JPH06245992A - 人工骨製造用前駆体および人工骨の製法 - Google Patents
人工骨製造用前駆体および人工骨の製法Info
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- JPH06245992A JPH06245992A JP5062802A JP6280293A JPH06245992A JP H06245992 A JPH06245992 A JP H06245992A JP 5062802 A JP5062802 A JP 5062802A JP 6280293 A JP6280293 A JP 6280293A JP H06245992 A JPH06245992 A JP H06245992A
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Abstract
(57)【要約】
【構成】 構成元素としてＣａおよびＰを含有するヒド
ロキシアパタイトおよび／または炭酸アパタイトを主成
分とし、下記要件を満たす量のＭｇを含有する人工骨製
造用前駆体を開示するもので、この前駆体を1200〜1450
℃で焼成すると良質の人工骨が得られる。 Ｍｇ含有量：0.05〜0.5 重量％ Ｃａ，Ｍｇ，Ｐの原子比：1.50≦（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐ≦
1.67 【効果】 生体親和性や骨伝導に優れ且つ緻密で生体為
害性も少なく整形外科、歯科等における骨欠損の補修や
空隙充填材として有用な人工骨前駆体および人工骨が得
られる。
ロキシアパタイトおよび／または炭酸アパタイトを主成
分とし、下記要件を満たす量のＭｇを含有する人工骨製
造用前駆体を開示するもので、この前駆体を1200〜1450
℃で焼成すると良質の人工骨が得られる。 Ｍｇ含有量：0.05〜0.5 重量％ Ｃａ，Ｍｇ，Ｐの原子比：1.50≦（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐ≦
1.67 【効果】 生体親和性や骨伝導に優れ且つ緻密で生体為
害性も少なく整形外科、歯科等における骨欠損の補修や
空隙充填材として有用な人工骨前駆体および人工骨が得
られる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は生体親和性や骨伝導に優
れ且つ緻密で優れた強度を有すると共に、生体為害性の
少ないアパタイト系の人工骨を与える前駆体、およびこ
の前駆体を用いて人工骨を製造する方法に関するもので
ある。
れ且つ緻密で優れた強度を有すると共に、生体為害性の
少ないアパタイト系の人工骨を与える前駆体、およびこ
の前駆体を用いて人工骨を製造する方法に関するもので
ある。
【０００２】
【従来の技術】整形外科、口腔外科、歯科、形成外科等
における骨欠損の補修あるいは空隙部の充填等に用いら
れる人工骨材料としては、従来より燐酸カルシウム系の
アパタイトが汎用されており、代表的なものとしては、
ヒドロキシアパタイト［Ｃａ10（ＰＯ4)6(ＯＨ)2］、ふ
っ素アパタイト［Ｃａ10（ＰＯ4)6 Ｆ］、炭酸アパタイ
ト［Ｃａ10（ＰＯ4)6(ＣＯ2)］、β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 、
α・Ｃａ3(ＰＯ4)2 等が知られている。
における骨欠損の補修あるいは空隙部の充填等に用いら
れる人工骨材料としては、従来より燐酸カルシウム系の
アパタイトが汎用されており、代表的なものとしては、
ヒドロキシアパタイト［Ｃａ10（ＰＯ4)6(ＯＨ)2］、ふ
っ素アパタイト［Ｃａ10（ＰＯ4)6 Ｆ］、炭酸アパタイ
ト［Ｃａ10（ＰＯ4)6(ＣＯ2)］、β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 、
α・Ｃａ3(ＰＯ4)2 等が知られている。
【０００３】これらのうちふっ素アパタイトは、化学的
にもまた熱的にも最も安定なものであるが、ふっ素が遊
離する様なことがあると強い毒性を示すので、生体用材
料として厳密な管理を必要とする。またα・Ｃａ3(ＰＯ
4)2 は溶解性が高く、生体内での安定性が余り良くない
ので単独での使用はできず、他のアパタイト類と併用す
る場合でも量的な管理が必要となる。
にもまた熱的にも最も安定なものであるが、ふっ素が遊
離する様なことがあると強い毒性を示すので、生体用材
料として厳密な管理を必要とする。またα・Ｃａ3(ＰＯ
4)2 は溶解性が高く、生体内での安定性が余り良くない
ので単独での使用はできず、他のアパタイト類と併用す
る場合でも量的な管理が必要となる。
【０００４】これらに対しヒドロキシアパタイトや炭酸
アパタイトは、生体内安定性が良好で且つ毒性の問題も
なく、しかも取扱いも容易であるところから、現在最も
汎用されているが、その合成時にＣａとＰの比が原子化
学量論になり難いという問題を残している。そしてＣａ
／Ｐ原子比が１０／６を超える場合は、焼成過程で余剰
のＣａＯが生成し、これが生体内での親和性に悪影響を
及ぼす。またＣａ／Ｐ原子比が１０／６未満になるとＣ
ａ3(ＰＯ4)2 を生成するが、これは1200℃以上の焼成条
件下でα・Ｃａ3(ＰＯ4)2 となり、このものは焼成体と
したときの初期骨伝導性が乏しく、人工骨としての適性
を欠く。即ち副生する上記ＣａＯやα・Ｃａ3(ＰＯ4)2
は、骨ができる前に溶出してしまうため骨との接合が遅
れるほか、骨伝導性不足の問題を生じる。こうした問題
を回避するため、1200℃以下の低温焼成を行なうことも
考えられるが、この様な低温焼成で十分な強度を得るに
は、高温静水圧プレス（ＨＩＰ）の様な高価な成形設備
が必要になる。
アパタイトは、生体内安定性が良好で且つ毒性の問題も
なく、しかも取扱いも容易であるところから、現在最も
汎用されているが、その合成時にＣａとＰの比が原子化
学量論になり難いという問題を残している。そしてＣａ
／Ｐ原子比が１０／６を超える場合は、焼成過程で余剰
のＣａＯが生成し、これが生体内での親和性に悪影響を
及ぼす。またＣａ／Ｐ原子比が１０／６未満になるとＣ
ａ3(ＰＯ4)2 を生成するが、これは1200℃以上の焼成条
件下でα・Ｃａ3(ＰＯ4)2 となり、このものは焼成体と
したときの初期骨伝導性が乏しく、人工骨としての適性
を欠く。即ち副生する上記ＣａＯやα・Ｃａ3(ＰＯ4)2
は、骨ができる前に溶出してしまうため骨との接合が遅
れるほか、骨伝導性不足の問題を生じる。こうした問題
を回避するため、1200℃以下の低温焼成を行なうことも
考えられるが、この様な低温焼成で十分な強度を得るに
は、高温静水圧プレス（ＨＩＰ）の様な高価な成形設備
が必要になる。
【０００５】他方、ヒドロキシアパタイトや炭酸アパタ
イトにＭｇ等の第三成分を含有させると、1400℃程度の
高温焼成条件下でも安定なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成す
ることが確認されているが、反面、Ｍｇを過剰量含有
させると発癌性を示す恐れがある、Ｍｇを含有させる
と非晶質化し易くなって生体との親和性が乏しくなるの
で、こうした問題を回避するには十分な混合と焼成を繰
り返して行なわなければならず、製造に長時間を要す
る、Ｍｇ3(ＰＯ4)2 自体も生体内での溶解性が高い、
といった問題があり、製造面で厳密な管理が必要になる
ことから、現実には殆ど実用化されていない。またβ・
Ｃａ3(ＰＯ4)2 のみでは生体内での安定性に欠けるが、
アパタイトとの混合体にすると、アパタイト単体よりも
骨伝導が良好になることが確認されている。
イトにＭｇ等の第三成分を含有させると、1400℃程度の
高温焼成条件下でも安定なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成す
ることが確認されているが、反面、Ｍｇを過剰量含有
させると発癌性を示す恐れがある、Ｍｇを含有させる
と非晶質化し易くなって生体との親和性が乏しくなるの
で、こうした問題を回避するには十分な混合と焼成を繰
り返して行なわなければならず、製造に長時間を要す
る、Ｍｇ3(ＰＯ4)2 自体も生体内での溶解性が高い、
といった問題があり、製造面で厳密な管理が必要になる
ことから、現実には殆ど実用化されていない。またβ・
Ｃａ3(ＰＯ4)2 のみでは生体内での安定性に欠けるが、
アパタイトとの混合体にすると、アパタイト単体よりも
骨伝導が良好になることが確認されている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上記の様な事
情に着目してなされたものであって、その目的は、ヒド
ロキシアパタイトや炭酸アパタイトに第三成分としてＭ
ｇを含有させた場合の利点を享受しつつ、Ｍｇ添加によ
って生じる上記の問題を解消し、Ｍｇ成分の溶出を抑え
て生体為害性の問題を解消すると共に、生体親和性や骨
伝導に優れた人工骨を与える前駆体および人工骨を効率
良く製造することのできる方法を提供しようとするもの
である。
情に着目してなされたものであって、その目的は、ヒド
ロキシアパタイトや炭酸アパタイトに第三成分としてＭ
ｇを含有させた場合の利点を享受しつつ、Ｍｇ添加によ
って生じる上記の問題を解消し、Ｍｇ成分の溶出を抑え
て生体為害性の問題を解消すると共に、生体親和性や骨
伝導に優れた人工骨を与える前駆体および人工骨を効率
良く製造することのできる方法を提供しようとするもの
である。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決すること
のできた本発明に係る人工骨製造用前駆体の構成は、構
成元素としてＣａ，ＭｇおよびＰを含有するヒドロキシ
アパタイトおよび／または炭酸アパタイトを主成分と
し、下記要件を満たす量のＭｇを含有するところに要旨
を有するものである。
のできた本発明に係る人工骨製造用前駆体の構成は、構
成元素としてＣａ，ＭｇおよびＰを含有するヒドロキシ
アパタイトおよび／または炭酸アパタイトを主成分と
し、下記要件を満たす量のＭｇを含有するところに要旨
を有するものである。
【０００８】Ｍｇ含有量：0.05〜0.5 重量％ Ｃａ，Ｍｇ，Ｐの原子比：1.50≦（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐ≦
1.67 尚この前駆体は、原料調製段階で燐酸と水酸化カルシウ
ムや炭酸カルシウム等とＭｇ源（水酸化マグネシウムや
炭酸マグネシウム等）を、水系もしくは非水系の溶液反
応、あるいは、りん酸トリエチルやカルシウムエトキシ
ド等の金属アルコキシドを用いるゾルゲル法によって合
成すれば、この合成段階でＭｇがアパタイト結晶構造中
に固溶したものとなり、焼成後のＭｇの溶出を一層少な
くすることができる。そしてこれらのＭｇ含有アパタイ
トを1200〜1450℃で焼成すれば、Ｍｇ溶出がなく、生体
親和性や骨伝導に優れ且つ緻密で優れた強度を有すると
共に生体為害性の少ない人工骨を得ることができる。
1.67 尚この前駆体は、原料調製段階で燐酸と水酸化カルシウ
ムや炭酸カルシウム等とＭｇ源（水酸化マグネシウムや
炭酸マグネシウム等）を、水系もしくは非水系の溶液反
応、あるいは、りん酸トリエチルやカルシウムエトキシ
ド等の金属アルコキシドを用いるゾルゲル法によって合
成すれば、この合成段階でＭｇがアパタイト結晶構造中
に固溶したものとなり、焼成後のＭｇの溶出を一層少な
くすることができる。そしてこれらのＭｇ含有アパタイ
トを1200〜1450℃で焼成すれば、Ｍｇ溶出がなく、生体
親和性や骨伝導に優れ且つ緻密で優れた強度を有すると
共に生体為害性の少ない人工骨を得ることができる。
【０００９】
【作用】上記の様に本発明では、ヒドロキシアパタイト
および／または炭酸アパタイトを主成分とし、これに所
定量のＭｇを固溶させることにより、1200℃以上の温度
で焼成した場合でも安定なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成せ
しめ、緻密なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 とアパタイトの２相混
合体からなる生体親和性及び骨伝導の良好な焼結成形体
を与える前駆体を得るものであり、上記構成要件を定め
た理由は次の通りである。
および／または炭酸アパタイトを主成分とし、これに所
定量のＭｇを固溶させることにより、1200℃以上の温度
で焼成した場合でも安定なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成せ
しめ、緻密なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 とアパタイトの２相混
合体からなる生体親和性及び骨伝導の良好な焼結成形体
を与える前駆体を得るものであり、上記構成要件を定め
た理由は次の通りである。
【００１０】即ちアパタイトへのＭｇ含有量を0.05〜0.
5 重量％に定めたのは、Ｍｇ量が不足すると、1200℃以
上の温度で焼成したときのα・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の生成を
阻止することができず、焼結成形体の溶出抑制効果や骨
伝導性向上効果が確保できなくなるからである。一方、
Ｍｇ量が0.5 重量％を超えると、アパタイト結晶構造内
へのＭｇ固溶量が飽和してＭｇＯが生成し、これらが焼
成後も可溶成分として残存することになり、従来技術で
指摘した障害が回避できなくなる。
5 重量％に定めたのは、Ｍｇ量が不足すると、1200℃以
上の温度で焼成したときのα・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の生成を
阻止することができず、焼結成形体の溶出抑制効果や骨
伝導性向上効果が確保できなくなるからである。一方、
Ｍｇ量が0.5 重量％を超えると、アパタイト結晶構造内
へのＭｇ固溶量が飽和してＭｇＯが生成し、これらが焼
成後も可溶成分として残存することになり、従来技術で
指摘した障害が回避できなくなる。
【００１１】ちなみに図１は、ヒドロキシアパタイトま
たは炭酸アパタイトに対するＭｇ量を種々変えたものを
１２００℃×１２０分で焼結し、得られる焼結体の生理
食塩水への溶出量と骨伝導を調べた結果を示したもので
あり、この図からもＭｇ含有量を0.05重量％以上とする
ことにより、焼結体の溶出を抑制しつつ優れた骨伝導を
確保し得ることが分かる。しかし、Ｍｇ量が０．５重量
％を超えると、Ｍｇの溶出量が急増して発癌性の恐れが
生じてくる他、焼結体の生体親和性も悪くなるので、
０．５重量％以下に抑えなければならない。
たは炭酸アパタイトに対するＭｇ量を種々変えたものを
１２００℃×１２０分で焼結し、得られる焼結体の生理
食塩水への溶出量と骨伝導を調べた結果を示したもので
あり、この図からもＭｇ含有量を0.05重量％以上とする
ことにより、焼結体の溶出を抑制しつつ優れた骨伝導を
確保し得ることが分かる。しかし、Ｍｇ量が０．５重量
％を超えると、Ｍｇの溶出量が急増して発癌性の恐れが
生じてくる他、焼結体の生体親和性も悪くなるので、
０．５重量％以下に抑えなければならない。
【００１２】また（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐの原子比を1.50〜
1.67の範囲に定めた理由は、ＣａＯの生成を防止しつつ
β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成せしめ、焼結成形体をアパタ
イトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の２相混合組成とするためで
あり、上記範囲未満では1200℃以上の高温で焼結したと
きのβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 としての安定性が悪くなり、緻
密で安定なアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 との２相混
合組成の焼結成形体が得られ難くなり、一方上記範囲を
超える場合は、ＣａＯが生成して焼結性成形体の生体親
和性が低下すると共に骨伝導も悪くなる。
1.67の範囲に定めた理由は、ＣａＯの生成を防止しつつ
β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成せしめ、焼結成形体をアパタ
イトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の２相混合組成とするためで
あり、上記範囲未満では1200℃以上の高温で焼結したと
きのβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 としての安定性が悪くなり、緻
密で安定なアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 との２相混
合組成の焼結成形体が得られ難くなり、一方上記範囲を
超える場合は、ＣａＯが生成して焼結性成形体の生体親
和性が低下すると共に骨伝導も悪くなる。
【００１３】ちなみに表１は、ヒドロキシアパタイトま
たは炭酸アパタイトに対するＭｇ添加量を０．２重量％
に固定し、（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐの原子比を種々変えたも
のを１２００℃×２時間焼成し、得られる焼結体中のβ
・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の生成率を調べた結果を示したもので
ある。この表からも明らかである様に、（Ｃａ＋Ｍｇ）
／Ｐを1.50〜1.67の範囲に設定すると、焼結物中に緻密
で安定なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成させることができ
る。しかし、1.50未満では、Ｃａ2 Ｐ2 Ｏ7 が生成して
β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の生成が認められなくなり、また1.
67を超える場合もβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 が生成しなくなっ
て焼結物はヒドロキシアパタイトとＣａＯ混合組成とな
る。
たは炭酸アパタイトに対するＭｇ添加量を０．２重量％
に固定し、（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐの原子比を種々変えたも
のを１２００℃×２時間焼成し、得られる焼結体中のβ
・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の生成率を調べた結果を示したもので
ある。この表からも明らかである様に、（Ｃａ＋Ｍｇ）
／Ｐを1.50〜1.67の範囲に設定すると、焼結物中に緻密
で安定なβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 を生成させることができ
る。しかし、1.50未満では、Ｃａ2 Ｐ2 Ｏ7 が生成して
β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の生成が認められなくなり、また1.
67を超える場合もβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 が生成しなくなっ
て焼結物はヒドロキシアパタイトとＣａＯ混合組成とな
る。
【００１４】
【表１】
【００１５】ところで本発明に係る前駆体の製法は特に
限定されないが、最も好ましいのはたとえばりん酸、り
ん酸トリエチル等のりん酸エステル類等と塩化カルシウ
ム、Ｃａカルボン酸塩、カルシウムアルコキシド等を、
Ｍｇ源（Ｍｇ塩化物、あるいは酢酸マグネシウム等のカ
ルボン酸塩等）と共に、水系もしくは非水系の溶媒中で
アルカリ性に保って溶液反応させる方法、あるいはゾル
ゲル法によって反応させる方法である。この様な方法を
採用すれば、アパタイト生成段階でその結晶構造中にＭ
ｇが固溶状態で取り込まれ、焼成時の相変化に伴ってＭ
ｇが容易に拡散移動する結果、Ｍｇが均質に分散して新
たに生成する相へ移行することになり、Ｍｇの溶出を一
層確実に防止することができる。
限定されないが、最も好ましいのはたとえばりん酸、り
ん酸トリエチル等のりん酸エステル類等と塩化カルシウ
ム、Ｃａカルボン酸塩、カルシウムアルコキシド等を、
Ｍｇ源（Ｍｇ塩化物、あるいは酢酸マグネシウム等のカ
ルボン酸塩等）と共に、水系もしくは非水系の溶媒中で
アルカリ性に保って溶液反応させる方法、あるいはゾル
ゲル法によって反応させる方法である。この様な方法を
採用すれば、アパタイト生成段階でその結晶構造中にＭ
ｇが固溶状態で取り込まれ、焼成時の相変化に伴ってＭ
ｇが容易に拡散移動する結果、Ｍｇが均質に分散して新
たに生成する相へ移行することになり、Ｍｇの溶出を一
層確実に防止することができる。
【００１６】上記の溶液反応によりＭｇ固溶ヒドロキシ
アパタイトまたはＭｇ固溶炭酸アパタイトが微粉末状と
なって析出するが、このＭｇ固溶アパタイトは、その後
の圧粉成形および焼結処理によって空孔欠陥のない緻密
な成形体を得るため、一次粒子の長径が５μｍ以下の微
粒子状で得られる様に溶液反応条件（溶液濃度、溶媒の
種類、温度等）を調整するのがよい。粗粒物として得ら
れた場合は、その後粉砕して好適粒径に合わせることも
勿論可能である。
アパタイトまたはＭｇ固溶炭酸アパタイトが微粉末状と
なって析出するが、このＭｇ固溶アパタイトは、その後
の圧粉成形および焼結処理によって空孔欠陥のない緻密
な成形体を得るため、一次粒子の長径が５μｍ以下の微
粒子状で得られる様に溶液反応条件（溶液濃度、溶媒の
種類、温度等）を調整するのがよい。粗粒物として得ら
れた場合は、その後粉砕して好適粒径に合わせることも
勿論可能である。
【００１７】かくして得られる微粉末状の前駆体を乾燥
し、所定形状に成形した後、必要により予備焼成してか
ら大気圧下に1200〜1450℃で１〜３時間程度焼成する
と、緻密で強固な人工骨を得ることができる。尚焼成温
度が1200℃未満では緻密な焼結物が得られ難く、強度不
足となるばかりでなく、人工骨自体の溶出性が高くなっ
て骨伝導が不安定になり、更には、細胞貧食も活発とな
って生成骨の安定性も悪くなる。
し、所定形状に成形した後、必要により予備焼成してか
ら大気圧下に1200〜1450℃で１〜３時間程度焼成する
と、緻密で強固な人工骨を得ることができる。尚焼成温
度が1200℃未満では緻密な焼結物が得られ難く、強度不
足となるばかりでなく、人工骨自体の溶出性が高くなっ
て骨伝導が不安定になり、更には、細胞貧食も活発とな
って生成骨の安定性も悪くなる。
【００１８】一方、焼成温度が1450℃を超えると、ヒド
ロキシアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 構造のいずれに
ついても異なった相が析出し、Ｍｇの溶出量が高くなる
ため、骨伝導および生体内安定性が悪くなる。
ロキシアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 構造のいずれに
ついても異なった相が析出し、Ｍｇの溶出量が高くなる
ため、骨伝導および生体内安定性が悪くなる。
【００１９】
【実施例】以下、実施例を挙げて本発明の構成および作
用効果をより具体的に説明するが、本発明はもとより下
記実施例によって制限を受けるものではなく、前・後記
の趣旨に適合し得る範囲で適当に変更して実施すること
も可能であり、それらはすべて本発明の技術的範囲に含
まれる。
用効果をより具体的に説明するが、本発明はもとより下
記実施例によって制限を受けるものではなく、前・後記
の趣旨に適合し得る範囲で適当に変更して実施すること
も可能であり、それらはすべて本発明の技術的範囲に含
まれる。
【００２０】実施例 所定量の燐酸と水酸化カルシウムおよび水酸化マグネシ
ウムを水に加え、ｐＨを１１に保持して強撹拌しつつ80
℃で２時間反応させた。反応終了後生成物を濾過、洗浄
し、Ｍｇ固溶ヒドロキシアパタイトを得た。得られた各
生成物のＭｇ量および（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐ原子比を元素
分析によって調べたところ、表１に示す結果が得られ、
またこれらをＸ線粉末回折にかけたところ、いずれもヒ
ドロキシアパタイト単相であることが確認された。
ウムを水に加え、ｐＨを１１に保持して強撹拌しつつ80
℃で２時間反応させた。反応終了後生成物を濾過、洗浄
し、Ｍｇ固溶ヒドロキシアパタイトを得た。得られた各
生成物のＭｇ量および（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐ原子比を元素
分析によって調べたところ、表１に示す結果が得られ、
またこれらをＸ線粉末回折にかけたところ、いずれもヒ
ドロキシアパタイト単相であることが確認された。
【００２１】このＭｇ固溶ヒドロキシアパタイト（人工
骨製造用前駆体）粉末を0.6 〜１mmに造粒し、大気炉中
1200℃で２時間焼成した。得られた焼成物の相構成及び
β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 含有量をＸ線回折によって求め、結
果を表１に併記した。
骨製造用前駆体）粉末を0.6 〜１mmに造粒し、大気炉中
1200℃で２時間焼成した。得られた焼成物の相構成及び
β・Ｃａ3(ＰＯ4)2 含有量をＸ線回折によって求め、結
果を表１に併記した。
【００２２】
【表２】
【００２３】表２からも明らかである様にＮo.Ａ〜Ｅの
焼結前（前駆体）はいずれもヒドロキシアパタイト相を
有するものであるが、Ｎo.Ａ〜Ｄ（実施例）では、焼結
後の相がヒドロキシアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の
２相混合組成となるのに対し、Ｎo.Ｅ（比較例）では、
焼結物中にＣａＯが認められる。
焼結前（前駆体）はいずれもヒドロキシアパタイト相を
有するものであるが、Ｎo.Ａ〜Ｄ（実施例）では、焼結
後の相がヒドロキシアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の
２相混合組成となるのに対し、Ｎo.Ｅ（比較例）では、
焼結物中にＣａＯが認められる。
【００２４】得られた各焼結物を下記のin vitro試験に
供し、溶出量および水溶液ｐＨを調べたところ、Ｍｇ溶
出はいずれも0.5ppm以下であったが、Ｎo.Ａ〜Ｄの水溶
液ｐＨは約7.5 であるのに対し、Ｎo.ＥはｐＨ１０以上
であった。また各焼結物を使用し、家兎腰骨への埋込み
試験を行なったところ、Ｎo.Ｅを除いていずれも良好な
骨伝導を有していることが確認された。
供し、溶出量および水溶液ｐＨを調べたところ、Ｍｇ溶
出はいずれも0.5ppm以下であったが、Ｎo.Ａ〜Ｄの水溶
液ｐＨは約7.5 であるのに対し、Ｎo.ＥはｐＨ１０以上
であった。また各焼結物を使用し、家兎腰骨への埋込み
試験を行なったところ、Ｎo.Ｅを除いていずれも良好な
骨伝導を有していることが確認された。
【００２５】尚比較のため、Ｍｇの添加を省略した以外
は上記と同様の実験を行なったところ、焼成物はいずれ
もα・Ｃａ3(ＰＯ4)2 となり、in vitro試験でも前記表
１のＮo.Ａ〜Ｄに比べて約３倍もの溶出が認められ、骨
の形成が著しく遅延することが確認された。
は上記と同様の実験を行なったところ、焼成物はいずれ
もα・Ｃａ3(ＰＯ4)2 となり、in vitro試験でも前記表
１のＮo.Ａ〜Ｄに比べて約３倍もの溶出が認められ、骨
の形成が著しく遅延することが確認された。
【００２６】（in vitro試験）前駆体をプレス成形し、
１２００℃で焼成して気孔率0.4 ％以下の緻密体を得
る。これを１cm角×１mmのサイズに切り出し、表面研磨
してＲａ＝0.2μｍとした後、これを５０ｃｃの生理食
塩水に浸漬し、３７℃で３０日保持する。この液を１
日、３日、７日、１４日、３０日に取り出し、液中のＣ
ａ、ＭｇおよびＰの増加量を測定する。
１２００℃で焼成して気孔率0.4 ％以下の緻密体を得
る。これを１cm角×１mmのサイズに切り出し、表面研磨
してＲａ＝0.2μｍとした後、これを５０ｃｃの生理食
塩水に浸漬し、３７℃で３０日保持する。この液を１
日、３日、７日、１４日、３０日に取り出し、液中のＣ
ａ、ＭｇおよびＰの増加量を測定する。
【００２７】比較例 ＭｇＣＯ3 を５％添加したＣａＣＯ3 と燐酸をメノウ乳
鉢で３０分間混合した後、1100℃で２時間反応させた。
これをＸ線回折にかけたところ、未反応のＣａＯと一部
に易溶性のＣａ2 Ｐ2 Ｏ7 が認められた。これを再度ア
ルコールを用いて３０分間湿式粉砕してから1100℃で２
時間焼成し、同じ操作を３回繰り返すことにより、よう
やくヒドロキシアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の２相
混合組成の焼結体が得られた。
鉢で３０分間混合した後、1100℃で２時間反応させた。
これをＸ線回折にかけたところ、未反応のＣａＯと一部
に易溶性のＣａ2 Ｐ2 Ｏ7 が認められた。これを再度ア
ルコールを用いて３０分間湿式粉砕してから1100℃で２
時間焼成し、同じ操作を３回繰り返すことにより、よう
やくヒドロキシアパタイトとβ・Ｃａ3(ＰＯ4)2 の２相
混合組成の焼結体が得られた。
【００２８】
【発明の効果】本発明は以上の様に構成されており、生
体親和性や骨伝導に優れ且つ緻密で優れた強度を有する
と共に、低溶出性で生体為害性の少ないアパタイト系の
人工骨を与える前駆体および人工骨を効率良く製造し得
ることになった。
体親和性や骨伝導に優れ且つ緻密で優れた強度を有する
と共に、低溶出性で生体為害性の少ないアパタイト系の
人工骨を与える前駆体および人工骨を効率良く製造し得
ることになった。
【図１】Ｍｇ含有量と生理食塩水へのＣａ溶出量との関
係を示すグラフである。
係を示すグラフである。
Claims (3)
- 【請求項１】 構成元素としてＣａ，ＭｇおよびＰを含
有するヒドロキシアパタイトおよび／または炭酸アパタ
イトを主成分とし、下記要件を満たす量のＭｇを含有す
ることを特徴とする人工骨製造用前駆体。 Ｍｇ含有量：0.05〜0.5 重量％ Ｃａ，Ｍｇ，Ｐの原子比：1.50≦（Ｃａ＋Ｍｇ）／Ｐ≦
1.67 - 【請求項２】 前駆体が、水系もしくは非水系の溶液反
応もしくはゾルゲル法により合成されたものである請求
項１記載の人工骨製造用前駆体。 - 【請求項３】 請求項１または２記載の前駆体を、大気
圧下1200〜1450℃で焼成することを特徴とする人工骨の
製法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05062802A JP3082503B2 (ja) | 1993-02-26 | 1993-02-26 | 人工骨製造用前駆体および人工骨の製法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05062802A JP3082503B2 (ja) | 1993-02-26 | 1993-02-26 | 人工骨製造用前駆体および人工骨の製法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06245992A true JPH06245992A (ja) | 1994-09-06 |
| JP3082503B2 JP3082503B2 (ja) | 2000-08-28 |
Family
ID=13210841
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05062802A Expired - Fee Related JP3082503B2 (ja) | 1993-02-26 | 1993-02-26 | 人工骨製造用前駆体および人工骨の製法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3082503B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999032400A1 (en) * | 1997-12-22 | 1999-07-01 | Abonetics Limited | Process for the preparation of magnesium and carbonate substituted hydroxyapatite |
| EP1365782A1 (en) * | 2001-03-06 | 2003-12-03 | Rutgers, The State University | Magnesium-substituted hydroxyapatites |
| US20090232875A1 (en) * | 2005-03-04 | 2009-09-17 | Fin-Ceramica Faenza S.P.A. | Cartilaginiform and osteochondral substitute comprising a multilayer structure and use thereof |
| US7998219B2 (en) | 2005-01-04 | 2011-08-16 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Hydroxyapatite with controllable size and morphology |
| US8815328B2 (en) | 2005-01-04 | 2014-08-26 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Hydroxyapatite with controllable size and morphology |
-
1993
- 1993-02-26 JP JP05062802A patent/JP3082503B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999032400A1 (en) * | 1997-12-22 | 1999-07-01 | Abonetics Limited | Process for the preparation of magnesium and carbonate substituted hydroxyapatite |
| JP2001526169A (ja) * | 1997-12-22 | 2001-12-18 | アボネティックス・リミテッド | マグネシウムおよびカーボネート置換ヒドロキシアパタイトの製造方法 |
| US6585946B1 (en) | 1997-12-22 | 2003-07-01 | Apatech Limited | Process for the preparation of magnesium and carbonate substituted hydroxyapatite |
| EP1365782A1 (en) * | 2001-03-06 | 2003-12-03 | Rutgers, The State University | Magnesium-substituted hydroxyapatites |
| EP1365782A4 (en) * | 2001-03-06 | 2004-06-30 | Univ Rutgers | SUBSTITUTED MAGNESIUM HYDROXYAPATITES |
| US7704529B2 (en) | 2001-03-06 | 2010-04-27 | Richard E Riman | Magnesium-substituted hydroxyapatites |
| US8337904B2 (en) | 2001-03-06 | 2012-12-25 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Magnesium-substituted hydroxyapatites |
| US7998219B2 (en) | 2005-01-04 | 2011-08-16 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Hydroxyapatite with controllable size and morphology |
| US8815328B2 (en) | 2005-01-04 | 2014-08-26 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Hydroxyapatite with controllable size and morphology |
| US20090232875A1 (en) * | 2005-03-04 | 2009-09-17 | Fin-Ceramica Faenza S.P.A. | Cartilaginiform and osteochondral substitute comprising a multilayer structure and use thereof |
| US9155818B2 (en) * | 2005-03-04 | 2015-10-13 | Fin-Ceramica Faenza S.P.A. | Cartilaginous and osteochondral substitute comprising multilayer structure and use thereof |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3082503B2 (ja) | 2000-08-28 |
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