JP2011041640A - 骨再生医療材料 - Google Patents
骨再生医療材料 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2011041640A JP2011041640A JP2009190977A JP2009190977A JP2011041640A JP 2011041640 A JP2011041640 A JP 2011041640A JP 2009190977 A JP2009190977 A JP 2009190977A JP 2009190977 A JP2009190977 A JP 2009190977A JP 2011041640 A JP2011041640 A JP 2011041640A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- titanium
- bone
- prepolymer
- foamed
- slurry
- 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.)
- Granted
Links
Abstract
【解決手段】 活性水素を有するポリオールとポリイソシアネートとを反応させてなる末端イソシアネート基を有するプレポリマーと、水系分散媒にチタン粉末を懸濁してなるスラリーとを混合させ、反応させることにより、チタン粉末を含有するポリウレタン発泡中間体を得た後、前記中間体に熱処理を施し、前記中間体を脱脂および焼結させることによって製造されたものであり、複数の気泡が互いに連結してなる連続気泡を含む発泡チタン材料で構成されたことを特徴とする骨再生医療材料。
【選択図】 図3
Description
前記中間体に熱処理を施し、前記中間体を脱脂および焼結させることによって製造されたものであり、
複数の気泡が互いに連結してなる連続気泡を含む発泡チタン材料で構成されたことを特徴とする骨再生医療材料である。
前記プレポリマー中の前記イソシアネート基の含有率は、3〜26質量%であり、
前記プレポリマー中のポリオールは、エチレンオキサイドユニットを少なくとも60モル%含むポリエーテル系ポリオールであることを特徴とする前記発明(1)ないし(4)のいずれかの骨再生医療材料である。
ことを特徴とする前記発明(1)ないし(6)のいずれかの骨再生医療材料である。
各種細胞、骨髄細胞、骨髄液、骨髄液から分離された幹細胞、臍帯血由来細胞、末梢血由来細胞、組織細切片、各種蛋白、脂質、多糖類、酵素、抗生物質、抗菌物質、ホルモン、サイトカイン、血液凝固促進剤、細胞成長因子、遺伝子操作された細胞からの抽出物、遺伝子操作された細胞から産生される物質、血管内皮細胞増殖因子(VEGF),platelet-inducedgrowthfactor(PIGF)、治療効果因子ベータ1(TGF.beta.1)、酸性繊維芽細胞(aFGF)、塩基性繊維芽細胞(bFGF)、治療効果因子アルファ(TGF.alph.)、上皮細胞増殖因子、オステオネクチン、アンティオポエチン(ANG1)、ANG2、血小板由来増殖因子AB、血小板由来増殖因子BB、骨形成蛋白質(BMP)、肝細胞増殖因子(HGF)、細胞外マトリックス、コラーゲンあるいはそれらのいずれかの複合体もしくは誘導体、等のグループから選ばれた少なくとも一つ以上であることを特徴とする前記発明(1)から(7)のいずれかの骨再生医療材料である。
その基材の外周にチタン粉末を焼成・連結することによって形成された、前記発明(1)ないし(8)のいずれかの骨再生医療材料からなるチタン多孔シート層を備えている人工骨類再生材である。
本発明に係る骨再生医療材料は、末端イソシアネート基を有するプレポリマーと、水系分散媒にチタン粉末を懸濁してなるスラリーとを混合させ、反応させることにより、チタン粉末を含有するポリウレタン発泡中間体を得た後、前記中間体に熱処理を施し、前記中間体を脱脂および焼結させることによって製造されたものであり、複数の気泡が互いに連結してなる連続気泡を含む発泡チタン材料で構成されている。本発明の骨再生医療材料では、これらの空孔が連続して連なることが好適である。本最良形態に係る骨再生医療材料は、発泡チタン材料であり、該材料内部に中空孔、中空部を持つ事が基本となる。そのため骨芽細胞などの足場依存性細胞をはじめとする各種細胞の誘導性および着床性が優れており、細胞成長性が格段に高い。また、当該発泡チタン材料は、厚さ0.1〜10mmのシート形状に成形されていることが好適である。
平均流量細孔径は、ハーフドライ法(ASTM E1294−89)にて測定する。平均流量細孔径が小さいほど多孔体の表面積が大きくなり、骨の生体細胞が着床する機会が増えるという効果を奏する。製造プロセス的にウレタンフォームのセル径が小さくなるほどフォームの表面積が大きくなり、当該フォームを焼成すると、焼成後のチタン多孔体の平均流量細孔径が小さくなる。
以下、本発明の発泡チタン材料(発泡チタン焼結体)の製造方法について、好適実施形態に基づいて詳細に説明する。本実施形態では、いわゆる「発泡チタン」と呼ばれる多孔質のチタン材料を製造する方法について説明する。
まず、発泡チタン材料の中間体の原料として、プレポリマーとスラリーとを使用する。このうち、プレポリマーは、末端にイソシアネート基を有するものである。
また、これらの中でも、ポリイソシアネートは、芳香族系ポリイソシアネートであるのが好ましい。芳香族系ポリイソシアネートは、反応性が特に高く、ポリオールと反応することによって機械的特性に優れた化合物が得られる。このため、発泡チタン材料の中間体の機械的特性及び保形性を高めることができ、最終的に、機械的強度及び寸法精度に優れた発泡チタン材料が得られる。また、芳香族系ポリイソシアネートは、安価で入手が容易であるという利点も有する。
また、このようなポリオールの重量平均分子量は、特に限定されないが、200〜20000程度であるのが好ましく、600〜6000程度であるのがより好ましい。
以上のようにしてプレポリマーが得られる。
このうち、チタン粉末は、最終的に発泡チタン材料を構成するチタン材料の原料となる粉末である。またここで、チタンとは、純チタンのみならず、酸化チタン、チタン合金も含まれる。
具体的には、チタン粉末の各粒子のアスペクト比の平均値は、0.5〜1であるのが好ましく、0.7〜1であるのがより好ましい。これにより、チタン粉末の流動性が特に向上するとともに、各粒子間の充填性も特に高くなる。その結果、最終的に、発泡チタン材料の機械的特性を特に高めることができる。尚、各粒子のアスペクト比とは、各粒子の短径を長径で除した値である。
本発明に用いられる水としては、特に限定されず、純水、イオン交換水、水道水、RO水が挙げられる。
また、スラリー中には、チタン粉末と水以外に、その他の成分を含んでいてもよい。
具体的には、水エマルジョン等である。即ち、スラリーに、軟化点20〜100℃の樹脂を分散させた水エマルジョンとを混合してもよい。
ここで、プレポリマーとスラリーとの混合は、プレポリマーとスラリーとを、各種混合機、各種攪拌機等に投入して行うことができる。
また、使用するプレポリマーは、ポリイソシアネートの一部とポリオールの一部とを反応させておき、本中間体製造工程において、残りのポリイソシアネートとポリオールとを反応させるようにしてもよい。
このような界面活性剤としては、いかなる界面活性剤をも用いることができるが、例えば、各種陰イオン(アニオン)性界面活性剤、各種陽イオン(カチオン)性界面活性剤、各種両性界面活性剤、各種非イオン(ノニオン)性界面活性剤等を用いることができる。
このようなポリプロピレングリコールエチレンオキサイド付加物系界面活性剤としては、例えば、プルロニックL−62(BASF社製)等が挙げられる。
なお、上記の界面活性剤、各種添加剤は、本中間体製造工程で混合してもよいが、あらかじめ、プレポリマー及びスラリーのいずれか一方または双方に添加しておいてもよい。
また、必要に応じて、発泡チタン材料の中間体を乾燥させる。これにより、中間体中に残存した水分を除去する。
この乾燥は、中間体に対して、加熱する方法、ガスを噴射する方法、赤外線を照射する方法等により行うことができる。
また、ガスを噴射する場合、用いるガスは、不活性ガスまたは還元性ガスであるのが好ましい。
なお、発泡チタン材料の中間体の見かけ密度は、チタン粉末の構成材料によって若干異なるが、300〜800kg/m3程度であるのが好ましく、500〜700kg/m3程度であるのがより好ましい。
次に、発泡チタン材料の中間体に熱処理を施す。これにより、中間体が脱脂され、脱脂体が得られる。
この脱脂における熱処理条件は、温度300〜700℃×0.1〜20時間程度であるのが好ましく、温度400〜600℃×1〜5時間程度であるのがより好ましい。これにより、チタン粉末を焼結させることなく、中間体中から樹脂成分(有機成分)を確実に分解・除去することができる。その結果、脱脂体中に樹脂成分が残留するのを確実に防止することができ、発泡チタン材料中に樹脂成分が残留するのを確実に防止することができる。
なお、脱脂工程は、複数回に分けて行うようにしてもよい。その場合、徐々に熱処理温度を上げるようにすれば、より脱脂を促進させることができる。
また、熱処理を行なう際の雰囲気は、いかなる雰囲気であってもよいが、窒素ガス、アルゴンガスのような不活性ガス雰囲気であるのが好ましい。不活性ガス雰囲気によれば、チタン粉末が酸化してしまうのを確実に防止しつつ、中間体中の樹脂成分を分解・除去することができ、中間体の脱脂が確実になされる。
次に、脱脂体に熱処理を施す。これにより、脱脂体中のチタン粉末が焼結し、焼結体となり、発泡チタン材料(本発明の発泡チタン材料)が得られる。
図3は、本発明の発泡チタン材料の走査型電子顕微鏡による観察像の一例、および、この観察像を模式的に示す図である。
この焼結における熱処理条件は、チタン粉末の構造材料に応じて若干異なるものの、温度800〜1500℃×0.1〜20時間程度であるのが好ましく、温度1100〜1500℃×1〜5時間程度であるのがより好ましい。これにより、チタン粉末を確実に焼結させるとともに、過焼結を防止することができる。
なお、焼結工程は、複数回に分けて行うようにしてもよい。
尚、水素ガスのような還元性ガス雰囲気によれば、水素脆性の危険があり、焼結は進行するが強度的に脆くなる可能性がある。
また、前述したように、発泡チタン材料は、チタン粉末の粒子同士が連結したことにより構築されているが、チタン材料は、一般に、セラミックス材料やガラス材料等の脆性材料に比べて、優れた靭性を有している。一方、セラミックス材料やガラス材料等の脆性材料では、靭性が低いため、仮にこれらの脆性材料の粉末を用いて発泡材料を製造したとしても、そのような発泡材料は非常に脆いものとなる。したがって、発泡材料中の三次元の網目構造のうち、一部が破壊すると、その衝撃が他の網目構造に容易に伝搬してしまい、破壊が連鎖的に進展することとなる。その結果、脆性材料の粉末を用いた発泡材料は、機械的特性が著しく低いものとなる。
このような発泡チタン材料の圧縮強度は、チタン粉末の構成材料や空孔率等に応じて若干異なるものの、1MPa以上であるのが好ましく、2MPa以上であるのがより好ましい。このような発泡チタン材料は、構造部材として十分な機械的強度を有するものとなる。また、本発明の発泡チタン材料の製造方法によれば、かかる高強度の発泡チタン材料を容易かつ確実に製造することができる。
なお、発泡金属材料の密度は、この空孔率と、発泡金属材料の作製に用いられた金属粉末の組成とから算出することができ、例えば、金属粉末としてSUS−316L(真密度:7950kg/m3)の粉末を用いて作製された空孔率88.3%の発泡金属材料の場合、発泡金属材料の見かけ密度は、930kg/m3{=7950×(1−0.883)}となる。
例えば、本発明の発泡チタン材料の製造方法では、必要に応じて、任意の工程を追加することもできる。
本発明に係る骨再生医療材料は、人工歯根に使用することができる。図1に示す本発明の人工歯根100は、基材101と、その基材の外周に設けられた発泡チタン材料からなるチタン多孔シート層102と、とからなる。尚、人工歯根は、当該人工歯根と螺合可能なアバットメント200及び人工歯300と組み合わせて使用する。
つまり、チタン多孔シート層に誘導される骨芽細胞は、チタン多孔シート層(発泡チタン材料)内において分化誘導され、硬組織層を形成する。ここで硬組織層を形成する骨芽細胞とチタン多孔シート層(発泡チタンシート)とは三次元的に物理的結合をするため、人工歯根と生体とを強固に結合する。
円柱形又はテーパ形の発泡チタン材料に、ドリルでネジ式またはフラットの孔を開け、底にネジ式又はフラットのチタンロッドを挿入した後、適切な材料の鋳型中で、強く圧接下で真空焼結する。なお、発泡チタン材料は、前記中間体製造工程の段階で型を用いて、あらかじめ円柱形又はテーパ形の中心に孔を有する発泡チタン材料に成形しておいてもよいし、基材の周辺に発泡チタン材料中間体を形成して、その後、脱脂工程及び焼結工程を経た後に真空焼結してもよい。尚、真空焼結は周知の方法により行なうことが可能である。更に、通常の最高真空下で行なうことが好適である。
ポリエチレングリコール(第一工業製薬製、平均分子量1000)2モル、トリメチロールプロパン1モル、及び2,4−及び2,6−トルエンジイソシアネートの80/20の混合物(日本ポリウレタン工業社製、T−80)7.7モルを混合した後、混合物を2時間攪拌し、NCO%が11%のイソシアネート末端ポリウレタンプレポリマーを作製した。
<脱脂条件>
・脱脂温度: 500℃
・脱脂時間: 昇温 0.5℃/min 保持1時間
・脱脂雰囲気: 窒素
<焼結条件>
・焼結温度: 1135℃
・焼結時間: 2時間
・焼結雰囲気: 真空
これにより、焼結体のセル骨格形状(略三角形)およびそのセル骨格表面が粒子形状に起因する凹凸をしているため、骨の生態細胞が付着しやすい表面構造となっている。
以上より、骨細胞の成長性に優れるという効果をもたらす。
圧縮試験:試験片10×10×1.6mmt 圧縮速度1mm/min 4000Nまで圧縮
引張試験:試験片5.5×53×1.6mmt 速度1mm/min つかみ具間距離40mm
曲げ試験:試験片13 or 5.5×53×1.6mmt 速度2mm/min 支点間距離40mm 治具先端R5mm、 (※各試験N=3にて測定。)
最大細孔径: 127.7ミクロン
平均流量細孔径: 53.9ミクロン
L−62に代えて、Brij58(添加量も同じ)を使用した以外は、実施例1と同
じにして、発泡金属焼結体を得た。(プレポリマー、チタン粉末、純水、水エマルジョン樹脂、Brij58の混合比を重量比で100:600:100:100:1とした。)なお、Brij58とは、ICI Americas.Inc製のポリエチレングリコールモノセチルエーテルである。最大細孔径は、176.8ミクロン、平均流量細孔径は、77.3ミクロンであった。
プレポリマー、チタン粉末、純水、水エマルジョン樹脂、L−62の混合比を重量比で100:600:70:70:0.5とする以外は、実施例1と同じに方法より、発泡金属焼結体を得た。最大細孔径は、83.4ミクロン、平均流量細孔径は、22.4ミクロンであった。
繊維多孔体
繊維径: 50μm、 密度(目付け): 900g/m2、
厚み: 1.5mm、 空孔率 : 87%
最大細孔径: 202.6ミクロン
平均流量細孔径: 106.4ミクロン
しかし、上記の電顕写真によれば、空隙が非常にルーズにつながっていて、表面形状も凹凸が少ない。よって、骨細胞が着床しにくいものと思われる。
金属粉末を、平均粒径4.0μmのセラミックス粉末(アルミナ)に置き換えた以外は、前記実施例と同様にして、発泡セラミックス焼結体を得た。
実施例で得られた発泡金属焼結体の圧縮強度を測定したところ、人工歯根として使用可能な程度の優れた強度を有していた。ここで、実施例で得られた発泡金属焼結体の走査型電子顕微鏡による外観写真を図3に示す。
このような本発明に特徴的な網目構造が観察されたが、この網目構造を形成するセル骨格の形状は、骨の形成・成長の向上の一因になっているものと考えられる。
生後12週間のウィスター系オスのラットを、ネンブタール腹腔内注射(0.71 ml/kg body weight)による完全麻酔下にて、頭部皮下を切開し、頭蓋骨の骨膜下に、厚さ1.5 mm 直径4 mmの円盤状に成型した発泡チタンを骨面に平行に埋植した。対象として、比較例1の繊維多孔体(厚さ0.5 mm,4 mmの円盤)を埋植した。埋植6週後に、エーテル深麻酔にて安楽死させ、頭蓋骨を摘出し10%中性ホルマリン固定した。
固定試料は、通法にしたがってエタノール系列脱水した。次にリゴラック(昭和高分子)で包埋してブロックを作製し、0.4−0.5 mmの厚さに切断後,150 μmの厚さまで研磨した。さらに薄片の両面にリゴラックを5 μmの厚さにコートし片面を80 μmの厚さまで研磨した。耐水研磨紙(#1200)で最終研磨し、Coleのヘマトキシリン・エオジン(HE)染色を行い、光学顕微鏡にて観察した。同様に、実施例1〜3の金属発泡材料についても、試験を行なった。
Claims (10)
- 活性水素を有するポリオールとポリイソシアネートとを反応させてなる末端イソシアネート基を有するプレポリマーと、水系分散媒にチタン粉末を懸濁してなるスラリーとを混合させ、反応させることにより、チタン粉末を含有するポリウレタン発泡中間体を得た後、
前記中間体に熱処理を施し、前記中間体を脱脂および焼結させることによって製造されたものであり、
複数の気泡が互いに連結してなる連続気泡を含む発泡チタン材料で構成されたことを特徴とする骨再生医療材料。 - 前記発泡チタン材料の最大細孔径が80〜180μmであることを特徴とする、請求項1に記載の骨再生医療材料。
- 前記発泡チタン材料の平均流量細孔径が20〜80μmであることを特徴とする、請求項1又は2に記載の骨再生医療材料。
- 前記発泡チタン材料は、前記チタン粉末の粒子同士が連結し、三次元の網目構造を構築してなるものであることを特徴とする請求項1ないし3のいずれかに記載の骨再生医療材料。
- 前記スラリーは、水を分散媒とし、該分散媒に平均粒径0.5〜30μmの前記チタン粉末を懸濁してなるものであり、
前記プレポリマー中の前記イソシアネート基の含有率は、3〜26質量%であり、
前記プレポリマー中のポリオールは、エチレンオキサイドユニットを少なくとも60モル%含むポリエーテル系ポリオールであることを特徴とする請求項1ないし4のいずれかに記載の骨再生医療材料。 - 前記チタン粉末は、アトマイズ法により製造されたものであることを特徴とする請求項1ないし5のいずれかに記載の骨再生医療材料。
- 前記発泡チタン材料が厚さ0.1〜10mmのシート形状に成形されており、前記発泡チタン材料の外周にセラミックスアパタイトがコートされている
ことを特徴とする請求項1ないし6のいずれかに記載の骨再生医療材料。 - 前記発泡チタン材料の内部に注入する物質は生理機能を持ち、
各種細胞、骨髄細胞、骨髄液、骨髄液から分離された幹細胞、臍帯血由来細胞、末梢血由来細胞、組織細切片、各種蛋白、脂質、多糖類、酵素、抗生物質、抗菌物質、ホルモン、サイトカイン、血液凝固促進剤、細胞成長因子、遺伝子操作された細胞からの抽出物、遺伝子操作された細胞から産生される物質、血管内皮細胞増殖因子(VEGF),platelet-inducedgrowthfactor(PIGF)、治療効果因子ベータ1(TGF.beta.1)、酸性繊維芽細胞(aFGF)、塩基性繊維芽細胞(bFGF)、治療効果因子アルファ(TGF.alph.)、上皮細胞増殖因子、オステオネクチン、アンティオポエチン(ANG1)、ANG2、血小板由来増殖因子AB、血小板由来増殖因子BB、骨形成蛋白質(BMP)、肝細胞増殖因子(HGF)、細胞外マトリックス、コラーゲンあるいはそれらのいずれかの複合体もしくは誘導体、等のグループから選ばれた少なくとも一つ以上であることを特徴とする請求項1から7のいずれかに記載の骨再生医療材料。 - 基材と、
その基材の外周にチタン粉末を焼成・連結することによって形成された、請求項1ないし8のいずれかに記載された骨再生医療材料からなるチタン多孔シート層を備えている人工骨類再生材。 - 前記人工骨類再生材が人工歯根であることを特徴とする請求項9に記載の人工骨類再生材。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2009190977A JP5634042B2 (ja) | 2009-08-20 | 2009-08-20 | 骨再生医療材料 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2009190977A JP5634042B2 (ja) | 2009-08-20 | 2009-08-20 | 骨再生医療材料 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2011041640A true JP2011041640A (ja) | 2011-03-03 |
JP5634042B2 JP5634042B2 (ja) | 2014-12-03 |
Family
ID=43829532
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2009190977A Active JP5634042B2 (ja) | 2009-08-20 | 2009-08-20 | 骨再生医療材料 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP5634042B2 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2012063904A1 (ja) * | 2010-11-10 | 2012-05-18 | 三菱マテリアル株式会社 | 多孔質インプラント素材 |
CN103614587A (zh) * | 2013-12-05 | 2014-03-05 | 北京师范大学 | 球形孔隙结构的胞状泡沫钛 |
WO2022075038A1 (ja) * | 2020-10-05 | 2022-04-14 | 東邦チタニウム株式会社 | 多孔質金属体の製造方法及び、多孔質金属体 |
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006512171A (ja) * | 2003-01-03 | 2006-04-13 | バイオメリックス コーポレイション | 網状エラストマーマトリックス、その製造および埋込み可能な装置での使用 |
WO2006090777A1 (ja) * | 2005-02-23 | 2006-08-31 | Hi-Lex Corporation | 医用材料、人工歯根および医療材料の製造方法 |
JP2007151680A (ja) * | 2005-12-01 | 2007-06-21 | Hi-Lex Corporation | スカフォールド材料 |
JP2007526942A (ja) * | 2004-03-03 | 2007-09-20 | コモンウエルス サイエンティフィック アンド インダストリアル リサーチ オーガナイゼーション | 二段階又は多段階硬化のための生体適合性ポリマー組成物 |
JP2009028361A (ja) * | 2007-07-27 | 2009-02-12 | Seiko Epson Corp | 歯科用インプラントおよび歯科用インプラントの製造方法 |
-
2009
- 2009-08-20 JP JP2009190977A patent/JP5634042B2/ja active Active
Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006512171A (ja) * | 2003-01-03 | 2006-04-13 | バイオメリックス コーポレイション | 網状エラストマーマトリックス、その製造および埋込み可能な装置での使用 |
JP2007526942A (ja) * | 2004-03-03 | 2007-09-20 | コモンウエルス サイエンティフィック アンド インダストリアル リサーチ オーガナイゼーション | 二段階又は多段階硬化のための生体適合性ポリマー組成物 |
WO2006090777A1 (ja) * | 2005-02-23 | 2006-08-31 | Hi-Lex Corporation | 医用材料、人工歯根および医療材料の製造方法 |
JP2007151680A (ja) * | 2005-12-01 | 2007-06-21 | Hi-Lex Corporation | スカフォールド材料 |
JP2009028361A (ja) * | 2007-07-27 | 2009-02-12 | Seiko Epson Corp | 歯科用インプラントおよび歯科用インプラントの製造方法 |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2012063904A1 (ja) * | 2010-11-10 | 2012-05-18 | 三菱マテリアル株式会社 | 多孔質インプラント素材 |
JP2012100845A (ja) * | 2010-11-10 | 2012-05-31 | Mitsubishi Materials Corp | 多孔質インプラント素材 |
GB2502442A (en) * | 2010-11-10 | 2013-11-27 | Mitsubishi Materials Corp | Porous implant material |
CN103614587A (zh) * | 2013-12-05 | 2014-03-05 | 北京师范大学 | 球形孔隙结构的胞状泡沫钛 |
WO2022075038A1 (ja) * | 2020-10-05 | 2022-04-14 | 東邦チタニウム株式会社 | 多孔質金属体の製造方法及び、多孔質金属体 |
JP7092960B1 (ja) * | 2020-10-05 | 2022-06-28 | 東邦チタニウム株式会社 | 多孔質金属体の製造方法及び、多孔質金属体 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP5634042B2 (ja) | 2014-12-03 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
Baino et al. | Bioceramics and scaffolds: a winning combination for tissue engineering | |
Yang et al. | Biological evaluation of porous aliphatic polyurethane/hydroxyapatite composite scaffolds for bone tissue engineering | |
Guelcher et al. | Synthesis, in vitro degradation, and mechanical properties of two-component poly (ester urethane) urea scaffolds: effects of water and polyol composition | |
Kim et al. | Gas foaming fabrication of porous biphasic calcium phosphate for bone regeneration | |
Antmen et al. | The role of biomaterials and scaffolds in immune responses in regenerative medicine: macrophage phenotype modulation by biomaterial properties and scaffold architectures | |
US7494614B2 (en) | Method of manufacture of porous inorganic structures | |
US6479418B2 (en) | Porous ceramic body | |
AU2001275715B2 (en) | Porous synthetic bone graft and method of manufacture thereof | |
EP2564813B1 (en) | Composite Bone Repair Material | |
Daraei | Production and characterization of PCL (Polycaprolactone) coated TCP/nanoBG composite scaffolds by sponge foam method for orthopedic applications | |
US20210113736A1 (en) | Oxygen-releasing biomaterials, articles and methods | |
Shuai et al. | Processing and characterization of laser sintered hydroxyapatite scaffold for tissue engineering | |
WO2002098474A1 (fr) | Produit d'echafaudage dans le domaine du genie tissulaire osseux humain, ses procedes de preparation et ses applications | |
US8871167B2 (en) | Biocompatible ceramic-polymer hybrids and calcium phosphate porous body | |
WO2007040574A2 (en) | Biomimetic nanocomposite | |
JP5578499B2 (ja) | リン酸カルシウム/生分解性ポリマーハイブリッド材料並びにその製法及びハイブリッド材料を用いたインプラント | |
CN103638556A (zh) | 一种表面纳米化改性磷酸钙生物活性陶瓷及其制备和应用 | |
CN111440961A (zh) | 活性元素掺杂的多孔钛材料及其制备方法与应用 | |
JP5634042B2 (ja) | 骨再生医療材料 | |
JP2003159321A (ja) | 有機−無機複合多孔体及びその製造方法 | |
RU2518753C1 (ru) | Костнозамещающий материал | |
US20220080079A1 (en) | Fluorapatite-containing structures statement regarding federally sponsored research | |
JP2006198276A (ja) | 生体用セラミックス部材およびその製造方法 | |
JP3831402B2 (ja) | 生分解性樹脂及びリン酸カルシウムを含む再生医療用材料及びその製造方法 | |
KR100985154B1 (ko) | 우레탄 발포법을 이용한 다공성 지지체의 제조방법 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20120717 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20131217 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20140213 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20140916 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20141014 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5634042 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
S531 | Written request for registration of change of domicile |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313531 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |