JP2984112B2 - 骨充填材 - Google Patents
骨充填材Info
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- JP2984112B2 JP2984112B2 JP3286868A JP28686891A JP2984112B2 JP 2984112 B2 JP2984112 B2 JP 2984112B2 JP 3286868 A JP3286868 A JP 3286868A JP 28686891 A JP28686891 A JP 28686891A JP 2984112 B2 JP2984112 B2 JP 2984112B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体用移植材に関する
ものであり、更に詳しくは歯周骨欠損等、骨、歯の硬組
織に使用する骨充填材に関するものである
ものであり、更に詳しくは歯周骨欠損等、骨、歯の硬組
織に使用する骨充填材に関するものである
【０００２】
【従来の技術】骨折や骨腫瘍の手術のために骨欠損や空
隙が生じることがある。このような骨欠損部や空隙を補
綴するために、近年人工の骨充填材料が開発されてい
る。その中でも、ハイドロキシアパタイト、トリカルシ
ウムフォスフェートなどのリン酸カルシウム系粉末が現
在、広く使用されており、また多くの動物実験が行われ
一般臨床にも用いられている。
隙が生じることがある。このような骨欠損部や空隙を補
綴するために、近年人工の骨充填材料が開発されてい
る。その中でも、ハイドロキシアパタイト、トリカルシ
ウムフォスフェートなどのリン酸カルシウム系粉末が現
在、広く使用されており、また多くの動物実験が行われ
一般臨床にも用いられている。
【０００３】特開昭62-221358 号及び特開平1-181871号
公報にはキチン、コラーゲン、ポリビニルアルコール等
の高分子材料とリン酸カルシウム系化合物を複合化した
骨充填材が提案しており、骨充填材の充填時の操作性の
改善、及び充填後の動揺を防ぐ為に毒性のない高分子材
料を用いている。
公報にはキチン、コラーゲン、ポリビニルアルコール等
の高分子材料とリン酸カルシウム系化合物を複合化した
骨充填材が提案しており、骨充填材の充填時の操作性の
改善、及び充填後の動揺を防ぐ為に毒性のない高分子材
料を用いている。
【０００４】
【従来技術の課題】上記公報において説明される骨充填
材は、生体組織への充填時の移動、動揺を防止するため
に非常に有効なものであった。しかし、キチン、コラー
ゲンを用いた場合は骨組織の増殖生成を部分的には誘導
するが、その他の場合では骨組織の増殖生成の誘導がな
い。したがって十分な新成骨の増殖生成を誘導する骨充
填材の開発が望まれていた。
材は、生体組織への充填時の移動、動揺を防止するため
に非常に有効なものであった。しかし、キチン、コラー
ゲンを用いた場合は骨組織の増殖生成を部分的には誘導
するが、その他の場合では骨組織の増殖生成の誘導がな
い。したがって十分な新成骨の増殖生成を誘導する骨充
填材の開発が望まれていた。
【０００５】
【課題を解決するための課題】上記課題を解決するた
め、本発明はリン酸カルシウム系粉末粒子とカルボキシ
ルメチルキチン並びにコラーゲン及び／又はゼラチンを
含む複合体とから成る骨充填材を提供する。
め、本発明はリン酸カルシウム系粉末粒子とカルボキシ
ルメチルキチン並びにコラーゲン及び／又はゼラチンを
含む複合体とから成る骨充填材を提供する。
【０００６】
【実施例】本発明者は、各種高分子材料について新成骨
の増殖生成について研究してきた。その中でキチン、及
びその誘導体であるカルボキシルメチルキチンへの新成
骨の増殖生成が良好であることを知見した。一般にキチ
ンは水との溶解が難しいく成形しにくいという不具合が
あるが、カルボキシルメチルキチンは水、エタノール等
の溶媒に容易に溶解し、膜状、スポンジ状に成形するこ
とができる。さらに、コラーゲン又はコラーゲンよりも
成形性がよく生体反応性が類似しているゼラチンと複合
化するとさらに新成骨の増殖生成が促進されることを知
見した。さらに、コラーゲン及びゼラチンを混合して使
用しても同様な結果であった。
の増殖生成について研究してきた。その中でキチン、及
びその誘導体であるカルボキシルメチルキチンへの新成
骨の増殖生成が良好であることを知見した。一般にキチ
ンは水との溶解が難しいく成形しにくいという不具合が
あるが、カルボキシルメチルキチンは水、エタノール等
の溶媒に容易に溶解し、膜状、スポンジ状に成形するこ
とができる。さらに、コラーゲン又はコラーゲンよりも
成形性がよく生体反応性が類似しているゼラチンと複合
化するとさらに新成骨の増殖生成が促進されることを知
見した。さらに、コラーゲン及びゼラチンを混合して使
用しても同様な結果であった。
【０００７】この際、コラーゲン及び／又はゼラチンが
10wt％より少ないときには新成骨の増殖生成がカルボキ
シルメチルキチン単体と顕著な差が見られず、また50wt
％より多い時にはコラーゲン又はゼラチン単体と顕著な
差が見られなかった。
10wt％より少ないときには新成骨の増殖生成がカルボキ
シルメチルキチン単体と顕著な差が見られず、また50wt
％より多い時にはコラーゲン又はゼラチン単体と顕著な
差が見られなかった。
【０００８】また、リン酸カルシウム系粉末としては、
ハイドロキシアパタイト、トリカルシウムフォスフェー
ト、リン酸カルシウム系ガラスが臨床応用されている。
疑似体液中での溶出実験によりトリカルシウムフォスフ
ェート、リン酸カルシウム系ガラス、及びハイドロキシ
アパタイトがカルシウム、リンの溶出に優れていること
を発見した。トリカルシウムフォスフェートが70wt％以
上では溶液が酸性に、又リン酸カルシウム系ガラスが20
wt％以上では浸漬液がアルカル性になっていしまう。生
体への補綴物が生体内で酸性やアルカリ性の物質を溶出
するのは生体に悪影響を与えるので好ましくない。その
ため上記リン酸カルシウム系粉末はトリカルシウムフォ
スフェート0 〜70wt％とリン酸カルシウム系ガラス0 〜
20wt％を含むものが好ましい。
ハイドロキシアパタイト、トリカルシウムフォスフェー
ト、リン酸カルシウム系ガラスが臨床応用されている。
疑似体液中での溶出実験によりトリカルシウムフォスフ
ェート、リン酸カルシウム系ガラス、及びハイドロキシ
アパタイトがカルシウム、リンの溶出に優れていること
を発見した。トリカルシウムフォスフェートが70wt％以
上では溶液が酸性に、又リン酸カルシウム系ガラスが20
wt％以上では浸漬液がアルカル性になっていしまう。生
体への補綴物が生体内で酸性やアルカリ性の物質を溶出
するのは生体に悪影響を与えるので好ましくない。その
ため上記リン酸カルシウム系粉末はトリカルシウムフォ
スフェート0 〜70wt％とリン酸カルシウム系ガラス0 〜
20wt％を含むものが好ましい。
【０００９】一方、トリカルシウムフォスフェートとハ
イドロキシアパタイトは、リン酸水溶液中にCa（ H O）
を滴下し得られた生成物を900 〜1300℃の温度で熱処理
することによって得られるが。トリカルシウムフォスフ
ェートは水と良く反応するので乾式粉砕し、ハイドロキ
シアパタイトは乾式、又は湿式の方法にて粉砕する。
イドロキシアパタイトは、リン酸水溶液中にCa（ H O）
を滴下し得られた生成物を900 〜1300℃の温度で熱処理
することによって得られるが。トリカルシウムフォスフ
ェートは水と良く反応するので乾式粉砕し、ハイドロキ
シアパタイトは乾式、又は湿式の方法にて粉砕する。
【００１０】また、リン酸カルシウム系ガラスとしては
バイオガラス又はアパタイトとウオラストナイトを含ん
だ結晶化ガラスを用いる。これらの材料も水と親和性を
有するので乾式粉砕する。
バイオガラス又はアパタイトとウオラストナイトを含ん
だ結晶化ガラスを用いる。これらの材料も水と親和性を
有するので乾式粉砕する。
【００１１】上述のような方法で得られたトリカルシウ
ムフォスフェートを0〜70wt％、リン酸カルシウム系ガ
ラス0 〜20wt％とハイドロキシアパタイトを含むリン酸
カルシウム系粉末を、コラーゲン及び／又はゼラチンを
10〜50wt％含むカルボキシルメチルキチン水溶液に浸漬
し、脱泡、風乾後100 〜160 ℃で真空熱架橋することに
よって骨充填材を得る。
ムフォスフェートを0〜70wt％、リン酸カルシウム系ガ
ラス0 〜20wt％とハイドロキシアパタイトを含むリン酸
カルシウム系粉末を、コラーゲン及び／又はゼラチンを
10〜50wt％含むカルボキシルメチルキチン水溶液に浸漬
し、脱泡、風乾後100 〜160 ℃で真空熱架橋することに
よって骨充填材を得る。
【００１２】実施例１ 減菌水100ml にカルボキシルメチルキチン4gとゼラチン
2gを加え、カルボキシルメチルキチン/ ゼラチン溶液を
作製した。湿式粉砕した平均粒径5 μm の1000℃で焼成
したハイドロキシアパタイト60g と、乾式粉砕した平均
粒径55μm の1200℃で焼成したトリカルシウムフォスフ
ェート35g と、乾式粉砕した平均粒径45μm のアパタイ
ト/ ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸カル
シウム系結晶化ガラス5gを前記カルボキシルメチルキチ
ン/ ゼラチン溶液に浸漬し、脱泡、風乾後、140 ℃の温
度で24時間真空熱架橋した。その後３５０μm の平均粒
径に分級しカルボキシルメチルキチン複合体３とリン酸
カルシウム系粉末粒子２とから成る骨充填材１を作製し
た。
2gを加え、カルボキシルメチルキチン/ ゼラチン溶液を
作製した。湿式粉砕した平均粒径5 μm の1000℃で焼成
したハイドロキシアパタイト60g と、乾式粉砕した平均
粒径55μm の1200℃で焼成したトリカルシウムフォスフ
ェート35g と、乾式粉砕した平均粒径45μm のアパタイ
ト/ ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸カル
シウム系結晶化ガラス5gを前記カルボキシルメチルキチ
ン/ ゼラチン溶液に浸漬し、脱泡、風乾後、140 ℃の温
度で24時間真空熱架橋した。その後３５０μm の平均粒
径に分級しカルボキシルメチルキチン複合体３とリン酸
カルシウム系粉末粒子２とから成る骨充填材１を作製し
た。
【００１３】図1 及び図2 に示す如く、骨充填材１にお
いてはゼラチンを含んだ上記のカルボキシルメチルキチ
ン複合体３が充填後膨潤し、リン酸カルシウム系ガラス
２ａ、トリカルシウムフォスフェート２ｂ、及びハイド
ロキシアパタイト２ｃのリン酸カルシウム系粉末粒子２
を包囲、固定する。なお、ハイドロキシアパタイト２ｃ
は湿式粉砕された場合図１に示すように骨充填材１全体
に微細な粒子としてほぼ均一に分散する。
いてはゼラチンを含んだ上記のカルボキシルメチルキチ
ン複合体３が充填後膨潤し、リン酸カルシウム系ガラス
２ａ、トリカルシウムフォスフェート２ｂ、及びハイド
ロキシアパタイト２ｃのリン酸カルシウム系粉末粒子２
を包囲、固定する。なお、ハイドロキシアパタイト２ｃ
は湿式粉砕された場合図１に示すように骨充填材１全体
に微細な粒子としてほぼ均一に分散する。
【００１４】コントロールとして、水溶液のカルボキシ
ルメチルキチンで包囲されたハイドロキシアパタイト顆
粒（以下、ハイドロキシアパタイト顆粒と略称する）を
作製し、これと本発明の骨充填材１とを別々に家兎の大
腿骨に埋入し、経時的に観察した。埋入後、１週、４
周、８周後に屠殺し、周囲組織を検出しホルマリン液に
て固定した、脱灰後、樹脂包理、染色し、病理標本を作
製した。
ルメチルキチンで包囲されたハイドロキシアパタイト顆
粒（以下、ハイドロキシアパタイト顆粒と略称する）を
作製し、これと本発明の骨充填材１とを別々に家兎の大
腿骨に埋入し、経時的に観察した。埋入後、１週、４
周、８周後に屠殺し、周囲組織を検出しホルマリン液に
て固定した、脱灰後、樹脂包理、染色し、病理標本を作
製した。
【００１５】〔埋入１週間後〕本発明の骨充填材１で
は、一部溶出が見られ、又周囲には新成骨、骨牙細胞の
生成が見られた。一方、比較例としてのハイドロキシア
パタイト顆粒の周囲にも若干の骨牙細胞生成が見られ
た。
は、一部溶出が見られ、又周囲には新成骨、骨牙細胞の
生成が見られた。一方、比較例としてのハイドロキシア
パタイト顆粒の周囲にも若干の骨牙細胞生成が見られ
た。
【００１６】〔埋入４週間後〕骨充填材１では、さらに
溶出が進み、周囲に活発な新成骨の増殖生成が見られ
た。一方比較例のハイドロキシアパタイト顆粒にも、周
囲に若干の新成骨の増殖生成が見られた。
溶出が進み、周囲に活発な新成骨の増殖生成が見られ
た。一方比較例のハイドロキシアパタイト顆粒にも、周
囲に若干の新成骨の増殖生成が見られた。
【００１７】〔埋入８週間後〕骨充填材１では、溶出が
見られなくなったが、周囲は新成骨に囲まれていた。
見られなくなったが、周囲は新成骨に囲まれていた。
【００１８】一方、比較例のハイドロキシアパタイト顆
粒の周囲では、一部繊維性組織が見られたが、増殖生成
した新成骨は一部を包囲するに過ぎなかった。
粒の周囲では、一部繊維性組織が見られたが、増殖生成
した新成骨は一部を包囲するに過ぎなかった。
【００１９】実施例２ 滅菌水100ml にカルボキシルメチルキチン2gとコラーゲ
ン2gを加え、カルボキシルメチルキチン/ コラーゲン溶
液を作製した。乾式粉砕した平均粒径50μm の1000℃で
焼成したハイドロキシアパタイト20g と、乾式粉砕した
平均粒径40μmの1300℃で焼成したトリカルシウムフォ
スフェート35g と、乾式粉砕した平均粒径45μm のアパ
タイト/ ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸
カルシウム系ガラス30g を上記カルボキシルメチルキチ
ン/ コラーゲン溶液に浸漬し、脱泡、風乾後、100 ℃の
温度で12時間真空熱架橋した。その後５００μm の平均
粒径に分級しカルボキシルメチルキチン複合体３とリン
酸カルシウム系粉末粒子２とから成る骨充填材１を作製
した。
ン2gを加え、カルボキシルメチルキチン/ コラーゲン溶
液を作製した。乾式粉砕した平均粒径50μm の1000℃で
焼成したハイドロキシアパタイト20g と、乾式粉砕した
平均粒径40μmの1300℃で焼成したトリカルシウムフォ
スフェート35g と、乾式粉砕した平均粒径45μm のアパ
タイト/ ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸
カルシウム系ガラス30g を上記カルボキシルメチルキチ
ン/ コラーゲン溶液に浸漬し、脱泡、風乾後、100 ℃の
温度で12時間真空熱架橋した。その後５００μm の平均
粒径に分級しカルボキシルメチルキチン複合体３とリン
酸カルシウム系粉末粒子２とから成る骨充填材１を作製
した。
【００２０】上記骨充填材1 を、実験的に歯周病をおこ
させたビーグル犬の上顎の第4 臼歯部周囲に充填し、経
時観察を行った。
させたビーグル犬の上顎の第4 臼歯部周囲に充填し、経
時観察を行った。
【００２１】2 ヶ月までの観察では、骨充填材１の流出
はなく、又動揺もレントゲン検査では観察されなかっ
た。ビーグル犬の屠殺後、組織学的検索を行ったとこ
ろ、歯の周囲には新成骨の増殖生成が見られ、良好な歯
周支持組織が再生していることが認められた。
はなく、又動揺もレントゲン検査では観察されなかっ
た。ビーグル犬の屠殺後、組織学的検索を行ったとこ
ろ、歯の周囲には新成骨の増殖生成が見られ、良好な歯
周支持組織が再生していることが認められた。
【００２２】以上のように本発明の骨充填材1 は従来技
術であるカルボキシルメチルキチンにより包囲されたリ
ン酸カルシウム系粉末粒子よりなる骨充填材よりも優れ
た生体適合性、骨形成能を備えていることが証明され
た。
術であるカルボキシルメチルキチンにより包囲されたリ
ン酸カルシウム系粉末粒子よりなる骨充填材よりも優れ
た生体適合性、骨形成能を備えていることが証明され
た。
【００２３】実施例３ 滅菌水100ml にカルボキシルメチルキチン2gとコラーゲ
ン2gを加え、カルボキシルメチルキチン/ コラーゲン溶
液を作製した。乾式粉砕した平均粒径70μm の1000℃で
焼成したハイドロキシアパタイト35g と、乾式粉砕した
平均粒径60μmの1300℃で焼成したトリカルシウムフォ
スフェート50g を上記カルボキシルメチルキチン/ コラ
ーゲン溶液に浸漬し、脱泡、風乾後、100 ℃の温度で14
時間真空熱架橋した。その後450 μm の平均粒径に分級
しカルボキシルメチルキチン複合体３とリン酸カルシウ
ム系粉末粒子２とから成る骨充填材１を作製した。
ン2gを加え、カルボキシルメチルキチン/ コラーゲン溶
液を作製した。乾式粉砕した平均粒径70μm の1000℃で
焼成したハイドロキシアパタイト35g と、乾式粉砕した
平均粒径60μmの1300℃で焼成したトリカルシウムフォ
スフェート50g を上記カルボキシルメチルキチン/ コラ
ーゲン溶液に浸漬し、脱泡、風乾後、100 ℃の温度で14
時間真空熱架橋した。その後450 μm の平均粒径に分級
しカルボキシルメチルキチン複合体３とリン酸カルシウ
ム系粉末粒子２とから成る骨充填材１を作製した。
【００２４】図３に示す如く、骨充填材１においてはコ
ラーゲンを含んだ上記のカルボキシルメチルキチン複合
体３が充填後膨潤し、トリカルシウムフォスフェート２
ｂ、及びハイドロキシアパタイト２ｃのリン酸カルシウ
ム系粉末粒子２を包囲、固定する。
ラーゲンを含んだ上記のカルボキシルメチルキチン複合
体３が充填後膨潤し、トリカルシウムフォスフェート２
ｂ、及びハイドロキシアパタイト２ｃのリン酸カルシウ
ム系粉末粒子２を包囲、固定する。
【００２５】上記骨充填材1 を、実験的に歯周病をおこ
させたビーグル犬の上顎の第4 臼歯部周囲に充填し、経
時観察を行った。
させたビーグル犬の上顎の第4 臼歯部周囲に充填し、経
時観察を行った。
【００２６】2 ヶ月までの観察では、骨充填材１の流出
はなく、又動揺もレントゲン検査では観察されなかっ
た。ビーグル犬の屠殺後、組織学的検索を行ったとこ
ろ、歯の周囲には新成骨の増殖生成が見られ、良好な歯
周支持組織が再生していることが認められた。
はなく、又動揺もレントゲン検査では観察されなかっ
た。ビーグル犬の屠殺後、組織学的検索を行ったとこ
ろ、歯の周囲には新成骨の増殖生成が見られ、良好な歯
周支持組織が再生していることが認められた。
【００２７】また、乾式粉砕した平均粒径45μm のアパ
タイト/ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸
カルシウム系ガラスと湿式粉砕した平均粒径50μm の10
00℃で焼成したハイドロキシアパタイトとを上記カルボ
キシルメチルキチン／コラーゲン溶液に浸漬し上述の方
法で作製した骨充填材１と、乾式粉砕した平均粒径45μ
m のアパタイト/ ウオラストナイト混合粉から作製され
るリン酸カルシウム系ガラス30g と乾式粉砕した平均粒
径60μm の1300℃で焼成したトリカルシウムフォスフェ
ート50g を上記カルボキシルメチルキチン／コラーゲン
溶液に浸漬し上述の方法で作製した骨充填材１について
上述の方法による動物実験においても同様な結果が得ら
れた。
タイト/ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸
カルシウム系ガラスと湿式粉砕した平均粒径50μm の10
00℃で焼成したハイドロキシアパタイトとを上記カルボ
キシルメチルキチン／コラーゲン溶液に浸漬し上述の方
法で作製した骨充填材１と、乾式粉砕した平均粒径45μ
m のアパタイト/ ウオラストナイト混合粉から作製され
るリン酸カルシウム系ガラス30g と乾式粉砕した平均粒
径60μm の1300℃で焼成したトリカルシウムフォスフェ
ート50g を上記カルボキシルメチルキチン／コラーゲン
溶液に浸漬し上述の方法で作製した骨充填材１について
上述の方法による動物実験においても同様な結果が得ら
れた。
【００２８】実施例４ 滅菌水100ml にカルボキシルメチルキチン2gとコラーゲ
ン1gとゼラチン1gを加え、カルボキシルメチルキチン/
コラーゲン/ ゼラチン溶液を作製した。乾式粉砕した平
均粒径80μm の1000℃で焼成したハイドロキシアパタイ
ト90g を上記カルボキシルメチルキチン/ コラーゲン溶
液に浸漬し、脱泡、風乾後、100 ℃の温度で13時間真空
熱架橋した。その後７００μm の平均粒径に分級しカル
ボキシルメチルキチン複合体３とハイドロキシアパタイ
ト２ｃのリン酸カルシウム系粉末粒子２とから成る骨充
填材１を作製した。
ン1gとゼラチン1gを加え、カルボキシルメチルキチン/
コラーゲン/ ゼラチン溶液を作製した。乾式粉砕した平
均粒径80μm の1000℃で焼成したハイドロキシアパタイ
ト90g を上記カルボキシルメチルキチン/ コラーゲン溶
液に浸漬し、脱泡、風乾後、100 ℃の温度で13時間真空
熱架橋した。その後７００μm の平均粒径に分級しカル
ボキシルメチルキチン複合体３とハイドロキシアパタイ
ト２ｃのリン酸カルシウム系粉末粒子２とから成る骨充
填材１を作製した。
【００２９】図4 に示す如く、骨充填材１においてはコ
ラーゲンを含んだ上記のカルボキシルメチルキチン複合
体３が充填後膨潤し、ハイドロキシアパタイト２ｃのリ
ン酸カルシウム系粉末粒子２を包囲、固定する。
ラーゲンを含んだ上記のカルボキシルメチルキチン複合
体３が充填後膨潤し、ハイドロキシアパタイト２ｃのリ
ン酸カルシウム系粉末粒子２を包囲、固定する。
【００３０】上記骨充填材1 を、実験的に歯周病をおこ
させたビーグル犬の上顎の第4 臼歯部周囲に充填し、経
時観察を行った。
させたビーグル犬の上顎の第4 臼歯部周囲に充填し、経
時観察を行った。
【００３１】2 ヶ月までの観察では、骨充填材１の流出
はなく、又動揺もレントゲン検査では観察されなかっ
た。ビーグル犬の屠殺後、組織学的検索を行ったとこ
ろ、歯の周囲には新成骨の増殖生成が見られ、良好な歯
周支持組織が再生していることが認められた。
はなく、又動揺もレントゲン検査では観察されなかっ
た。ビーグル犬の屠殺後、組織学的検索を行ったとこ
ろ、歯の周囲には新成骨の増殖生成が見られ、良好な歯
周支持組織が再生していることが認められた。
【００３２】また、乾式粉砕した平均粒径45μm のアパ
タイト/ ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸
カルシウム系ガラスを上記カルボキシルメチルキチン／
コラーゲン/ ゼラチン溶液に浸漬し上述の方法で作製し
た骨充填材１と、乾式粉砕した平均粒径60μm の1300℃
で焼成したトリカルシウムフォスフェートを上記カルボ
キシルメチルキチン／コラーゲン溶液に浸漬し上述の方
法で作製した骨充填材１について上述の方法による動物
実験においても同様な結果が得られた。
タイト/ ウオラストナイト混合粉から作製されるリン酸
カルシウム系ガラスを上記カルボキシルメチルキチン／
コラーゲン/ ゼラチン溶液に浸漬し上述の方法で作製し
た骨充填材１と、乾式粉砕した平均粒径60μm の1300℃
で焼成したトリカルシウムフォスフェートを上記カルボ
キシルメチルキチン／コラーゲン溶液に浸漬し上述の方
法で作製した骨充填材１について上述の方法による動物
実験においても同様な結果が得られた。
【００３３】なお、本発明の骨充填材１は商品として、
図５に示すようにリン酸カルシウム系粉末粒子２とカル
ボキシルメチルキチン複合体３の粒子が混在している状
態のもとに、又は図６に示すようにリン酸カルシウム系
粉末粒子２の表面にカルボキシルメチルキチン複合体３
をコーティングした状態のものがビンなどの容器Ｙの中
に入れられ販売されたり保存される。
図５に示すようにリン酸カルシウム系粉末粒子２とカル
ボキシルメチルキチン複合体３の粒子が混在している状
態のもとに、又は図６に示すようにリン酸カルシウム系
粉末粒子２の表面にカルボキシルメチルキチン複合体３
をコーティングした状態のものがビンなどの容器Ｙの中
に入れられ販売されたり保存される。
【００３４】以上のように本発明の骨充填材1 は従来技
術であるカルボキシルメチルキチンにより包囲されたリ
ン酸カルシウム系粉末粒子よりなる骨充填材よりも優れ
た生体適合性、骨形成能を備えていることが証明され
た。
術であるカルボキシルメチルキチンにより包囲されたリ
ン酸カルシウム系粉末粒子よりなる骨充填材よりも優れ
た生体適合性、骨形成能を備えていることが証明され
た。
【００３５】
【発明の効果】本発明の骨充填材1 を用いれば生体にと
って毒性もなく、充填後の動揺、流出もなく新成骨の増
殖生成の見られるインプラントが実現される。
って毒性もなく、充填後の動揺、流出もなく新成骨の増
殖生成の見られるインプラントが実現される。
【図１】湿式粉砕したハイドロキシアパタイトを用いた
本発明骨充填材の充填後の状態を示す一部拡大断面図で
ある。
本発明骨充填材の充填後の状態を示す一部拡大断面図で
ある。
【図２】乾式粉砕したハイドロキシアパタイトを用いた
本発明骨充填材の充填後の状態を示す一部拡大断面図で
ある。
本発明骨充填材の充填後の状態を示す一部拡大断面図で
ある。
【図３】本発明骨充填材の充填後の状態を示す一部拡大
断面図である。
断面図である。
【図４】本発明骨充填材の充填後の状態を示す一部拡大
断面図である。
断面図である。
【図５】本発明骨充填材の商品段階での一態様を示す一
部拡大断面図である。
部拡大断面図である。
【図６】本発明骨充填材の商品段階での別態様を示す一
部拡大断面図である。
部拡大断面図である。
１： 骨充填材 ２ａ： リン酸カルシウム系ガラス ２ｂ： トリカルシウムフォスフェート ２ｃ： ハイドロキシアパタイト ３： カルボキシルメチルキチン複合体 Ｙ： 容器
Claims (1)
- 【請求項１】リン酸カルシウム系粉末粒子とカルボキシ
ルメチルキチン並びにコラーゲン及び／又はゼラチンを
含む複合体とから成る骨充填材。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3286868A JP2984112B2 (ja) | 1991-10-31 | 1991-10-31 | 骨充填材 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3286868A JP2984112B2 (ja) | 1991-10-31 | 1991-10-31 | 骨充填材 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05123390A JPH05123390A (ja) | 1993-05-21 |
| JP2984112B2 true JP2984112B2 (ja) | 1999-11-29 |
Family
ID=17710050
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3286868A Expired - Fee Related JP2984112B2 (ja) | 1991-10-31 | 1991-10-31 | 骨充填材 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2984112B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6903146B2 (en) | 2001-05-02 | 2005-06-07 | Pentax Corporation | Prosthetic filler for a living body and method of manufacturing the prosthetic filler |
| WO2009142296A1 (ja) * | 2008-05-23 | 2009-11-26 | 国立大学法人東京医科歯科大学 | セラミックスの分極処理方法及び分極処理したセラミックスを含む生体材料 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3389316B2 (ja) * | 1993-08-31 | 2003-03-24 | 京セラ株式会社 | 吸収性生体材料とその製造方法 |
| US20020098222A1 (en) * | 1997-03-13 | 2002-07-25 | John F. Wironen | Bone paste |
| US20020076429A1 (en) * | 1998-01-28 | 2002-06-20 | John F. Wironen | Bone paste subjected to irradiative and thermal treatment |
| US20030147860A1 (en) | 2002-02-07 | 2003-08-07 | Marchosky J. Alexander | Compositions and methods for forming and strengthening bone |
| US7226587B2 (en) | 2001-06-01 | 2007-06-05 | Wyeth | Compositions and methods for systemic administration of sequences encoding bone morphogenetic proteins |
| TWI267378B (en) | 2001-06-08 | 2006-12-01 | Wyeth Corp | Calcium phosphate delivery vehicles for osteoinductive proteins |
| WO2005011536A1 (ja) * | 2003-07-31 | 2005-02-10 | Riken | 粉末積層法による人工骨成形方法 |
| JP4761732B2 (ja) * | 2004-06-28 | 2011-08-31 | 京セラ株式会社 | 骨欠損充填材およびその製造方法 |
-
1991
- 1991-10-31 JP JP3286868A patent/JP2984112B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| WO2009142296A1 (ja) * | 2008-05-23 | 2009-11-26 | 国立大学法人東京医科歯科大学 | セラミックスの分極処理方法及び分極処理したセラミックスを含む生体材料 |
| JP2009279259A (ja) * | 2008-05-23 | 2009-12-03 | Tokyo Medical & Dental Univ | セラミックスの分極処理方法及び分極処理したセラミックスを含む生体材料 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH05123390A (ja) | 1993-05-21 |
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