セメントの残りの部分である。本発明が最初の配置に用いられるならば、孔３は穿孔またはリーミング（孔ぐり、拡孔）、あるいはそれらの双方により既知の方法で設けることができる。骨セメント層６は皮質骨９または海綿状骨１０、あるいはそれらの双方に対して部分的に当接する。

図２において、セメントは適切な道具、たとえばドリルまたはリーマー、あるいはそれらの双方を用いて除去される。

図３において、ガイドワイヤ１１がプラグ８内に送り込まれ、ガイドワイヤ１１は大腿骨の縦軸５にほぼ平行に、プラグ８から孔３の外部の近位端１２まで延びている。

図４において、顆粒１３が示され、孔３内に堆積され、内壁または表面１４に対して、およびプラグ８に対して置かれ、それにより海綿状骨、髄その他のホストの部分に貫入しないようにしている。顆粒１３は、本実施の形態においては四塩化チタン（ＴｉＣｌ_４）によるチタンの精製により作成された相互に結合された微細孔を有する多孔質であるが、そのタイプは後に詳細に説明する。顆粒１３は、孔３に導入する前に、液体に浸漬して少なくとも若干の液体が比較的に粗い外表面に付着され、微細孔が少なくとも部分的にその液体で充填され得るようにするのが好ましい。この液体、例えば塩溶液は顆粒が相互にくっつきやすく、埋伏前にホストの組織にくっつかないようになるという利点がある。これについてはこれから説明する。図４Ａの拡大図おいて、顆粒１３の一部分が示されており、図５に示すように、孔３の内表面１４と圧縮装置１６の外表面１５との間に配置されている。

図５において、圧縮装置１６はガイドワイヤ１１を覆って案内され、大腿骨１に固定される大腿骨要素２の形状に大体一致する外形１７を有する。そのような案内は、例えば、米国特許第５０４７０３５号明細書から知られている。圧縮装置１６の長軸１８に垂直な断面では、各断面の表面積は配置すべき大腿骨要素の対応する表面積よりもわずかに大きく、これらの断面の輪郭が、１つのレベルについて図５Ａに概念的に示すように、介在するときは、圧縮装置の輪郭は大腿骨要素３の輪郭の周りにそれから離れて延びている。

圧縮装置１６が、図５に示されるように、顆粒１３に押し込まれると、顆粒１３は外方に孔３の内表面１４の方向に、かつ相互の方向に押しやられる。圧縮装置を顆粒内に押し込む力は、叩き出し、例えば圧縮装置１６の近位端２０をハンマーで打つことにより、得られる。働く力は、衝突力または衝撃力であり、一定または滑らかに増加もしくは減少する圧力ではない。衝撃、顆粒１３の表面粗さおよびそれらの機械的柔軟性により、顆粒１３は強力にくっつき合う。顆粒１３が水のような液体に浸漬されていると、その内部多孔度は、埋伏前に浸漬しないで埋伏された同等の顆粒の内部多孔度よりも比較的大きい。差は、例えば８〜１２％の範囲内であり得る。液体は、少なくとも部分的に、衝撃により顆粒または顆粒の層から追い出されるか、または顆粒から流出し、あるいはそれらの双方であり、ホストに吸収される。

顆粒は相互にくっつき合うのに十分な表面粗さを持つ。表面粗さは５．５Ｒａより大きいのが好ましく、特に６Ｒａより大きい。表面粗さが６．３Ｒａを超える顆粒を用いると非常によい結果が得られるであろう。

相互に結合された顆粒１３の層２１が孔３の内壁１４のほとんど、好ましくは全面に対して形成され、図６に示すように、例えば平均で顆粒の平均サイズの１〜１０倍と同値の厚さＴを持つ。そのような層２１は、多数の一連の工程、すなわち内壁１３と圧縮装置との間の空間を充填し、部分的に埋伏し、次いで全体の層２１が形成されるまでこの工程を繰り返すことで形成することにより得られる。用いた顆粒は、例えば、少なくとも全体積の５０％についての平均サイズが１ｍｍと１０ｍｍの間であるものであってもよい。顆粒の平均サイズは、２．５ｍｍと７ｍｍの間、より好ましくは２．５ｍｍと５．０ｍｍの間であってもよい。顆粒はすべて上述の範囲の一つの範囲内のサイズを持っていてもよい。 顆粒のサイズは篩分けにより定義される。たとえば、３ｍｍと５ｍｍの間の範囲の顆粒は５ｍｍの篩を通過することができるが、３ｍｍの篩を通過することができない。顆粒１３はコーティング、例えば生適合性の、ホスト組織内成長促進コーティングを設けることができる。顆粒はリン酸カルシウムを含有またはから成るコーティングを用いて塗布することができる。顆粒上のコーティングの一層の厚さは０．５マイクロメータと１００マイクロメータの間であってもよい。

顆粒１３の層２１を設けたのちは、この層２１は比較的に形状が安定しており、圧縮装置１６とガイドワイヤ１１は除去することができ、プラグ８の上方に空所２２が残される。この空所２２内に人工器官の大腿骨要素のステム２３を配置することができる。圧縮装置１６と人工器官の大腿骨要素２のステム２３の対応する断面間のサイズの差により、ステム２３を空所２２内に、顆粒１３の層により定義される内表面と、大腿骨要素２の接触面２４を形成するステム２３の外表面との間にわずかな距離Ｄをおいて、配置することができる。図６に示すように、ある量の骨セメント２５を空所２２内に注ぎ、注射し、またはその他の方法で供給するが、この量は上記空所内部に延びる接触面全体を、顆粒１３と接触面２４との間の距離Ｄよりも厚い層で完全に覆うのに十分な量である。セメントはステムをセメントに押し込む前に圧力下に置くことができる。図７に示すように、ステム２３を空所２２内に押し込むと、骨セメント２５は接触面２４に沿って押し上げられるとともに、部分的に顆粒１３の間の微細孔内に押し込まれ、粒子間空隙を充填する。骨セメントの小部分は顆粒１３の微細孔内にも入ることがあるであろう。図７Ａに示す拡大図では、内表面の一部とステム２３が示され、顆粒１３の層がそれらの間にある。図示されているように、顆粒１３の層２２の厚さＤｇは内壁１４とステム２３の間のギャップ２６の幅Ｗよりも大きく、ギャップ２６の残りは、骨セメントの層２７は幅がＤｃであり骨セメント２５の層２７で充填されている。骨セメント２５は顆粒の層２２内に距離Ｄｐにわたって延びている。距離Ｄｃは好ましくは、顆粒の平均直径の１倍と４倍の間であり、セメント層の厚さは、機械的な不具合を防止するためには、少なくとも平均約２ｍｍであるのが好ましく、セメントは平均約２−ｘｍｍの距離にわたって顆粒の層に貫入するのが好ましい。ここに、ｘは特定の再建において使用された最大の顆粒の直径を表す。セメント層の厚さは、大腿骨ステムのような人工器官固定部の外表面または股関節要素の外表面のような、人工器官の接触面にわたってほぼ一定であるのが好ましいが、変動してもよい。

本発明の方法および人工器官固定において、人工器官の最初の固定は主にまたは少なくとも大方において相互に結合され、かつホストの大腿骨その他の表面の孔３の内壁１３に押し付けられた顆粒と、顆粒１３および人工器官の接触面２４に接着している骨セメント２５によって得られる。比較的に粗い表面を有する顆粒は、相互に対して押し付けられると、なかんずく機械的に相互にくっつく。顆粒１３の層２２は圧縮に対して、そしておよびおそらく剪断応力に対して高い耐性を有することがわかったが、（再建）手術後にのみ、イン・ビボ負荷の際に小さな塑性変形をすることができる。これにより、層２２の変形が持続するリスクなしに安定性が非常に高くなり、その結果、人工器官の固定の安定性が高くなり、破砕のリスクが低減する。塑性変形が制限されていることにより骨および他のホストの組織の内方成長が改善されるものと思われる。これは、なかんずく、骨移植片の骨化を刺激する、負荷中の軸方向微細運動の結果であるとも考えられる。一方、顆粒は、柔軟性により、内方成長する組織への負荷の導入を可能にする。

本発明による人工器官手術または充填手術を行うために、キットを用いることができる。このキットは、少なくとも人工器官、またはメッシュ、あるいはそれらの双方と、相互に接続された多孔質顆粒、および骨セメント、ならびに顆粒の層を埋伏し、圧縮する埋伏装置を備える。顆粒はコーティングされてもよく、また浸漬されてもよい。埋伏装置は圧縮装置と呼ぶこともできるが、少なくともステム部分２３を備える。このステム部分２３は個別にまたは相互に組み合わせて使用することができる複数の部分から成っていてもよい。ステムは好ましくは、顆粒を外側へ押し出すために使用中に埋伏面から遠ざかる側に向けられる遠位端の方向にわずかに先細になっている。キットは、さらにガイドワイヤを有するプラグを備えていてもよい。種々の圧縮装置をその後の使用のために用意することができる。それぞれの次の圧縮装置は、たとえば、先の工程で使用された圧縮装置よりもわずかに大きな断面積を有する。キットは、キット中の人工器官またはその部分の接触面を、少なくとも１個、好ましくは３個の顆粒の厚さである顆粒の完全な層で覆うのに十分な顆粒を備えるのが好ましい。さらに、キット中の骨セメントの量が顆粒の層を、顆粒の層の厚さと匹敵する厚さを有する骨セメントの完全な層で覆うのに十分なものであると好適である。

大腿骨ステムを配置する前に、ステムが配置される開口部の容積を骨セメントで大部分または完全に充填してもよい。ステムを配置する際、骨セメントは開口部の内側へ押圧され、余分のセメントが近位端に押し出される。寛骨臼要素において、寛骨臼の全開口部をセメントで充填してもよく、余分のセメントは寛骨臼カップを配置する時に押し出される。次いで、余分のセメントは容易に除去することができる。一例として、限定的に説明するものではないが、十分に成長した人のＴＨＡ（大腿骨および寛骨臼要素）については、約７５グラムの量の、多孔度８５〜９０％のＴｉＰ（乾燥重量）を使用する必要がある。

顆粒１３は、粗面を有し、容器内に緩く注がれた顆粒が、主として隣接する顆粒の表面粒子により相互にくっつき相互に接続されるのが好ましい。セラミック材料でできている顆粒は埋伏時に壊れやすく、安定性が低く、小さなセラミック粒子と破片を生じ、これらは自由に移動することができ、周囲のホスト組織内へさえ移動し、健康上の危険を来すことがある。本発明の多孔質金属顆粒は同様にＢｏＰを使用した場合に比べてより安定した固定を提供することが分かる。

現実のイン・ビボＴＨＡが本発明の方法を用いて３匹のヤギに行われた。図１〜７を参照して例示的に説明する。イン・ビボＴＨＡでは、大腿骨部分と寛骨臼部分の双方が配置された（全股関節形成術；ＴＨＡ）。ヤギの体重は約６５ｋｇであり、寛骨臼の固定に５〜１０グラム（乾燥重量）のＴｉＰを用いた。手術直後、ヤギをハンモックに１０日間置いた。手術後１０日目からヤギに人工器官を装着した。２週間後、血中チタン濃度を測定したところ１０ｐｐｂ未満であったが、次いで７ｐｐｂ未満に低下し、この濃度は従来のよく機能しているＴｉ人工器官を有する人の濃度に匹敵するものであった。ＴｉＰは手術直後に安定な再建を形成した。この安定性は手術後３ヶ月間維持された。３ヶ月後、ヤギは安楽死され、人工器官を目視検査した。組織化学ではＴｉＰによる刺激、炎症または異物反応の兆候が観られなかったことから、生適合性であることが分かった。人工器官の固定は、線維組織の内方成長および骨組織の内方成長の双方により非常に良好であった。顆粒１３の層２２の全表面にわたって、組織の内方成長、または骨の内方成長、あるいはそれらの双方が現れ、顆粒１３の金属と層２２内に成長した骨との間の直接接触が起きた。いくつかの位置では骨と顆粒との間の接触はなかったが、そこでは線維組織により海面が形成された。

図８に骨欠陥２８の充填を示す。これは、欠陥２８、例えば古い骨セメントの除去の際に形成された、または骨再吸収、腫瘍その他の領域の除去により生じた空洞２９に配置する前、または配置する間、あるいはその双方において埋伏される粒子１３を用いて行われる。粒子１３またはそれから形成されたクッキー１０７は欠陥２８内にメッシュ３０により封入することができる。このメッシュ３０は、空洞２９を封鎖するが、骨、または組織あるいはそれらの双方がメッシュを通って顆粒、または骨セメント、あるいはそれらの双方内に成長して少なくとも顆粒１３の層２２の粒子間間隙（ｉｎｔｅｒｐｏｒｏｓｉｔｙ）に貫入することを許容する。このように、比較的大きな空洞２９を充填することが可能であり、充填材の固定が比較的に容易に、迅速に、かつ確実に得ることができる。
寛骨臼要素の実験

図１３Ａは試験装置３１の概略図であり、試験装置３１には寛骨臼３２が配置されている。合成寛骨臼モデル（Ｓａｗｂｏｎｅｓ（登録商標））を用いた。図１３Ｂおよび１３Ｃは寛骨臼要素３２を示す。寛骨臼要素３２は、例えばポリエチレンのようなプラスチック製半球状カップであり、寛骨臼を表す半径約３０ｍｍの、試験装置３１のくぼんだ半球状チャンバ３３内にチタン顆粒１３と骨セメント６の層を用いて固定されている。顆粒１３は湿潤状態で注入され、チャンバ３３内で半球状圧縮装置３４とハンマーを用いて、半径約２２．５ｍｍの凹部が得られるように、埋伏される。顆粒１３の層の厚さは４ｍｍと１０ｍｍの間であった。埋伏後の顆粒の体積は埋伏前の体積の約５５％であった。直径４２ｍｍのカップ３５を凹部３４内に固定した。４群の移植材料のそれぞれを８台のそのような試験装置３１に用い、都合３２台の試験装置となった。

再建ドナー骨（Ｉ）、ドナー骨にＴｉ粒子を混ぜたもの（ＩＩ）、直径が３ｍｍと５ｍｍの間のＴｉ粒子（ＩＩＩ）、および直径が４ｍｍと７ｍｍの間のＴｉ粒子（ＩＶ）を用いてなされた。すべて同じ試験装置で用いられ、同じセメントと同じ寸法を用いた。ドナー骨を用いるために、ストライカーの器具類を用いた。群Ｉの再建では、４７．５グラムのドナー骨を用い、群ＩＩでは、３０グラムのＴｉと１５グラムのドナー骨を用い、群ＩＩＩおよび群ＩＶでは３７．５グラムのＴｉを用いた。

固定した後、最低４８時間後、再建物に負荷を加え、負荷によるカップ３２のチャンバ３３に対する変位を測定した。図１４に示すように、カップ３２（直径２８ｍｍ）に正確に適合した球状ボール３５を用いることにより負荷をカップ３２に伝達した。カップ３２は９００負荷サイクルの２〜３，０００Ｎ、周期１Ｈｚをサーボ油圧式ＭＴＳ機械３５Ａ（ＭＴＳ（登録商標）システムズ・コーポレーション、米国、ミネソタ州）により加えられた。この負荷サイクルの前後の位置を静荷重３，０００Ｎにおいて測定し、比較した。変位と回転をＸ，ＹおよびＺ方向において下記のように測定した（ｄｉｓｐｌ＝変位；ｒｏｔ＝回転）。

図１４Ａにおいて２つの図が示されている。各郡Ｉ（Ｂ）、ＩＩ（ＴＢ）、ＩＩＩ（Ｔ３−５）およびＩＶ（Ｔ４−７）について、上図は変位を示し、下図は回転を示す。これらから分かるように、必要なグラム数は少なかったが、Ｔｉが最小の変位と回転を与え、顆粒がより小さいと変位と回転は最小であった。誤差ビームは各群内の標準偏差を示し、群ＩＩＩにおいて最小であり、最小の顆粒であった。

変位と回転を測定した後、球を除去し、ビーム３６をカップ３２にねじにより固定した。ビーム３６の自由端３７の近傍に、図１３Ａに示すように出発位置における長さ方向がビーム３６に実質的に垂直であるワイヤ３８を固定した。ワイヤ３８を一定の速度で退避させ、必要な力Ｆを１０ｃｍの軌跡にわたって常時測定した。その軌跡にわたる最大力Ｆ_ｍａｘ を定義し、ワイヤ３８のビーム３６に対する結合点とカップ３２の回転点との間の距離、約１４ｃｍ、を乗じた。これはレバー・アウト・モーメント（ＬＯＭ）と定義した。この試験では、群ＩおよびＩＩの各試験構造は、カップ３２が寛骨臼の外へ梃子作用で押し出されたという意味で失敗であった。群ＩＩＩの内、３つの構造が失敗であり、群ＩＶでは２つだけが失敗であった。図１４Ｂにおいて、各郡のＬＯＭが示され、誤差ビームは標準偏差を示す。Ｔｉ顆粒群は骨移植群ＩおよびＩＩよりも明らかに優れていた。

さらなる試験において、骨セメントの顆粒１３の層内への貫入を測定した。イン・ビボ試験から、骨その他の組織が顆粒の層に成長して入ることができるように、セメントの貫入は深さを浅く制限すべきであることが分かった。貫入の測定は、図１５に示すように、顆粒の層を有するカップを中央部に沿って２つに挽き割ることによって行う。半円３９をカップ３２の外表面に沿って配置し、次いでこれを１．８°角の４９個の切片に分割した。各切片において、半円３９からセメント層２５の最後から二番目の点までの距離をその切片を通る判径方向において測定した。図１４Ｃでは、各群Ｉ〜ＩＶについて、平均貫入深度（左欄；全貫入深度を４９で除した値の合計）、および貫入の平均変動（右欄）が示されている。誤差ビームは標準偏差を表す。Ｔｉ粒子層への貫入は骨移植片層にわたっているのが好適である。
ＢＣＣにおける骨内方成長試験

図１６において、骨圧縮チャンバ４０（ＢＣＣ；アスペンベルグ社（Ａｓｐｅｎｂｅｒｇ））の概略が示されている。骨圧縮チャンバ４０は、基本的には２つの純粋チタン半円筒４１，４２を備え、それら半体にわたってねじ止めされた六角形キャップ４３により結合されている。２つの半円筒４１，４２は一緒に先の尖った先端４４と外側ねじ山４５を形成し、ＢＣＣの先端４４を最初に、例えば動物の試験骨の骨Ｂ内に最初にねじ止めするようにしている。相互に半径方向に対向し、かつ上記先端の近傍の２つの開口部４６が設けられ、組織が周囲からチャンバ４０内に、矢印４７に示されるように、成長して入ることができるようになっている。行われた実験では、ＢＣＣをヤギの近位頚骨にインプラントした。内方成長開口部４６は、頚骨４８の外側に保持されているキャップ４３を調節することにより、内骨膜の高さに配置された。
材料と方法

６群のＢＣＣをインプラントした。５群は移植片材料で充填し、１群はからの対照群（Ｅ）であった。５種の移植片材料は４群の多孔質チタン粒子（ＴｉＰ、ヒアフォード・メタル・パウダー社、英国ヒアフォード市）および１群の埋伏された骨細片海綿状同種移植片骨粒子（ＢｏＰ）から成っていた（表５および表６）。

海綿状同種移植片プールが５匹のヤギの新たに凍結（−４０℃）された胸骨を微生物の陰性培養後、骨鉗子で少しずつ削り取って約１×２×２ｍｍのチップとしたものから得られた。

ＴｉＰは、直径１．０〜１．４ｍｍのどちらかというと球状の粒子であり、市販の純粋チタンから成り、１０〜１５０μｍの微細孔を有するものであった。後方散乱走査型電子顕微鏡イメージング（ＢＥＩ、Ｊｅｏｌ ６３１０、Ｊｅｏｌ、東京）および双方向コンピュータ制御画像解析（ＡｎａｌｙＳＩＳ（登録商標）、ソフト・イメージング・システム・ゲーエムベーハー、ドイツ国、ミュンスター市）を用いて、断面多孔度を決定することにより、個々の粒子のチタン体積分率を決定した。ＴｉＰは、１０％Ｅｘｔｒａｎ（登録商標）ＭＡ０１（Ｍｅｒｃｋ ＫＧａＡ．、ドイツ国、ダルムシュタット市）、１Ｍ ＨＮＯ_３、アセトンおよびアルコールを用いて超音波洗浄した。これらの工程の間に、ＴｉＰを洗い流し、脱イオン水を用いて超音波洗浄した。

ＴｉＰのコーティングは、燐酸カルシウムを含有する二酸化シリコン（ＨＡ：ＴＣＰ ６０：４０）から成り、ＤＯＴ（ＢＯＮＩＴｍａｔｒｉｘ（登録商標）、ＤＯＴ ＧｍｂＨ、ドイツ国、ロストック市）により塗布した。ＴｉＰおよびコーティングされたＴｉＰの物理化学的分析がＸ線回折（ＸＲＤ、薄膜フィリップスＸ線回折計、Ｃｕ Ｋα方射線（ＰＷ３７１０，３０ｋＶ，４０ｍＡ）を用いた）およびエネルギー分散検出器（ＥＤＳ）を備えた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ，Ｊｅｏｌ ６３１０、Ｊｅｏｌ、東京）を用いて行われた。ＴｉＰは、コーティング前に結晶性のなめらかな表面を有している。コーティング後は、ＴｉＰは平均直径約５μｍの厚いセラミック顆粒で覆われた。コーティングはＴｉＰの重量を３．５％増加させた。ＸＲＤは、ＢＯＮＩＴｍａｔｒｉｘ（登録商標）コーティングが二相燐酸カルシウム（ＨＡ／ＴＣＰ ６０：４０）を含有していることを示した。ＥＤＳにより、カルシウム、燐酸、珪素（コーティング）およびチタン（ＴｉＰ）の存在、ならびにカルシウムの対燐酸比１．４〜１．５およびカルシウムの対珪素比１．３〜１．４［図４）が明らかになった。コーティングされたＴｉＰはＸ線滅菌を施した。コーティングされていないＴｉＰはオートクレーブ内で滅菌した。

同種移植片およびチタン顆粒の埋伏は９．８ｇの重量を高さ３３ｃｍから、滑り糸（φ２．０ｍｍ、９．８ｇ）に沿って３０回落下させることにより、標準化した。これは、手動埋伏を真似た埋伏装置として動作する。各移植片群の５個のサンプル（５個の埋伏されないＢｏＰのサンプルを含む）はインプラントせず、埋伏の程度の定量化に使用した。すなわち、ＢｏＰのサンプルを硬いプラスチック製の内径２．０ｍｍのチューブ内で調製し、埋伏されないＴｉＰサンプルはＢＣＣ内で調製した。断面石化骨基質面積を脱カルシウム化した中央縦スライス（２０μｍ、Ｌｅｉｃａ ＳＰ１６００ 鋸マイクロトーム、Ｌｅｉｃａ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＧｍｂＨ、ドイツ国、ヌースロッホ市）から光学顕微鏡（ゴルドナー（Ｇｏｌｄｎｅｒ）染色）により決定した。断面チタン面積は、湿潤表面研磨（グリッド２００、４００、８００、１，２００、２，４００）後の縦軸切断サンプルからＢＥＩによって決定した。骨体積分率およびチタン体積分率は、双方向コンピュータ制御画像解析を用い、骨化骨基質面積またはチタン面積を全移植片円筒面積で除することにより計算された。埋伏後、サンプルを無菌条件下凍結貯蔵（−４０℃）し、埋伏全に融解した。インプラントされたチャンバ間の距離は１４ｍｍ（１２〜１９ｍｍ）であった。

１２匹のオランダの搾乳用ヤギ（Ｃａｐｒａ Ｈｉｒｃｕｓ Ｓａｎｕｓ）、平均体重４７ｋｇ（３８〜５９ｋｇ）を動物実験に関する倫理委員会の承認を得た後手術した。これらの動物は一緒に気候学的に制御された部屋に手術の少なくとも１週間居住させ（柔らかい食物を底に、１８〜２２℃、湿度６０％）、新鮮な干草、濃縮物、パルプ、および水を供給した。ヤギはペントバルビタール（１，２００ｍｇ）とイソフルランで麻酔した。縦に切開して頚骨の近位中央骨幹端を左右両側に露出させた。骨膜の局所的切除（生検ポンチφ６．０ｍｍ、Ｓｔｉｅｆｅｌ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｕｍ ＧｍｂＨ、ドイツ国オッフェンバッハ・アン・マイン市）、穿孔・タッピング案内ブロックをk-ワイヤを用いて固定した。疾患と前中央部頚骨平坦域との間の距離を標準化するために測定装置を使用した。６個のBCCを、六角形キャップがしっかりと皮質接触するまで、各頚骨の位置にねじ止めした。表面の膜と皮膚を閉鎖するために、２．０モノフィラメント縫合糸を用いた。埋伏工程後、動物にアンピシリン（アルビペン（Ａｌｂｉｐｅｎ）ＬＡ， Ｉｎｔｅｒｖｅｔ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ ＢＶ，オランダ国、ボックスメール市）（１５ｍｇ／ｋｇ／４８時間）を３度皮下投与した。鎮痛剤として、フルニキシン（ｆｌｕｎｉｘｉｎｅ）（７５ｍｇ／２４時間）を３度、ブプレノルフィン（ｂｕｐｒｅｎｏｒｆｉｎｅ（０．３ｍｇ／１２時間）を２度投与した。

蛍光色素を手術後４週目（テトラサイクリン）、８週目（カルセイン・グリーン）、および１２週目（アリザリン）に３日間連続して投与し、骨付加（ｂｏｎｅ ａｐｐｏｓｉｔｉｏｎ）の時間依存性を観察した。アリザリンの最後の薬用量と過剰量のペントバルビタール（２．４ｇ）の投与１日後、ヤギを殺した。ＢＣＣと周囲の皮質を４％緩衝ホルマリン中で固定した。３日後、内容物をさらに固定した。チャンバの縦軸に平行な４０μｍの連続スライスを作成し、３つの切片を組織化学的定量に使用した。すなわち、１つの中央切片と２つの周縁切片（サンプルの中心から３００μｍ）である。

蛍光は一人の人間（ＬＷ）により増大する０〜３のスケールで主観的に分類した。０：蛍光なし、１：わずかな蛍光、若干の狭いバンド、２：明確な蛍光、中間付加バンド、３：豊富な蛍光、ブロードな付加バンド、である。最大骨成長距離の定量化は他の人間（ＬＤ）によって光学顕微鏡（ゴルドナー染色）および双方向コンピュータ制御画像分析によってなされた。最大骨成長距離は骨チャンバの底部と移植片円筒内の新しい骨との間の最大距離として定義され、スライスの縦軸に平行に測定された。

変化の一変量解析をヤギ、インプラント位置、および移植片群のファクターを用いて行い、蛍光スコアの群間の差異と最大骨成長距離の群間の差異を解析した。変化の正規性と均一性をコルモゴロフ−スミロノフおよびレーベンのテストを用いて検定した。事後ｔ−検定（Ｔｕｋｅｙ）を用いて群間の差異を決定した。統計的解析はＳＰＳＳ９．０（ＳＰＳＳ Ｉｎｃ．、米国、シカゴ市）を用いて行った。

個々のＴｉＰのチタン体積分率は２６±４％であった。埋伏されていないＴｉＰの移植片円筒（１１〜１４個の個別粒子）はわずかに低いチタン体積分率を示した。埋伏されたサンプルは２５〜３０個の粒子から成り、対応するチタン体積分率の増加を示した。チタン粒子は骨粒子よりもわずかに小さい。薬１５〜１８個の骨チップをＢＣＣ内で埋伏して骨体積分率が６１±９％の移植片円筒を生じることができよう。ＴｉＰとＢｏＰの埋伏された移植片円筒はいずれも非常に密であった。埋伏されたＴｉＰ移植片円筒の縦軸断面は非常に小さい微細孔（１０〜５０μｍ）のみがＴｉＰ移植片の中央に視認可能であることを示している。若干大きい微細孔（５０〜７５μｍ）およびＴｉＰとＢＣＣのない表面との間の開口部が周辺に見出される（図１７）。

移植物はすべて平穏無事であった。１匹のヤギは手術後５日目に腸のクロストリジウム感染からの敗血症により死亡した。１匹のヤギは一方の側の表面の傷の感染を罹患したが、平穏無事に治癒した。移植後１２週目の死後X線では、皮質の肥厚が見られ、インプラント位置に変化が無くは差異または骨溶解の兆候もなく、良好な固定とBCCの摘出の際に観察される感染の兆候がないことと対応する。

６個の移植片円筒を組織化学的調製の間に損傷したので、組織化学的解析は利用できなかった（B:２つのサンプル、E:４つのサンプル）。

蛍光スコアは群BおよびEにおいて前移植周期においてもっとも高かった。４週間後は、すべての移植片においてごくわずかの骨付加がみられただけである（テトラサイクリンのスコアにも顕著な差が見られない）。ほとんどの蛍光活性は４週間後に見られ、群BおよびEにおけるカルセインのスコアが群Ｔｃ（ｐ＜０．０５）、ＴｉおよびＴｃｉと比べて顕著に高かった（ｐ＜０．００１）。移植の終点で、蛍光活性は低下した。アリザリンのスコアは群BおよびEにおいてT(ｐ＜０．００１）、TｉおよびＴｃｉ（ｐ＜０．０１）と比べて顕著に高かった。ほとんどの骨内方成長は移植後８週間かかると思われた。８週と１２週の間に、すでに観察された８週後の骨量と比べて骨付加の明らかな増加が見られたが、骨内方成長距離の増加は小さかった。

群ＥおよびＢでは、線維組織の小さなキャップが侵入する骨に先行しており、埋伏骨チップの移植片円筒に線維状変化ゾーンを生じている。線維状組織は、すべてのサンプルにおいて、ＴｉＰの全移植片円筒に骨チャンバのキャップまで貫入した。骨内方成長ｎ前線は非常に流動的であり、空のＢＣＣおよび埋伏されたＢｏＰ内で決定するが容易であった。しかし、ＴｉＰ内への骨内方成長は移植片円筒の主に周辺に起きるように見え、骨形成の若干のスポットが移植片円筒のもっと中央部分、特に埋伏されたＴｉＰの移植片円筒内にある。

従前の骨チャンバ研究において用いられたような平均骨内方成長距離の代わりに、最大骨内方成長距離を選択した。１２週後の最大骨内方成長距離は群間の変動が大きく、ＴｉＰでは埋伏されたＢｏＰまたは空のＢＣＣよりも小さかった。最大骨内方成長距離は群ＥおよびＢにおいてもっとも高かった。すなわち、それぞれ３．６±２．０ｍｍおよび２．０±１．０ｍｍ、ｐ＜０．００１であった（表２）。骨内方成長はＴｉＰの４つの群において郡Ｂ（ｐ＜０．０５）と群Ｅ（ｐ＜０．００１）と比べて顕著に低かった。埋伏されたＴｉＰは、コーティングされた群とコーティングされていない群のいずれにおいても骨内方成長距離が小さく蛍光を示した（ｐ＝０．２）。コーティングされたＴｉＰはコーティングされていないＴｉＰよりよく機能するようには見えない（ｐ＝０．３）。ＢＥＩ／ＥＤＳはＢＯＮＩＴｍａｔｒｉｘ（登録商標）コーティングの残余物の兆候を示さなかった。コーティングされたおよびコーティングされないＴｉＰは、骨とチタンの間の直接接触の有無に関して匹敵する界面分布を示した（図１１）。骨移植片のイン・ビボの侵入に対応して、ＢＣＣにおいて内方成長する骨に対して、内方成長する線維状組織が先行し、この線維状組織は、引張応力特性を改善するほかに、移植後４週目の埋伏された移植片の圧縮強度をほぼ倍にする。非再吸収性の材料でできている再建物の長期安定性には線維状の外装で十分であると思われるが、新しい骨の内方成長は好適であると思われる。埋伏されないＴｉＰにおける少量の骨内方成長は本研究において関心のある点であるといえる。というのは、チタンは骨伝導性であり、それゆえＴｉＰはＢＣＣの骨伝導性を損なうのではなく、さらに高めるものと期待できるであろう。

ＴｉＰにおけるどちらかというと小さな骨内方成長距離についていくつかの説明を考えることができる。個々のＴｉＰの多孔度は埋伏されないＴｉＰ移植片円筒の多孔度とほぼ等しい。このことはＴｉＰの変形が手動でＢＣＣ内に挿入する際に起きることを示している。

ＴｉＰの堆積は、移植片の中央部分においてより効果的であり、粒子が周囲のＢＣＣの内表面と接触している周辺部においてはその効果が少ない。骨内方成長はＴｉＰ円筒内の５０マイクロメータという微細孔内でさえもみられるが、埋伏による閉塞の仮説が、ＴｉＰ移植片円筒の周縁において、特に埋伏されたサンプルにおいて、主に起きる骨の内方成長パターンにより支持されるようである。ＴｉＰ円筒における内方骨成長距離の変動と範囲は、微細孔の存在で、ＴｉＰはそれらの骨伝導性の潜在的能力を示すことができる。

イン・ビボ再建物にみられるように、埋伏方法により完全に多孔質の移植片層が生じ、骨セメントの貫入が可能となり、個々の骨チップとそれらのマクロ孔が依然として認識可能であることが多い。

依然としてマクロ穴を示すわずかに大きな粒子も適用された埋伏工程により完全に圧縮された。従って、加えられた変形は臨床的に加えられた埋伏を超えることもあるであろう。過剰埋伏は、ＢｏＰにおける骨内方成長を妨げるだけでなく、ＴｉＰの骨伝導性をも妨げる。

ＣａＰコーティングある程度骨内成長の埋伏の損傷効果を補償するように見える。
Ｔｉ粒子における骨内方成長

表４において、６群の移植片が示されている。これらはヤギの大腿骨顆における同様の欠陥、円筒欠陥を充填するのに使用される。欠陥の直径は８ｍｍ、高さ１０ｍｍであり、体積は０．５ｍｌとなった。移植片はすべて上述のように埋伏された。コーティングしないＴｉ粒子の密度は０．５ｇ／ｍｌ（密度Ａ）であった。欠陥あたりの質量は、コーティングされた粒子の場合は、増加したが、これはすべての欠陥においてＴｉ密度をより小さく維持するためである。ＴｉＰｃ１コーティングは燐酸カルシウム（燐酸トリカルシウムおよびヒドロキシアパタイト）により形成された。全質量の約７重量％であった。ＴｉＰｃ２のコーティングは燐酸カルシウム（炭酸アパタイト）であり、全質量の約１１重量％形成された。

各群を用いて、ヤギ大腿骨顆において１２の欠陥を充填し、その後４週および１２週後に骨を（長さ方向に垂直に）横断して切断することにより内方骨成長距離を定義し、充填された欠陥の実質的に円形の断面が示された。各円は４つの４分割体に分割され、内方成長は各４分割体において、これら４つの４分割体の平均として定義された。図２０において、断面を描き込まれた円５０で示し、この円は欠陥の外縁を示し、４つの４分割体５１はそれぞれ内方成長距離を示す矢印５２を示す。欠陥におけるチタンは黒で示し、骨は灰色で示した。図２０Ａにおいて、図は表３に定義される移植片群について４週後、１２週後の平均内方成長が示す。これから明らかに示されるように、これらのサンプルおよび欠陥について、コーティングされないＴｉＰに対する内方成長距離は４週後に最小となるが、１２週後のコーティングされたＴｉＰ移植物の内方成長距離と匹敵し、ＢｏＰおよびＣｅＰよりもわずかに小さかった。
ヤギ試験

１０匹のヤギの寛骨臼における大きな負荷に耐える欠陥（セグメントおよび空洞）うぃワイヤメッシュとＴｉＰで再建した。

１匹のヤギは、寛骨臼の再建とは無関係の大腿骨骨折のため失敗した。１匹のヤギでは、カップの脱臼が見られたが、ＴｉＰ層は無傷であった。１匹のヤギでは、提供時にカップは緩かったが、この場合もＴｉＰ層は無傷であった。巨視的には、セメントはＴｉＰの層に貫入していた。１５週後、蛍光ラベルから、豊富な新しい骨形成がすべてのヤギのＴｉＰの層において起こったことが示された。あるヤギでは、新しい骨形成がセメント層の界面まで見られた。大部分の領域で、ＴｉＰの層とセメント層の間で、柔軟な組織界面が見られなかったか、または非常に薄い柔軟な組織界面が存在していた。追跡調査期間中のＴｉの血中濃度は低かった。厚い切片では、Ｔｉの破片の蓄積はどのヤギにおいても見られなかった。

ヤギの寛骨臼における大きな欠陥は埋伏されたＴｉＰを用いて再建することができる。柔軟な組織界面は、同じ欠陥をＭＣＢまたはＭＣＢとＴＣＰ／ＨＡ層との混合物を用いた同じモデルにおける同様の先の実験よりも薄かった。

本研究において、本発明者らは、同じ欠陥をチタン粒子（ＴｉＰ）の埋伏された層を用いて再建した。検討された主な問題は、ＴｉＰ層への骨内方成長の程度、ＴｉＰ層とセメント層との間の界面の性質、再建物中の小さなＴｉ粒子の生成の可能性、およびＴｉ血中濃度である。

材料と方法
動物モデル
本検討は１０匹の雌の成獣搾乳用オランダヤギ（Ｃａｐｒａ Ｈｉｒｃｕｓ Ｓａｎａ）で行った。すべての動物は骨格的に成熟しており、体重は５０ｋｇと６０ｋｇの間（平均５５ｋｇ）であった。追跡試験期間は１５週間であった。

材料
チタン粒子（多孔度７５〜８０％、直径２．８〜４ｍｍ）はＦｏｎｄｅｌ Ｆｉｎａｎｃｅ ＢＶ（オランダ国、ロッテルダム市）により提供された。すべてのＴｉＰ粒子を、Ｃａｍ Ｉｍｐｌａｎｔｓ ＢＶ（オランダ国、ライデン市）による、臨床に使用するための手順に従って洗浄した。コクボ（接骨インプラント用アパタイト層−塗布チタン、バイオマテリアルス １９９７；１８：１１８５−１１９０［ＫｕＫｕｂｏ（Ｙａｎ ＷＱ、Ｎａｋａｍｕｒａ Ｔ， Ｋａｗａｎａｂｅ Ｋ，Ｎｉｓｈｉｇｏｃｈｉ Ｓ， Ｏｋａ Ｍ， Ｋｏｋｕｂｏ Ｔ． Ａｐａｔｉｔｅ ｌａｙｅｒ−ｃｏａｔｅｄ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｆｏｒ ｕｓｅａｓ ｂｏｎｅ ｂｏｎｄｉｎｇ ｉｍｐｌａｎｔｓ， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ １９９７； １８：１１８５−１１９０）］に刊行された従来の方法に従って、すべてのＴｉＰを燐酸カルシウムの層でコーティングした。このコーティングはビオマテリアーレン、ラドブート大学、ナイメヘンにより適用された。

手術前に、抗生物質注射（ベイトリル（Ｂａｙｔｒｙｌ））０．２ｍｌ／ｋｇ；ベイヤー、動物健康部門、オランダ国、メイドレヒト市（Ｂａｙｅｒ，Ｄｉｖｉｓｉｏｎ Ａｎｉｍａｌ Ｈｅａｌｔｈ、Ｍｉｊｉｄｒｅｃｈｉｔ））を筋肉注射した。手術前痛み止め管理は、塩酸ブプレノルフィン（ｂｕｐｒｅｎｏｒｐｈｉｎｅ ｈｙｄｒｏｃｈｌｏｒｉｄｅ）（テムジェシック（Ｔｅｍｇｅｓｉｃ）５μｇ／ｋｇ；レンキット・ベンカイザー・ヘルスケア（Ｒｅｎｎｋｉｔｔ・Ｂｅｎｋｉｓｅｒ．Ｈｅａｌｔｈｃａｅｒ）英国、ハル市）と非ステロイド抗炎症薬、フルキシン・メグルミン（ｆｌｕｘｉｎ ｍｅｇｌｕｍｉｎｅ）（ファイナダイン（Ｆｉｎａｄｙｎｅ）１ｍｇ／ｋｇ；シェーリングープロウ・アニマル・ヘルス、ベルギー国、ブラッセル市）との筋肉内投与からなる。手術中は、痛み止めはさらにソジウムペントバルビタール（ネムブタール（Ｎｅｍｂｕｔａｌ）３０ｍｇ／ｋｇ；セバ・サンテ・アニマーレ（Ｃｅｖａ Ｓａｎｔｅ Ａｎｉｍａｌｅ）、折らんダック、マースルイス市）により維持した。手術は左側を下にして横たわっている動物でイソフルラン麻酔剤（２．５％イソフルラン、酸素／窒素−酸素混合気上）を用いて行った。切開部位を剃毛し、ベタダイン（ｂｅｔａｄｉｎｅ）で完全に洗浄した。その後、Ｃ−型切開を用いて右腰に前側からアプローチした。臀部筋肉を部分的に大腿骨から開放し、退避させた。鞘をＴ−型切開で開いた後、大腿骨頭を外した。次に、大腿骨頚の骨切を行った。寛骨臼をリーミングして直径３２ｍｍとし、高速パワードリルを用いて、上外側のリムを除去して、股関節修正手術にしばしば観られるセグメント欠陥をシミュレーションした。得られたタイプ３ＡＡＯＳセグメント欠陥を金属メッシュ（Ｘ−チェンジ（Ｘ−Ｃｈａｎｇｅ）金属メッシュ、ストライカー・オーテョペヂクス、英国、ニューベリ市）を用いて再建し、これを恥骨の外側に４つのＡＯ骨ねじ（直径３．５ｍｍ；長さ１０または２０ｍｍ；スイス国、シンテス市）を用いて固定した。小さなギザギザのある孔（２ｍｍ）を寛骨臼壁の骨密度の高い領域に設けて、骨移植片の血管新生を促進した。カップの試行試験後、欠陥をＴｉＰで再建した。それぞれの再建に約５〜１１グラムのＴｉＰを用いた。いくつかのサイズが２６ｍｍ〜３２ｍｍと異なる、寛骨臼Ｘ−チェンジ（Ａｃｅｔａｂｕｌａｒ Ｘ−Ｃｈａｎｇｅ（登録商標））（ストライカー・オーソペヂクス、英国、ニューベリ市）に匹敵する、ドーム型の埋伏装置を埋伏に用いた。再建された欠陥の内径は３２ｍｍであった。次に、粉末をモノマーと混合した後４分後に、骨セメント（サージカル・シンプレックスーＰ（Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｉｍｐｌｅｘ−Ｐ）、ストライカー・オーソペヂクス、英国、ニューベリ市）を欠陥内に導入し、その後２分間加圧した。特注のエクセター（Ｅｘｅｔｅｒ）羊用ポリエチレン製カップ（内径２２．２ｍｍ、外形２９ｍｍ）を混合６分後に挿入した。次いで、大腿骨軸を切開し、孔ぐり器できれいにした。大腿管を洗浄し、骨セメント成分を混合してから３．５分後に骨セメントを逆行注入した。二重テーパ研磨Ｖ０エクセター羊用ステム（ストライカー・ベヌワス（Ｓｔｒｙｋｅｒ−Ｂｅｎｏｉｓｔ）、フランス国、ジラール市）を骨セメント混合後５分後に挿入した。セメントの固化後、腰を縮めた。獣組織は層内に閉じ込められ、制御Ｘ線を腰領域に当てた。手術後、動物をハンモックに約１０日〜１４日置いた。アンピシリン抗生物質（アルビペン（Ａｌｂｉｐｅｎ）ＬＡ１５ｍｇ／ｋｇ、Ｉｎｔｅｒｖｅｔ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ ＢＶ，オランダ国、ボックスメール市）をさらに４８時間投与し、また、ファイナダイン（Ｆｉｎａｄｙｎｅ）（４日間）およびテムジェシック（Ｔｅｍｇｅｓｉｃ）（２日間）を痛み止めに投与した。その後、ヤギを歩き回るスペースが十分にある戸外の農場に居住させた。各ヤギはカルセイン・グリーン溶液（２５ｍｇ／ｋｇ）の皮下注射を殺す８日および１日前に施し、提供時の骨形成を組織化学的評価ができるようにした。

ヤギは追跡試験期間中に蛍光色素を投与した（テトラサイクリン、カルセイン・グリーン、およびキシレノール・オレンジ）、手術後１５週にバルビツール酸の過剰投与（ネムブタール６０ｍｇ／ｋｇ）によって殺した。標準レントゲン写真をインプラント部位から撮り、インプラント位置を検証し、破砕と脱臼を排除するようにした。大腿骨と再建された寛骨臼を摘出し、柔組織を洗い落とし、４％緩衝ホルマリン中で４℃で少なくとも１０日間固定した。

組織学
回収された股関節要素の接触Ｘ線写真を撮った後、再建された寛骨臼欠陥を巨視的に二分割によりいくつかの部分に分割した。全ての部分を脱水し、脱カルシウムせずにポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）中に包埋し、ライカ（Ｌｅｉｃａ）ＳＰ１６００ソー・マイクロトーム（ｓａｗ−ｍｉｃｒｏｔｏｍｅ）、ドイツ国、ハイデルベルク市）で連続切片を作成した。切片を染色せずに調べた。骨内方成長を定量した後、切片をＨＥ−染色し、または染色せずカルセイン蛍光を視覚化した。全ての切片を通常光および蛍光光の下で観察した。

各サンプルの一つの切片では、界面の厚さを相互に等間隔の５箇所で測定した。測定が行われた場所を決定するために、寛骨臼に沿って接線を引いた。カップの中央から５本の栓が等しい隅（３０度）で引かれ、柔組織界面との交点において測定を行った。１匹のヤギのすべての値を平均した。

臨床観察および合併症
１匹のヤギは大腿骨を骨折した、これは手術後の合併症であり、おそらく再建手術とは直接関連していないと思われる。ハンモックから解放後の最初の２週間は全てのヤギが足をひきずったが、すべての動物において、その後ほぼ正常な歩行に改善した。１つのカップは提供時に完全に緩み、１つのカップはやや緩かった。

組織学的解析
厚い切片（図２１〜２３）に基づいた。全てのサンプルで、ＴｉＰの層はホストの骨と一体化した（図２４）。骨はＴｉＰ層の外層に緊密に結合した（図２２）。すべてのサンプルで、個々のＴｉＰ下流の間の大きな空隙に新しい骨の顕著な内方成長が見られた（図２３）。

線維状組織の形成
ほとんどのサンプルにおいて新しい骨がＴｉＰセメント界面に到達した（図２３）。ＴｉＰとセメントとの間の界面はむしろ引き締まっており、ほとんどの場合、直接結合がＴｉＰ層とセメントとの間に見られた（図２３）。ある場所では、比較的薄い線維状組織界面が見られ、この界面は一般に１００ミクロンよりも薄かった（図２３）。これは実質的に予想よりも小さく、骨移植片を使用するときよりも小さい。

血中Ｔｉ濃度
手術前のＴｉＰイオン濃度は約０．６ＰＰＢであった。追跡試験期間中、この濃度は徐々に増加して約１．０ＰＰＢとなった（図２５）。この濃度は、意外に低い。

ＴＣＰ／ＨＡ ＭＣＢ混合物を試験するのに使用されるモデルについての従前の刊行物には、主な合併症は寛骨臼壁の破砕であった。中央壁の破砕はヤギのモデルに関連している。３２ｍｍリーマーで孔ぐりして再現可能な空洞欠陥を作成した後、特にあるヤギにおいては小さい骨の寸法で孔ぐりした後、中央壁は極端に薄くなる。ＴＣＰ／ＨＡを用いて埋伏する際、この薄い中央壁はこれらの場合、破砕される。このシリーズでは、中央壁の穿孔は見られなかった。これはＴｉＰの埋伏性に関連付けることができ、ＴｉＰの埋伏性は中央壁の骨にわたって応力がより均一に分布することが可能になる。

このモデルの第２の観察は、先に行われた３つの研究の全てにおいて、比較的に厚い界面が導入された骨移植片とセメント層との間に発達した（アーツ・ジェイ・ジェイ他、骨とセラミックの混合物を用いた骨埋伏移植のマイナス効果の不存在、Ｃｌｉｎ Ｏｒｔｈｏｐ ２００５；４３８：２３９−２４７（Ａｒｔｓ ＪＪ、 Ｇａｒｄｅｎｉｅｒｓ ＪＷ、Ｗｅｌｔｅｎ ＭＬ，Ｖｅｒｄｏｎｓｃｈｏｔ Ｎ、Ｓｃｈｒｅｕｒｓ ＢＷ、 Ｂｕｍａ Ｐ．Ｎｏ ｎｅｇｔｉｖｅ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｂｏｎｅ ｉｍｐａｃｔｉｎ ｇｒａｆｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ｂｏｎｅ ａｎｄ ｃｅｒａｍｉｘ ｍｉｘｔｕｒｅｓ． Ｃｌｉｎ Ｏｒｔｈｏｐ ２００５；４８３：２３９−２４７；ブマ Ｐ他、骨の形態形成淡白−７（ＯＰ−１）の、現実の寛骨臼モデルにおける埋伏骨移植片への無効果、Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔｅｒ ＲＥＳ Ｂ Ａｐｐｌ Ｂｉｏｍａｅｒ ２００７（ＢｕｍａＰ， Ａｒｔｓ ＪＪ， Ｇａｒｄｅｎｉｅｒｓ ＪＷ， Ｖｅｒｄｏｎｓｃｈｏｔ Ｎ， Ｓｃｈｒｅｕｕｒｓ ＢＷ， Ｎｏ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｂｏｎｅ ｍｏｒｐｈｏｇｅｎｅｔｉｃ ｐｒｏｔｅｉｎ−７ （ＯＰ−１） ｏｎ ｔｈｅ ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍｐａｃｔｅｄ ｂｏｎｅ ｇｒａｆｔｓ ｉｎ ａ ｒｅａｌｉｓｔｉｃ ａｃｅｔａｂｕｌａｒ ｍｏｄｅｌ． Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔｅｒ ＲＥＳ Ｂ Ａｐｐｌ Ｂｉｏｍａｅｒ ２００７）； シンメル ＪＷ他、埋伏された骨細片海綿状同種移植片を用いた骨化股関節形成術における寛骨臼再建：ヤギにおける組織学的および生物工学的研究、Ｊ Ａｒｔｈｒｏｐｌａｓｔｙ １９９８； １３：４３８−４４８（Ｓｃｈｉｍｍｅｌ ＪＷ， Ｂｕｍａ Ｐ， Ｖｅｒｓｌｅｙｅｎ Ｄ， Ｈｕｉｓｋｅｓ Ｒ， Ｓｌｏｏｆｆ ＴＪ， Ａｃｅｔａｂｕｌａｒ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｉｍｐａｃｔｅｄ ｍｏｒｓｅｌｉｚｅｄ ｃａｎｃｅｌｌｏｕｓ ａｌｌｏｇｒａｆｔｓ ｉｎ ｃｅｍｅｎｔｅｄ ｈｉｐ ａｒｔｈｒｏｐｌａｓｔｙ： ａ ｈｉｓｔｏｌｏｇｉｃａｌ ａｎｄ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｕｄｙ ｏｎ ｔｈｅ ｇｏａｔ， Ｊ Ａｒｔｈｒｏｐｌａｓｔｙ １９９８； １３：４３８−４４８）。対照的に、本件球では、ＴｉＰ層とセメントとの間には線維状組織の界面が無いか、非常に薄い層があるだけである。おそらく、柔組織界面がMCBが脱吸収される工程で形成されるのであろう。潜在的には、これにより、再モデル化移植片層とセメント層が弱体化する。TiP層の場合は、骨の内方成長によるTiPセメント層の一体化により強化される。再モデル化による弱体化は起こらず、このことが界面の発達に関する非常に好適な結果の説明となっている。

最後に、Ti濃度はTi非セメント化インプラントが用いられている臨床シリーズよりも低い（図２５）。

結論として、この動物実験の結果は好適である。すべての再建において骨内方成長が見られた。カップが脱臼したまたは緩んだヤギにおいてさえも、TiPの無傷の層が見られた。

本発明は図示し、説明された実施の形態に何ら限定されない。請求の範囲の請求項によって請求された範囲内で多くの変形例が可能である。特に、本発明による方法または部品のキットは人または動物の身体の他の部分においても使用することができ、例えば種々の人工器官用に使用することができる。TiPは例えばBoP、またはCeP、あるいはそれらの双方と混合することができるが、TiPを単独で使用するのが好ましい。適用可能であれば、人工器官は任意の所望の形状および寸法をとることができる。これらの代替物も特許請求の範囲の範囲内に網羅されていると考えられる。

Claims (35)

1. 少なくとも一つの接触面を有する人工器官または人工器官の部分と、
   内部孔隙を有する金属顆粒と、
   骨セメントと
   を備えた、部品のキット。
2. 前記量の顆粒は、前記少なくとも一つの表面を、平均厚さが顆粒の平均サイズの少なくとも１倍、好ましくは１倍と１０倍の間、より好ましくは１倍と４倍の間である顆粒の層で覆うのに十分な量であることを特徴とする請求項１に記載の部品のキット。
3. 前記量のセメントは、前記少なくとも一つの接触面を覆う層中の前記顆粒を少なくとも２ｍｍ、好ましくは２ｍｍプラス顆粒の層内への貫入距離の深さまで、平均距離２−X ｍｍにわたって覆うのに十分な量であり、Xは前記顆粒の層の上方のサイズ範囲の顆粒の直径に等しいことを特徴とする請求項２に記載の部品のキット。
4. 前記量のセメントは前記顆粒の微細孔と、前記顆粒間の各部とを前記顆粒の層の平均少なくとも３分の１まで充填するのに十分な量であることを特徴とする請求項３に記載の部品のキット。
5. 前記少なくとも１つの接触面上に前記顆粒の層により形成される外表面の少なくとも一部を覆うためのメッシュ材料をさらに備えることを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載の部品のキット。
6. 前記メッシュは前記顆粒が前記メッシュに収容されることができるように設けられていることを特徴とする請求項５に記載の部品のキット。
7. 前記顆粒を骨の開口部内において圧縮する手段をさらに備えることを特徴とする請求項１〜６のいずれか一項に記載の部品のキット。
8. 前記圧縮手段は、前記人工器官の一部分、特に前記開口部に導入される前記少なくとも１つの接触面と類似の、好ましくは実質的に同一の輪郭を有する接触部分を設けられていることを特徴とする請求項７に記載の部品のキット。
9. 前記顆粒を骨の開口部内に導入する手段をさらに備えることを特徴とする請求項１〜８のいずれか一項に記載の部品のキット。
10. 前記顆粒の少なくとも５０体積％は１ｍｍと１０ｍｍの間、好ましくは２．５ｍｍと７ｍｍの間の平均サイズを有することを特徴とする請求項１〜９のいずれか一項に記載の部品のキット。
11. 前記顆粒の実質的に全部が１ｍｍと１０ｍｍの間、好ましくは２．５ｍｍと７ｍｍの間の平均サイズを有することを特徴とする請求項１０に記載の部品のキット。
12. 前記顆粒は、平均多孔度が４０〜９０％であることを特徴とする請求項１〜１１のいずれか一項に記載の部品のキット。
13. 前記顆粒は前記顆粒が相互にくっつくのに十分な表面粗さ、好ましくは５．５Raより大きい、好ましくは６Raより大きい、さらに好ましくは６．３RAより大きい表面粗さを有することを特徴とする請求項１〜１２のいずれか一項に記載の部品のキット。
14. 前記顆粒は、チタンを四塩化チタン（ＴｉＣｌ_４）を用いて生成する方法を用いて形成されることを特徴とする部品のキット。
15. 前記顆粒はコーティング、好ましくは骨伝導性コーティング、特に燐酸カルシウムまたは生物活性ガラスを含有するコーティングを有することを特徴とする請求項１〜１４のいずれか一項に記載の部品のキット。
16. 前記コーティングは、平均厚さが０．５〜１００マイクロメータであり、特に燐酸カルシウムを含有するコーティングであることを特徴とする請求項１５に記載の部品のキット。
17. 前記顆粒は少なくとも部分的にチタンでできていることを特徴とする請求項１〜１６のいずれか一項に記載の部品のキット。
18. 前記骨セメントはポリメチルメタクリレート（PMMA)のようなアクリレート類から選ばれることを特徴とする請求項１〜１７のいずれか一項に記載の部品のキット。
19. 請求項１〜１８のいずれか一項に記載の部品のキットに使用するチタン顆粒であって、５０％と９５％の間の多孔度を有し、直径が１ｍｍと１０ｍｍの間であり、前記顆粒は好ましくは骨伝導性であり、前記顆粒は好ましくは骨伝導性または骨誘導性のコーティング、またはバイオセラミック、バイオガラスまたは骨伝導性もしくは骨誘導性分子もしくは液体または細胞からなる群から選ばれるコーティングで覆われていることを特徴とするチタン顆粒。
20. 人工器官またはその部分をイン・ビボまたはイン・ビボで骨または人工骨に固定する方法であって、
    骨に、人工器官の少なくとも１つの接触面を受容するための開口部を設け、
    前記開口部、または遭遇した骨欠陥、あるいはそれらの双方を内部孔隙を有する金属顆粒で、少なくとも部分的に、前記開口部の内壁の少なくとも部分、好ましくは実質的に全体が前記顆粒の層で覆われるように、充填し、
    前記層の開口内の前記顆粒の中へ圧縮装置を導入し、前記顆粒の層を前記内壁に対して圧縮して、前記圧縮装置が前記開口から撤退すると、前記開口が実質的に前記人工器官の前記少なくとも１つの接触面の形状と寸法を有するようにし、
    骨セメントと前記少なくとも１つの接触面とを、前記骨セメントが前記顆粒の層内に、前記顆粒内および前記顆粒間に押込まれるように、前記開口内に導入し、
    前記少なくとも１つの接触面が固定のための所望の位置にあるときに、前記少なくとも１つの接触面と前記内壁との間の前記空間が、前記顆粒の層で充填され、前記骨セメントが前記層内に押込まれることを含む方法。
21. 前記セメントは前記顆粒内および前記顆粒間に、前記少なくとも身体接触面から見て、前記層の平均厚さの３分の２以下の平均深さまで押し込まれることを特徴とする請求項２０に記載の方法。
22. 前記セメントは前記顆粒内および前記顆粒間に、前記少なくとも１つの接触面から見て１センチメートル以下、このましくは７．５ｍｍ未満の平均深さまで押込まれることを特徴とする請求項２０または２１に記載の方法。
23. 前記開口部内への導入前に、前記顆粒は液体、特に水を含むまたは水からなる液体に浸漬されることを特徴とする請求項２０〜２２のいずれか一項に記載の方法。
24. 前記顆粒の圧縮中に少なくとも一部、好ましくは５０％より多い前記液体が前記顆粒の外へ、および前記顆粒の間から押し出されることを特徴とする請求項２０に記載の方法。
25. 前記顆粒の層の少なくとも一部の導入の前に、または導入の後に、前記開口部に、メッシュが設けられることを特徴とする請求項２０〜２４のいずれか一項に記載の方法。
26. 前記少なくとも１つの身体接触面を受容するための前記開口部を作製する前に、人工器官を前記骨から取り出し、前記開口部をそのままにし、その後、前記顆粒の導入前に、前記開口部の前記内壁を洗浄することを特徴とする請求項２０〜２５のいずれか一項に記載の方法。
27. 前記圧縮は、複数の圧縮装置を用いて行われることを特徴とする請求項２０〜２６のいずれか一項に記載の方法。
28. 前記顆粒は前記内壁に対して少なくとも２５％圧縮されることを特徴とする請求項２０〜２７のいずれか一項に記載の方法。
29. 前記内壁の空隙、または開口部、あるいはそれらの双方が、顆粒で、前記顆粒の層を用意する前にまたはその間に、充填されることを特徴とする請求項２０〜２８のいずれか一項に記載の方法。
30. 骨に人工器官を固定するための部品のキットの調製における金属性多孔質顆粒、および骨セメントの使用。
31. 骨欠陥を充填するための要素の調製における金属性多孔質顆粒の使用。
32. 多孔質金属顆粒、および骨欠陥を充填し、または骨に人工器官またはその部分を固定し、あるいはそれらの双方をするための要素を調製するための圧縮装置とを備える部品のキット。
33. 前記顆粒は液体、特に水を含む、または水からなる液体に浸漬されていることを特徴とする請求項３２に記載の方法。
34. 前記圧縮装置は、長手方向を有し、長手方向端部に前記圧縮装置を前記長手方向に駆動する埋伏面と、少なくとも部分的に先細形状の部分、好ましくは端部部分であって、前記埋伏面から遠ざかる方向に先細形状になっている部分とを設けられていることを特徴とする、好ましくは請求項１〜１８または３２〜３３のいずれか一項に記載の部品のキット。
35. 生物模倣コーティング、過飽和溶液におけるコーティング、
    プラズマ・スプレイコーティング、または
    好ましくは塩溶液浴または電気スプレイ堆積を用いる、電気化学的堆積
    の少なくとも１つを用いる、
    部品のキットの顆粒をコーティングする方法。

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