JPH07116241A - 吸収性生体材料とその製造方法 - Google Patents
吸収性生体材料とその製造方法Info
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- JPH07116241A JPH07116241A JP6090176A JP9017694A JPH07116241A JP H07116241 A JPH07116241 A JP H07116241A JP 6090176 A JP6090176 A JP 6090176A JP 9017694 A JP9017694 A JP 9017694A JP H07116241 A JPH07116241 A JP H07116241A
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Abstract
(57)【要約】
【構成】 熱架橋したキチン又はその誘導体からなる吸
収性生体材料、及び真空熱架橋処理を施すことが主特徴
たる吸収性生体材料の製造方法である。 【効果】 比較的容易に生体内で安全な吸収性材料とし
ての生体材料を提供するとともに、これを用いることに
よって骨生成を促進する環境を提供することができる。
収性生体材料、及び真空熱架橋処理を施すことが主特徴
たる吸収性生体材料の製造方法である。 【効果】 比較的容易に生体内で安全な吸収性材料とし
ての生体材料を提供するとともに、これを用いることに
よって骨生成を促進する環境を提供することができる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、コラーゲンやキチンな
ど天然組織体から得られる材料からなり、骨欠損、損傷
及び抜歯等の外科的治療、整形外科手術に用いられる生
体材料に関するものである。
ど天然組織体から得られる材料からなり、骨欠損、損傷
及び抜歯等の外科的治療、整形外科手術に用いられる生
体材料に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】従来より、コラーゲンやキチンなど生物
組織から得られる材料からなる生体材料を、骨欠損、損
傷箇所及び抜歯窩内等にブロック状で充填し、その部位
を補綴して形態を保つために用いたり、又は膜状の被覆
材としての創傷を封鎖し、感染等を防止する目的で用い
られてきた。
組織から得られる材料からなる生体材料を、骨欠損、損
傷箇所及び抜歯窩内等にブロック状で充填し、その部位
を補綴して形態を保つために用いたり、又は膜状の被覆
材としての創傷を封鎖し、感染等を防止する目的で用い
られてきた。
【０００３】そうした生体材料のうち、ブロック状の充
填材として、例えば、特開昭６２ー３９５０６号の発明
の多孔質スポンジは、薬剤によりキチンを架橋してな
り、生体内で非吸収性であり、保形性に優れている。
填材として、例えば、特開昭６２ー３９５０６号の発明
の多孔質スポンジは、薬剤によりキチンを架橋してな
り、生体内で非吸収性であり、保形性に優れている。
【０００４】また、特開平３ー２３８６４号の発明の複
合材料は、ブロック状の充填材として用いられ、この複
合材料は、コラーゲンスポンジとポリ乳酸からなり、生
体内で吸収性である。
合材料は、ブロック状の充填材として用いられ、この複
合材料は、コラーゲンスポンジとポリ乳酸からなり、生
体内で吸収性である。
【０００５】また、上記創傷被覆材として、例えば、特
開平２ー２６８７６６号の発明の積層材料は、キトサン
を薬剤で架橋してなる多孔質と非孔質のニ層膜状の創傷
被覆材であって、感染を防止するため外側が無孔質膜で
あり、他方創傷と密着するため内側が多孔質膜となって
いる。
開平２ー２６８７６６号の発明の積層材料は、キトサン
を薬剤で架橋してなる多孔質と非孔質のニ層膜状の創傷
被覆材であって、感染を防止するため外側が無孔質膜で
あり、他方創傷と密着するため内側が多孔質膜となって
いる。
【０００６】
【従来技術の課題】しかしながら、上記従来技術には以
下のような課題があった。すなわち、上記多孔質スポン
ジは、欠損部に充填後、軟組織を縫合して患部封鎖する
為、欠損部へ軟組織が侵入することがあり、骨の生成が
遅れるという不具合、及び非吸収性であるため骨自身に
完全に置換されないので、感染の危険性および材料自体
が離脱してしまう危険性があり；上記複合材料は、アテ
ロコラーゲンに若干の抗原性があり、またポリ乳酸の分
解、吸収時に生体組織の炎症反応を引き起こすという不
具合があり；上記積層材料は、無孔質膜が細菌の侵入を
防ぐ一方、栄養分などを含む組織液を内外に流通させな
いので、生体内部（口腔内や骨欠損部など）へ適用でき
ないという不具合、その製法において溶解、凝固、中和
等の工程が複雑であるという不具合、及び薬剤処理を行
うので処理薬剤により生体へ悪影響を与える可能性があ
るという恐れがあった。
下のような課題があった。すなわち、上記多孔質スポン
ジは、欠損部に充填後、軟組織を縫合して患部封鎖する
為、欠損部へ軟組織が侵入することがあり、骨の生成が
遅れるという不具合、及び非吸収性であるため骨自身に
完全に置換されないので、感染の危険性および材料自体
が離脱してしまう危険性があり；上記複合材料は、アテ
ロコラーゲンに若干の抗原性があり、またポリ乳酸の分
解、吸収時に生体組織の炎症反応を引き起こすという不
具合があり；上記積層材料は、無孔質膜が細菌の侵入を
防ぐ一方、栄養分などを含む組織液を内外に流通させな
いので、生体内部（口腔内や骨欠損部など）へ適用でき
ないという不具合、その製法において溶解、凝固、中和
等の工程が複雑であるという不具合、及び薬剤処理を行
うので処理薬剤により生体へ悪影響を与える可能性があ
るという恐れがあった。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、本発明は、熱架橋したキチン又はその誘導体からな
り、且つ生体内で適度な分解吸収速度を示す密度を有し
た吸収性生体材料を提供する。
め、本発明は、熱架橋したキチン又はその誘導体からな
り、且つ生体内で適度な分解吸収速度を示す密度を有し
た吸収性生体材料を提供する。
【０００８】また、このような材料を得るため、真空熱
架橋処理およびプレス成形を施すことが主特徴たる吸収
性生体材料の製造方法を提供する。
架橋処理およびプレス成形を施すことが主特徴たる吸収
性生体材料の製造方法を提供する。
【０００９】
【実施例】以下、本発明の実施例を説明する。キチン又
はその誘導体の溶液を例えば円筒状の容器やシャレーな
どの容器内に入れて凍結乾燥し、これに必要に応じてプ
レス成形を施し３０°以下の温度で風乾した後、好まし
くは架橋温度１２０°〜１８０°の真空中にて、約２４
時間加熱する熱架橋させる工程で吸収性生体材料を製造
する。
はその誘導体の溶液を例えば円筒状の容器やシャレーな
どの容器内に入れて凍結乾燥し、これに必要に応じてプ
レス成形を施し３０°以下の温度で風乾した後、好まし
くは架橋温度１２０°〜１８０°の真空中にて、約２４
時間加熱する熱架橋させる工程で吸収性生体材料を製造
する。
【００１０】このようにして製造される生体材料は、生
体親和性に優れたキチン又はその誘導体を原料とし、且
つ架橋用の薬剤を用いずに製造されるので生体内で安全
であるとともに、真空中で熱架橋したことにより、経時
的に生体内で分解し、この分解されたキチン又はその誘
導体が毛細血管生成を促進し、これによりブロック状と
して骨欠損部、抜歯窩などに充填すると、充填箇所が天
然の骨によって完全に修復するという性質を有してい
る。
体親和性に優れたキチン又はその誘導体を原料とし、且
つ架橋用の薬剤を用いずに製造されるので生体内で安全
であるとともに、真空中で熱架橋したことにより、経時
的に生体内で分解し、この分解されたキチン又はその誘
導体が毛細血管生成を促進し、これによりブロック状と
して骨欠損部、抜歯窩などに充填すると、充填箇所が天
然の骨によって完全に修復するという性質を有してい
る。
【００１１】また、この生体材料は、上述のように比較
的容易に製造でき、ブロック状の生体用材料としての他
にも、例えば、シャレー内に薄く延ばして凍結乾燥させ
ることによって、膜状の生体材料を得ることができ、こ
れを用いて骨欠損部、抜歯窩などを被覆する。
的容易に製造でき、ブロック状の生体用材料としての他
にも、例えば、シャレー内に薄く延ばして凍結乾燥させ
ることによって、膜状の生体材料を得ることができ、こ
れを用いて骨欠損部、抜歯窩などを被覆する。
【００１２】この一層膜状の生体材料は、溶液の濃度等
を調整したり、凍結乾燥後に必要に応じ圧縮成形を加え
ることにより、膜厚、平均孔径および密度を適宜コント
ロールすることが可能で、それらをコントロールするこ
とによって、栄養分を含む組織液は流通させるが軟組織
は侵入させないという骨生成を促進する環境を必要期
間、作り出し、これにより天然骨による完全な骨修復が
できる。
を調整したり、凍結乾燥後に必要に応じ圧縮成形を加え
ることにより、膜厚、平均孔径および密度を適宜コント
ロールすることが可能で、それらをコントロールするこ
とによって、栄養分を含む組織液は流通させるが軟組織
は侵入させないという骨生成を促進する環境を必要期
間、作り出し、これにより天然骨による完全な骨修復が
できる。
【００１３】また、凍結乾燥後に上記溶液を塗布する作
業を加えることによって、凍結乾燥を経ずに形成され、
より大きな平均孔径を有する膜を上記一層膜状の生体材
料に付加した二層膜状の生体材料を得ることができ、こ
の二層膜状の生体材料は、骨髄細胞及び各種細胞が吸着
するべく付加される膜の膜厚および平均孔径を適宜コン
トロールし、これを前記被覆材として用いることによっ
て、この膜の表面部位にて活発な骨生成がおこり、更に
骨が生成し易い環境を提供できる。
業を加えることによって、凍結乾燥を経ずに形成され、
より大きな平均孔径を有する膜を上記一層膜状の生体材
料に付加した二層膜状の生体材料を得ることができ、こ
の二層膜状の生体材料は、骨髄細胞及び各種細胞が吸着
するべく付加される膜の膜厚および平均孔径を適宜コン
トロールし、これを前記被覆材として用いることによっ
て、この膜の表面部位にて活発な骨生成がおこり、更に
骨が生成し易い環境を提供できる。
【００１４】さらに研究の結果、１２０°Ｃより低い熱
架橋温度による生体材料は、溶解速度が早く、骨生成が
活発になるのを待たずに溶解してしまうことがあるとと
もに、機械的強度が小さく、他方１８０°Ｃより高い熱
架橋温度によるものでも、機械的強度が小さいことを知
見した。
架橋温度による生体材料は、溶解速度が早く、骨生成が
活発になるのを待たずに溶解してしまうことがあるとと
もに、機械的強度が小さく、他方１８０°Ｃより高い熱
架橋温度によるものでも、機械的強度が小さいことを知
見した。
【００１５】なお、熱架橋したキチン又はその誘導体か
らなる前記生体材料は、吸水性が高く、また架橋薬剤を
一切用いないので、不可避的に混入する物質以外、キチ
ン又はその誘導体以外のものは検出されない。これに対
して、薬剤によって架橋したキチン又はその誘導体の生
体材料は、吸水性が低く、生体内で非吸収性であるとと
もに、化学的方法等で分析した場合、架橋薬剤が検出さ
れる。
らなる前記生体材料は、吸水性が高く、また架橋薬剤を
一切用いないので、不可避的に混入する物質以外、キチ
ン又はその誘導体以外のものは検出されない。これに対
して、薬剤によって架橋したキチン又はその誘導体の生
体材料は、吸水性が低く、生体内で非吸収性であるとと
もに、化学的方法等で分析した場合、架橋薬剤が検出さ
れる。
【００１６】次に、前記生体材料の使用例を、図によっ
て詳しく説明する。図１は生体材料の一使用状態を示
し、同図（ａ）に示す如く骨折した骨Ｂを固定用プレー
トＰで固定した後、（ｂ）に示す如く、キチン又はその
誘導体を熱架橋してなり、厚さ１０〜１０００μm 、平
均孔径５〜１０００μm で、多孔質状且つ一層膜状の生
体材料１を骨折箇所Ｂ1 の全周囲（プレートＰの箇所を
除く）に、極微量の瞬間接着材を用いて張り付けた。
て詳しく説明する。図１は生体材料の一使用状態を示
し、同図（ａ）に示す如く骨折した骨Ｂを固定用プレー
トＰで固定した後、（ｂ）に示す如く、キチン又はその
誘導体を熱架橋してなり、厚さ１０〜１０００μm 、平
均孔径５〜１０００μm で、多孔質状且つ一層膜状の生
体材料１を骨折箇所Ｂ1 の全周囲（プレートＰの箇所を
除く）に、極微量の瞬間接着材を用いて張り付けた。
【００１７】このような生体材料１は以下のような作用
を有していた。すなわち、生体材料１は、上記膜厚と平
均孔径により、骨折箇所Ｂ1 に対し栄養分を含む組織液
は流通させるが軟組織は侵入させず、これによって軟組
織に骨増生を阻害されることなく良好に骨生成を促進す
る環境を提供するので、早期且つ緻密なる骨生成が実現
した。また、上記生体材料１はキチン又はその誘導体を
薬剤を用いずに熱架橋してなるものであるため、生体親
和性を有するとともに安全で、さらに生体内でゆっくり
と溶解していくので患部治癒後は、分解して体内に吸収
され、これを手術などで取り出す必要がない。
を有していた。すなわち、生体材料１は、上記膜厚と平
均孔径により、骨折箇所Ｂ1 に対し栄養分を含む組織液
は流通させるが軟組織は侵入させず、これによって軟組
織に骨増生を阻害されることなく良好に骨生成を促進す
る環境を提供するので、早期且つ緻密なる骨生成が実現
した。また、上記生体材料１はキチン又はその誘導体を
薬剤を用いずに熱架橋してなるものであるため、生体親
和性を有するとともに安全で、さらに生体内でゆっくり
と溶解していくので患部治癒後は、分解して体内に吸収
され、これを手術などで取り出す必要がない。
【００１８】図２には、上記生体材料１の別使用状態を
示し、歯肉Ｓを切り開き、その下の歯槽骨Ｄの欠損空隙
Ｄ1 を一層膜状の生体材料１でもってカバーした。この
ようにすることによって、上述のように良好に骨生成を
促進する環境を提供し、早期且つ緻密なる骨生成による
骨欠損空隙Ｄ1 の治療ができた。
示し、歯肉Ｓを切り開き、その下の歯槽骨Ｄの欠損空隙
Ｄ1 を一層膜状の生体材料１でもってカバーした。この
ようにすることによって、上述のように良好に骨生成を
促進する環境を提供し、早期且つ緻密なる骨生成による
骨欠損空隙Ｄ1 の治療ができた。
【００１９】図３乃至図４に、上記生体材料１の別使用
状態を示し、両図において骨Ｂの骨欠損空隙Ｂ2 中には
自家骨片Ｂ3 が充填され、この骨欠損空隙Ｂ2 を生体用
材料１でカバーした。
状態を示し、両図において骨Ｂの骨欠損空隙Ｂ2 中には
自家骨片Ｂ3 が充填され、この骨欠損空隙Ｂ2 を生体用
材料１でカバーした。
【００２０】なお、図４に示すように、骨欠損空隙Ｂ2
には自家骨片Ｂ3 とともにその残存空隙を埋めるべく、
キチン又はその誘導体を熱架橋してなり、平均孔径１０
〜１０００μm の多孔質且つブロック状の生体材料２を
充填しても良い。このようなブロック状の生体材料２
は、骨生成の足場となるとともに生体内で分解されると
毛細血管生成を促進し、分解した箇所に骨を早期に増生
させる。これにより、充填箇所が天然の骨によって完全
に修復することができ、それと同時に、自家骨片Ｂ3 が
揺動することを阻止するので、早期且つ緻密なる骨生成
による骨欠損空隙Ｂ2 の治療ができる。
には自家骨片Ｂ3 とともにその残存空隙を埋めるべく、
キチン又はその誘導体を熱架橋してなり、平均孔径１０
〜１０００μm の多孔質且つブロック状の生体材料２を
充填しても良い。このようなブロック状の生体材料２
は、骨生成の足場となるとともに生体内で分解されると
毛細血管生成を促進し、分解した箇所に骨を早期に増生
させる。これにより、充填箇所が天然の骨によって完全
に修復することができ、それと同時に、自家骨片Ｂ3 が
揺動することを阻止するので、早期且つ緻密なる骨生成
による骨欠損空隙Ｂ2 の治療ができる。
【００２１】図５には、図４の如く膜状の生体材料１と
ブロック状の生体材料２を組み合わせて用いた別の使用
態様を示し、同図に示す如く切り開いた歯肉Ｓを介して
ブロック状の生体材料２を抜歯後の欠損空隙Ｄ2 中全体
に充填し、この欠損空隙Ｄ2を一層膜状の生体材料１で
カバーした。
ブロック状の生体材料２を組み合わせて用いた別の使用
態様を示し、同図に示す如く切り開いた歯肉Ｓを介して
ブロック状の生体材料２を抜歯後の欠損空隙Ｄ2 中全体
に充填し、この欠損空隙Ｄ2を一層膜状の生体材料１で
カバーした。
【００２２】次に、図６には、キチン又はその誘導体を
熱架橋してなり且つ異なる平均孔径を有する多孔質性状
の２つの膜を一体とした、二層膜状の生体材料３とその
一使用状態を示し、この生体材料３は、前記一層膜状の
生体材料１と同様な性状、すなわち厚さ２０〜１００μ
m 、平均孔径２〜２０μm で多孔質の薄膜３ａの一方面
に、厚さ３００〜１０００μm 、平均孔径５０〜５００
μm で多孔質の厚膜３ｂが対面固着してなる。
熱架橋してなり且つ異なる平均孔径を有する多孔質性状
の２つの膜を一体とした、二層膜状の生体材料３とその
一使用状態を示し、この生体材料３は、前記一層膜状の
生体材料１と同様な性状、すなわち厚さ２０〜１００μ
m 、平均孔径２〜２０μm で多孔質の薄膜３ａの一方面
に、厚さ３００〜１０００μm 、平均孔径５０〜５００
μm で多孔質の厚膜３ｂが対面固着してなる。
【００２３】また、その使用状態の一例として、図６に
示す如く、歯槽骨Ｄが一部欠損した部位に、切開した歯
肉Ｓにより、残存する歯槽骨内に人工歯根のフィクスチ
ャーＦを埋入した後、上記薄膜３ａを歯肉Ｓに、また厚
膜３ｂを歯槽骨Ｄにそれぞれ対面するようにして、前記
二層膜状の生体材料３でもって欠損空隙Ｄ1 をカバーし
た。
示す如く、歯槽骨Ｄが一部欠損した部位に、切開した歯
肉Ｓにより、残存する歯槽骨内に人工歯根のフィクスチ
ャーＦを埋入した後、上記薄膜３ａを歯肉Ｓに、また厚
膜３ｂを歯槽骨Ｄにそれぞれ対面するようにして、前記
二層膜状の生体材料３でもって欠損空隙Ｄ1 をカバーし
た。
【００２４】このような二層膜状の生体材料３は以下の
ような作用を有する。すなわち、上記薄膜３ａは前記一
層膜状の生体材料１の如く、上記欠損空隙Ｄ1 に対し、
上記厚膜３ｂを通して栄養分を含む組織液は流通させる
が軟組織は侵入せず、これによって軟組織に骨生成を阻
害されることなく良好に骨生成を促進する環境を提供す
るとともに、厚膜３ｂはその膜厚と平均孔径によって、
骨髄細胞及び各種細胞がその孔内に吸着しやすく、した
がってこの部分に新生骨が生成し易くなっている。
ような作用を有する。すなわち、上記薄膜３ａは前記一
層膜状の生体材料１の如く、上記欠損空隙Ｄ1 に対し、
上記厚膜３ｂを通して栄養分を含む組織液は流通させる
が軟組織は侵入せず、これによって軟組織に骨生成を阻
害されることなく良好に骨生成を促進する環境を提供す
るとともに、厚膜３ｂはその膜厚と平均孔径によって、
骨髄細胞及び各種細胞がその孔内に吸着しやすく、した
がってこの部分に新生骨が生成し易くなっている。
【００２５】また、図６に示す如く、上記欠損空隙Ｄ1
内に前記ブロック状の生体材料２を充填し、これを併用
することができる。
内に前記ブロック状の生体材料２を充填し、これを併用
することができる。
【００２６】さらに、次のことが判明した。〔Ａ〕上記
一層膜状の生体材料１および二層膜状の生体材料３の薄
膜３ａにおいて、 ・膜厚が１０００μm より大きいか、又は平均孔径が１
０μm より小さい場合、組織液の流通が不活発となり、 ・膜厚が１０μm より小さい場合、機械的強度が小さく
なり、 ・平均孔径が１０００μm より大きい場合、軟組織を流
通させてしまうことから、膜厚１０〜１０００μm 、平
均孔径５〜１０００μm であることが望ましい。
一層膜状の生体材料１および二層膜状の生体材料３の薄
膜３ａにおいて、 ・膜厚が１０００μm より大きいか、又は平均孔径が１
０μm より小さい場合、組織液の流通が不活発となり、 ・膜厚が１０μm より小さい場合、機械的強度が小さく
なり、 ・平均孔径が１０００μm より大きい場合、軟組織を流
通させてしまうことから、膜厚１０〜１０００μm 、平
均孔径５〜１０００μm であることが望ましい。
【００２７】〔Ｂ〕上記二層膜状の生体材料３の膜厚３
ｂにおいて、 ・平均孔径が１０〜１０００μm の場合、骨髄細胞及び
各種細胞が孔内に吸着し易く、 ・平均孔径が１０μm より小さい場合、乃至膜厚が５０
μm より小さい場合、骨髄細胞及び各種細胞の吸着量が
少なく、 ・平均孔径が１０００μm より大きい場合、乃至膜厚が
５０００μm より大きい場合、機械的強度が小さくなる
ことから、 膜厚５０〜５０００μm 、平均孔径１０〜１０００μm
であることが望ましい。
ｂにおいて、 ・平均孔径が１０〜１０００μm の場合、骨髄細胞及び
各種細胞が孔内に吸着し易く、 ・平均孔径が１０μm より小さい場合、乃至膜厚が５０
μm より小さい場合、骨髄細胞及び各種細胞の吸着量が
少なく、 ・平均孔径が１０００μm より大きい場合、乃至膜厚が
５０００μm より大きい場合、機械的強度が小さくなる
ことから、 膜厚５０〜５０００μm 、平均孔径１０〜１０００μm
であることが望ましい。
【００２８】なお、本実施例では、一層膜状、ブロック
状および二層膜状の生体材料１，２，３を単独で、或い
は組み合わせて用いた例を示したが、本発明はこれらの
性状、組合せに限定されるものではなく、患部の状態に
合わせて、骨生成に最適な環境を提供するべく、キチン
又はその誘導体を熱架橋してなる生体材料を最適な性状
に形成し、かつ最適な性状の組合せによって用いること
ができ、いずれの性状であっても生体内でゆっくりと溶
解していくので患部治癒後は、分解して体内に吸収さ
れ、これを手術などで取り出す必要がない。
状および二層膜状の生体材料１，２，３を単独で、或い
は組み合わせて用いた例を示したが、本発明はこれらの
性状、組合せに限定されるものではなく、患部の状態に
合わせて、骨生成に最適な環境を提供するべく、キチン
又はその誘導体を熱架橋してなる生体材料を最適な性状
に形成し、かつ最適な性状の組合せによって用いること
ができ、いずれの性状であっても生体内でゆっくりと溶
解していくので患部治癒後は、分解して体内に吸収さ
れ、これを手術などで取り出す必要がない。
【００２９】また、生体材料の密度としては０．０７〜
０．７g/cm3 であることが好ましい。密度が０．０７g/
cm3 より小さい場合、生体材料の機械的強度が小さく且
つ吸収速度が早すぎるので患部治癒前に消失してしまう
恐れがあり、また密度を０．７より大きくしようとして
キチン又はその誘導体の量を増やすと水に対し飽和状態
となってしまい、完全に溶かすためには薬剤を用いなけ
ればいけないという不具合がある。鋭意検討の結果、上
記密度が０．２〜０．６g/cm3 であれば、機械強度的に
も安定したものとなり、さらに好ましいものとなること
が判った。
０．７g/cm3 であることが好ましい。密度が０．０７g/
cm3 より小さい場合、生体材料の機械的強度が小さく且
つ吸収速度が早すぎるので患部治癒前に消失してしまう
恐れがあり、また密度を０．７より大きくしようとして
キチン又はその誘導体の量を増やすと水に対し飽和状態
となってしまい、完全に溶かすためには薬剤を用いなけ
ればいけないという不具合がある。鋭意検討の結果、上
記密度が０．２〜０．６g/cm3 であれば、機械強度的に
も安定したものとなり、さらに好ましいものとなること
が判った。
【００３０】実施例１ 以下の順序で、前記一層膜状の生体材料１を作成した： カルボキシルメチル化度６０％のカルボキシルメチル
キチン（以下ＣＭキチンとする）粉末を蒸留水に溶解
し、３．０wt％水溶液を調整した。 φ１０ｃｍの６個のガラスシャレーに、上記水溶液２
０ｇづつを注入、展延した。 上記ガラスシャレーをー２０℃にて急速冷凍し、凍結
乾燥した。 ガラスシャレーから取り出したＣＭキチン体を３０℃
以下の温度で風乾した。
キチン（以下ＣＭキチンとする）粉末を蒸留水に溶解
し、３．０wt％水溶液を調整した。 φ１０ｃｍの６個のガラスシャレーに、上記水溶液２
０ｇづつを注入、展延した。 上記ガラスシャレーをー２０℃にて急速冷凍し、凍結
乾燥した。 ガラスシャレーから取り出したＣＭキチン体を３０℃
以下の温度で風乾した。
【００３１】１２０℃、１４０℃、１６０℃、１８０
℃の温度で、２４時間、真空中にて、上記ＣＭキチン体
に熱架橋処理を施した。
℃の温度で、２４時間、真空中にて、上記ＣＭキチン体
に熱架橋処理を施した。
【００３２】それぞれの生体材料１の膜厚および平均孔
径は表１に示す通りであった。
径は表１に示す通りであった。
【００３３】
【表１】
【００３４】実施例２ カルボキシルメチル化度６０％のＣＭキチン粉末を蒸留
水に溶解し、１０．０wt％水溶液２０ｇを調整し、この
水溶液を縦、横、高さがそれぞれ１．０ｃｍ×１．０ｃ
ｍ×１．０ｃｍの立方体状の内形状を有する金型（不図
示）２個に注入し、ー２０℃にて急速冷凍し、凍結乾燥
を行った。これらのＣＭキチン体の一方のみにプレス成
形を施し、厚みを約半分程とし、これらを金型から取り
出し３０°以下の温度で風乾した。そして、１４０℃で
２４時間、真空中にてＣＭキチン体に熱架橋処理を施し
たところ、厚みが、それぞれ１００μm と２００μm の
生体材料が得られた。
水に溶解し、１０．０wt％水溶液２０ｇを調整し、この
水溶液を縦、横、高さがそれぞれ１．０ｃｍ×１．０ｃ
ｍ×１．０ｃｍの立方体状の内形状を有する金型（不図
示）２個に注入し、ー２０℃にて急速冷凍し、凍結乾燥
を行った。これらのＣＭキチン体の一方のみにプレス成
形を施し、厚みを約半分程とし、これらを金型から取り
出し３０°以下の温度で風乾した。そして、１４０℃で
２４時間、真空中にてＣＭキチン体に熱架橋処理を施し
たところ、厚みが、それぞれ１００μm と２００μm の
生体材料が得られた。
【００３５】これら吸収性材料の密度は０．０３５２ｇ
／０．２cm3 →約０．１７６g/cm3と０．０３５２ｇ／
０．１cm3 →約０．３５２g/cm3 であった。
／０．２cm3 →約０．１７６g/cm3と０．０３５２ｇ／
０．１cm3 →約０．３５２g/cm3 であった。
【００３６】実施例３ ５０％脱アセチル化したキチン１．０ｇを蒸留水に溶解
し、１．０wt％の水溶液を調整し、その他は実施例１と
同様な方法で、前記一層膜状の生体用材料１を作製し
た。その結果、平均孔径は実施例１の生体材料１より多
少大きめとなることを観察した。
し、１．０wt％の水溶液を調整し、その他は実施例１と
同様な方法で、前記一層膜状の生体用材料１を作製し
た。その結果、平均孔径は実施例１の生体材料１より多
少大きめとなることを観察した。
【００３７】実施例４ 図７に示す如く、φ５ｍｍのシリンダ状の本体１１の下
端に把手１２ａを備えた押し出し用の蓋１２と上端に空
気孔１３ａを備えた上蓋１３を備えてなる容器１０を用
い、実施例１の方法に準じてφ１．６〜１．８ｍｍの円
筒状をしたブロック状の生体材料２を作製した。それぞ
れの生体材料２の膜厚および平均孔径は表２に示す通り
であった。
端に把手１２ａを備えた押し出し用の蓋１２と上端に空
気孔１３ａを備えた上蓋１３を備えてなる容器１０を用
い、実施例１の方法に準じてφ１．６〜１．８ｍｍの円
筒状をしたブロック状の生体材料２を作製した。それぞ
れの生体材料２の膜厚および平均孔径は表２に示す通り
であった。
【００３８】
【表２】
【００３９】実施例５ 凍結乾燥後、ＣＭキチン溶液をＣＭキチン体の一方面に
塗布する以外、実施例１と同様な方法で前記生体材料３
を作製した。それぞれの生体材料３における前記薄膜３
ａと厚膜３ｂの膜厚および平均孔径は表３に示す通りで
あった。
塗布する以外、実施例１と同様な方法で前記生体材料３
を作製した。それぞれの生体材料３における前記薄膜３
ａと厚膜３ｂの膜厚および平均孔径は表３に示す通りで
あった。
【００４０】
【表３】
【００４１】動物実験１ 図８に示すように、術前に１週間の飼育期間を設けたＮ
ＺＷラビット：１２週齢の脛骨内側面の骨Ｂに円柱状の
骨欠損Ｂ4 （φ２．０ｍｍ）を形成し、この骨欠損Ｂ4
からの出血を圧迫、止血後、骨膜を除去し、実施例５で
作製した二層膜状の生体材料３であって、予め５×５ｍ
ｍのサイズにトリミングした生体材料３で上記骨欠損Ｂ
4 を瞬間接着材を極微量用いカバーし、この後、筋肉、
皮膚を迅速に縫合した。
ＺＷラビット：１２週齢の脛骨内側面の骨Ｂに円柱状の
骨欠損Ｂ4 （φ２．０ｍｍ）を形成し、この骨欠損Ｂ4
からの出血を圧迫、止血後、骨膜を除去し、実施例５で
作製した二層膜状の生体材料３であって、予め５×５ｍ
ｍのサイズにトリミングした生体材料３で上記骨欠損Ｂ
4 を瞬間接着材を極微量用いカバーし、この後、筋肉、
皮膚を迅速に縫合した。
【００４２】術後、４週間後に上記ＮＺＷラビットを屠
殺し、脛骨部を採取し、通法に従って脱灰標本を作製し
た。なお、染色はＨ・Ｅ染色、及びＰＡＳ染色を行い、
光学顕微鏡による観察を行った。
殺し、脛骨部を採取し、通法に従って脱灰標本を作製し
た。なお、染色はＨ・Ｅ染色、及びＰＡＳ染色を行い、
光学顕微鏡による観察を行った。
【００４３】その結果、図１０の組織標本像の模式図に
示すように、外表面側において新生骨が中央で癒合して
上記骨欠損Ｂ4 が封鎖されたことが確認され、このうち
架橋温度１４０℃、１６０℃の生体材料３による標本で
は、新生骨が骨欠損Ｂ4 をほぼ埋め尽くすようになって
いた。
示すように、外表面側において新生骨が中央で癒合して
上記骨欠損Ｂ4 が封鎖されたことが確認され、このうち
架橋温度１４０℃、１６０℃の生体材料３による標本で
は、新生骨が骨欠損Ｂ4 をほぼ埋め尽くすようになって
いた。
【００４４】動物実験２ 動物実験１と同様に形成、調整された骨欠損Ｂ4 から、
実施例４で作製されたブロック状の生体材料２を図９に
示す如く充填し、同様な方法で組織標本を作製、観察し
た。
実施例４で作製されたブロック状の生体材料２を図９に
示す如く充填し、同様な方法で組織標本を作製、観察し
た。
【００４５】本実験においても、熱架橋温度１４０℃、
１６０℃の生体材料２による標本で、新生骨Ｂ5 が最も
密に生成していた。ただし、全体的に言って、動物実験
１の標本のほうが本実験の標本よりも新生骨の生成が緻
密であった。
１６０℃の生体材料２による標本で、新生骨Ｂ5 が最も
密に生成していた。ただし、全体的に言って、動物実験
１の標本のほうが本実験の標本よりも新生骨の生成が緻
密であった。
【００４６】
【発明の効果】叙上のように、本発明の生体材料は、生
体との親和性に優れ且つ骨生成が十分発生すると生体内
で分解していく多孔質の吸収性材料であり、 一層膜状の被覆材として用いた場合、平均孔径を適宜
コントロールすることによって、骨生成を促進する環境
を提供することができ、また、 ブロック状の充填材として用いた場合、充填箇所を天
然の骨によって完全に修復することができ、さらに、 の一層膜状の被覆材上に、骨髄細胞及び各種細胞が
吸着するべく膜厚および平均孔径を適宜コントロールし
た多孔質膜を形成して二層膜状の被覆材として用いるこ
とによって、更に骨が生成し易い環境を提供するこがで
きる。また、キチン又はその誘導体からなる生体材料
を、熱架橋処理することによって、生体内で安全な吸収
性材料を製造することができる。
体との親和性に優れ且つ骨生成が十分発生すると生体内
で分解していく多孔質の吸収性材料であり、 一層膜状の被覆材として用いた場合、平均孔径を適宜
コントロールすることによって、骨生成を促進する環境
を提供することができ、また、 ブロック状の充填材として用いた場合、充填箇所を天
然の骨によって完全に修復することができ、さらに、 の一層膜状の被覆材上に、骨髄細胞及び各種細胞が
吸着するべく膜厚および平均孔径を適宜コントロールし
た多孔質膜を形成して二層膜状の被覆材として用いるこ
とによって、更に骨が生成し易い環境を提供するこがで
きる。また、キチン又はその誘導体からなる生体材料
を、熱架橋処理することによって、生体内で安全な吸収
性材料を製造することができる。
【図１】本発明実施例の一層膜状の生体材料についての
一使用状態を示す図である。
一使用状態を示す図である。
【図２】本発明実施例の一層膜状の生体材料についての
別使用状態を示す図である。
別使用状態を示す図である。
【図３】本発明実施例の一層膜状の生体材料についての
別使用状態を示す図である。
別使用状態を示す図である。
【図４】本発明実施例の一層膜状およびブロック状の生
体材料を併用する一使用状態を示す図である。
体材料を併用する一使用状態を示す図である。
【図５】本発明実施例の一層膜状およびブロック状の生
体材料を併用する別使用状態を示す図である。
体材料を併用する別使用状態を示す図である。
【図６】本発明実施例の二層膜状の生体材料についての
一使用状態を示す図である。
一使用状態を示す図である。
【図７】本発明実施例のブロック状の生体用材料を作製
するのに用いた容器の断面図である。
するのに用いた容器の断面図である。
【図８】動物実験１の方法を示すＮＺＷラビットの脛骨
の水平断面図である。
の水平断面図である。
【図９】動物実験２の方法を示すＮＺＷラビットの脛骨
の水平断面図である。
の水平断面図である。
【図１０】動物実験１における組織標本像の模式図であ
る。
る。
１，２，３ 生体材料 ３ａ 薄膜 ３ｂ 厚膜 １０ 容器 １１ 本体部 １２ 押し出し用の蓋 １２ａ 把手 １３ 上蓋 １３ａ 空気孔 Ｂ 骨 Ｂ1 骨折箇所 Ｂ2 骨欠損空隙 Ｂ3 自家骨片 Ｂ4 骨欠損 Ｂ5 新生骨 Ｄ 歯槽骨 Ｄ1 欠損空隙 Ｆ フィクスチャー Ｐ プレート Ｓ 歯肉
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 石井 経裕 滋賀県蒲生郡蒲生町川合10番地の１ 京セ ラ株式会社滋賀工場内
Claims (4)
- 【請求項１】 熱架橋したキチン又はその誘導体からな
る吸収性生体材料。 - 【請求項２】 熱架橋したキチン又はその誘導体からな
り、且つ０．０７〜０．７g/cm3 の密度を有することを
特徴とする吸収性生体材料。 - 【請求項３】 キチン又はその誘導体の溶液を凍結乾燥
し、これを風乾した後、真空中にて熱架橋させることを
特徴とする吸収性生体材料の製造方法。 - 【請求項４】 キチン又はその誘導体の溶液を凍結乾燥
した後、該溶液を別途凍結乾燥したキチン又はその誘導
体上に塗布することを特徴とする請求項２の吸収性生体
用材料の製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09017694A JP3389316B2 (ja) | 1993-08-31 | 1994-04-27 | 吸収性生体材料とその製造方法 |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5-216546 | 1993-08-31 | ||
| JP21654693 | 1993-08-31 | ||
| JP09017694A JP3389316B2 (ja) | 1993-08-31 | 1994-04-27 | 吸収性生体材料とその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07116241A true JPH07116241A (ja) | 1995-05-09 |
| JP3389316B2 JP3389316B2 (ja) | 2003-03-24 |
Family
ID=26431679
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09017694A Expired - Fee Related JP3389316B2 (ja) | 1993-08-31 | 1994-04-27 | 吸収性生体材料とその製造方法 |
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3389316B2 (ja) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002159513A (ja) * | 2000-11-24 | 2002-06-04 | Kyocera Corp | 歯根膜形成能を有する人工歯根 |
| EP0907663B1 (en) * | 1996-06-27 | 2004-03-10 | Novartis AG | Thermally immobilized polysaccharide derivatives |
| JP2004507472A (ja) * | 2000-08-30 | 2004-03-11 | デピュイ・アクロメッド・インコーポレイテッド | コラーゲン／多糖類二層性マトリックス |
| JP2009513239A (ja) * | 2005-10-28 | 2009-04-02 | ヘムコン， インコーポレイテッド | 親水性のポリマー歯科用スポンジ |
| US7704520B1 (en) | 2002-09-10 | 2010-04-27 | Mast Biosurgery Ag | Methods of promoting enhanced healing of tissues after cardiac surgery |
| US7744915B2 (en) | 2002-07-31 | 2010-06-29 | Mast Biosurgery Ag | Apparatus and method for preventing adhesions between an implant and surrounding tissues |
| US7947300B2 (en) | 2000-03-10 | 2011-05-24 | Mast Biosurgery Ag | Resorbable thin membranes |
| JP2011518922A (ja) * | 2008-04-24 | 2011-06-30 | メドトロニック，インコーポレイテッド | 再水和可能な多糖粒子およびスポンジ |
| US8048444B2 (en) | 2002-07-31 | 2011-11-01 | Mast Biosurgery Ag | Apparatus and method for preventing adhesions between an implant and surrounding tissues |
| EP3023067A1 (en) * | 2014-11-24 | 2016-05-25 | Stryker European Holdings I, LLC | Strut plate and cabling system |
| US10086105B2 (en) | 2008-10-06 | 2018-10-02 | Providence Health System—Oregon | Chitosan foam medical devices and methods |
| WO2023191003A1 (ja) | 2022-03-31 | 2023-10-05 | センジュ ユーエスエー、インコーポレイテッド | 医療用材料 |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0341131A (ja) * | 1989-07-07 | 1991-02-21 | Nippon Suisan Kaisha Ltd | 多孔性キチン成形体の製造法 |
| JPH05123390A (ja) * | 1991-10-31 | 1993-05-21 | Kyocera Corp | 骨充填材 |
| JPH0553615U (ja) * | 1991-12-25 | 1993-07-20 | 京セラ株式会社 | 人工歯根 |
| JPH07184987A (ja) * | 1993-12-27 | 1995-07-25 | Kyocera Corp | 人工補綴部材 |
-
1994
- 1994-04-27 JP JP09017694A patent/JP3389316B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (4)
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| US7947300B2 (en) | 2000-03-10 | 2011-05-24 | Mast Biosurgery Ag | Resorbable thin membranes |
| US8349795B2 (en) | 2000-03-10 | 2013-01-08 | Mast Biosurgery Ag | Resorbable thin membranes |
| US8012502B2 (en) | 2000-03-10 | 2011-09-06 | Mast Biosurgery Ag | Resorbable thin membranes |
| JP2004507472A (ja) * | 2000-08-30 | 2004-03-11 | デピュイ・アクロメッド・インコーポレイテッド | コラーゲン／多糖類二層性マトリックス |
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| US7744915B2 (en) | 2002-07-31 | 2010-06-29 | Mast Biosurgery Ag | Apparatus and method for preventing adhesions between an implant and surrounding tissues |
| US7767222B2 (en) | 2002-07-31 | 2010-08-03 | Mast Biosurgery Ag | Apparatus and method for preventing adhesions between an implant and surrounding tissues |
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| KR101406566B1 (ko) * | 2005-10-28 | 2014-06-11 | 헴콘 메디컬 테크놀로지스, 인크. | 친수성 중합체 치과용 스폰지 |
| JP2009513239A (ja) * | 2005-10-28 | 2009-04-02 | ヘムコン， インコーポレイテッド | 親水性のポリマー歯科用スポンジ |
| JP2011518922A (ja) * | 2008-04-24 | 2011-06-30 | メドトロニック，インコーポレイテッド | 再水和可能な多糖粒子およびスポンジ |
| US8802652B2 (en) | 2008-04-24 | 2014-08-12 | Medtronic, Inc. | Rehydratable polysaccharide particles and sponge |
| US10420794B2 (en) | 2008-04-24 | 2019-09-24 | Medtronic, Inc. | Polysaccharide particle mixture |
| US10086105B2 (en) | 2008-10-06 | 2018-10-02 | Providence Health System—Oregon | Chitosan foam medical devices and methods |
| EP3023067A1 (en) * | 2014-11-24 | 2016-05-25 | Stryker European Holdings I, LLC | Strut plate and cabling system |
| US11457954B2 (en) | 2014-11-24 | 2022-10-04 | Stryker European Operations Holdings Llc | Strut plate and cabling system |
| WO2023191003A1 (ja) | 2022-03-31 | 2023-10-05 | センジュ ユーエスエー、インコーポレイテッド | 医療用材料 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
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