JP2002113090A - 生体用セラミックス多孔質部材 - Google Patents
生体用セラミックス多孔質部材Info
- Publication number
- JP2002113090A JP2002113090A JP2000311820A JP2000311820A JP2002113090A JP 2002113090 A JP2002113090 A JP 2002113090A JP 2000311820 A JP2000311820 A JP 2000311820A JP 2000311820 A JP2000311820 A JP 2000311820A JP 2002113090 A JP2002113090 A JP 2002113090A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- porous
- tricalcium phosphate
- pores
- sintered body
- living body
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Porous Artificial Stone Or Porous Ceramic Products (AREA)
- Compositions Of Oxide Ceramics (AREA)
Abstract
剤徐放容器等に好適に使用でき、生体内での骨組織形成
促進性、吸収置換性に優れ、かつ強度特性に優れた生体
用セラミックス多孔質体を提供する。 【解決手段】 多数の気孔が三次元的に密に分布し、隣
接する気孔同士がそれらを区画する骨格壁部1において
相互に連通した連球状開気孔2を有するリン酸三カルシ
ウム多孔質焼結体からなる生体用セラミックス多孔質体
において、前記焼結体の気孔率が45%〜65%の範囲
にあり、気孔径が100μm未満である。
Description
ス多孔質部材に関し、より詳細には、生体内に埋入する
人工骨等に好適に使用でき、生体内での骨組織形成促進
性、吸収置換性に優れ、かつ強度特性に優れたリン酸三
カルシウム多孔焼結体からなる生体用セラミックス多孔
質部材に関する。
おいて、疾病、事故、手術等によって生じた骨の欠損部
及び空隙に対して、自分の他の身体部分の骨や、親、兄
弟等の骨を採取、充填することで当該部分の骨組織の再
建を図ることが広く行われてきた。しかしながら、骨採
取のための手術は大きな苦痛を伴う上に、それに要する
費用や労力も多大なものが必要とされる。また、骨欠損
部を人骨だけで補綴するにはその量に限度があり、欠損
部分が広範囲に及ぶ場合には必要な量が確保できない場
合も多い。このため、近年、このような骨の補綴用人工
骨材に関する研究が盛んに行われるようになってきてい
る。
際しては、人工骨が、無毒、安全でしかも大きな機械強
度を有し、生体組織に対し親和性があり、骨組織の細胞
や血管組織と結合しやすい材料であることが要求され
る。このような材料として、これまでにリン酸三カルシ
ウム、ハイドロキシアパタイト等の焼結体からなるリン
酸カルシウム系焼結材が提案されている。
ウム系焼結材を埋入した場合には、生体内での骨組織形
成が速やかに行われず、治癒までに非常な長期間を必要
とするという問題がある。そのため、埋入するリン酸カ
ルシウム系焼結材の構造を多孔質体とし、体内に埋入し
た際に、生体組織と結合し易くした、すなわち、開気孔
内に骨組織が入り込み易くしたリン酸カルシウム系焼結
材が提案されている。
いる従来の生体用セラミックス多孔質部材(多孔質のリ
ン酸カルシウム系焼結材)は多孔質体からなるため、無
気孔の(緻密な)リン酸カルシウム系焼結材と比べて機
械的強度の低下をきたし、人工骨として用いる場合に所
要の強度が得られず、大きな骨欠陥部の治療には利用す
ることができないという課題があった。一方、前記した
ように機械的強度を保つために、緻密なリン酸カルシウ
ム系焼結材を用いると、前記したように生体内での骨組
織形成が速やかに行われず、治癒までに非常な長期間を
必要とするという課題があった。
多孔質部材(リン酸カルシウム系焼結材)の上記欠点を
改善すべく鋭意研究を行った結果、リン酸三カルシウム
焼結体(以下、TCPと略称することがある)の生体用
セラミックス多孔質部材が、人工骨、人工骨補填材とし
て適し、しかも特定の多孔構造を有する場合に、焼結材
の機械的強度の低下が少なく、人工骨材として必要とさ
れる機械的強度を保持することを見出した。また、前記
TCP質焼結材の特定多孔質構造にあっては、骨組織細
胞(骨芽細胞)や血管が孔内に入り込むことによって、
骨組織形成が早期になされることを見出し、またTCP
質焼結材の吸収や自家骨置換が促進されることを見出
し、これらの知見に基づき本発明を完成するに至った。
になされたものであり、充分な機械的強度を維持し、し
かも骨組織形成速度が早く、人工骨、人工骨補填材に適
した生体用セラミックス多孔質部材を提供することを目
的とするものである。
ラミックス多孔質部材は、多数の気孔が三次元的に密に
分布し、隣接する気孔同士がそれらを区画する骨格壁部
において相互に連通した連球状開気孔を有するリン酸三
カルシウム多孔質焼結体からなるにおいて、前記多孔質
焼結体の気孔率が45%〜65%の範囲にあり、気孔径
が100μm未満であることを特徴としている
部材は、骨格壁部がリン酸三カルシウム質で形成され、
かつ、気孔径が100μm未満である連球状開気孔が、
気孔率45〜65%の範囲に形成されている点に特徴が
ある。即ち、本発明にかかる生体用セラミックス多孔質
部材は、骨格壁部がリン酸三カルシウムを主成分として
成るため、例えば、同じ生体活性セラミックスであるハ
イドロキシアパタイト焼結体等に比較して体液等に対す
る分解溶解性が高く、生体内で分解除去されやすい。
ックス多孔質部材を生体内に埋入した場合、当初、気孔
径が比較的小さく、骨形成細胞(骨芽細胞)や血管がか
ろうじて入り込める程度であっても、時間経過と共にそ
の気孔径は次第に拡大していくことを意味する。また、
その気孔率(全細孔容積)も気孔径の拡大にしたがって
増加する。
体中に存在する骨芽細胞を生体内に埋入した前記生体用
セラミックス多孔質部材の気孔内に導入し、かつ血流を
維持することにより、骨形成を速やかに行うものであ
る。したがって、約10μmの骨芽細胞を安定に保持
し、効率的に骨形成を行わせるためには、気孔径として
は100μm〜300μmであることが必要であると言
われている。気孔径が100μm未満の場合には、骨形
成細胞(骨芽細胞)が気孔内に進入することができず、
また300μmを越えると、体液の循環に伴い、細胞が
流出しまうからである。
部材は、気孔径が100μm未満である連球状開気孔か
らなるため、かろうじて生体中に存在する骨芽細胞を導
入し、かつ血流を維持することができる程度である。し
かし、生体用セラミックス多孔質部材を構成するリン酸
三カルシウムは、体液等によってしだいに分解溶解さ
れ、その気孔径は徐々に拡大し、暫くすると、骨芽細胞
を気孔内に導入できる十分な気孔径となる。
多孔質部材は、気孔径が100μm未満で、気孔率も4
5〜65%とそれほど大きくないため、埋入時及び埋入
当初は十分な機械的強度を保持している。生体埋入後、
生体用セラミックス多孔質部材の強度は、徐々に低下し
て行くが、その分、気孔径が拡大し、骨組織の気孔の進
入が進行し、自家骨組織形成によって補強されるのでそ
の機能は充分に達成できる。
温時安定型のαー型と低温時に安定なβー型とがある
が、βー型リン酸三カルシウム焼結体の方が生体内での
分解、溶出速度が適度であるため本発明にはより好まし
い。リン酸三カルシウム焼結体の原料にMg化合物が添
加されているものは、焼成時にβー型からαー型への転
移が抑制され、安定化するため好ましい。更に、リン酸
三カルシウム多孔質焼結体の骨格壁部表面の任意のリン
酸三カルシウム粒子と、表面にある他の隣接するリン酸
三カルシウム粒子との間で形成される凹凸が、平均粒子
径以下であることが、骨形成細胞(骨芽細胞)の定着化
の観点からより好ましい。
より詳細に、かつ、具体的に説明する。なお、図1は、
本発明の生体用セラミックス多孔質部材の多孔構造を模
式的に示した図である。図1に示したように、本発明に
かかる生体用セラミックス多孔質部材を構成するリン酸
三カルシウム多孔質焼結体は、多数の気孔が開口3で連
通した連球状の開気孔2が3次元的に形成され、かつ、
気孔を区画する骨格壁部1はリン酸三カルシウム質焼結
体よりなる。
リン酸三カルシウム質焼結体は、リン酸三カルシウムの
みよりなる場合はもちろんのこと、リン酸三カルシウム
焼結体の特性を失わない限り少量の他成分を含有してい
ても差し支えない。
部材においては、その気孔率が45〜65%の範囲にあ
ると共に、前記連球状の開気孔2の有効径が100μm
未満であることが圧縮強度等の機械的強度を所定以上に
高く維持するために特に重要である。気孔率が65%を
越える場合は、例え、気孔径が100μm未満であって
も、生体用セラミックス多孔質部材の圧縮強度が、人工
骨、人工骨補填材として必要とされる30MPa程度の
値を下回ってしまう。一方、気孔率が45%未満の場合
は、強度的には充分であるが、気孔の存在密度が低く緻
密質に近くなるため、細胞や血管の導入され難く、治癒
に長期間を必要とするようになる。
内にあっても、気孔径が100μm以上の場合は、やは
り強度的に充分でない。また、気孔径が100μm以上
の気孔のみからなる場合には、生体内埋入後分解溶出に
より徐々に気孔径が拡大し、骨芽細胞等が流出して定着
しない傾向が現れるため好ましくない。このように、気
孔径が100μm以上の場合には、機械的強度の問題、
体液循環による骨形成細胞(骨芽細胞)の流出等の問題
が生ずる。
なくとも孔径が拡大されない生体埋入初期の段階では、
骨形成細胞(骨芽細胞)や血管が進入し難い。したがっ
て、本発明の生体用セラミックス多孔質部材の気孔径
は、極端に小さな孔径のものばかりでない方が好まし
く、特に30μm未満の微細な気孔は、全気孔体積の2
0%以内であることが好ましい。本発明にかかる生体用
セラミックス多孔質部材の気孔は、有効径30〜100
μmの範囲にあることが特に好ましい。
部材は、リン酸三カルシウム(TCP)またはそれを主
成分としている。このTCPには、低温で安定なβ−T
CP(1180℃以下で安定;菱面体晶系)と、高温で
安定なα−TCP(1180〜1430℃で安定;単斜
晶系)とがある。α−TCPは、β−TCPに比べて生
体内での体液等により分解、溶出されやすい性質を有
し、人工骨、人工骨補填材としては、やや分解溶出速度
が速すぎる。また、分解後にハイドロキシアパタイトを
生成しやすく、これは逆に生体吸収されにくいという性
質を有している。そのため、本発明にかかる生体用セラ
ミックス多孔質部材はには、特別なケ−スを除き、β−
TCPを用いることがより好ましい。
焼結体とする焼結工程において、相転移の生成を抑制
し、β−TCP焼結体を安定化させるため、予め(焼結
工程以前に)、MgO、MgCl2 、MgCO3 等のM
g化合物を添加することが好ましい。これにより、相転
移を抑制すると共に、転移の際に生ずる膨張による体積
変化を回避し、粒界での応力発生や亀裂発生を回避する
ことができる。
多孔質部材は、上記焼結体気孔内の表面(骨格壁部)の
任意のリン酸三カルシウム粒子と、表面にある他の隣接
するリン酸三カルシウム粒子との間で形成される凹凸
が、平均粒子径以下であることが好ましく、これにより
細胞や血管の定着化がより一層容易に図られる。
多孔質部材の製造方法について説明する。なお、必ずし
もこの製造方法にこれに限定されるものではない。例え
ば、平均粒径0.1〜125μm程度のβ−TCP[C
a3 (PO4 )2]粉末にMgO等のマグネシウム化合
物を少量加え(0.1%程度)、更に、架橋重合性樹脂
としてポリエチレンイミン(Mn8000〜10500
程度)等を添加し、分散媒として超純水を用いて混合・
解砕し、スラリ−を調製する。
エチレンラウリルエ−テル、ラウリルベタイン、ラウリ
ル硫酸トリエタノ−ルアミン、ノニルフェノ−ル系界面
活性剤等から選ばれた一種)を添加して攪拌し、起泡さ
せる。更に架橋剤(ソルビト−ルポリグリシジルエ−テ
ル等)を加え、泡沫状スラリ−を成形型に入れて泡構造
を固定して乾燥し、次いで1100〜1200℃程度の
温度で焼結して多孔質焼結体を得る。
範囲値に制御するには、原料のTCP粉末の粒径、起泡
剤、純水、架橋剤の配合割合等を適宜変化させて行う。
上記本発明の方法においては泡構造(気孔構造)が組織
内に密に形成されるので、その隣接する気孔を区画する
骨格壁部の厚さは薄く、乾燥時や焼結時に崩れて連通孔
となる。このようにして得られた本発明の生体用セラミ
ックス多孔質部材は、生体内での骨組織の形成促進性や
多孔質焼結体の吸収置換性に優れ、かつ強度特性に優れ
ているため、人工骨、人工骨補填材として好適に使用さ
れる。
P[Ca3 (PO4 )2 ]粉末100重量部にMgO
0.1重量部と架橋重合性樹脂としてポリエチレンイミ
ン(Mn8000〜10500)8.8重量部を添加
し、分散媒として超純水57.8重量部を用いて混合・
解砕し、スラリ−を調製した。この調整したスラリーの
うち、153.98gを容量240cm3 の容器に投入
した。続いて、該スラリ−に起泡剤(ポリオキシエチレ
ンラウリルエ−テル)0.30gを添加して攪拌し、体
積が200cm3 となるように起泡させた。更に架橋剤
(ソルビト−ルポリグリシジルエ−テル)3.01gを
加えて泡構造を固定した後、その泡沫状スラリ−を成形
型に入れて乾燥し、次いで1150℃で約1時間焼結し
てβ−TCP多孔焼結体試料片(65×65×13m
m)を得た。この試料片の寸法から得た見かけ容積と重
量から算出した気孔率は57.1%であった。また、こ
の試料片の圧縮試験強度と気孔径を測定したところ、夫
々65.6MPa、及び50μm以下であった。図2
に、この実施例1の試料の電子顕微鏡による断面構造写
真を示す。
1同様に調整したスラリー136.02gを容量240
cm3 の容器に投入した。続いて、ポリオキシエチレン
ラウリルエ−テル0.25gに、及びソルビト−ルポリ
グリシジルエ−テル添加量を2.63gに、夫々変更し
た以外は実施例1と同様にして、夫々実施例1と同様の
寸法の試験片を得て、気孔率、気孔径及び圧縮強度を実
施例1と同様にして測定した。その結果を表1に示す。
図3に実施例2の電子顕微鏡による断面構造写真を示
す。
スラリー172.68gを容量240cm3 の容器に投
入した。続いて、ポリオキシエチレンラウリルエ−テル
0.34gに、及び、ソルビト−ルポリグリシジルエ−
テル添加量を3.37gに、夫々変更した以外は実施例
1と同様にして、夫々実施例1と同様の寸法の試験片を
得て、気孔率、気孔径及び圧縮強度を実施例1と同様に
して測定した。その結果を表1に示す。図4に実施例3
の電子顕微鏡による断面構造写真を示す。
末の粒径、ポリエチレンイミン、超純水、ポリオキシエ
チレンラウリルエ−テルの配合量、ソルビト−ルポリグ
リシジルエ−テルの配合量、焼結温度等の焼結条件を制
御することにより表1の比較例1、比較例2に示した気
孔率の多孔焼結体を得た。これらの多孔焼結体の圧縮強
度と気孔径を測定し、夫々表1にまとめて示した。ま
た、図5に比較例1、図6に比較例2の電子顕微鏡によ
る断面構造写真を夫々示す。
と圧縮強度との関係を図7に示す。この図7から明らか
なように、生体用セラミックス多孔質部材の圧縮強度が
30MPa程度の値とするには、気孔率65%以下であ
る必要がある。また、気孔率45%以下の場合、気孔の
存在密度が低く緻密質に近くなるため、機械的強度は十
分であるが、細胞や血管の導入され難く、治癒に長期間
を必要とするようになる。具体的に、実施例1の試料か
ら直径10mm、長さ4mmの小片を作成し、常法にし
たがって滅菌した後、ネズミの背中に埋設した。その結
果、2週間後、生体用セラミックス多孔質部材の内部に
骨形成がなされていることが認められた。
多孔質部材は、人工骨、人工骨補填剤のほか、生体内に
埋入される薬剤徐放容器に用いることができる。すなわ
ち、本発明にかかる生体用セラミックス多孔質部材より
なる薬剤徐放容器の場合、埋入当初は容器内の充填薬剤
量が充分多いため、例え、容器の気孔径が小さくても充
分な量が生体側に放出される。一方、時間が経過して充
填量が減少してくるにしたがい気孔径は拡大するため、
薬剤放出がより容易となり、結果的に、ほぼ一定な薬剤
徐放を長期間行うことができる。また、本発明にかかる
生体用セラミックス多孔質部材を構成するリン酸三カル
シウム焼結体は、生体内で徐々に吸収置換されて行くの
で、生体不活性セラミックス容器の場合のように、完全
治癒後再手術して容器を除去する必要がない。
ックス多孔質部材を薬剤徐放容器等として用いた場合に
は、容器内の充填薬剤量が充分多い生体埋入初期では気
孔径が小さいため生体に放出される薬剤量が抑制され
る。逆に、時間が経過して充填量が減少してくるにした
がい気孔径は拡大するため、薬剤放出が容易となり、結
果として、ほぼ一定な量の薬剤徐放を長期間行うことが
できるという利点を有する。
質部材は、生体内での骨組織形成促進性や吸収置換性に
優れかつ強度特性に優れているため、人工骨、人工骨補
填材として好適に使用できるという効果を奏するもので
ある。また、本発明にかかる生体用セラミックス多孔質
部材は気孔径が徐々に拡大するため、生体用セラミック
ス多孔質部材を薬剤徐放容器として用いた場合、一定な
量の薬剤徐放を長期間行うことができるという効果を奏
するものである。
模式的に示した図である。
面構造(×200)を示す写真である。
面構造(×200)を示す写真である。
面構造(×200)を示す写真である。
面構造(×200)を示す写真である。
面構造(×100)を示す写真である。
気孔率と圧縮強度との関係を示す図である。
Claims (4)
- 【請求項1】 多数の気孔が三次元的に密に分布し、隣
接する気孔同士がそれらを区画する骨格壁部において相
互に連通した連球状開気孔を有するリン酸三カルシウム
多孔質焼結体からなる生体用セラミックス多孔質部材に
おいて、 前記多孔質焼結体の気孔率が45%〜65%の範囲にあ
り、気孔径が100μm未満であることを特徴とする生
体用セラミックス多孔質部材。 - 【請求項2】 前記リン酸三カルシウムがβ−リン酸三
カルシウムであることを特徴とする請求項1に記載され
た生体用セラミックス多孔質部材。 - 【請求項3】 前記リン酸三カルシウム多孔質焼結体の
原料にマグネシウム成分が、添加されることを特徴とす
る請求項1または請求項2に記載された生体用セラミッ
クス多孔質部材。 - 【請求項4】 前記リン酸三カルシウム多孔質焼結体の
骨格壁部表面の任意のリン酸三カルシウム粒子と、表面
にある他の隣接するリン酸三カルシウム粒子との間で形
成される凹凸が、平均粒子径以下であることを特徴とす
る請求項1乃至請求項3のいずれかに記載された生体用
セラミックス多孔質部材。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2000311820A JP2002113090A (ja) | 2000-10-12 | 2000-10-12 | 生体用セラミックス多孔質部材 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2000311820A JP2002113090A (ja) | 2000-10-12 | 2000-10-12 | 生体用セラミックス多孔質部材 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2002113090A true JP2002113090A (ja) | 2002-04-16 |
Family
ID=18791521
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2000311820A Pending JP2002113090A (ja) | 2000-10-12 | 2000-10-12 | 生体用セラミックス多孔質部材 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2002113090A (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009179539A (ja) * | 2008-01-31 | 2009-08-13 | Kuraray Co Ltd | 多孔質リン酸三カルシウム系焼結体及びその製造方法 |
WO2011030592A1 (ja) * | 2009-09-10 | 2011-03-17 | オリンパステルモバイオマテリアル株式会社 | 骨補填材 |
US8034117B2 (en) | 2003-12-09 | 2011-10-11 | Hoya Corporation | Bone replacement material |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6483549A (en) * | 1987-09-24 | 1989-03-29 | Kyocera Corp | Calcium phosphate-based prosthetic material for living body and production thereof |
JPH02182261A (ja) * | 1989-01-06 | 1990-07-16 | Olympus Optical Co Ltd | 生体用セラミクス部材の製造方法 |
JPH04246361A (ja) * | 1991-01-31 | 1992-09-02 | Mitsubishi Materials Corp | 頭蓋骨穿孔部充填材 |
JPH05208877A (ja) * | 1992-01-28 | 1993-08-20 | Kanebo Ltd | リン酸カルシウム系セラミックス多孔体及びその製造方法 |
-
2000
- 2000-10-12 JP JP2000311820A patent/JP2002113090A/ja active Pending
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6483549A (en) * | 1987-09-24 | 1989-03-29 | Kyocera Corp | Calcium phosphate-based prosthetic material for living body and production thereof |
JPH02182261A (ja) * | 1989-01-06 | 1990-07-16 | Olympus Optical Co Ltd | 生体用セラミクス部材の製造方法 |
JPH04246361A (ja) * | 1991-01-31 | 1992-09-02 | Mitsubishi Materials Corp | 頭蓋骨穿孔部充填材 |
JPH05208877A (ja) * | 1992-01-28 | 1993-08-20 | Kanebo Ltd | リン酸カルシウム系セラミックス多孔体及びその製造方法 |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8034117B2 (en) | 2003-12-09 | 2011-10-11 | Hoya Corporation | Bone replacement material |
JP2009179539A (ja) * | 2008-01-31 | 2009-08-13 | Kuraray Co Ltd | 多孔質リン酸三カルシウム系焼結体及びその製造方法 |
WO2011030592A1 (ja) * | 2009-09-10 | 2011-03-17 | オリンパステルモバイオマテリアル株式会社 | 骨補填材 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
AU736513B2 (en) | Bone substitute materials | |
Sopyan et al. | Porous hydroxyapatite for artificial bone applications | |
US6479418B2 (en) | Porous ceramic body | |
US7709081B2 (en) | Porous bioactive glass and preparation method thereof | |
Shepherd et al. | Calcium phosphate scaffolds for bone repair | |
JP2004505677A (ja) | 多孔質人工骨移植片およびその製造方法 | |
JP2013500085A (ja) | セラミックおよびポリマー性充填剤に基づく多孔性複合性移植物 | |
CN110882417B (zh) | 复合多孔生物陶瓷的金属假体及其制备方法 | |
R Naqshbandi et al. | Development of porous calcium phosphate bioceramics for bone implant applications: A review | |
US8399009B2 (en) | Bioceramic and biopolymer composite | |
Abdurrahim et al. | Recent progress on the development of porous bioactive calcium phosphate for biomedical applications | |
US8465582B2 (en) | Process for producing inorganic interconnected 3D open cell bone substitutes | |
KR101423129B1 (ko) | 압축강도 증가 및 혈액 순환 보완을 위한 고강도 골 대체용 합성 골 및 이의 제조방법 | |
CN109331222B (zh) | 可原位形成3d多孔支架的骨修复材料及其制备和应用 | |
Swain | Processing of porous hydroxyapatite scaffold | |
TW201427728A (zh) | 用於製造多孔性聚磷酸鈣結構之方法 | |
JP2002113090A (ja) | 生体用セラミックス多孔質部材 | |
JP3470759B2 (ja) | 生体用セラミックス多孔質部材 | |
US20070224286A1 (en) | Process for Preparing Calcium Phosphate Self-Setting Bone Cement, the Cement So Prepared and Uses Thereof | |
EP1108698B1 (en) | Porous ceramic body | |
JP2011110388A (ja) | 複合生体材料 | |
JP2004041356A (ja) | 骨補填材の製造方法 | |
Dorozhkin | JOURNAL OF BIOTECHNOLOGY AND BIOMEDICAL SCIENCE | |
JP2007229048A (ja) | リン酸三カルシウム系骨補填材 | |
JP2004049355A (ja) | 骨補填材およびその製造方法 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20040227 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821 Effective date: 20040227 |
|
A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712 Effective date: 20070711 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20070807 |
|
A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712 Effective date: 20100903 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821 Effective date: 20100903 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20110114 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20111007 |