JPH01166765A - 代替骨およびその製造方法 - Google Patents
代替骨およびその製造方法Info
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- JPH01166765A JPH01166765A JP62326517A JP32651787A JPH01166765A JP H01166765 A JPH01166765 A JP H01166765A JP 62326517 A JP62326517 A JP 62326517A JP 32651787 A JP32651787 A JP 32651787A JP H01166765 A JPH01166765 A JP H01166765A
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Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明はそれ自身高強度を有し、且つ生体内自家骨欠損
部に対して早期に初期結合すると共に最終的に強固な結
合を形成する代替骨およびその製造方法に関するもので
ある。
部に対して早期に初期結合すると共に最終的に強固な結
合を形成する代替骨およびその製造方法に関するもので
ある。
［従来の技術］
事故や疾病あるいは抜歯等により骨損傷を来した場合、
骨欠損部あるいは空隙部の充填が必要となる。
骨欠損部あるいは空隙部の充填が必要となる。
このような場合、別個体由来の生体骨の穆植は免疫の拒
否反応を起こすので、患者本人の肋骨や腰骨から海綿状
自家骨を採取して欠損部に充填する方法がとられてきた
。しかしこの方法では損傷個所以外の骨組織を切除する
ので手術個所が増加し患者の苦痛も大きく、医師側にと
っても多大の労力を必要としていた。しかも採取できる
個所や量に制限があるので、必ずしも欠損部を十分に補
填し得る量を採取できるわけではなく、代替物の必要が
生じていた。
否反応を起こすので、患者本人の肋骨や腰骨から海綿状
自家骨を採取して欠損部に充填する方法がとられてきた
。しかしこの方法では損傷個所以外の骨組織を切除する
ので手術個所が増加し患者の苦痛も大きく、医師側にと
っても多大の労力を必要としていた。しかも採取できる
個所や量に制限があるので、必ずしも欠損部を十分に補
填し得る量を採取できるわけではなく、代替物の必要が
生じていた。
生体の硬組織代替物としてはステンレス鋼（ＳＵＳ３１
６等）、Ｔｉ及びＴｉ合金、パイタリウム、プラスチッ
ク等各種の金属ならびに有機物が用いられているが、こ
れらは生体に対する親和性が良好でなく、また骨との結
合性も全くなく、しかも使用中溶解や劣化等を伴ない溶
解物が毒性を示すものなどもあった。
６等）、Ｔｉ及びＴｉ合金、パイタリウム、プラスチッ
ク等各種の金属ならびに有機物が用いられているが、こ
れらは生体に対する親和性が良好でなく、また骨との結
合性も全くなく、しかも使用中溶解や劣化等を伴ない溶
解物が毒性を示すものなどもあった。
そこで、生体組織に対して無害であることはいうまでも
なく親和性や結合性にも優れた材料が要求されるに至り
、これらを満足するものとしてセラミックス系材料が注
目されている。中でも燐酸カルシウム系セラミックスは
、骨と同じ成分系であること、骨と高い親和性を示すこ
と、しかも骨との間に化学的結合を形成すること等から
注目されるようになってきた。
なく親和性や結合性にも優れた材料が要求されるに至り
、これらを満足するものとしてセラミックス系材料が注
目されている。中でも燐酸カルシウム系セラミックスは
、骨と同じ成分系であること、骨と高い親和性を示すこ
と、しかも骨との間に化学的結合を形成すること等から
注目されるようになってきた。
燐酸カルシウム系セラミックスとしては、ヒドロキシア
パタイト［［：ａａ （ＰＯ４） Ｉ Ｏ（叶）２．以
下ＨＡＰと記す］、β−ＴＣＰ［β−Ｃａ＝ （ＰＯ４
） ２］及びＯＣＰ ［ＣａａＨ＊ （ＰＯ４）ａ
・５）＋２０１が近年特に注目されている。確かにこれ
らは他の材料に比べて骨親和性が良好ではあるが、実際
の臨床適用においては多くの問題を有している。
パタイト［［：ａａ （ＰＯ４） Ｉ Ｏ（叶）２．以
下ＨＡＰと記す］、β−ＴＣＰ［β−Ｃａ＝ （ＰＯ４
） ２］及びＯＣＰ ［ＣａａＨ＊ （ＰＯ４）ａ
・５）＋２０１が近年特に注目されている。確かにこれ
らは他の材料に比べて骨親和性が良好ではあるが、実際
の臨床適用においては多くの問題を有している。
たとえばＨＡＰよりなる成形体を骨欠損部へ充填した場
合、最終的には自家骨との間に強固な結合を形成し、且
つそれ自身強度的にも優れてはいるが、骨との初期接合
性が悪く治療に長期間を要するという問題がある。これ
はＨＡＰが難溶性であるため表面部に対する骨芽細胞の
侵入性が悪く、またＣａを十分に溶出しないため新生骨
の生成に必要なＣａの供給が不十分なためと考えられる
。一方β−ＴＣＰやＯＣＰよりなる成形体では初期接合
性は良いが強度的に問題がある。これはβ−ＴＣＰおよ
びＯＣＰは溶解性が高いので骨芽細胞の侵入性や、Ｃａ
供給が十分で新生骨の生成が促されるからであるが、こ
の特性は長期間で考えると不具合であり、やがて大量の
溶解が進行して強度低下をおこしたり消失してしまうか
らである。
合、最終的には自家骨との間に強固な結合を形成し、且
つそれ自身強度的にも優れてはいるが、骨との初期接合
性が悪く治療に長期間を要するという問題がある。これ
はＨＡＰが難溶性であるため表面部に対する骨芽細胞の
侵入性が悪く、またＣａを十分に溶出しないため新生骨
の生成に必要なＣａの供給が不十分なためと考えられる
。一方β−ＴＣＰやＯＣＰよりなる成形体では初期接合
性は良いが強度的に問題がある。これはβ−ＴＣＰおよ
びＯＣＰは溶解性が高いので骨芽細胞の侵入性や、Ｃａ
供給が十分で新生骨の生成が促されるからであるが、こ
の特性は長期間で考えると不具合であり、やがて大量の
溶解が進行して強度低下をおこしたり消失してしまうか
らである。
［発明が解決しようとする問題点コ
上記状況に鑑み本発明においては、それ自身高い強度を
有し、しかも初期結合性に優れ、且つ最終的に強固に結
合する代替骨およびその製造方法について検討した。
有し、しかも初期結合性に優れ、且つ最終的に強固に結
合する代替骨およびその製造方法について検討した。
［問題点を解決するための手段］
上記問題点を解決することのできた本発明の代替骨とは
ヒドロキシアパタイトを主体とする燐酸カルシウム化合
物の成形体からなり、自家骨との接触側表層部の一部が
非晶質燐酸カルシウムで構成されたものであることを構
成要旨とするものであり、中でも表層部の非晶質燐酸カ
ルシウムよりなる部分がアンダーカット溝形状を形成し
たものは特に高い結合性を有する。また本発明代替骨の
製造に当っては、ヒドロキシアパタイトを主体とする燐
酸カルシウム成形体の表層部の一部であって自家骨との
接触側に高エネルギー線を照射することによって照射部
に非晶質燐酸カルシウムを生成する。
ヒドロキシアパタイトを主体とする燐酸カルシウム化合
物の成形体からなり、自家骨との接触側表層部の一部が
非晶質燐酸カルシウムで構成されたものであることを構
成要旨とするものであり、中でも表層部の非晶質燐酸カ
ルシウムよりなる部分がアンダーカット溝形状を形成し
たものは特に高い結合性を有する。また本発明代替骨の
製造に当っては、ヒドロキシアパタイトを主体とする燐
酸カルシウム成形体の表層部の一部であって自家骨との
接触側に高エネルギー線を照射することによって照射部
に非晶質燐酸カルシウムを生成する。
［作用］
本発明を第１図および第２図（ａ）〜（ｄ）を参照して
詳述する。尚第１図は本発明の代替骨１を自家骨２の欠
損部に適用する例、第２図（ａ）〜（ｄ）は代替骨１を
自家骨２の欠損部に適用した際、両者の結合経過状態を
示す断面図である。
詳述する。尚第１図は本発明の代替骨１を自家骨２の欠
損部に適用する例、第２図（ａ）〜（ｄ）は代替骨１を
自家骨２の欠損部に適用した際、両者の結合経過状態を
示す断面図である。
本発明の代替骨１はＨＡＰを主体とする燐酸カルシウム
成形体１°よりなり、成形体１′の強度が保たれる限度
でβ−ＴＣＰやＯＣＰを含有させることもできる。この
様にＨＡＰを主体とするので当然生体内自家骨２の欠損
部に充填した際高強度が保たれる。しかし前述のように
Ｉ（ＡＰは８ｍ性であるので代替骨がＨＡＰを主体とす
る成分で形成されている限り初期に招ける骨芽細胞の侵
入性と新生骨の生成性が悪い。そこでＨＡＰを主体とす
る成形体の表層部であって自家骨の接触側全面に非晶質
燐酸カルシウムよりなる層を設けた代替骨を自家骨の欠
損部に充填してやると、非晶質部３は溶解性が高いので
Ｃａの溶出に伴って骨芽細胞の侵入と新生骨の生成が促
され、初期結合はすみやかにおこなわれたが後述する理
由により結合完了に時間がかかった。これに対し自家骨
２との接触側の一部に非晶質燐酸カルシウムで構成され
た部分３（以下非晶質部３と記す）を設けることとした
。こうしておいて第２図（ａ）に示すように本発明の代
替骨１を自家骨２の欠損部に充填してやると、前記と同
様の理由により、非晶質部３は第２図（ｂ）の破線に示
すように自家骨２との間に早期に結合を形成した。さら
に時間がたつと第２図（Ｃ）に示すように非晶質部３は
新たに生成した骨組織に次第に置換されていき、また非
晶質部３以外の難溶性であるＨＡＰを主体とする代替骨
１の表層部と自家骨２との境にも次第に新生骨が生成し
結合する。そして最終的には第２図（ｄ）に示すように
非晶質部は新生骨組織３°に置換され、ＨＡＰを主体と
する部分と自家骨とが破線で示す様に完全に結合する。
成形体１°よりなり、成形体１′の強度が保たれる限度
でβ−ＴＣＰやＯＣＰを含有させることもできる。この
様にＨＡＰを主体とするので当然生体内自家骨２の欠損
部に充填した際高強度が保たれる。しかし前述のように
Ｉ（ＡＰは８ｍ性であるので代替骨がＨＡＰを主体とす
る成分で形成されている限り初期に招ける骨芽細胞の侵
入性と新生骨の生成性が悪い。そこでＨＡＰを主体とす
る成形体の表層部であって自家骨の接触側全面に非晶質
燐酸カルシウムよりなる層を設けた代替骨を自家骨の欠
損部に充填してやると、非晶質部３は溶解性が高いので
Ｃａの溶出に伴って骨芽細胞の侵入と新生骨の生成が促
され、初期結合はすみやかにおこなわれたが後述する理
由により結合完了に時間がかかった。これに対し自家骨
２との接触側の一部に非晶質燐酸カルシウムで構成され
た部分３（以下非晶質部３と記す）を設けることとした
。こうしておいて第２図（ａ）に示すように本発明の代
替骨１を自家骨２の欠損部に充填してやると、前記と同
様の理由により、非晶質部３は第２図（ｂ）の破線に示
すように自家骨２との間に早期に結合を形成した。さら
に時間がたつと第２図（Ｃ）に示すように非晶質部３は
新たに生成した骨組織に次第に置換されていき、また非
晶質部３以外の難溶性であるＨＡＰを主体とする代替骨
１の表層部と自家骨２との境にも次第に新生骨が生成し
結合する。そして最終的には第２図（ｄ）に示すように
非晶質部は新生骨組織３°に置換され、ＨＡＰを主体と
する部分と自家骨とが破線で示す様に完全に結合する。
さらにたとえば第３図（ａ） 、 （ｂ）に示すように
代替骨１における非晶質部３の自家骨２との接触側を狭
幅となるようなアンダーカット溝形を形成しておけば自
家骨２との結合性に優れたものとなる。
代替骨１における非晶質部３の自家骨２との接触側を狭
幅となるようなアンダーカット溝形を形成しておけば自
家骨２との結合性に優れたものとなる。
また成形体の表層部の一部に非晶質部を生成させる方法
としては、Ｃａ化合物とＰ化合物を５０℃以下の水溶液
中で反応させて得た非晶質燐酸カルシウムを成形体の表
層部の一部に設けても良いが、水溶液反応で得られた非
晶質燐酸カルシウムは生体に対する異物反応が認められ
、改善の余地があるとともに成形体の製造方法としても
難がある。またＨＡＰを主体とする成形体の表層部であ
って自家骨接触側全面に、ＨＡＰをターゲツト材として
真空中でスパッタにより非晶質燐酸カル゛シウム層を設
けることはできる。この方法によるものは生体に対する
異物反応が認めらず、初期結合性も良いが、非晶質部が
自家骨接触側全面に渡っているので初期結合部において
非晶質部の溶解が進行し、ＨＡＰと自家骨との完全結合
に至るまで長時間を要する。尚この真空中でスパッタに
より得た非晶質燐酸カルシウムは第１表に示す様な組成
であった。
としては、Ｃａ化合物とＰ化合物を５０℃以下の水溶液
中で反応させて得た非晶質燐酸カルシウムを成形体の表
層部の一部に設けても良いが、水溶液反応で得られた非
晶質燐酸カルシウムは生体に対する異物反応が認められ
、改善の余地があるとともに成形体の製造方法としても
難がある。またＨＡＰを主体とする成形体の表層部であ
って自家骨接触側全面に、ＨＡＰをターゲツト材として
真空中でスパッタにより非晶質燐酸カル゛シウム層を設
けることはできる。この方法によるものは生体に対する
異物反応が認めらず、初期結合性も良いが、非晶質部が
自家骨接触側全面に渡っているので初期結合部において
非晶質部の溶解が進行し、ＨＡＰと自家骨との完全結合
に至るまで長時間を要する。尚この真空中でスパッタに
より得た非晶質燐酸カルシウムは第１表に示す様な組成
であった。
本発明者が種々検討した結果、ＨＡＰに高エネルギー線
を照射すると、ＨＡＰが局部的に溶融し、その高熱が直
ちに非照射部方向へ伝熱放散されて急冷効果を受ける結
果、該照射部が非晶質化して非晶質燐酸カルシウムが得
られるということが分かった。これは第１表に示したも
のと同様な非晶質燐酸カルシウムであった。
を照射すると、ＨＡＰが局部的に溶融し、その高熱が直
ちに非照射部方向へ伝熱放散されて急冷効果を受ける結
果、該照射部が非晶質化して非晶質燐酸カルシウムが得
られるということが分かった。これは第１表に示したも
のと同様な非晶質燐酸カルシウムであった。
第 １ 表
そこで本発明においては、ＨＡＰを主体とする成形体の
表層部の一部であって、自家骨との接触側に高エネルギ
ー線を照射し、当該照射部に非晶質部を生成させて本発
明の代替骨を得ることとした。
表層部の一部であって、自家骨との接触側に高エネルギ
ー線を照射し、当該照射部に非晶質部を生成させて本発
明の代替骨を得ることとした。
高エネルギー線としては赤外線、アーク線、Ｘ線および
電子線などが非限定的に例示される。
電子線などが非限定的に例示される。
また高エネルギー線の照射方法は特に限定されないが第
４図に示すように高エネルギー線の進行路途中に凹面鏡
４を設けて、該凹面鏡４を一定角度で回転してやると、
非晶質部所面にアンダーカット溝形状のものが得られる
。この様なアンダーカット溝を有するものは自家骨との
間に一層強固な結合を形成することができる。
４図に示すように高エネルギー線の進行路途中に凹面鏡
４を設けて、該凹面鏡４を一定角度で回転してやると、
非晶質部所面にアンダーカット溝形状のものが得られる
。この様なアンダーカット溝を有するものは自家骨との
間に一層強固な結合を形成することができる。
また成形体の表層部に高エネルギー線を照射して形成さ
せる非晶質部の描画パターンとしては第５図（ａ）〜（
ｉ） に示すものが例示され、この他無数に描くことが
でき、これらはいずれも本発明に含まれる。これらの照
射に当っては、凹面鏡、高エネルギー線源あるいは成形
体を制御装置および駆動装置に連結して描画パターンに
応じて適宜移動して描く。
せる非晶質部の描画パターンとしては第５図（ａ）〜（
ｉ） に示すものが例示され、この他無数に描くことが
でき、これらはいずれも本発明に含まれる。これらの照
射に当っては、凹面鏡、高エネルギー線源あるいは成形
体を制御装置および駆動装置に連結して描画パターンに
応じて適宜移動して描く。
［実施例］
実施例１．２
赤外線イメージ炉の光源と凹面鏡またはアーク灯の光源
と凹面鏡を用いＨＡＰ成形体の表層部の一部に高エネル
ギー光線束を照射し、照射部を瞬間的に１５００℃以上
に高めて溶融し、且つ急冷すると、照射部表面がガラス
光沢を有する試験片が得られた。Ｘ線回折によって表面
照射部には非晶質相が形成されていることが確認できた
。
と凹面鏡を用いＨＡＰ成形体の表層部の一部に高エネル
ギー光線束を照射し、照射部を瞬間的に１５００℃以上
に高めて溶融し、且つ急冷すると、照射部表面がガラス
光沢を有する試験片が得られた。Ｘ線回折によって表面
照射部には非晶質相が形成されていることが確認できた
。
実施例３
真空中においたＨＡＰ成形体の表層部の一部にレーザー
光線を照射し、照射部を瞬間的に１５００℃以上にして
溶融し且つ急冷すると、照射部表面がガラス光沢を有す
る試験片が得られた。Ｘ線回折によって表面照射部には
非晶質相が形成されていることが確認できた。
光線を照射し、照射部を瞬間的に１５００℃以上にして
溶融し且つ急冷すると、照射部表面がガラス光沢を有す
る試験片が得られた。Ｘ線回折によって表面照射部には
非晶質相が形成されていることが確認できた。
実施例１．２および３で得られた試験片を兎の骨組織に
適用したところ、いずれも１週間で自家骨接触側非晶質
部に新生骨の生成が見られ２週間で成形体の周囲に渡っ
て自家骨との結合が見られた。また異物反応は全く認め
られなかった。
適用したところ、いずれも１週間で自家骨接触側非晶質
部に新生骨の生成が見られ２週間で成形体の周囲に渡っ
て自家骨との結合が見られた。また異物反応は全く認め
られなかった。
［発明の効果］
本発明の代替骨はＨＡＰを主体とする成形体よりなるの
で高い強度を有するものであり、また自家骨との接触側
表層部の一部に非晶質部を設けるので非晶質部において
早期に初期結合がなされるとともに最終的に代替骨と自
家骨とが強固に結合される。また長期間の使用において
も溶出その他の不具合を生じることはない。
で高い強度を有するものであり、また自家骨との接触側
表層部の一部に非晶質部を設けるので非晶質部において
早期に初期結合がなされるとともに最終的に代替骨と自
家骨とが強固に結合される。また長期間の使用において
も溶出その他の不具合を生じることはない。
第１図は骨欠損部に代替骨を適用する例を示す図、第２
図（ａ）〜（ｄ）は代替骨を骨欠損部に適用した後両者
が結合して行く状態を示す断面図、第３図（ａ） 、
（ｂ）は非晶質部アンダーカット溝形状例を示す断面図
、第４図は非晶質断面アンダーカット溝形状を得るため
の例を示す図、第５図（ａ）〜（ｉ）は成形体表層部に
形成させる非晶質部描画パターン例を示す図である。
図（ａ）〜（ｄ）は代替骨を骨欠損部に適用した後両者
が結合して行く状態を示す断面図、第３図（ａ） 、
（ｂ）は非晶質部アンダーカット溝形状例を示す断面図
、第４図は非晶質断面アンダーカット溝形状を得るため
の例を示す図、第５図（ａ）〜（ｉ）は成形体表層部に
形成させる非晶質部描画パターン例を示す図である。
Claims (3)
- （１）ヒドロキシアパタイトを主体とする燐酸カルシウ
ム化合物の成形体からなり、自家骨との接触側表層部の
一部が非晶質燐酸カルシウムで構成されたものであるこ
とを特徴とする代替骨。 - （２）非晶質燐酸カルシウム部がアンダーカット溝形状
に形成されたものである特許請求の範囲第１項記載の代
替骨。 - （３）ヒドロキシアパタイトを主体とする燐酸カルシウ
ム化合物成形体の表層部に高エネルギー線を照射して非
晶質化させ、自家骨との接触側表層部の一部が非晶質燐
酸カルシウムで構成された代替骨を得ることを特徴とす
る代替骨の製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62326517A JPH01166765A (ja) | 1987-12-23 | 1987-12-23 | 代替骨およびその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62326517A JPH01166765A (ja) | 1987-12-23 | 1987-12-23 | 代替骨およびその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01166765A true JPH01166765A (ja) | 1989-06-30 |
| JPH0528149B2 JPH0528149B2 (ja) | 1993-04-23 |
Family
ID=18188717
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62326517A Granted JPH01166765A (ja) | 1987-12-23 | 1987-12-23 | 代替骨およびその製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH01166765A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004089254A1 (ja) * | 2003-04-01 | 2004-10-21 | Olympus Corporation | 生体組織補填材及びその製造方法 |
| WO2021177457A1 (ja) | 2020-03-05 | 2021-09-10 | 邦夫 石川 | 医用ハニカム構造体およびその製造方法、医用組織再建袋、成形型 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH08331212A (ja) * | 1995-06-01 | 1996-12-13 | Nec Corp | バイブレータ付携帯電話端末 |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS56143156A (en) * | 1980-04-09 | 1981-11-07 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Filler material of bone deficit part and gap part |
| JPS59189841A (ja) * | 1983-04-09 | 1984-10-27 | 三菱鉱業セメント株式会社 | 骨髄腔内充てん用密封栓 |
| JPS6269823A (ja) * | 1986-09-12 | 1987-03-31 | Mitsubishi Mining & Cement Co Ltd | りん酸カルシウム質フアイバ− |
| JPS62268562A (ja) * | 1986-05-15 | 1987-11-21 | 三菱マテリアル株式会社 | 骨粗鬆症治療用充てん材 |
-
1987
- 1987-12-23 JP JP62326517A patent/JPH01166765A/ja active Granted
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS56143156A (en) * | 1980-04-09 | 1981-11-07 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Filler material of bone deficit part and gap part |
| JPS59189841A (ja) * | 1983-04-09 | 1984-10-27 | 三菱鉱業セメント株式会社 | 骨髄腔内充てん用密封栓 |
| JPS62268562A (ja) * | 1986-05-15 | 1987-11-21 | 三菱マテリアル株式会社 | 骨粗鬆症治療用充てん材 |
| JPS6269823A (ja) * | 1986-09-12 | 1987-03-31 | Mitsubishi Mining & Cement Co Ltd | りん酸カルシウム質フアイバ− |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004089254A1 (ja) * | 2003-04-01 | 2004-10-21 | Olympus Corporation | 生体組織補填材及びその製造方法 |
| WO2021177457A1 (ja) | 2020-03-05 | 2021-09-10 | 邦夫 石川 | 医用ハニカム構造体およびその製造方法、医用組織再建袋、成形型 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0528149B2 (ja) | 1993-04-23 |
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