CN102247299B - 齿槽骨修复用的生物可分解性填补物 - Google Patents

Abstract

本发明是有关于一种齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，包括：第一交联型胶原蛋白纤维，由一交联剂与未交联的胶原蛋白纤维反应所制得；以及支持颗粒，其为生医陶瓷颗粒、生物活性玻璃或其组合，且其分布于该些第一交联型胶原蛋白纤维中。

Description

齿槽骨修复用的生物可分解性填补物

技术领域

本发明是关于一种齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，尤其指一种延缓降解、具可塑性的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物。

背景技术

以往，在患者牙齿因外力断裂、蛀牙、牙周病或牙根尖周围病变等造成牙齿无法维持原有功用时，则拔除该牙齿并针对拔牙后所造成的空洞创伤区域，以无菌纤维纱布进行止血与修复伤口。不过，使用纤维纱布的缺点在于仅能止血、不被患者所吸收、容易包埋食物残渣，故容易造成伤口感染，使伤口需更长的修复时间。

近几年来，出现胶原蛋白牙填补材产品，此类胶原蛋白牙填补材仅由胶原蛋白所组成，其可被生物体完全吸收而且具有立体多孔结构，可提供支撑与细胞生长空间与吸收血液。虽然此类产品对于齿槽骨再生也有帮助，但此类产品未经过化学交联处理，因此植入齿槽缺损患处后会于两星期甚至更短的时间内完全被患者吸收。

然而，在如此短暂的时间内，患者齿槽中的骨细胞无法生长出足够的骨头组织，致使新生的齿槽骨无法恢复至原始完整状态，且因为新生的齿槽骨组织周围已无需支持的牙齿，故这些组织会随着时间而被患者体内自行吸收，即所谓的齿槽骨萎缩，如此则更加剧齿槽骨高度或宽度不足，可能造成缺损牙齿周围的正常牙齿歪斜。

拔牙后缺损区域的齿槽骨充足与否，除了影响缺损牙旁的正常牙齿稳定性外，现在也成为人工植牙手术成功与否的关键。由于人工植牙驻体需由充足的齿槽骨来固定，所以齿槽骨的再生即成为人工植牙手术前必要的措施。

因此，现在急需一种可供齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，使其在植入患者缺损牙齿的孔洞时，可供骨细胞附着生长，且填补物降解速率接近齿槽中的骨细胞生长的速率，因此可让新生的齿槽骨接近原始完整状态，减少齿槽骨萎缩同时避免周围的正常牙齿发生歪斜。

发明内容

本发明的目的在于提供一种齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，以克服公知技术中存在的缺陷。

为实现上述目的，本发明使用高生物兼容性成分的生医陶磁颗粒或生物性玻璃与经过化学交联处理的胶原蛋白纤维，形成供齿槽骨修复用的填补物，且由经过化学交联处理的胶原蛋白纤维，延缓整体支架的降解速度，让支架降解速度接近附着其表面的齿槽骨细胞的生长速度，让齿槽骨细胞具有充足的时间，让齿槽骨细胞在支架缓慢降解的过程，随时依附其表面生长而补足支架降解的体积，因此有利于齿槽骨恢复至平整而无凹陷或萎缩的状态。此外，本发明的填补物本身具有一定可柔软度，可依据创伤区域塑形成不同形状。

据此，本发明提供一种齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，包括：第一交联型胶原蛋白纤维，由一交联剂与未交联的胶原蛋白纤维反应所制得；以及支持颗粒，其为生医陶瓷颗粒、生物活性玻璃或其组合，且其分布于该些第一交联型胶原蛋白纤维中。

于本发明其中一态样中，齿槽骨修复用的生物可分解性填补物可还包括：第二交联型胶原蛋白纤维，其中，该些第一交联型胶原蛋白纤维及该些支持颗粒可形成一第一预定形状，且该些第二交联型胶原蛋白纤维可完全包覆该第一预定形状，而形成一第二预定形状。该第二预定形状可为子弹形圆柱体、圆顶圆锥柱体或平顶圆锥柱体，该些第二交联型胶原蛋白纤维的厚度可介于0.1至0.3mm的范围内，且该些第一交联型胶原蛋白纤维与该些支持颗粒均匀分布于该第一预定形状中。

于本发明另一态样中，齿槽骨修复用的生物可分解性填补物可还包括：第二交联型胶原蛋白纤维，其中，该些第一交联型胶原蛋白纤维及该些支持颗粒形成一第一预定形状，且该些第二交联型胶原蛋白纤维位于该第一预定形状的一表面。该些第二交联型胶原蛋白纤维的厚度与该第一预定形状的高度比例介于1∶5至3∶2的范围，且该些第一交联型胶原蛋白纤维与该些支持颗粒均匀分布于该第一预定形状中。

前述第二交联型胶原蛋白纤维可与第一交联型胶原蛋白纤维相同或不同。举例而言，于第一交联型胶原蛋白纤维与第二交联型胶原蛋白纤维中，胶原蛋白纤维的交联度、浓度、类型等皆可以相同或不同，如此还可以调整本发明填补物的降解时间。

于本发明齿槽骨修复用的生物可分解性填补物中，该生物活性玻璃的尺寸可介于100至700μm的范围，较佳介于150至600μm的范围，举例可为200、250、300、350、400、550μm等。该生医陶瓷颗粒的粒径可介于0.05mm至6.0mm的范围，较佳介于0.5至1.0mm的范围，举例可为0.7、0.9mm等。该生医陶瓷颗粒的孔径可介于50至600μm的范围，较佳介于75至150μm的范围，举例可为100、125μm等。一般使用羟基磷灰石(hydroxyapatite，HAP)、磷酸三钙(tri-calcium phosphate，β-TCP)、羟基磷灰石/磷酸三钙复合材(HA/β-TCP composite)、或其组合作为生医陶瓷颗粒。于羟基磷灰石/磷酸三钙复合材中，羟基磷灰石与磷酸三钙的重量比例可介于1∶1至3∶1的范围，举例可为3∶2、7∶3、2∶1、7∶4等。

于本发明齿槽骨修复用的生物可分解性填补物中，该些第一交联型胶原蛋白纤维与该支持颗粒的重量比例可介于1∶1至1∶4的范围内，举例可为5∶8、2∶5、3∶7等。

于本发明齿槽骨修复用的生物可分解性填补物中，该第一预定形状可为子弹形圆柱体、圆顶圆锥柱体或平顶圆锥柱体。该未交联的胶原蛋白纤维可使用第一型胶原蛋白、第二型胶原蛋白、第三型胶原蛋白或其组合。该交联剂可为醛类交联剂或碳化二亚胺类交联剂、或其组合。举例而言，可以使用甲醛(formaldehyde)、乙醛(acetaldehyde)、丙醛(propionaldehyde)、戊醛(valeraldehyde)、乙二醛(glyoxal)、戊二醛(glutaraldehyde)等醛类交联剂，或者将1-乙基-3-(二甲基胺丙基)碳化二亚胺(1-ethy1-3-(3-dimethylaminopropyl)-carbodiimide，EDC)等碳化二亚胺类交联剂与N-羟基琥珀酰亚胺(N-hydroxysuccinimide，NHS)结合使用，皆可以达成使胶原蛋白交联的目的。

本发明所使用的生医陶瓷颗粒中，磷酸钙盐类(tri-calcium phosphates，β-TCP)及氢氧基磷灰石(hydroxyapatite，HA)具有多孔性支撑结构且不易被人体所吸收，因此可以成为骨细胞生长所需的空间支架。此外，将此类生医陶瓷颗粒分散于胶原蛋白中形成较大的支撑结构空间，同时利用胶原蛋白纤维固定其中的生医陶瓷颗粒，避免钙磷酸盐类漏出，故当整体结构应用于齿槽缺洞时，可有利于达到引导齿槽骨再生(Guided BoneRegeneration，GBR)。

由于不同患者齿槽骨组织缺损状况不同，而所需修复时间也不同，不过一般约需3至6个月才能使齿槽骨完整修复。公知的胶原蛋白填补材，虽然可以作为止血与齿槽骨填补用，但大约于3至4周内便会被患者完全吸收。然而，当本发明的填补物植入患者的齿槽缺洞时，可以充当细胞吸附的支撑物，且因填补物中胶原蛋白纤维经过化学交联处理而延缓其降解速度，故在填补物逐渐被分解的同时，新生组织会随的逐渐生成，因此可以避免公知填补材因降解过快致使新生组织无足够的生长时间及依附支架所造成的齿槽骨凹陷及萎缩。

综上所述，本发明的填补物具有以下的优点：

(1)具有高度内部连通的多孔性网状结构，以利细胞生长及营养物质与代谢物质的传递；

(2)属于生物可兼容、可吸收的材质，同时可以配合新生组织的生长速率来控制其降解及受吸收速率；

(3)具有适当的多孔洞支架(scaffold)结构以利细胞的吸附、增生及分化；

(4)具有与植入部位组织吻合的物理性质。

附图说明

图1A至1C是本发明实施例一中齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的制作流程示意图。

图2是本发明实施例一的填补物的扫描式电子显微镜照片。

图3A至3D是本发明实施例二中齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的制作流程示意图。

图4是本发明实施例二的填补物的扫描式电子显微镜照片。

图5是本发明实施例三的填补物的扫描式电子显微镜照片。

图6A至6G是本发明实施例四中齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的制作流程示意图。

图7是本发明实施例四的填补物的扫描式电子显微镜照片。

图8是本发明实施例五的填补物的示意图。

图9是本发明实施例六的填补物的示意图。

图10是本发明实施例七的填补物的示意图。

图11是本发明实施例八的填补物的示意图。

图12是本发明实施例九的填补物的示意图。

图13是本发明实施例十的填补物的示意图。

图14是本发明浓度为30±0.2mg/ml的交联型胶原蛋白纤维冻干后的扫描式电子显微镜照片。

附图中主要组件符号说明：

混合物21、22、23；交联型胶原蛋白纤维浆液20；成型模具10、11、12；成型凹槽101、111、112；中孔201；中空孔成型模具30。

具体实施方式

于本发明中，对于交联型胶原蛋白纤维的制备，若使用醛类交联剂作为交联剂如戊二醛(glutaraldehyde)、甲醛(formaldehyde)、乙二醛(glyoxal)，其反应浓度可为0.001％至0.007％，其中较佳为0.003％；若将1-乙基-3-(二甲基胺丙基)碳化二亚胺(EDC)等碳化二亚胺类交联剂与N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)结合使用时，EDC的反应浓度可为0.001％至0.010％，其中较佳为0.004％；NHS的反应浓度可为0.0010％至0.0025％，其中较佳为0.0016％。

经制备完成的交联型胶原蛋白纤维，可以利用磷酸缓冲液稀释至浓度为10至40mg/ml范围的交联型胶原蛋白纤维浆液，其中30±0.2mg/ml的浓度较佳。此外，用于稀释的磷酸缓冲溶液，其浓度不限于0.2M，只要胶原蛋白与磷酸缓冲溶液混合后，pH值可稳定于7.0±0.2即可。

另一方面，本发明可以使用生物活性玻璃或生医陶瓷颗粒作为支持颗粒，可以使用的生医陶瓷颗粒例如羟基磷灰石(hydroxyapatite，HAP)、磷酸三钙(tri-calcium phosphate，β-TCP)、羟基磷灰石/磷酸三钙复合材(HAP/β-TCP composite)或其组合。

于三钙磷酸盐(β-TCP)与氢氧基磷灰石(HAP)的复合物中，HAP：β-TCP的重量百分比可为60％至70％∶40％至30％。在使用HAP/β-TCP复合物作为支持颗粒的态样中，交联胶原蛋白纤维浆液：HAP/β-TCP复合物的重量百分比可为20％至50％∶50％至80％，其中较佳为30％∶70％。在使用生物活性玻璃作为支持颗粒或者单独使用氢氧基磷灰石作为支持颗粒的另一态样中，交联胶原蛋白纤维浆液：生物活性玻璃或氢氧基磷灰石的重量百分比可为20％至50％∶50％至80％，其中较佳为30％∶70％。在使用生物活性玻璃及HAP/β-TCP复合物作为支持颗粒的另一态样中，交联胶原蛋白纤维浆液：HAP/β-TCP复合物：生物活性玻璃的重量百分比可为20％至50％∶25％至40％∶25％至40％，其中较佳为30％∶35％∶35％。

上述支持颗粒中，三钙磷酸盐的颗粒大小可为0.5mm至2.0mm，例如粒径为1.0mm至1.5mm的三钙磷酸盐；氢氧基磷灰石的颗粒大小可为75μm至150μm，例如粒径为100μm至125μm的氢氧基磷灰石；生物活性玻璃的颗粒大小可为100μm至700μm，例如粒径为200μm至500μm、250μm至400μm或450μm至700μm的生物活性玻璃。

当制作本发明齿槽骨修复用的生物可分解性填补物时，需要使用成型模具，对于成型模具内部中空部份的形状没有特别限制，端看填补物所需形状来决定，例如可为子弹圆柱体、圆锥柱体、圆锥底圆凸柱体等。成型模具所使用的材质，必须在-60℃～50℃温度范围内仍不发生变形，举例可使用铁、不锈钢、铝材质等。

以下是由特定的具体实施例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭示的内容轻易地了解本发明的其它优点与功效。本发明亦可由其它不同的具体实施例加以施行或应用，本说明书中的各项细节亦可基于不同观点与应用，在不悖离本发明的精神下进行各种修饰与变更。

交联型胶原蛋白纤维的制备

取浓度为3.0±0.5mg/mL去端肽胶原蛋白(Atelocollagen)加入0.2M磷酸缓冲溶液，调整pH值至7.0±0.2间，持续搅拌4小时后，加入最后浓度为0.003％的戊二醛，或者以最后浓度为0.004％的1-乙基-3-(二甲基胺丙基)碳化二亚胺(EDC)与最后浓度为0.0016％的N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)作为交联剂，并调整pH值至5.5±0.2间，控制温度在35±5℃下持续搅拌16小时，进行化学交联反应。

化学交联反应后，以均质器使交联型胶原蛋白纤维细小化，其中以10000±200rpm均质处理10±2分钟后，再以14000G的离心力离心1小时，收集交联型胶原蛋白纤维沉淀物，所得的交联型胶原蛋白纤维的浓度一般介于65.0至100.0mg/ml的范围内。

上述离心后的交联型胶原蛋白纤维，以pH值为7.0±0.2的0.2M磷酸缓冲溶液，将浓度调整至30±0.2mg/ml而形成交联型胶原蛋白纤维浆液。所得的交联型胶原蛋白纤维浆液经过冻结干燥后，以扫描式电子显微镜观察其表面型态与孔径，结果如图14所示，其中孔径大小范围为50至400μm。

冻结干燥条件如下：

真空度：0.75torr

冷冻：-40℃，4小时

干燥：一级干燥：0℃，72小时

二级干燥：30℃，24小时

实施例一

以双相磷酸盐作为支持颗粒，其中使用颗粒大小介于0.5至2.0mm的三钙磷酸盐(β-TCP)及颗粒大小介于0.075至0.150mm的氢氧基磷灰石(HAP)，以60％∶40％的重量比例混合。

取前述所制得的30±0.2mg/mL的交联型胶原蛋白纤维浆液，将上述HAP/β-TCP复合物混入交联型胶原蛋白纤维浆液中，其中交联型胶原蛋白纤维浆液：HAP/β-TCP复合物以30％∶70％的重量比例混合。

本实施例齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的成型方法，可参考图1A至1C。首先，如图1A所示，准备一成型模具10，其中具有一成型凹槽101，此成型凹槽101其内径由开口往内部渐减如同喇叭，且其底部呈圆弧状，使后续制出的填补物整体形成圆顶圆锥柱体。成型凹槽开口101的直径可为6.0至10.0mm，底部凹圆半径可为3.0至5.0mm，成型凹槽101的深度可为10至25mm。此外，此成型模具10的材质为不锈钢，其于后续冻结干燥过程中可不发生变形。

接着，如同图1B所示，将交联型胶原蛋白纤维浆液中均匀混有HAP/β-TCP复合物的混合物21，缓慢充填于成型模具10，如此可避免在充填过程中，空气被包埋于成型模具内，待充填完成后立即进行冻结干燥，冻结干燥的条件如前述。

待冻结干燥完成后取出，本实施例的填补物如图1C所示。再以扫描式电子显微镜观察其表面型态与孔径，结果如图2所示，其中孔径大小范围为200至500μm。

实施例二与三

以氢氧基磷灰石(实施例二)或生物活性玻璃(实施例三)作为支持颗粒，其中使用颗粒大小介于0.075mm至0.15mm的氢氧基磷灰石(HAP)或颗粒大小介于150至600μm的生物活性玻璃。

取前述所制得的30±0.2mg/mL的交联型胶原蛋白纤维浆液，将上述氢氧基磷灰石或生物活性玻璃混入交联型胶原蛋白纤维浆液中，其中交联型胶原蛋白纤维浆液：氢氧基磷灰石或生物活性玻璃以40％∶60％的重量比例混合。

本实施例齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的成型方法，可参考图3A至3D。首先，如图3A所示，准备一成型模具11，其中具有一成型凹槽111，此成型凹槽111其内径由开口往内部渐减，且其底部呈平坦状，使后续制出的填补物整体形成平顶圆锥柱体。此外，此成型模具11的材质为铁，其于后续冻结干燥过程中可不发生变形。

接着，如同图3B所示，将交联型胶原蛋白纤维浆液中均匀混有生物活性玻璃的混合物22，缓慢充填于成型模具11，直至成型模具11已被填充1/2至2/3容量的范围。接着，如图3C所示，再将30mg/ml的交联型胶原蛋白纤维浆液20充填入成型模具11中，使其覆盖于混合物22上方，直到填满成型模具11。

待充填完成后立即进行冻结干燥，冻结干燥条件如实施例1所述。待冻结干燥完成后取出，本实施例的填补物如图3D所示。再以扫描式电子显微镜观察其表面型态与孔径，实施例二及实施例三的结果分别如图4及5所示，其中图4的孔径大小范围为200至500μm，图5的孔径大小范围为50至300μm。

实施例四

以HAP/β-TCP复合物及生物活性玻璃作为支持颗粒，其中使用颗粒大小介于0.5至1.0mm的三钙磷酸盐(β-TCP)/氢氧基磷灰石(HAP)及颗粒大小介于150至600μm的生物活性玻璃。

取前述所制得的30±0.2mg/mL的交联型胶原蛋白纤维浆液，将HAP/β-TCP复合物及生物活性玻璃混入交联型胶原蛋白纤维浆液中，其中交联型胶原蛋白纤维浆液：HAP/β-TCP复合物：生物活性玻璃以30％∶35％∶35％的重量比例混合。

本实施例齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的成型方法，可参考图6A至6G。首先，如图6A所示，准备一成型模具12，其中具有一成型凹槽112，此成型凹槽112其内径由开口至内部大致相同，但直至底部则内径渐减，使后续制出的填补物整体形成子弹形圆柱体。此外，此成型模具12的材质为铝，其于后续冻结干燥过程中可不发生变形。

接着，如同图6B所示，将30mg/ml的交联型胶原蛋白纤维浆液20，缓慢充填于成型模具12，直至成型模具12已被填充至1/3成型模具12的容量。接着，如图6C所示，接着将一中空孔成型模具30插入填充于成型模具12的浆液20中间，而后放入-10至-40℃温度下冻结4±0.5小时，但此时间不限于此，即使冻结时间延长至20小时，仍可达到相同效果。然后，如图6D所示，取出中空孔成型模具30，以在胶原蛋白中形成中孔201。再如图6E所示，将交联型胶原蛋白纤维浆液中均匀混有HAP/β-TCP复合物及生物活性玻璃的混合物23充填入中孔201中，但未将中孔201全部填满。接着，如图6F所示，将30mg/ml的交联型胶原蛋白纤维浆液20充填入中孔201，使其覆盖于混合物23上方，直到填满中孔201。

待充填完成后立即进行冻结干燥，冻结干燥条件如实施例1所述。待冻结干燥完成后取出，本实施例的填补物如图6G所示。再以扫描式电子显微镜观察其表面型态与孔径，其结果如图7所示，其中孔径大小范围为200至500μm。

实施例五及六

实施例五及实施例六对于齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的制作方法，除了分别使用图3A的成型模具11及图6A成型模具12的取代图1A的成型模具10，其余步骤全部相同于实施例一，所制得的填补物分别如图8及图9所示。

实施例七及八

实施例七及实施例八对于齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的制作方法，除了分别使用图1A的成型模具10及图6A成型模具12的取代图3A的成型模具11，其余步骤全部相同于实施例二或三，所制得的填补物分别如图10及图11所示。

实施例九及十

实施例九及实施例十对于齿槽骨修复用的生物可分解性填补物的制作方法，除了分别使用图3A的成型模具11及图1A成型模具10的取代图3A的成型模具12，其余步骤全部相同于实施例一，所制得的填补物分别如图12及图13所示。

比较例一至四

填补物的制备方法大致与实施例一至四所述相同，唯一不同点在于使用未交联的胶原蛋白代替实施例一至四中的交联型胶原蛋白。

实验例一吸水力测试

首先，实施例一至四所制得的填补物以电子天平精秤干重，以作为吸水前重量。接着，实施例一至四的填补物置于10ml水盘中，于25℃下，在0、10、30、60秒时间点取出后秤重。使用以下等式计算吸水力，其结果如下表一所示。

吸水力(％)＝[(吸水后重量-吸水前重量)/吸水前重量]*100％

表一

测试样品	吸水前重量(gm)	吸水后重量(gm)	吸水力％
				实施例一	0.25	2.3	820
实施例二	0.20	1.8	800
				实施例三	0.24	2.0	733
实施例四	0.32	2.2	588

由上表一可知，根据实施例一至四的方法所制得的样品，其吸水力可达干重的500至800％。

实验例二胶原蛋白水解酵素体外降解测试

首先，取实施例一至四及比较例一至四所制得的填补物，其尺寸为直径0.6cm×高度1.5cm柱形体。

每个样品加入10ml的0.05Unit/ml胶原蛋白水解酵素溶液(Collagenasesolution)，于37℃恒温水浴槽下反应降解达5天。于一定时间点取出，目视观察样品结构，其结果如下表二所示。

表二

因此本发明实施例所制得的填补物，经过上述测试后其结构明显较比较例的填补物完整。

上述实施例仅是为了方便说明而举例而已，本发明所主张的权利范围自应以申请的权利要求范围所述为准，而非仅限于上述实施例。

Claims (10)

1.一种齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，包括：

第一交联型胶原蛋白纤维，由一交联剂与未交联的胶原蛋白纤维反应所制得；

支持颗粒，其为生医陶瓷颗粒、生物活性玻璃或其组合，且其分布于该些第一交联型胶原蛋白纤维中，其中，该生物活性玻璃的尺寸介于100至700μm的范围，且该生医陶瓷颗粒的尺寸介于0.05mm至6.0mm的范围；以及

第二交联型胶原蛋白纤维，其中，该些第一交联型胶原蛋白纤维及该些支持颗粒形成一第一预定形状，且该第一预定形状为子弹形圆柱体、圆顶圆锥柱体或平顶圆锥柱体，并且该些第二交联型胶原蛋白纤维完全包覆该第一预定形状，而形成一第二预定形状，其中，该些第一交联型胶原蛋白纤维与该些支持颗粒均匀分布于该第一预定形状中。

2.如权利要求1所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该第二预定形状为子弹形圆柱体、圆顶圆锥柱体或平顶圆锥柱体。

3.如权利要求1所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该些第二交联型胶原蛋白纤维的厚度介于0.1至0.3mm的范围内。

4.如权利要求1所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该生医陶瓷颗粒选自由：羟基磷灰石、磷酸三钙、羟基磷灰石/磷酸三钙复合材及其组合所组群组中之一。

5.如权利要求4所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该羟基磷灰石/磷酸三钙复合材中的羟基磷灰石与磷酸三钙的重量比例介于1∶1至3∶1的范围。

6.如权利要求1所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该些第一交联型胶原蛋白纤维与该支持颗粒的重量比例介于1∶1至1∶4的范围内。

7.如权利要求1所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该未交联的胶原蛋白纤维选自由：第一型胶原蛋白、第二型胶原蛋白、第三型胶原蛋白及其组合所组群组中之一。

8.如权利要求1所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该交联剂为醛类交联剂、碳化二亚胺类交联剂或其组合。

9.一种齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，包括：

第一交联型胶原蛋白纤维，由一交联剂与未交联的胶原蛋白纤维反应所制得；

支持颗粒，其为生医陶瓷颗粒、生物活性玻璃或其组合，且其分布于该些第一交联型胶原蛋白纤维中，其中，该生物活性玻璃的尺寸介于100至700μm的范围，且该生医陶瓷颗粒的尺寸介于0.05mm至6.0mm的范围；以及

第二交联型胶原蛋白纤维，其中，该些第一交联型胶原蛋白纤维及该些支持颗粒形成一第一预定形状，且该第一预定形状为子弹形圆柱体、圆顶圆锥柱体或平顶圆锥柱体，且该些第二交联型胶原蛋白纤维位于该第一预定形状的一表面，而形成一第二预定形状，其中，该些第一交联型胶原蛋白纤维与该些支持颗粒均匀分布于该第一预定形状中。

10.如权利要求9所述的齿槽骨修复用的生物可分解性填补物，其中，该些第二交联型胶原蛋白纤维的厚度与该第一预定形状的高度比例介于1∶5至3∶2的范围。

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