JPH07498A - 骨誘導材 - Google Patents
骨誘導材Info
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- JPH07498A JPH07498A JP5156193A JP15619393A JPH07498A JP H07498 A JPH07498 A JP H07498A JP 5156193 A JP5156193 A JP 5156193A JP 15619393 A JP15619393 A JP 15619393A JP H07498 A JPH07498 A JP H07498A
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- bone
- piezoelectric
- piezo
- porous film
- electric
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/28—Bones
- A61F2002/2821—Bone stimulation by electromagnetic fields or electric current for enhancing ossification
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
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- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
- A61F2002/30003—Material related properties of the prosthesis or of a coating on the prosthesis
- A61F2002/3006—Properties of materials and coating materials
- A61F2002/30087—Properties of materials and coating materials piezoelectric
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- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S310/00—Electrical generator or motor structure
- Y10S310/80—Piezoelectric polymers, e.g. PVDF
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S623/00—Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
- Y10S623/92—Method or apparatus for preparing or treating prosthetic
- Y10S623/923—Bone
Abstract
(57)【要約】
【目的】 骨誘導材を提供する。
【構成】 平均孔径０．１〜５μｍの連通孔を有する圧
電性多孔膜からなる。 【効果】 骨の再生が急速に進行し、骨の増生も起き
る。特に歯科領域、例えばＧＴＲ法による歯周病の治療
に適する。
電性多孔膜からなる。 【効果】 骨の再生が急速に進行し、骨の増生も起き
る。特に歯科領域、例えばＧＴＲ法による歯周病の治療
に適する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、骨誘導材に関する。詳
しくは、平均孔径０．１〜５μｍの連通孔を有する圧電
性多孔膜からなる骨誘導材に関する。
しくは、平均孔径０．１〜５μｍの連通孔を有する圧電
性多孔膜からなる骨誘導材に関する。
【０００２】
【従来の技術】骨に圧電現象が存在することが発見され
て以来、骨を電気的に刺激して骨を増生させる試みが実
験的及び臨床的に種々報告されている。特に、圧電性シ
ートを用いた例としては、テフロンエレクトレットフィ
ルムをウサギ大腿骨のまわりに巻いて仮骨形成を観察し
たとする報告（Ｆｕｋａｄａ，ｅｔ ａｌ，Ｊｐｎ．
Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．１４，１９７５，２０７９）
や、ポリ−γ−メチル・Ｌ−グルタメート圧電フィルム
をラット大腿骨のまわりに巻いて仮骨形成に成功したと
する報告、更にポリフッ化ビニリデン圧電エレクトレッ
トフィルムをサルの大腿骨などのまわりに巻いて仮骨形
成を観察したとする報告がなされている〔深田，応用物
理，４８（４）３８１−３８６（１９７９）〕。これら
はいずれも、骨を増生したい部位に圧電性シートを被覆
し、圧電性シートによる電気的刺激によって骨増生を促
すものであった。
て以来、骨を電気的に刺激して骨を増生させる試みが実
験的及び臨床的に種々報告されている。特に、圧電性シ
ートを用いた例としては、テフロンエレクトレットフィ
ルムをウサギ大腿骨のまわりに巻いて仮骨形成を観察し
たとする報告（Ｆｕｋａｄａ，ｅｔ ａｌ，Ｊｐｎ．
Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．１４，１９７５，２０７９）
や、ポリ−γ−メチル・Ｌ−グルタメート圧電フィルム
をラット大腿骨のまわりに巻いて仮骨形成に成功したと
する報告、更にポリフッ化ビニリデン圧電エレクトレッ
トフィルムをサルの大腿骨などのまわりに巻いて仮骨形
成を観察したとする報告がなされている〔深田，応用物
理，４８（４）３８１−３８６（１９７９）〕。これら
はいずれも、骨を増生したい部位に圧電性シートを被覆
し、圧電性シートによる電気的刺激によって骨増生を促
すものであった。
【０００３】一方、歯科領域では、歯槽膿漏などの歯周
病により破壊された歯周組織を人工的に再生する手段と
して、組織誘導再生法（ＧＴＲ法：ｇｕｉｄｅｄ ｔｉ
ｓｓｕｅ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑ
ｕｅ）が開発されている。このＧＴＲ法は、生体親和性
の高い半透膜を用い、上皮組織の下方成長を阻止し、歯
根膜細胞の活性化を促すとともに、骨の新生を期待する
もので、新付着を可能にすると考えられている。骨吸収
による歯槽堤の狭小化や顎骨及び歯槽骨に生じた骨欠損
は、義歯においてもインプラントにおいても、欠損補綴
の障害となる。この場合にもＧＴＲ法を応用して骨の新
生を図ることが可能となってきている。これは膜により
インプラント周囲への上皮の侵入を防ぎ、膜によって得
られたスペースに骨原生細胞や毛細血管を選択的に誘導
再生するものである（中村社綱，ｔｈｅ Ｑｕｉｎｔｅ
ｓｓｅｎｃｅ，Ｖｏｌ．９，Ｎｏ．１１，４７〜５４
頁，１９９０参照）。ＧＴＲ法に用いる膜としてはミリ
ポア・フィルターやＧｏｒｅ−Ｔｅｘ膜（延伸ポリ四フ
ッ化エチレン）等の多孔質膜が用いられ、最近では生体
吸収性のポリ乳酸膜が検討されている。
病により破壊された歯周組織を人工的に再生する手段と
して、組織誘導再生法（ＧＴＲ法：ｇｕｉｄｅｄ ｔｉ
ｓｓｕｅ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑ
ｕｅ）が開発されている。このＧＴＲ法は、生体親和性
の高い半透膜を用い、上皮組織の下方成長を阻止し、歯
根膜細胞の活性化を促すとともに、骨の新生を期待する
もので、新付着を可能にすると考えられている。骨吸収
による歯槽堤の狭小化や顎骨及び歯槽骨に生じた骨欠損
は、義歯においてもインプラントにおいても、欠損補綴
の障害となる。この場合にもＧＴＲ法を応用して骨の新
生を図ることが可能となってきている。これは膜により
インプラント周囲への上皮の侵入を防ぎ、膜によって得
られたスペースに骨原生細胞や毛細血管を選択的に誘導
再生するものである（中村社綱，ｔｈｅ Ｑｕｉｎｔｅ
ｓｓｅｎｃｅ，Ｖｏｌ．９，Ｎｏ．１１，４７〜５４
頁，１９９０参照）。ＧＴＲ法に用いる膜としてはミリ
ポア・フィルターやＧｏｒｅ−Ｔｅｘ膜（延伸ポリ四フ
ッ化エチレン）等の多孔質膜が用いられ、最近では生体
吸収性のポリ乳酸膜が検討されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】前記の圧電性シートを
用いる方法では、手術創の治癒が悪く、膜上の上皮組織
が壊死したり、裂開を生じやすく、骨形成の進行が遅い
という欠点があった。これは、シートに気孔がないので
組織液の循環が妨げられるため、電気的刺激は得られる
ものの、骨を再生するための栄養補給がされにくいため
であると思われる。一方、ミリポア・フィルターやＧｏ
ｒｅ−Ｔｅｘ膜などの多孔質膜を用いる前記のＧＴＲ法
でも、膜は単に骨が再生する場を確保するだけにすぎな
いので、骨の再生速度は遅く、治癒までに相当長期間
（イヌの場合で１８週程度）を要し、患者の苦痛も少な
くなかった。更に、骨の再生はできても、それ以上の増
生は困難であり、骨の成熟も不十分であるという欠点が
あった。本発明者等は、上記課題を解決すべく鋭意研究
した結果、特定の孔径の連通孔を有する圧電性多孔膜を
用いると、骨の再生が驚くほど急速に進行し、更に、骨
の増生も起きることを見い出した。本発明はこのような
知見に基づくものである。
用いる方法では、手術創の治癒が悪く、膜上の上皮組織
が壊死したり、裂開を生じやすく、骨形成の進行が遅い
という欠点があった。これは、シートに気孔がないので
組織液の循環が妨げられるため、電気的刺激は得られる
ものの、骨を再生するための栄養補給がされにくいため
であると思われる。一方、ミリポア・フィルターやＧｏ
ｒｅ−Ｔｅｘ膜などの多孔質膜を用いる前記のＧＴＲ法
でも、膜は単に骨が再生する場を確保するだけにすぎな
いので、骨の再生速度は遅く、治癒までに相当長期間
（イヌの場合で１８週程度）を要し、患者の苦痛も少な
くなかった。更に、骨の再生はできても、それ以上の増
生は困難であり、骨の成熟も不十分であるという欠点が
あった。本発明者等は、上記課題を解決すべく鋭意研究
した結果、特定の孔径の連通孔を有する圧電性多孔膜を
用いると、骨の再生が驚くほど急速に進行し、更に、骨
の増生も起きることを見い出した。本発明はこのような
知見に基づくものである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】従って、本発明は、平均
孔径０．１〜５μｍの連通孔を有する圧電性多孔膜から
なる骨誘導材に関する。本発明の骨誘導材は、好ましく
は歯科領域や整形外科領域での利用、更に好ましくはＧ
ＴＲ法による歯周病の治療に用いる。
孔径０．１〜５μｍの連通孔を有する圧電性多孔膜から
なる骨誘導材に関する。本発明の骨誘導材は、好ましく
は歯科領域や整形外科領域での利用、更に好ましくはＧ
ＴＲ法による歯周病の治療に用いる。
【０００６】本発明の骨誘導材を構成する圧電性多孔膜
は、平均孔径０．１〜５μｍの連通孔を有するものであ
る。連通孔の平均孔径は好ましくは０．２〜５μｍであ
る。連通孔は、小さい寸法の開放細孔或いは管構造から
なる膜の表裏面に実質的に連通した孔である。このよう
な孔径を有することにより、圧電性多孔膜によって形成
されたスペースに、骨形成に必要な組織液の浸潤を許容
しながら、骨形成に悪影響のある上皮組織や線維芽細胞
の侵入を抑えて、有効な骨成長を図ることができる。平
均孔径が０．１μｍ未満であると、組織液の浸潤が少な
いために組織が壊死する。また、平均孔径が１０μｍを
越えると上皮組織や線維芽細胞が侵入して、有効な骨成
長を図ることができない。圧電性多孔膜の空孔率は、特
に限定されるものではないが、４０〜９０％が好まし
く、６０〜８０％がより好ましい。
は、平均孔径０．１〜５μｍの連通孔を有するものであ
る。連通孔の平均孔径は好ましくは０．２〜５μｍであ
る。連通孔は、小さい寸法の開放細孔或いは管構造から
なる膜の表裏面に実質的に連通した孔である。このよう
な孔径を有することにより、圧電性多孔膜によって形成
されたスペースに、骨形成に必要な組織液の浸潤を許容
しながら、骨形成に悪影響のある上皮組織や線維芽細胞
の侵入を抑えて、有効な骨成長を図ることができる。平
均孔径が０．１μｍ未満であると、組織液の浸潤が少な
いために組織が壊死する。また、平均孔径が１０μｍを
越えると上皮組織や線維芽細胞が侵入して、有効な骨成
長を図ることができない。圧電性多孔膜の空孔率は、特
に限定されるものではないが、４０〜９０％が好まし
く、６０〜８０％がより好ましい。
【０００７】上記圧電性多孔膜は、圧電性高分子物質、
又は高分子物質と圧電性無機物微粒子との複合体からな
るものである。圧電性高分子物質は、分極処理により圧
電性が付与される有機高分子物質であり、例えば、比較
的高い耐熱性を有するシアン化ビニリデン−酢酸ビニル
共重合体やポリアミド系樹脂が好適に用いられるほか、
優れた圧電持性のポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）系
樹脂が好ましく、中でも圧電性発現に適したβ型結晶化
のため膜成形時に強溶媒の使用或いは一軸延伸の必要な
フッ化ビニリデン（ＶＤＦ）単独重合体に比べて、通常
の結晶化条件のもとでもβ型結晶化が可能なＶＤＦ系共
重合体（例えば優位量のＶＤＦと劣位量のフッ化ビニ
ル、三フッ化エチレン（ＴｒＦＥ）、四フッ化エチレ
ン、三フッ化塩化エチレン、或いは六フッ化プロピレン
などとの共重合体）が好ましく、更には優位量（特に７
０〜８０モル％）のＶＤＦと劣位量（特に３０〜２０モ
ル％）のＴｒＦＥとの共重合体が特に好ましく用いられ
る。更に圧電性高分子物質としては、ポリ乳酸、又は乳
酸を主成分とする共重合体も使用される。乳酸としてＬ
−乳酸を用いるのが好ましい。乳酸を主成分とする共重
合体としては、乳酸／ε−カプロラクトン共重合体又は
乳酸／グリコール酸共重合体が好ましい。ポリ乳酸又は
乳酸を主成分とする共重合体は、生体内分解性を有する
ので治療後の除去手術が不要になるので好ましく、乳酸
共重合体は生体内分解速度を調整することができるので
特に好ましい。
又は高分子物質と圧電性無機物微粒子との複合体からな
るものである。圧電性高分子物質は、分極処理により圧
電性が付与される有機高分子物質であり、例えば、比較
的高い耐熱性を有するシアン化ビニリデン−酢酸ビニル
共重合体やポリアミド系樹脂が好適に用いられるほか、
優れた圧電持性のポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）系
樹脂が好ましく、中でも圧電性発現に適したβ型結晶化
のため膜成形時に強溶媒の使用或いは一軸延伸の必要な
フッ化ビニリデン（ＶＤＦ）単独重合体に比べて、通常
の結晶化条件のもとでもβ型結晶化が可能なＶＤＦ系共
重合体（例えば優位量のＶＤＦと劣位量のフッ化ビニ
ル、三フッ化エチレン（ＴｒＦＥ）、四フッ化エチレ
ン、三フッ化塩化エチレン、或いは六フッ化プロピレン
などとの共重合体）が好ましく、更には優位量（特に７
０〜８０モル％）のＶＤＦと劣位量（特に３０〜２０モ
ル％）のＴｒＦＥとの共重合体が特に好ましく用いられ
る。更に圧電性高分子物質としては、ポリ乳酸、又は乳
酸を主成分とする共重合体も使用される。乳酸としてＬ
−乳酸を用いるのが好ましい。乳酸を主成分とする共重
合体としては、乳酸／ε−カプロラクトン共重合体又は
乳酸／グリコール酸共重合体が好ましい。ポリ乳酸又は
乳酸を主成分とする共重合体は、生体内分解性を有する
ので治療後の除去手術が不要になるので好ましく、乳酸
共重合体は生体内分解速度を調整することができるので
特に好ましい。
【０００８】高分子物質と圧電性無機物微粒子との複合
体は、前者に後者を分散した構造を有する。高分子物質
としては、分極処理を施してもそれ自体には圧電性を付
与することができない有機高分子物質、例えば、ポリ四
フッ化エチレン系樹脂やポリプロピレン樹脂等を用いる
こともできるが、前記の圧電性高分子物質を用いるのが
好ましい。圧電性無機物微粒子としては、例えば、チタ
ン酸ジルコン酸鉛、チタン酸バリウム、又はチタン酸鉛
とジルコン酸鉛との混合物等のセラミックス強誘電体の
ような、分極処理により圧電性が付与される微粒子を挙
げることができる。チタン酸ジルコン酸鉛又はチタン酸
バリウムが好ましい。微粒子の大きさは１００μｍ以下
のものが好ましい。複合体における微粒子の配合比は、
高分子物質に対する体積比で、好ましくは０．１〜１、
より好ましくは０．２〜０．７である。
体は、前者に後者を分散した構造を有する。高分子物質
としては、分極処理を施してもそれ自体には圧電性を付
与することができない有機高分子物質、例えば、ポリ四
フッ化エチレン系樹脂やポリプロピレン樹脂等を用いる
こともできるが、前記の圧電性高分子物質を用いるのが
好ましい。圧電性無機物微粒子としては、例えば、チタ
ン酸ジルコン酸鉛、チタン酸バリウム、又はチタン酸鉛
とジルコン酸鉛との混合物等のセラミックス強誘電体の
ような、分極処理により圧電性が付与される微粒子を挙
げることができる。チタン酸ジルコン酸鉛又はチタン酸
バリウムが好ましい。微粒子の大きさは１００μｍ以下
のものが好ましい。複合体における微粒子の配合比は、
高分子物質に対する体積比で、好ましくは０．１〜１、
より好ましくは０．２〜０．７である。
【０００９】上記圧電性多孔膜の厚さは、適用部位によ
って異なるが、歯周病の治療に用いる場合には１〜６０
０μｍが好ましく、１０〜２００μｍがより好ましい。
圧電性多孔膜の形状も、適用部位に応じて適切な任意の
形状にすることができるので、フィルム又はシートに限
られず、管状、円形、四角形、三角形、楕円形、馬蹄
形、半円形、あるいは渦巻き形に巻回して棒状としたも
の等任意である。更に、市販のＧｏｒｅ−Ｔｅｘ膜のよ
うに、カラー部とスカート部からなる形状でもよい。
って異なるが、歯周病の治療に用いる場合には１〜６０
０μｍが好ましく、１０〜２００μｍがより好ましい。
圧電性多孔膜の形状も、適用部位に応じて適切な任意の
形状にすることができるので、フィルム又はシートに限
られず、管状、円形、四角形、三角形、楕円形、馬蹄
形、半円形、あるいは渦巻き形に巻回して棒状としたも
の等任意である。更に、市販のＧｏｒｅ−Ｔｅｘ膜のよ
うに、カラー部とスカート部からなる形状でもよい。
【００１０】特定の孔径を有する連通孔を多数含む圧電
性多孔膜は、通常の多孔性高分子膜成形法と分極処理と
を組み合わせて製造することができる。連通孔を形成す
る通常の方法としては、下記のような方法がある。 （１）高分子物質を良溶媒及び良溶媒と混和し得る貧溶
媒の混合物に溶解し、基材上に一定の厚さに流延した
後、注意深い制御条件下に溶媒を蒸発除去させる乾式
法。 （２）高分子物質を良溶媒に溶解し、基材上に一定の厚
さに流延した後、貧溶媒中で凝固させる湿式法。 （３）高分子物質を適当な溶媒に溶解して、凍結乾燥す
る方法。 （４）膜を特定の条件下において延伸する延伸法。 （５）放射線、電子線照射、又は高エネルギー荷電粒子
照射により高分子物質に照射損傷を形成し、化学エッチ
ング等により穴を拡大する方法。 （６）溶出可能な物質を高分子物質中に混入し、成膜後
に除去する方法。 （７）膜を打抜き機などで機械的に穿孔する方法。 （８）膜を熱又は紫外線レーザーで穿孔する方法。
性多孔膜は、通常の多孔性高分子膜成形法と分極処理と
を組み合わせて製造することができる。連通孔を形成す
る通常の方法としては、下記のような方法がある。 （１）高分子物質を良溶媒及び良溶媒と混和し得る貧溶
媒の混合物に溶解し、基材上に一定の厚さに流延した
後、注意深い制御条件下に溶媒を蒸発除去させる乾式
法。 （２）高分子物質を良溶媒に溶解し、基材上に一定の厚
さに流延した後、貧溶媒中で凝固させる湿式法。 （３）高分子物質を適当な溶媒に溶解して、凍結乾燥す
る方法。 （４）膜を特定の条件下において延伸する延伸法。 （５）放射線、電子線照射、又は高エネルギー荷電粒子
照射により高分子物質に照射損傷を形成し、化学エッチ
ング等により穴を拡大する方法。 （６）溶出可能な物質を高分子物質中に混入し、成膜後
に除去する方法。 （７）膜を打抜き機などで機械的に穿孔する方法。 （８）膜を熱又は紫外線レーザーで穿孔する方法。
【００１１】これらの方法の中で、湿式法が特に簡便で
あり、厚さ１０〜２００μｍ程度で所望の性状の多孔膜
を再現よく製作できるため、最も好ましく採用される。
また、（１）、（２）、（４）及び（６）の方法による
多孔膜は、多数の微細な繊維状物が互いに結合しながら
複雑に絡み合っており、該繊維状物の間に連続性の空隙
（連通孔）が形成された編目状構造をもって得られる。
ＰＶＤＦ系樹脂に対する上記良溶媒としては、樹脂を塗
膜形成に適した溶液濃度に溶解し得るものであればよ
く、例えば、ジメチルアセトアミド（ＤＭＡ）、ジメチ
ルホルムアミド（ＤＭＦ）、ヘキサメチルリン酸トリア
ミド（ＨＭＰＴＡ）、アセトン、メチルエチルケトン、
ジメチルスルフォキサイド、シクロヘキサノン等の有極
性有機溶媒を例示し得る。特に、ＶＤＦ単独重合体の場
合、それをβ型結晶化するためには、ＤＭＡ、ＤＭＦ、
ＨＭＰＴＡ等の強溶媒が好ましく用いられる。また、水
は好ましい貧溶媒であるが、メタノール、エタノールの
ような他の貧溶媒を用いてもよい。無論、選択する貧溶
媒は、使用する良溶媒と混和可能でなければならない。
あり、厚さ１０〜２００μｍ程度で所望の性状の多孔膜
を再現よく製作できるため、最も好ましく採用される。
また、（１）、（２）、（４）及び（６）の方法による
多孔膜は、多数の微細な繊維状物が互いに結合しながら
複雑に絡み合っており、該繊維状物の間に連続性の空隙
（連通孔）が形成された編目状構造をもって得られる。
ＰＶＤＦ系樹脂に対する上記良溶媒としては、樹脂を塗
膜形成に適した溶液濃度に溶解し得るものであればよ
く、例えば、ジメチルアセトアミド（ＤＭＡ）、ジメチ
ルホルムアミド（ＤＭＦ）、ヘキサメチルリン酸トリア
ミド（ＨＭＰＴＡ）、アセトン、メチルエチルケトン、
ジメチルスルフォキサイド、シクロヘキサノン等の有極
性有機溶媒を例示し得る。特に、ＶＤＦ単独重合体の場
合、それをβ型結晶化するためには、ＤＭＡ、ＤＭＦ、
ＨＭＰＴＡ等の強溶媒が好ましく用いられる。また、水
は好ましい貧溶媒であるが、メタノール、エタノールの
ような他の貧溶媒を用いてもよい。無論、選択する貧溶
媒は、使用する良溶媒と混和可能でなければならない。
【００１２】分極処理は、前記の連通孔形成処理の前、
途中、又は後に行うことができる。連通孔形成の後に分
極処理を行う場合、即ち多孔質体の分極処理は、空気放
電により電界が有効に印加されなかったり、絶縁破壊が
生じ易いので、困難とされていたが、この問題は、本発
明者等により、多孔膜を誘電体フィルムで挟んで分極処
理を行う方法により解決された。
途中、又は後に行うことができる。連通孔形成の後に分
極処理を行う場合、即ち多孔質体の分極処理は、空気放
電により電界が有効に印加されなかったり、絶縁破壊が
生じ易いので、困難とされていたが、この問題は、本発
明者等により、多孔膜を誘電体フィルムで挟んで分極処
理を行う方法により解決された。
【００１３】上記（６）の連通孔形成法としては、例え
ば、特公平２−１９９８４号公報に記載の方法を利用す
ることができる。同公報には、高分子物質、圧電性無機
物粒子、有機液状体及び無機微粉体を混合、溶解成形
し、分極処理し、ついで成形物より有機液状体及び無機
微粉体を抽出することによる高分子複合多孔質圧電体の
製造方法が開示されている。上記（７）及び（８）の連
通孔形成法の場合には、連通孔形成の前に分極処理を行
うことが可能である。
ば、特公平２−１９９８４号公報に記載の方法を利用す
ることができる。同公報には、高分子物質、圧電性無機
物粒子、有機液状体及び無機微粉体を混合、溶解成形
し、分極処理し、ついで成形物より有機液状体及び無機
微粉体を抽出することによる高分子複合多孔質圧電体の
製造方法が開示されている。上記（７）及び（８）の連
通孔形成法の場合には、連通孔形成の前に分極処理を行
うことが可能である。
【００１４】分極処理は、例えば、上述のようにして製
造した膜の両面に適当な電極をとりつけ、常温〜２００
℃の温度で、１０〜３０００ＫＶ／ｃｍの直流電圧を加
え、室温まで徐冷することにより行うことができる。本
発明で用いる圧電性多孔膜の圧電定数（ｄh 定数）は、
０．１〜１００ｐＣ／Ｎ（ピコクローン／ニュートン）
が好ましく、０．２〜５０ｐＣ／Ｎがより好ましい。圧
電定数が０．１ｐＣ／Ｎ未満であると、骨形成の進行が
遅くなる。前記のように、本発明者らは、多孔膜を誘電
体シートで挟んで分極処理することを特徴とする圧電性
多孔膜の製造方法を発明している。この場合、予め多孔
膜に絶縁油を含浸させておいて、分極処理後に該絶縁油
を除去することが好ましい。
造した膜の両面に適当な電極をとりつけ、常温〜２００
℃の温度で、１０〜３０００ＫＶ／ｃｍの直流電圧を加
え、室温まで徐冷することにより行うことができる。本
発明で用いる圧電性多孔膜の圧電定数（ｄh 定数）は、
０．１〜１００ｐＣ／Ｎ（ピコクローン／ニュートン）
が好ましく、０．２〜５０ｐＣ／Ｎがより好ましい。圧
電定数が０．１ｐＣ／Ｎ未満であると、骨形成の進行が
遅くなる。前記のように、本発明者らは、多孔膜を誘電
体シートで挟んで分極処理することを特徴とする圧電性
多孔膜の製造方法を発明している。この場合、予め多孔
膜に絶縁油を含浸させておいて、分極処理後に該絶縁油
を除去することが好ましい。
【００１５】ここで、誘電体シートとしては、電気絶縁
性であって耐熱性・耐電圧性に優れたシートが用いら
れ、例示すればポリエチレン、ポリプロピレンやα−ポ
リオレフィンなどのオレフィン系樹脂のシート、ポリエ
ステル、ポリスチレン、ポリフッ化ビニリデン、ポリカ
ーボネート、四フッ化エチレン、ポリフェニレンスルフ
ィド、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデンなどの合成
樹脂のシート、それらの２種類以上の共重合体やブレン
ド成形物や無極性ガラス板などが挙げられる。これらの
中で、多孔膜に対する誘電体シートの厚み方向の抵抗比
が、１／１００乃至１００、特に同程度（１／１０乃至
１０）である誘電体シートが好ましく用いられる。ま
た、誘電体シートの厚みは、いたずらに電圧降下をもた
らさないために、多孔膜の厚みと同程度乃至その１／１
０程度とされる。
性であって耐熱性・耐電圧性に優れたシートが用いら
れ、例示すればポリエチレン、ポリプロピレンやα−ポ
リオレフィンなどのオレフィン系樹脂のシート、ポリエ
ステル、ポリスチレン、ポリフッ化ビニリデン、ポリカ
ーボネート、四フッ化エチレン、ポリフェニレンスルフ
ィド、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデンなどの合成
樹脂のシート、それらの２種類以上の共重合体やブレン
ド成形物や無極性ガラス板などが挙げられる。これらの
中で、多孔膜に対する誘電体シートの厚み方向の抵抗比
が、１／１００乃至１００、特に同程度（１／１０乃至
１０）である誘電体シートが好ましく用いられる。ま
た、誘電体シートの厚みは、いたずらに電圧降下をもた
らさないために、多孔膜の厚みと同程度乃至その１／１
０程度とされる。
【００１６】また、絶縁油を例示すれば、トリクロロト
リフルオロエタン、テトラクロロジフルオロエタン、ジ
ブロモテトラフルオロエタン、トリクロロモノフルオロ
メタン、パーフルオロヘプタン、パーフルオロヘキサ
ン、パーフルオロオクタンなどのフルオロカーボン類、
パーフルオロポリエーテル類或いはペンタフルオロプロ
パノールなどのフッ素化アルコール類で代表される不燃
性、常温で液体、沸点があまり高くなく乾燥除去が容易
などの特徴を有するものである。２５℃、２．５４ｍｍ
ｇａｐでの絶縁耐力が、１０ＫＶ以上、好ましくは２５
ＫＶ以上の絶縁油が好ましく用いられる。
リフルオロエタン、テトラクロロジフルオロエタン、ジ
ブロモテトラフルオロエタン、トリクロロモノフルオロ
メタン、パーフルオロヘプタン、パーフルオロヘキサ
ン、パーフルオロオクタンなどのフルオロカーボン類、
パーフルオロポリエーテル類或いはペンタフルオロプロ
パノールなどのフッ素化アルコール類で代表される不燃
性、常温で液体、沸点があまり高くなく乾燥除去が容易
などの特徴を有するものである。２５℃、２．５４ｍｍ
ｇａｐでの絶縁耐力が、１０ＫＶ以上、好ましくは２５
ＫＶ以上の絶縁油が好ましく用いられる。
【００１７】
【作用】本発明は、高分子圧電性多孔膜を初めて骨形成
に応用した新規な技術である。本発明の骨誘導材は、従
来の同種の骨誘導材と同様の態様で任意の骨の再生及び
／又は新生に用いることができ、特に歯科領域でのＧＴ
Ｒ法における従来の半透過性膜と同様の態様で用いるこ
とができる。すなわち、骨の再生及び／又は新生を行う
べき部位に本発明の骨誘導材を配設すれば、骨に電気的
刺激を与えて骨形成を促進すると共に、骨形成に必要な
成分のみを骨形成の場に供給し、骨形成の場に存在させ
ることが好ましくない成分を排除することができる。例
えば、歯科分野でのＧＴＲ法による歯周病の治療に用い
る場合に、歯肉上皮組織と歯槽骨との間に本発明の骨誘
導材を入れると、歯周組織の内、歯肉結合組織性細胞や
上皮細胞の深行増殖が妨げられ、セメント質、歯根膜、
及び歯槽骨等の再生が促される。また、骨内インプラン
ト周囲への適用も可能である。
に応用した新規な技術である。本発明の骨誘導材は、従
来の同種の骨誘導材と同様の態様で任意の骨の再生及び
／又は新生に用いることができ、特に歯科領域でのＧＴ
Ｒ法における従来の半透過性膜と同様の態様で用いるこ
とができる。すなわち、骨の再生及び／又は新生を行う
べき部位に本発明の骨誘導材を配設すれば、骨に電気的
刺激を与えて骨形成を促進すると共に、骨形成に必要な
成分のみを骨形成の場に供給し、骨形成の場に存在させ
ることが好ましくない成分を排除することができる。例
えば、歯科分野でのＧＴＲ法による歯周病の治療に用い
る場合に、歯肉上皮組織と歯槽骨との間に本発明の骨誘
導材を入れると、歯周組織の内、歯肉結合組織性細胞や
上皮細胞の深行増殖が妨げられ、セメント質、歯根膜、
及び歯槽骨等の再生が促される。また、骨内インプラン
ト周囲への適用も可能である。
【００１８】
【実施例】以下、実施例によって本発明を具体的に説明
するが、これらは本発明の範囲を限定するものではな
い。参考例：ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体多孔膜及びＶＤＦ／
ＴｒＦＥ共重合体圧電性多孔膜の製造 本例で作成した多孔膜及び圧電性多孔膜については、次
の特性を評価した。 圧電定数：以下の方法でｄh 定数を測定して求めた。ま
ず、分極後の多孔膜の両面に、導電性スプレー塗料
〔（株）シントーケミトロン製、ＳｈｉｎｔｒｏｎＥ−
６３〕を用い、塗布と乾燥を数回繰り返して表面電気抵
抗が１０Ω／□以下となるように電極を形成する。続い
て、測定用に１．５ｃｍ×２ｃｍに切り出した試料を耐
圧容器に入れたシリコン油中に浸漬し、容器に窒素ガス
源から圧力Ｐ〔ニュートン（Ｎ）／ｍ2 〕を加えながら
試料の電荷量Ｑ〔クローン（Ｃ）〕を測定する。そし
て、ゲージ圧２ｋｇ／ｃｍ2 近辺での圧力上昇ｄＰに対
する電荷の増加量ｄＱを得、下式で計算した。 ｄh ＝（ｄＱ／ｄＰ）／Ａ 単位は、Ｃ／Ｎである。ここで、Ａは電極面積（ｍ2 ）
である。なお、本参考例の圧電材料ではｄh 定数は負の
値となるが、本発明では絶対値としてその大きさのみを
示す。
するが、これらは本発明の範囲を限定するものではな
い。参考例：ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体多孔膜及びＶＤＦ／
ＴｒＦＥ共重合体圧電性多孔膜の製造 本例で作成した多孔膜及び圧電性多孔膜については、次
の特性を評価した。 圧電定数：以下の方法でｄh 定数を測定して求めた。ま
ず、分極後の多孔膜の両面に、導電性スプレー塗料
〔（株）シントーケミトロン製、ＳｈｉｎｔｒｏｎＥ−
６３〕を用い、塗布と乾燥を数回繰り返して表面電気抵
抗が１０Ω／□以下となるように電極を形成する。続い
て、測定用に１．５ｃｍ×２ｃｍに切り出した試料を耐
圧容器に入れたシリコン油中に浸漬し、容器に窒素ガス
源から圧力Ｐ〔ニュートン（Ｎ）／ｍ2 〕を加えながら
試料の電荷量Ｑ〔クローン（Ｃ）〕を測定する。そし
て、ゲージ圧２ｋｇ／ｃｍ2 近辺での圧力上昇ｄＰに対
する電荷の増加量ｄＱを得、下式で計算した。 ｄh ＝（ｄＱ／ｄＰ）／Ａ 単位は、Ｃ／Ｎである。ここで、Ａは電極面積（ｍ2 ）
である。なお、本参考例の圧電材料ではｄh 定数は負の
値となるが、本発明では絶対値としてその大きさのみを
示す。
【００１９】空孔率：多孔膜の見かけの体積に占める空
隙の割合（百分率）であり、膜の重量と個体ポリマーの
密度とから計算して求めた。 平均孔径：多孔膜表面の電子顕微鏡写真より求めた。 まず、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ（７５／２５モル比）共重合体
〔呉羽化学工業（株）製〕を、常温にてアセトン溶液中
で攪拌・溶解し、５重量％ポリマー濃度の溶液とした。
この溶液をガラス板上に流延した後、水浴中に３０分間
浸漬し、乾燥して、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体多孔膜
（膜厚１３０μｍ；空孔率７０％；平均孔径０．４５μ
ｍ）を得た。用いた共重合体の固有粘度は、ポリマー濃
度０．４ｇ／ｄｌ、温度３０℃のＤＭＦ溶液として、
３．０ｄｌ／ｇであった。流延後に溶媒の抽出・置換を
行わず、そのまま乾燥して得られた透明なフィルムにつ
いて、赤外線吸収スペクトルでα型結晶の吸収波長５３
８ｃｍ-1とβ型結晶の吸収波長５１０ｃｍ-1との吸光度
比より求めたβ型結晶の割合は９２％であった。このこ
とから、多孔膜についても同様に結晶構造は実質的にβ
型結晶であると言える。
隙の割合（百分率）であり、膜の重量と個体ポリマーの
密度とから計算して求めた。 平均孔径：多孔膜表面の電子顕微鏡写真より求めた。 まず、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ（７５／２５モル比）共重合体
〔呉羽化学工業（株）製〕を、常温にてアセトン溶液中
で攪拌・溶解し、５重量％ポリマー濃度の溶液とした。
この溶液をガラス板上に流延した後、水浴中に３０分間
浸漬し、乾燥して、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体多孔膜
（膜厚１３０μｍ；空孔率７０％；平均孔径０．４５μ
ｍ）を得た。用いた共重合体の固有粘度は、ポリマー濃
度０．４ｇ／ｄｌ、温度３０℃のＤＭＦ溶液として、
３．０ｄｌ／ｇであった。流延後に溶媒の抽出・置換を
行わず、そのまま乾燥して得られた透明なフィルムにつ
いて、赤外線吸収スペクトルでα型結晶の吸収波長５３
８ｃｍ-1とβ型結晶の吸収波長５１０ｃｍ-1との吸光度
比より求めたβ型結晶の割合は９２％であった。このこ
とから、多孔膜についても同様に結晶構造は実質的にβ
型結晶であると言える。
【００２０】得られた多孔膜を１０ｃｍ四方の大きさに
切断し、絶縁油としてパーフルオロポリエーテル油（沸
点９７℃，２５℃／２．５４ｍｍｇａｐでの絶縁耐力４
０ＫＶ）を含浸し、膜の両面をＰＶＤＦ系一軸延伸シー
ト（厚み３０μｍ）でサンドイッチし、サンドイッチ膜
とした。このサンドイッチ膜の片面に８ｃｍ四方の錫箔
電極（陰極）を密着させ、もう一方の面に針電極（陽
極）を対向させ、電極間距離１ｃｍで、常温で、コロナ
荷電することにより分極処理をした。コロナ荷電は高電
圧電源〔パルス電子（株）製、ＨＤＶ−１００Ｋ３Ｓ
Ｓ）を用い３５ＫＶの出力電圧で５０秒間保持して行っ
た。次いで、多孔膜を真空中で乾燥し、パーフルオロポ
リエーテル油を除去して、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧
電性多孔膜〔圧電定数（ｄh 定数）２．１ｐＣ／Ｎ；膜
厚１３０μｍ；空孔率７０％；平均孔径０．４５μｍ〕
を得た。
切断し、絶縁油としてパーフルオロポリエーテル油（沸
点９７℃，２５℃／２．５４ｍｍｇａｐでの絶縁耐力４
０ＫＶ）を含浸し、膜の両面をＰＶＤＦ系一軸延伸シー
ト（厚み３０μｍ）でサンドイッチし、サンドイッチ膜
とした。このサンドイッチ膜の片面に８ｃｍ四方の錫箔
電極（陰極）を密着させ、もう一方の面に針電極（陽
極）を対向させ、電極間距離１ｃｍで、常温で、コロナ
荷電することにより分極処理をした。コロナ荷電は高電
圧電源〔パルス電子（株）製、ＨＤＶ−１００Ｋ３Ｓ
Ｓ）を用い３５ＫＶの出力電圧で５０秒間保持して行っ
た。次いで、多孔膜を真空中で乾燥し、パーフルオロポ
リエーテル油を除去して、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧
電性多孔膜〔圧電定数（ｄh 定数）２．１ｐＣ／Ｎ；膜
厚１３０μｍ；空孔率７０％；平均孔径０．４５μｍ〕
を得た。
【００２１】実施例１：骨誘導材（ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共
重合体圧電性多孔膜）の効果 本発明の骨誘導材として、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧
電性多孔膜（平均孔径０．４５μｍ；空孔率７０％；膜
厚１３０μｍ；圧電定数２．１ｐＣ／Ｎ）を用いた。対
照には、圧電性のないＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体（空孔
率７０％；平均孔径０．４５μｍ；膜厚１３０μｍ）を
用いた。実験動物にはビーグル成犬３頭を用い、下顎両
側前臼歯群を抜歯した。抜歯から３ヵ月経過後、抜歯窩
の治癒を確認した。粘膜骨膜弁を剥離した後。左右２つ
ずつ骨髄腔に達する骨欠損（直径４ｍｍ；深さ４ｍｍ）
を作成した。４つの骨欠損部のうち、２つは上記ＶＤＦ
／ＴｒＦＥ共重合体圧電性多孔膜で被覆し（本発明
群）、１つは上記ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体（非圧電
性）多孔膜で被覆し（比較群）、残る１つは膜で被覆せ
ずにそのままにし（対照群）た。次に、各群を粘膜骨膜
弁で覆い縫合した。
重合体圧電性多孔膜）の効果 本発明の骨誘導材として、ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧
電性多孔膜（平均孔径０．４５μｍ；空孔率７０％；膜
厚１３０μｍ；圧電定数２．１ｐＣ／Ｎ）を用いた。対
照には、圧電性のないＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体（空孔
率７０％；平均孔径０．４５μｍ；膜厚１３０μｍ）を
用いた。実験動物にはビーグル成犬３頭を用い、下顎両
側前臼歯群を抜歯した。抜歯から３ヵ月経過後、抜歯窩
の治癒を確認した。粘膜骨膜弁を剥離した後。左右２つ
ずつ骨髄腔に達する骨欠損（直径４ｍｍ；深さ４ｍｍ）
を作成した。４つの骨欠損部のうち、２つは上記ＶＤＦ
／ＴｒＦＥ共重合体圧電性多孔膜で被覆し（本発明
群）、１つは上記ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体（非圧電
性）多孔膜で被覆し（比較群）、残る１つは膜で被覆せ
ずにそのままにし（対照群）た。次に、各群を粘膜骨膜
弁で覆い縫合した。
【００２２】術後６週経過した時点で、被検部顎骨を摘
出した。通法に従い、非脱灰研磨標本を１欠損につき６
枚作製し、その中央相当部の４枚につき、マイクロラジ
オグラム像、ラベリング所見、ならびに染色所見をもと
に組織学的な検索を行い以下の結果を得た。 （１）骨欠損部に形成された新生骨の量は、本発明群が
一番多く、比較群、対照群の順であった。更に、本発明
群では、膜に沿って持続した活発な骨形成が認められ
た。 （２）本発明群では、多くの標本（７１％）において、
骨髄腔は新生骨で被覆されていたが、比較群、対照群と
も、５０％の標本において骨髄腔は閉鎖されていなかっ
た。 （３）本発明群において、すべての標本で既存歯槽骨頂
部に新生骨の増成が認められた。一方、比較群及び対照
群の標本においては、既存歯槽骨頂部に新生骨の増成は
全く認められなかった。 （４）本発明群では、骨髄腔内部（頬側及び舌側）に新
生骨の添加が認められたが、比較群及び対照群では、ほ
とんど新生骨は認められなかった。 本発明群と比較群の下顎骨頬舌断面マイクロラジオグラ
ム像の例を図１〜図４に示す。
出した。通法に従い、非脱灰研磨標本を１欠損につき６
枚作製し、その中央相当部の４枚につき、マイクロラジ
オグラム像、ラベリング所見、ならびに染色所見をもと
に組織学的な検索を行い以下の結果を得た。 （１）骨欠損部に形成された新生骨の量は、本発明群が
一番多く、比較群、対照群の順であった。更に、本発明
群では、膜に沿って持続した活発な骨形成が認められ
た。 （２）本発明群では、多くの標本（７１％）において、
骨髄腔は新生骨で被覆されていたが、比較群、対照群と
も、５０％の標本において骨髄腔は閉鎖されていなかっ
た。 （３）本発明群において、すべての標本で既存歯槽骨頂
部に新生骨の増成が認められた。一方、比較群及び対照
群の標本においては、既存歯槽骨頂部に新生骨の増成は
全く認められなかった。 （４）本発明群では、骨髄腔内部（頬側及び舌側）に新
生骨の添加が認められたが、比較群及び対照群では、ほ
とんど新生骨は認められなかった。 本発明群と比較群の下顎骨頬舌断面マイクロラジオグラ
ム像の例を図１〜図４に示す。
【００２３】実施例２：ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧電
性多孔膜の孔径の効果 ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧電性多孔膜〔膜厚１３０μ
ｍ；圧電定数２．１ｐＣ／Ｎ〕として、平均孔径が０．
６μｍ、５μｍ、及び３０μｍである３種類の圧電性多
孔膜を用いた。実験動物には、雑種成犬（雄；体重１０
〜１５ｋｇ；９頭）を用いた。実験に先立ち、下顎両側
第２、第３及び第４前臼歯、並びに第１後臼歯を抜歯し
た。３カ月後、膜の被覆部を避けた切開線を加え、粘膜
骨膜弁を剥離した後、長さ６．０ｍｍ、幅３．３ｍｍ、
深さ４．０ｍｍの長円形の人工的骨欠損を４つ形成し
た。下顎骨右側の人工的骨欠損部には平均孔径３０μｍ
を有する圧電性多孔膜と平均孔径５μｍを有する圧電性
多孔膜を被覆し、左側の人工的骨欠損部には平均孔径
０．６μｍの圧電性多孔膜を被覆した。また、残る１か
所を膜で被覆せずに対照群とした。圧電性多孔膜は、自
家製チタンピンを用いて骨欠損部と骨縁の周囲３ｍｍを
しっかりと被覆するように固定させ、粘膜骨膜弁を緊密
に縫合した。
性多孔膜の孔径の効果 ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧電性多孔膜〔膜厚１３０μ
ｍ；圧電定数２．１ｐＣ／Ｎ〕として、平均孔径が０．
６μｍ、５μｍ、及び３０μｍである３種類の圧電性多
孔膜を用いた。実験動物には、雑種成犬（雄；体重１０
〜１５ｋｇ；９頭）を用いた。実験に先立ち、下顎両側
第２、第３及び第４前臼歯、並びに第１後臼歯を抜歯し
た。３カ月後、膜の被覆部を避けた切開線を加え、粘膜
骨膜弁を剥離した後、長さ６．０ｍｍ、幅３．３ｍｍ、
深さ４．０ｍｍの長円形の人工的骨欠損を４つ形成し
た。下顎骨右側の人工的骨欠損部には平均孔径３０μｍ
を有する圧電性多孔膜と平均孔径５μｍを有する圧電性
多孔膜を被覆し、左側の人工的骨欠損部には平均孔径
０．６μｍの圧電性多孔膜を被覆した。また、残る１か
所を膜で被覆せずに対照群とした。圧電性多孔膜は、自
家製チタンピンを用いて骨欠損部と骨縁の周囲３ｍｍを
しっかりと被覆するように固定させ、粘膜骨膜弁を緊密
に縫合した。
【００２４】観察期間により８週群、１６週群、及び２
４週群の３群（各群３頭）に分け、骨の形成時期を時刻
描記するためにラベリング剤を投与した。観察期間終了
後、全身麻酔下で１０％中性緩衝ホルマリン液により頭
頸部の灌流固定を行い、被検部顎骨を採取し組織学的に
検索した。平均孔径３０μｍのＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合
体圧電性多孔膜の場合には、上皮組織が膜で被覆した内
部スペースにまで侵入し、新生骨の再生が不充分であっ
た。これに対して、５μｍと０．６μｍのＶＤＦ／Ｔｒ
ＦＥ共重合体圧電性多孔膜の場合は、実施例１と同様の
新生骨の再生と増成が認められた。
４週群の３群（各群３頭）に分け、骨の形成時期を時刻
描記するためにラベリング剤を投与した。観察期間終了
後、全身麻酔下で１０％中性緩衝ホルマリン液により頭
頸部の灌流固定を行い、被検部顎骨を採取し組織学的に
検索した。平均孔径３０μｍのＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合
体圧電性多孔膜の場合には、上皮組織が膜で被覆した内
部スペースにまで侵入し、新生骨の再生が不充分であっ
た。これに対して、５μｍと０．６μｍのＶＤＦ／Ｔｒ
ＦＥ共重合体圧電性多孔膜の場合は、実施例１と同様の
新生骨の再生と増成が認められた。
【００２５】
【発明の効果】本発明の骨誘導材は、従来の誘導材と比
較して驚くべき急速な骨形成が認められ、特に歯槽骨を
早期に再生させるために臨床上有用な材料であり、歯槽
堤形成術にも応用できる可能性が示唆された。
較して驚くべき急速な骨形成が認められ、特に歯槽骨を
早期に再生させるために臨床上有用な材料であり、歯槽
堤形成術にも応用できる可能性が示唆された。
【図１】本発明の骨誘導材を用いた場合の下顎骨頬舌断
面マイクロラジオグラム像を示す図面に代わる写真であ
る。
面マイクロラジオグラム像を示す図面に代わる写真であ
る。
【図２】圧電性を有さない多孔膜を用いた場合の下顎骨
頬舌断面マイクロラジオグラム像を示す図面に代わる写
真である。
頬舌断面マイクロラジオグラム像を示す図面に代わる写
真である。
【図３】図１の下顎骨頬舌断面マイクロラジオグラム像
写真から作成した模式的説明図である。
写真から作成した模式的説明図である。
【図４】図２の下顎骨頬舌断面マイクロラジオグラム像
写真から作成した模式的説明図である。なお、図３と図
４は、両者が等倍率になるように調整した。
写真から作成した模式的説明図である。なお、図３と図
４は、両者が等倍率になるように調整した。
１・・・既存骨 ２・・・骨欠損部 ３・・・新生骨 ４・・・ＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体圧電性多孔膜 ５・・・圧電性のないＶＤＦ／ＴｒＦＥ共重合体多孔膜
Claims (6)
- 【請求項１】 平均孔径０．１〜５μｍの連通孔を有す
る圧電性多孔膜からなる骨誘導材。 - 【請求項２】 圧電性多孔膜が、圧電性高分子物質、又
は高分子物質と圧電性無機物微粒子との複合体からなる
請求項１に記載の骨誘導材。 - 【請求項３】 圧電性高分子物質が、ポリフッ化ビニリ
デン、フッ化ビニリデンを主成分とする共重合体、ポリ
乳酸、又は乳酸を主成分とする共重合体である請求項２
に記載の骨誘導材。 - 【請求項４】 複合体が、圧電性高分子物質と圧電性無
機物微粒子との複合体である請求項２に記載の骨誘導
材。 - 【請求項５】 圧電性無機物微粒子が、チタン酸ジルコ
ン酸鉛又はチタン酸バリウムである請求項２又は４に記
載の骨誘導材。 - 【請求項６】 歯周組織の骨の誘導材である請求項１〜
５のいずれか一項に記載の骨誘導材。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5156193A JPH07498A (ja) | 1993-06-02 | 1993-06-02 | 骨誘導材 |
| EP94108419A EP0627227A1 (en) | 1993-06-02 | 1994-06-01 | Bone inducing material |
| US08/718,991 US5684061A (en) | 1993-06-02 | 1996-09-26 | Bone inducing material |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5156193A JPH07498A (ja) | 1993-06-02 | 1993-06-02 | 骨誘導材 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
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| DE10215996B4 (de) * | 2002-04-11 | 2005-07-21 | Gundolf, Ferdinand, Dr.med. | Vorrichtung zur Förderung des Knochenwachstums, insbesondere zur Osteosynthese von Knochenfragmenten und/oder Fixation von Knochenfrakturen |
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Cited By (1)
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