JP2009045108A - Fracture treatment cement with biodegradability and method of manufacturing the same - Google Patents
Fracture treatment cement with biodegradability and method of manufacturing the sameInfo
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Abstract
Description
社会の生活水準の向上に連れて、医療の進歩，人口高齢化の進展が予測されているが、高齢化に伴って発生された病気、例えば骨粗鬆症及びその合併症は更に老人の健康に影響を及ぼす重大な問題である。骨粗鬆症の最も頻度の高い合併症が、脊椎圧迫骨折であるが、骨粗鬆により骨は脆弱とてなり、骨折の危険性が増加する。例えば、米国では毎年、骨粗鬆によって七十万人の脊椎骨折の病例があり、約十万人の病例が入院して治療を受ける必要がある。 With the improvement of the standard of living in society, advances in medical care and the aging of the population are predicted, but diseases that occur with aging, such as osteoporosis and its complications, further affect the health of the elderly. This is a serious problem. The most common complication of osteoporosis is spinal compression fracture, but osteoporosis makes the bone fragile and increases the risk of fracture. For example, in the United States, there are 70,000 vertebral fracture cases each year due to osteoporosis, and about 100,000 cases need to be hospitalized and treated.
近年、椎体形成術（vertebroplasty）は、圧迫脊椎骨折の治療に応用されている。椎体形成術の原理は、骨折治療用セメントを骨折箇所に注入して固めることにより、痛みを解消する。 In recent years, vertebroplasty has been applied to the treatment of compression vertebral fractures. The principle of vertebroplasty is to eliminate pain by injecting a cement for fracture treatment into the fracture site and solidifying it.
これまで椎体形成術に応用された骨折治療用セメントは、多くがPMMAを主とするが、初期の骨折治療用セメントPMMAは、十分の強度を提供できるものの、以下の多くの欠点を克服する必要があった。 Most of the fracture treatment cements applied to vertebroplasty have been mainly PMMA, but the initial fracture treatment cement PMMA can provide sufficient strength, but overcomes the following many disadvantages: There was a need.
一、重合により発生する高温反応によって、感覚神経末梢が焼き壊される。 First, the sensory nerve periphery is burned down by the high temperature reaction generated by polymerization.
二、残留液体であるMMAは、毒性を有する物質で、一旦外漏れすれば、静脈系統閉塞を引き起こす可能性があり、ひいては肺塞栓症を招く。 Secondly, MMA, which is a residual liquid, is a toxic substance, and once leaked, it can cause venous system occlusion, leading to pulmonary embolism.
三、天然骨組織に比較して骨折治療用セメントPMMAの硬化後における強度が大きく、応力集中を招く可能性があり、二次性骨粗鬆および骨折が発生する。 3. Compared with natural bone tissue, the strength of the fracture treatment cement PMMA is high after hardening, which may lead to stress concentration, and secondary osteoporosis and fracture occur.
四、骨折治療用セメントPMMAは非生分解可能性材料であり、骨再造形の進展を妨害し、手術中に外漏れが発生すれば、二次手術により移転する必要がある。 4. Fracture cement PMMA is a non-biodegradable material that obstructs the progress of bone remodeling and should be transferred by secondary surgery if leakage occurs during surgery.
五、骨との直接的な結合を生成できない。 5. A direct bond with the bone cannot be generated.
前記の欠点に対して、幾つかの材料を添加してその性質を改善しようとする様々な試みがあり、例えばセラミックス・ビーズを添加し、鉱化骨（DBM）を除去することによって、その生物活性を増加し、更に強度の大きさ等の問題を低減できるが、ただ効果が何れも良好ではなかった。 In response to the above drawbacks, there are various attempts to add some materials to improve their properties, for example by adding ceramic beads and removing mineralized bone (DBM). Although the activity can be increased and problems such as the magnitude of strength can be reduced, the effects are not all good.
骨折治療用セメントPMMAの以外に、最近、より多く用いられているものとしてセラミックス・シリーズの骨折治療用セメントがある。例えばリン酸カルシウム塩セメント（CPC）などを用いたセメントは、骨折治療用セメントPMMAよりも以下の多くの利点がある。 In addition to PMMA for fracture treatment, there is a ceramic series fracture treatment cement that has been used more recently. For example, a cement using calcium phosphate salt (CPC) has many advantages over the fracture treatment cement PMMA.
一、リン酸カルシウム塩セメント（CPC）の生物相容性が高いが、その構造と骨組織は基本的にリン酸カルシウム塩であり、従って骨との直接な結合を生成できる。 First, although calcium phosphate salt cement (CPC) is highly biocompatible, its structure and bone tissue are basically calcium phosphate salts and can therefore produce a direct bond with bone.
二、その構造が骨組織と同じであるため、直接に骨の再造形に参加でき、二次手術として移転する必要がなく、前記性質を利用し、セメントの中に幾つかの成長因子を添加し、骨格の修復と再造形を促進できる。 Second, because the structure is the same as bone tissue, it can directly participate in bone remodeling and does not need to be transferred as a secondary operation. Utilizing these properties, several growth factors are added to the cement. And skeleton repair and remodeling can be promoted.
三、その強度がより骨の強度に近くなり、その他の骨を壊すことがない。 Third, its strength is closer to that of bone, and other bones are not broken.
しかしながら、前記のリン酸カルシウム塩セメント（CPC）は、初期強度があまり強くないため臨床上の要求を達成できない。よって、従来の骨折治療用セメントの改善、もしくは新たな骨折治療用セメントを研究開発によって、椎体形成術の脊椎骨折治療効果を大幅に向上できる。 However, the calcium phosphate salt cement (CPC) described above cannot achieve clinical requirements because its initial strength is not so strong. Therefore, by improving the conventional fracture treatment cement or researching and developing a new fracture treatment cement, the vertebral fracture treatment effect of vertebroplasty can be greatly improved.
従来、骨粗鬆症により引き起こされた脊椎骨折に対し、良好かつ完備な解決方法がなく、椎体形成術（vertebroplasty）の臨床現場において従来の骨折治療用セメントの有する欠点により医師の関心を受けないことに鑑み、従って発明人は、この方面に従事する長年の関連経験に基づき、長い時間を経って鋭意に研究かつ実験し、更に関連する学理に対応し、本発明の「生分解可能性を有する骨折治療用セメント及びその製造方法」を開発した。 Conventionally, there is no good and complete solution for vertebral fractures caused by osteoporosis, and it has not received the attention of doctors due to the disadvantages of conventional fracture treatment cement in the clinical setting of vertebroplasty In view of this, therefore, the inventor has studied and experimented intensively over a long period of time based on many years of related experience engaged in this direction, and further responded to the related theories. Developed "Cement for treatment and its manufacturing method".
本発明は以上の課題を解決することを目的としてなされたものであり、生分解可能性を有する骨折治療用セメント及びその製造方法を提供するものである。本発明によると、高分子ポリフマル酸ジヒドロキシプロピルエステル（PPF）を整備した後に、N−ビニルピロリドン（N−VP）中に溶解して均一に攪拌し、更にリン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）をN−VP／PPF溶液中に溶解し、ベーキングパウダー（BP）を溶液中に溶かし込み、また両者を均一に混合し、室温下に完全に固化することにより、本発明の生分解可能性を有する骨折治療用セメントを得る。前記骨折治療用セメントは、新規性を有するだけではなく、且つ進歩性と実用性をより有し、例えば前記骨折治療用セメントが注射方式により骨折箇所に注入でき、生分解可能性および更に好ましい力学的性質を有する。また、重合時の温度が従来の骨折治療用セメントPMMAよりも低く、PMMAに比較してより骨格強度に近い圧縮強度であり、高生体相容性があり、さらに放射線非透過性を有するため、従って椎体形成術の臨床では非常に大きな実用性を有する。 The present invention has been made for the purpose of solving the above problems, and provides a fracture treatment cement having biodegradability and a method for producing the same. According to the present invention, after preparing polymer polyfumaric acid dihydroxypropyl ester (PPF), it is dissolved in N-vinylpyrrolidone (N-VP) and stirred uniformly, and further, tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous phosphorus By dissolving calcium oxyhydrogen (DCPA) in the N-VP / PPF solution, dissolving the baking powder (BP) in the solution, mixing both uniformly, and completely solidifying at room temperature. A fracture treatment cement having a biodegradability of The fracture treatment cement is not only novel, but also has an inventive step and practicality. For example, the fracture treatment cement can be injected into a fracture site by an injection method, biodegradability and more preferable mechanics. It has special properties. In addition, the polymerization temperature is lower than the conventional fracture treatment cement PMMA, compressive strength closer to the skeletal strength compared to PMMA, high biocompatibility, and further radiopaque, Therefore, it has great utility in the clinical practice of vertebroplasty.
以下、本発明をその実施の形態に基づいて説明する。 Hereinafter, the present invention will be described based on the embodiments.
本発明は、「生分解可能性を有する骨折治療用セメント及びその製造方法」を提供する。高分子ポリフマル酸ジヒドロキシプロピルエステル（poly（propylene fumarate）をPPFと略称する）とリン酸テトラカルシウム（Tetracalcium phosphate，Ca4O（PO）2をTTCPと略称する）／無水リン酸水素カルシウム（Dicalcium phosphate anhydrous，CaHPO4をDCPAと略称する）の二相材料を混合し、これにより生分解可能性を有する骨折治療用セメント材料を得る。前記高分子ポリフマル酸ジヒドロキシプロピルエステル（PPF）は低重合温度，生分解可能性を有するため、注射型骨折治療用セメントとして応用でき、そして前記リン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）を固結した後に、多孔性構造を形成でき、且つ構造が骨組織に近似し、相当に高い生体相容性を有し、直接に骨の再造形の過程に参加でき、従って本発明は、前記の両者を混合して製成することにより、骨格の充填剤として用いられる。 The present invention provides “a fracture treatment cement having biodegradability and a method for producing the same”. High molecular weight polyhydroxy fumarate dihydroxypropyl ester (poly (propylene fumarate) is abbreviated as PPF) and tetracalcium phosphate (Catra O phosphate, Ca 4 O (PO) 2 is abbreviated as TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (Dicalcium phosphate) An anhydrous, CaHPO 4 is abbreviated as DCPA), and thereby a cement material for fracture treatment having biodegradability is obtained. Since the high molecular weight polyhydroxy fumarate (PPF) has a low polymerization temperature and biodegradability, it can be applied as a cement for the treatment of injectable fractures, and the tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate ( After consolidation of the DCPA), a porous structure can be formed, and the structure approximates to bone tissue, has a considerably high biocompatibility, and can directly participate in the process of bone remodeling, thus the present invention Is used as a skeletal filler by mixing both of the above.
以下に本発明の骨折治療用セメント材料中における高分子PPFの製造方法を示す。本発明では、高分子PPFは二つのステップを経由して製造される。ジメチルブテン二酸（Dimethyl FumarateをDEFと略称する），プロピレングリコール（Propylene GlycolをPGと略称する）を主原料とし、触媒として塩化亜鉛（zinc chlorideをZnCl2と略称する）を、架橋抑制剤としてハイドロキノン（hydroquinoneをHqと略称する）を添加することにより、高分子PPFを合成する。 The method for producing polymer PPF in the cement material for fracture treatment of the present invention will be described below. In the present invention, the polymer PPF is produced through two steps. Dimethyl-butenedioic acid (Dimethyl fumarate simply referred to as a DEF), propylene glycol (Propylene an abbreviated as PG Glycol) as a main raw material, (abbreviated to zinc chloride and ZnCl 2) zinc chloride as a catalyst, as a crosslinking inhibitor Polymer PPF is synthesized by adding hydroquinone (hydroquinone is abbreviated as Hq).
第1のステップは、-ジメチルブテン二酸（DEF）：プロピレングリコール（PG）：塩化亜鉛（ZnCl2）：ハイドロキノン（Hq）をモル比1：3：0.01：0.002として均一な攪拌を行い、温度を100℃まで昇温し、その後に150℃にゆっくりと加熱する。反応は空気を隔離する状態下で行う必要があり、従って窒素ガスを注入する。反応中、ジメチルブテン二酸（DEF）とプロピレングリコール（PG）との反応によってエタノールを生成し、凝縮管を利用して凝縮してなり、凝縮時にエタノールが現れなければ、第1のステップの反応の完成とする。第2のステップは、温度を100℃に設定し、圧力が0.1Torrとして、この過程に未反応のプロピレングリコール（PG）が凝縮される。その後、2時間以内に温度を130℃ないし150℃に昇温し、この時に高分子PPFとして反応が開始され、2時間で温度を200℃に昇温して、さらに200℃で12時間恒温とし、次に室温までに冷却し、粘性を有する琥珀色液体を生成する。これが求める高分子PPFである。 The first step is to perform uniform stirring at a molar ratio of 1: 3: 0.01: 0.002 with -dimethylbutenedioic acid (DEF): propylene glycol (PG): zinc chloride (ZnCl 2 ): hydroquinone (Hq), and temperature Is heated to 100 ° C and then slowly heated to 150 ° C. The reaction must be carried out in a state of isolating air, and therefore nitrogen gas is injected. During the reaction, ethanol is produced by the reaction of dimethylbutenedioic acid (DEF) and propylene glycol (PG) and condensed using a condenser tube. If ethanol does not appear during condensation, the reaction in the first step Completed. In the second step, the temperature is set to 100 ° C., the pressure is set to 0.1 Torr, and unreacted propylene glycol (PG) is condensed in this process. After that, the temperature was raised to 130 ° C. to 150 ° C. within 2 hours, at which time the reaction started as a high molecular weight PPF, the temperature was raised to 200 ° C. in 2 hours, and further kept constant at 200 ° C. for 12 hours. And then cooled to room temperature to produce a viscous amber liquid. This is the desired polymer PPF.
合成された高分子PPFは未除去転の触媒（zinc chloride），架橋抑制剤（hydroquinone）を含むから、純化して除去する必要がある。その純化ステップは、体積比1：1にて高分子PPFを塩化メチレンの中に溶解し、さらに濃度が1Nである塩化水素（ＨＣｌ）を入れて触媒（zinc chloride）を除去し、次に更に同じ体積の二次水，塩水にて、抽出を繰り返することにより、有機溶剤の塩化メチレンを除去し、その後に濃硫酸を入れて余分な水分を除去し、さらに残りの高分子PPFとメチレン溶液を冷却したエチルエーテルに入れることにより余分な架橋抑制剤（hydroquinone）を除去する。このステップによって高分子PPFがほぼ純化して完成する。ただし、メチレンは毒性のある有機溶剤であるから、最後に真空乾燥を利用して生成物から余分な有機溶剤を除去する。純化後の高分子PPFは−20℃以下に貯蔵すべきである。 The synthesized polymer PPF contains unremoved catalyst (zinc chloride) and crosslinking inhibitor (hydroquinone), so it needs to be purified and removed. The purification step involves dissolving polymer PPF in methylene chloride at a volume ratio of 1: 1, adding hydrogen chloride (HCl) with a concentration of 1N to remove the zinc chloride, and then further Repeat the extraction with the same volume of secondary water and salt water to remove methylene chloride, the organic solvent, and then add concentrated sulfuric acid to remove excess water, and the remaining polymer PPF and methylene solution. The excess hydroquinone is removed by placing in a cooled ethyl ether. By this step, the polymer PPF is almost purified and completed. However, since methylene is a toxic organic solvent, the excess organic solvent is finally removed from the product using vacuum drying. The purified polymer PPF should be stored below -20 ° C.
本発明を実施例にて説明する。以下は、骨折治療用セメント材料中におけるリン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）の製造方法の実施例である。第1のステップは、化学量論比に準じてピロリン酸カルシウム（Ca2P2O7）粉末１モルと炭酸カルシウム（CaCO3）粉末2モルを取り、十分に均一に混合した後に、混合物をプラチナ坩堝の中に平坦に敷き、炭化シリコン（SiC）の高温炉の中に置いて、高温焼結を行う。第2のステップは、10℃／分（min）の加熱速度で、前記粉末混合物を焼結の温度1440℃までに昇温するように加熱し、さらに前記温度で3時間維持し、その後、室温までに速やかに焼入れする。このようにしてリン酸テトラカルシウム（TTCP）を得るが、本実施例では、乳鉢を用いて細い粉に研磨し、さらに篩（篩網型番mesh No.106）を使用して濾過する。反応式を以下に示す。 The present invention will be described with reference to examples. The following is an example of a method for producing tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA) in a cement material for fracture treatment. The first step is to take 1 mol of calcium pyrophosphate (Ca 2 P 2 O 7 ) powder and 2 mol of calcium carbonate (CaCO 3 ) powder according to the stoichiometric ratio, mix them thoroughly and uniformly, and then mix the mixture with platinum. Lay flat in the crucible and place in a high temperature furnace of silicon carbide (SiC) to perform high temperature sintering. In the second step, the powder mixture is heated to a sintering temperature of 1440 ° C. at a heating rate of 10 ° C./min (min), and is further maintained at the temperature for 3 hours. Quench quickly. In this way, tetracalcium phosphate (TTCP) is obtained, but in this example, it is ground into a fine powder using a mortar and further filtered using a sieve (sieve mesh model number mesh No. 106). The reaction formula is shown below.
Ca2P2O7＋2CaCO3→Ca4（PO4）2O＋2CO2 Ca 2 P 2 O 7 + 2CaCO 3 → Ca 4 (PO 4 ) 2 O + 2CO 2
第3のステップは、1モル：1モルの比例にて前記の取得したリン酸テトラカルシウム（TTCP）粉末と無水リン酸水素カルシウム（DCPA）を均一に混合した後に、つまりリン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）の二相骨折治療用セメントを取得する。 The third step is to uniformly mix the obtained tetracalcium phosphate (TTCP) powder and anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA) in proportion of 1 mole: 1 mole, that is, tetracalcium phosphate (TTCP). ) / Anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA) cement for treatment of biphasic fractures.
この以外にもリン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）の二相骨折治療用セメントの固化に関して、リン酸テトラカルシウム（TTCP）と無水リン酸水素カルシウム（DCPA）が水と反応し易くするため、初期段階で水和作用によりハイドロキシアパタイトを形成すべきであり、その後にカルシウム欠損ハイドロキシアパタイト（Calcium-deficient hydroxyapatideをdHAPと略称する）を形成する。そしてこれらのカルシウム欠損ハイドロキシアパタイト（dHAP）が針状構造として形成され、針状構造がHAPを結晶核と見なし、上部に結晶を成長して相互に交差し安定化した構造を形成することで、材料が固化する。その反応式を下記に示す。 In addition to this, regarding the solidification of cement for the treatment of biphasic fractures of tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA), tetracalcium phosphate (TTCP) and anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA) In order to facilitate the reaction, hydroxyapatite should be formed by hydration in the initial stage, and then calcium-deficient hydroxyapatite (Calcium-deficient hydroxyapatide is abbreviated as dHAP) is formed. And these calcium-deficient hydroxyapatite (dHAP) is formed as a needle-like structure, the needle-like structure regards HAP as a crystal nucleus, grows a crystal on the top and crosses each other to form a stabilized structure, The material solidifies. The reaction formula is shown below.
初期反応：
2Ca4（PO4）2O＋2CaHPO4＋H2O→Ca10（PO4）（OH）2
Initial reaction:
2Ca 4 (PO 4 ) 2 O + 2CaHPO 4 + H 2 O → Ca 10 (PO 4 ) (OH) 2
後期反応：
2Ca4（PO4）2O＋2CaHPO4＋H2O→Ca10−X（HPO4）X（PO4）6−X（OH）2−X,
0≦X≦1
Late reaction:
2Ca 4 (PO 4 ) 2 O + 2CaHPO 4 + H 2 O → Ca 10−X (HPO 4 ) X (PO 4 ) 6−X (OH) 2−X ,
0 ≦ X ≦ 1
合成したリン酸テトラカルシウム（TTCP）をX線回折アナライザーによって材料を定性分析し、JCPDSデータベースのスタンダード・スペクトルにより照合した図を、図１に示す。図１より、合成された材料のピークは何れもスタンダード・スペクトルに合致するものである。そしてX線回折の必要な条件から、原子層間の間隔が輻射の波長と同等であり、散乱中心の環境が高度な規則性を有しているから、材料の回折光の特定のピークを利用することで、材料の結晶相を定性分析できる。 Fig. 1 shows the qualitative analysis of the synthesized tetracalcium phosphate (TTCP) using an X-ray diffraction analyzer and the standard spectrum of the JCPDS database. As can be seen from FIG. 1, the peaks of the synthesized material all agree with the standard spectrum. And, from the necessary conditions of X-ray diffraction, the distance between atomic layers is equivalent to the wavelength of radiation, and the environment of the scattering center has a high degree of regularity, so use a specific peak of the diffracted light of the material Thus, the crystal phase of the material can be qualitatively analyzed.
リン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）を水和した後における最終生成物であるカルシウム欠損ハイドロキシアパタイト（dHAP）のX線回折アナライザーのスペクトル図を、図２に示す。スペクトル図より水和後の最終生成物は、人体の鉱化骨成分に類似するカルシウム欠損ハイドロキシアパタイト（dHAP）である。 FIG. 2 shows a spectrum diagram of an X-ray diffraction analyzer of calcium deficient hydroxyapatite (dHAP), which is the final product after hydration of tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA). From the spectrum diagram, the final product after hydration is calcium deficient hydroxyapatite (dHAP) similar to the mineralized bone component of the human body.
それぞれ高分子PPFとリン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）を合成した後に、下記のステップにより混合整備を行う。 After synthesizing polymer PPF and tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA), mixing preparation is performed according to the following steps.
まず高分子ポリフマル酸ジヒドロキシプロピルエステル（PPF）をN−ビニルピロリドン（N−vinylpyrrolidoneをN−VPと略称する）中に溶解して均一に攪拌し、次にリン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）をN−VP／PPF溶液中に溶かし込み、その後にベーキングパウダー（Baking PowderをBPと略称する）を溶液中に溶かし、さらに両者を均一に混合し、型中に注ぎ込み、室温下に完全に固化することで、本発明の生分解可能性を有する骨折治療用セメントを製造する。骨折治療用セメント材料の表面の電子顕微鏡の写真を図３に示す。 First, polymer polyfumaric acid dihydroxypropyl ester (PPF) is dissolved in N-vinylpyrrolidone (N-vinylpyrrolidone is abbreviated as N-VP) and stirred uniformly, and then tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous phosphorus Calcium oxyhydrogen (DCPA) is dissolved in the N-VP / PPF solution, then baking powder (Baking Powder is abbreviated as BP) is dissolved in the solution, and both are mixed uniformly and poured into a mold. By completely solidifying at room temperature, the cement for fracture treatment having biodegradability of the present invention is produced. An electron microscope photograph of the surface of the cement material for fracture treatment is shown in FIG.
以上、本発明の製造方法によって得られた高分子ポリフマル酸ジヒドロキシプロピルエステル（PPF）とリン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）の骨折治療用セメント材料は、新規性を有するだけではなく、更に以下の進歩性と実用性を有する。 As described above, the cement material for fracture treatment of polymer polyfumaric acid dihydroxypropyl ester (PPF) and tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA) obtained by the production method of the present invention has novelty. In addition, it has the following inventive step and practicality.
一、注射方式により骨折箇所に注入できる。 1. It can be injected into the fracture site by injection method.
二、生分解可能性を有し、且つより好ましい力学的性質を有する。 2. It has biodegradability and has more favorable mechanical properties.
三、従来の骨折治療用セメントPMMAに比較して、低い重合時の温度が低い。 3. Lower polymerization temperature compared to conventional fracture treatment cement PMMA.
四、従来の骨折治療用セメントPMMAに比較して、より自然骨の骨格強度の圧縮強度に近い。 4. Compared to the conventional fracture treatment cement PMMA, it is closer to the compressive strength of natural bone skeleton.
五、高生体相容性を有する。 5. High biocompatibility.
六、放射線非透過性（現像剤を添加する必要がないため、従来の骨折治療用セメントPMMAよりも好ましい現像効果があるから、現像剤の硫酸バリウムの添加を必要としない）を有する。 6. Radiopacity (Because there is no need to add a developer, there is a development effect more favorable than the conventional fracture treatment cement PMMA, so that it is not necessary to add barium sulfate as a developer).
七、椎体形成術の臨床上して、非常に大きな実用性を有する。 Seventh, it has very great practicality in vertebroplasty.
以上、詳細な実施形態を説明したが、これは、例示の目的のために開示されたものであり、本発明の属する技術の分野における通常の知識を有する者であれば、本発明の技術的思想を逸脱しない範囲内で、様々な置換、変形、及び変更が可能であり、このような置換、変更などは、特許請求の範囲に属するものである。
Although the detailed embodiments have been described above, they are disclosed for the purpose of illustration, and those skilled in the art to which the present invention pertains have ordinary technical knowledge. Various substitutions, modifications, and changes can be made without departing from the spirit, and such substitutions and changes belong to the scope of the claims.
Claims (8)
ジメチルブテン二酸（DEF），プロピレングリコール（PG）を採用し、触媒として塩化亜鉛（ZnCl2）を、架橋抑制剤としてハイドロキノン（Hq）を添加し、高分子PPFを合成することと、
高分子ポリフマル酸ジヒドロキシプロピルエステル（PPF）をN−ビニルピロリドン（N−VP）中に溶解して均一に攪拌することと、
リン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）をN−VP／PPF溶液中に溶かし込むことと、
ベーキングパウダー（BP）を溶液中に溶かし込み、さらに両者を均一に混合し、室温下に完全に固化し、生分解可能性を有する骨折治療用セメントを形成することを、含むことを特徴とする生分解可能性を有する骨折治療用セメントの製造方法。 A method for producing a fracture treatment cement having biodegradability,
Employing dimethylbutenedioic acid (DEF) and propylene glycol (PG), adding zinc chloride (ZnCl 2 ) as a catalyst, adding hydroquinone (Hq) as a crosslinking inhibitor, and synthesizing a polymer PPF;
Dissolving polymer polyfumaric acid dihydroxypropyl ester (PPF) in N-vinylpyrrolidone (N-VP) and stirring uniformly;
Dissolving tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA) in the N-VP / PPF solution;
Dissolving baking powder (BP) in the solution, further mixing both uniformly, completely solidifying at room temperature, and forming a fracture treatment cement having biodegradability A method for producing a fracture treatment cement having biodegradability.
ジメチルブテン二酸（DEF）：プロピレングリコール（PG）：塩化亜鉛（ZnCl2）：ハイドロキノン（Hq）がモル比1：3：0.01：0.002であり、均一な攪拌を行うことと、
時間を掛けて加熱処理を行い、その後に室温までに冷却し、粘性を有する琥珀色液体を生成し、高分子PPFを取得することを、含むことを特徴とする請求項1に記載の生分解可能性を有する骨折治療用セメントの製造方法。 The method for producing the polymer PPF is:
Dimethylbutenedioic acid (DEF): propylene glycol (PG): zinc chloride (ZnCl 2 ): hydroquinone (Hq) in a molar ratio of 1: 3: 0.01: 0.002,
The biodegradation according to claim 1, wherein the biodegradation according to claim 1, wherein the biodegradation comprises: performing heat treatment over time, and then cooling to room temperature to produce a viscous amber liquid and obtaining a polymer PPF. The manufacturing method of the cement for fracture treatment which has possibility.
純化して内部に含まれた触媒，架橋抑制剤をより除去し、その純化ステップは、体積比1：1にて前記高分子PPFを塩化メチレンの中に溶解し、さらに塩化水素（ＨＣｌ）を入れて触媒を除去し、同じ体積の二次水，塩水にて、抽出を繰り返し、有機溶剤の塩化メチレンを除去し、その後に濃硫酸を入れて余分な水分を除去し、さらに残りの高分子PPFとメチレン溶液を冷たいエチルエーテルに入れることにより余分な架橋抑制剤を除去し、真空乾燥を利用して生成物から余分な有機溶剤を除去するものであることを特徴とする請求項2に記載の生分解可能性を有する骨折治療用セメントの製造方法。 The method for producing the polymer PPF is:
The catalyst and the crosslinking inhibitor contained in the interior after purification are further removed, and in the purification step, the polymer PPF is dissolved in methylene chloride at a volume ratio of 1: 1, and hydrogen chloride (HCl) is further added. Remove the catalyst, repeat extraction with the same volume of secondary water and salt water, remove methylene chloride, the organic solvent, and then add concentrated sulfuric acid to remove excess water, and the remaining polymer. 3. The excess crosslinking inhibitor is removed by putting PPF and a methylene solution in cold ethyl ether, and excess organic solvent is removed from the product using vacuum drying. Of manufacturing a bone fracture treatment cement having biodegradability.
粉末混合物を提供し、前記粉末混合物がピロリン酸カルシウム（Ca2P2O7）粉末と炭酸カルシウム（CaCO3）粉末から構成されることと、
前記粉末混合物に対し加熱処理を行い、リン酸テトラカルシウム（TTCP）粉末と得ることと、
比例に基づいてリン酸テトラカルシウム（TTCP）粉末と無水リン酸水素カルシウム（DCPA）を均一に混合し、リン酸テトラカルシウム（TTCP）／無水リン酸水素カルシウム（DCPA）を得ることとを、含むことを特徴とする請求項1に記載の生分解可能性を有する骨折治療用セメントの製造方法。 The method for producing the tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA)
Providing a powder mixture, the powder mixture comprising calcium pyrophosphate (Ca 2 P 2 O 7 ) powder and calcium carbonate (CaCO 3 ) powder;
Heat treating the powder mixture to obtain a tetracalcium phosphate (TTCP) powder;
Including uniformly mixing tetracalcium phosphate (TTCP) powder and anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA) on a proportional basis to obtain tetracalcium phosphate (TTCP) / anhydrous calcium hydrogen phosphate (DCPA), 2. The method for producing a cement for treating fracture according to claim 1, which has biodegradability.
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