JPS6343106B2 - - Google Patents
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Description
本発明は医用材料、特に生体の骨腫瘍その他に
よつて生ずる骨欠損部及び空隙部に充てんし、当
該個所の新生骨の形成を促進し、損傷個所の治癒
後に於て、生体の骨組織と一体化する無機質材料
からなる骨欠損部及び空隙充てん材に関する。 高度な粉砕骨折や骨腫瘍の切除などに伴い、骨
に欠損あるいは空隙を生じ、当該個所の補綴を必
要とするケースが外科あるいは整形外科の分野に
おいてしばしば遭遇する。従来、かかる場合にお
いては、患者本人の腸骨などから、海綿状の自家
骨を採取して、骨欠損個所等にこれを充てんし、
骨組織の回復治癒を早める手法が採用されてきて
いるが、損傷個所以外の骨組織を切除することか
ら、患者の苦痛は大きく、また手術に当つて多大
の労力を必要としている。さらに、広範な骨欠損
部等を充てんするに十分な量の自家骨を採取でき
るとは限らず、不足分については何らかの代用物
をもつてこれに充当する必要が生じてくる。自家
骨以外の骨を充てんする方法としては同種骨移植
と異種骨移植がある。同種骨の移植については、
冷凍保存骨、脱灰骨などの採用が研究されている
がなお実用の段階に至つておらず、また異種骨で
ある牛骨の蛋白を除去したキールボーンと称され
ている材料を使用することなどもあるが、いずれ
も拒絶反応を伴うなどの問題点があり、骨形成能
力が殆んどないため、術後の経過は必ずしも良好
とは云えない。故に、骨欠損部および空隙部に充
てんした場合、生体適合性に優れ、当該個所並び
にその周辺部における造骨作用を促進し、骨組織
損傷個所の構造や機能を修復回復せしめる人工材
料の開発が待望されている。さらにまた、骨折個
所の治療に当り療養期間を短縮する目的で、骨折
部分を直接固定する内固定法を採用する場合があ
り、固定に当つて金属製のプレート、釘、ねじな
どが使用されているが、かかる方法によつても、
治癒までに６ケ月から１ケ年以上の長期間を要す
る場合も多く、しかもなお、骨折個所治癒後、内
固定に用いた材料を手術によつて再び体外に取り
出さねばならず、患者の肉体的、精神的、金銭的
な負担は莫大なものがある。かかる場合において
も、前記の如き造骨作用を促進し、骨折個所の修
復を速める材料が出現すれば、内固定法を用いる
ことなく短期間に治療の目的を達成することが可
能になるものと考えられ、さらに偽関節の治療へ
の応用など斯様な材料の医学的な価値は極めて高
く、人類の福祉に貢献するところ大なるものがあ
る。一方、生体の硬組織代替材料として従来より
各種金属やプラスチツク材料などが用いられて来
たが、これら材料は生体内のきびしい環境下で溶
解や劣化などの変化を生じ易く、また毒性や異物
反応などを伴うことから、生体との親和性の良好
なセラミツクス系の材料が注目されるに至つてい
る。最近、アルミナAl2O3の単結晶もしくは多結
晶体からなる人工骨、人工関節や人工歯根、ある
いはリン酸三カルシウムCa3（PO4）2やヒドロオキ
シアパタイトCa5（PO4）3OHの焼結体からなる人
工歯根などが提案されている。これらはいずれも
生体適合性に優れているとされ、例えばヒドロオ
キシアパタイト焼結体を生体の骨にインプラント
すると、異物膜の生成は認められず、該焼結体と
骨組織との直接的な結合を示すとの結果などが報
告されている。しかしながら、これらのインプラ
ント材は現在のところ、セラミツクス共通の硬く
てもろいという欠点があり、人工骨や人工歯根と
して本格的に採用されるためには、靭性や耐衝撃
性の改善など、解決すべき問題点が残されてい
る。 本発明者らはかかる現状に鑑み、骨欠損部及び
空隙部の充てんを目的とした人工材料について鋭
意研究を重ねた結果、異物反応をまつたく生ずる
ことのない、生体適合性に優れた物質であつて、
しかも新生骨の形成を著るしく助長し、骨組織の
構造、機能の修復期間の大幅な短縮を可能とし、
しかもそれ自体が骨組織と一体となつて自家骨化
するという、理想的な骨欠損部及び空隙部充てん
材を見出すに至つた。 すなわち、本発明によれば、下記の一般式 Can（PO4）oOH（1.33≦ｍ／ｎ≦1.95）を有する
結晶粒径が50Å〜10μｍのアパタイト型結晶構造
リン酸カルシウム化合物の粉粒体を含有し骨組織
と一体化する流動状態又は可塑状態の骨欠損部及
び空隙部充てん材が提供される。 また本発明によれば、下記の一般式 Can（PO4）oOH（1.33≦ｍ／ｎ≦1.95） を有する結晶粒径が50Å〜10μｍのアパタイト型
結晶構造リン酸カルシウム化合物の粉粒体を含有
し流動状態又は可塑状態の骨欠損部及び空〓部充
てん材を動物の骨に充てんするにあたり、少くと
も該充てん材の一部が前記骨の骨髄腔内に到達す
るように充てんすることを特徴とするヒト以外の
動物の骨の治療方法が提供される。 リン酸カルシウム化合物としては種々の形態の
ものが知られているが、それらのなかにヒドロオ
キシアパタイトと称せられている化合物があり、
その組成式としてCa5（PO4）3OHが与えられてい
る。一般にアパタイトと呼ばれている鉱物群は
Mm（RO4）nXなる組成式で表示されるものであ
つて、Ｍの位置にはCa2+の他、Sr2+、Ba2+、
Pb2+、Zn2+、Mg2+、Fe2+などの２価の陽イオン
やAl3+、Y3+、La3+やNa+、K+、H+などの３価
又は１価の各種陽イオンが、RO4の位置には
PO4 3-の他VO4 3-、BO3 3-、CrO4 3-、SO4 2-、
CO3 2-、SiO4 4-など、またＸの位置にはOH-の他
F-、Cl-、O2-、CO3 2-などの陰イオンがそれぞ
れ入ることが知られており、類似の結晶構造を持
つ多数の化合物が存在している。前記ヒドロオキ
シアパタイトはCa5（PO4）3OHなる理論組成を有
するアパタイト型結晶構造化合物の代表的なもの
であるが、人工的に合成される該化合物の組成は
必ずしも理論組成をとらず、Cam（PO4）nOHな
る組成式で表示すると、1.33≦ｍ／ｎ≦1.95の組
成範囲を示す。このｍ／ｎの値（モル比）が広範
囲にわたる現象の原因については諸説があるが、
アパタイト型化合物特有の結晶構造に由来すると
考えられる。上記組成範囲内であれば異相の混在
を避けて目的とする化合物の人工的な合成が可能
であり、本発明においてはかかる組成範囲にあつ
て、結晶学的にアパタイト型構造をとる化合物を
アパタイト型結晶構造リン酸カルシウム化合物も
しくはアパタイト型リン酸カルシウム化合物と称
し、この中に理論組成のヒドロオキシアパタイト
を包含せしめる。更にCam（PO4）nOHなる組成
式で表示されるリン酸カルシウム化合物におい
て、前記アパタイト型結晶構造上の特質からCa
サイトPO4サイトもしくはOHサイトに各種異種
イオンをとりこみ易いのであるが、本発明に用い
る該化合物においては、生体適合性を失なわず、
且つ1.33≦ｍ／ｎ≦1.95の組成範囲が維持される
限りにおいて、かかる異種イオンの存在を阻げな
い。 本発明のアパタイト型リン酸カルシウム化合物
の結晶粒径（クリスタリツト）は50Å以上10μｍ
以下の範囲にあるものを用いる。特に200Å以上
3μｍ以下の範囲が好ましい。生体硬組織を構成
しているヒドロオキシアパタイトの結晶粒径は数
百乃至数千Åの範囲内にあり、本発明において該
化合物からなる粒子が生体内の骨欠損部及び空隙
部位において、その粒子周辺の新生骨形成を著る
しく促し、かかる新生骨と該粒子が一体化して均
質な生体組織を構成するためには、充てん材とし
て使用する該粒子の結晶粒径が生体を構成するヒ
ドロオキシアパタイトの結晶粒径と近似している
ことが望ましい。充てん材として使用するアパタ
イト型リン酸カルシウム化合物の結晶粒径10μｍ
以上の場合には、新生骨の形成が遅く、欠損部の
治癒がおくれ、しかも新生骨部の不均一性が残
り、好ましくなく、また50Å以下の場合には新生
骨内の該粒子の結晶性が低いため、新生骨との一
体化が不十分であり、好ましくない。 本発明に用いるアパタイト型リン酸カルシウム
化合物の粉粒体の粒度構成は、粒径300μｍ以下
好ましくは150μｍ以下が全体の90重量％以上あ
るのが好ましい。これ以下では流動性を与え又は
可塑性を与えるために水又は食塩水を加えた時、
水分と粉粒体が分離し、生体内に充てんした時粉
粒体が下部に沈澱し上部に空隙を生じたり、可塑
性を生じなかつたりするおそれがある。以上の粒
度構成が保たれていれば、数mm程度の大きな粒子
が混在していてもよい。 本発明に用いるアパタイト型リン酸カルシウム
化合物としては天然物、たとえば動物の骨を焼成
して得た骨灰などを用いることもできるが、従来
公知の湿式法、乾式法又は水熱法により合成され
た、合成物を用いることもできる。湿式法によつ
て合成された前記組成範囲にあるアパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物は、合成時の温度その他の
条件の影響を受けるものの、一般に微細な粒子で
構成された沈澱物として得られ過あるいは遠心
分離などの手法によつて溶液と分離ののち、500
℃以下の温度で乾燥、次いで粉砕することによつ
て微粒の粉末状物質が得られる。かかる粉末を後
述するように流動状態又は可塑状態として骨形成
能を有する骨欠損部及び空隙部充てん材として供
することも可能であるが、粒子の結晶性を高め、
かつ細菌による感染及び有機物による拒絶反応を
防止するため加熱滅菌を十分行うべきであること
などの理由から、湿式合成法によつて得られた前
記化合物を500℃以上1100℃以下、好ましくは700
℃以上900℃以下の温度範囲で仮焼ののち、必要
あれば適宜粉砕処理を行なつて、粉末状もしくは
粒状となした後に流動状態又は可塑状態とし、骨
欠損部及び空隙部充てん材として使用に供するの
が好ましい。仮焼温度が500℃以下の場合は粒子
の成長が殆んど起らないため熱処理の意味をなさ
ず、また900℃以上になると結晶粒成長が稍過度
になり、1100℃以上に加熱すると粒子間の焼結が
急速に進行し、塊状物を形成するようになるため
好ましくない。 乾式法及び水熱合成法による場合は比較的結晶
粒の大きいアパタイト型リン酸カルシウム化合物
が得られるが、塊を含む場合もあるので、必要が
あれば粉砕し、粉粒体とする。これらの粉粒体を
再度1100℃以下の温度で加熱滅菌しても骨欠損部
及び空隙部充てん材としての機能には何らの障碍
も来たさない。 次に以上湿式法、乾式法又は水熱合成法による
合成を経て得られた粉粒体を水圧プレスなどの方
法によつて成型、焼成した後、必要があれば粉砕
して内部に空隙を有する粉粒体を得ることができ
る。このときの焼成温度は1100℃〜1350℃が好ま
しく、特に1200〜1300℃が好適である。1100℃以
上になると粒子どうしが溶着して気孔を有する粒
状物になり、1200℃以上になると更に効果が大き
い。又1300℃以上になるとアパタイト型リン酸カ
ルシウム化合物のリン酸三カルシウムへの分解が
始まり、特に1350℃では分解が著しく進む。粒子
の内部に空隙があれば、粒子自体がある程度大き
くても、生体組織が空隙内に侵入するので新生骨
の成長速度が大きくなる効果がある。 以上各合成法によつて得られた粉粒体、それを
更に仮焼、焼成等を行なつて得た粉粒体は、液
体、たとえば水又は生理食塩水を加えて流動状態
又は可塑状態にして骨欠損部又は空隙部に充てん
する。流動状態又は可塑状態にすることにより取
扱上微粉分が飛散して生体の患部以外の部分に付
着して悪影響を起すおそれがないし、骨欠損部又
は空隙部の隅々まで行きわたり、充てん作業がし
易くなる。添加する液体の量は粉粒体の粒度、内
部気孔の有無によつても変るが、水の分離が起ら
ず、かつ可塑性を持たせるに十分な範囲であつて
通常粉粒体１重量部当り、0.1〜２重量部程度の
水又は生理的食塩水を添加すれば十分である。 又上記の粉粒体に液体、たとえば水又は生理食
塩水を加え、転動造粒機などを使用して造粒物と
することもできる。造粒物の形は患部に充てんし
易い様に球形乃至丸薬状が好ましく、骨欠損部又
は空隙部の大きさにもよるが粒径は0.5〜５mm程
度が好ましい。更に造粒に必要な液体の量は内割
で20〜50重量％が好ましい。この造粒物を例えば
ガラスビン等の容器に密封して収納しておき、使
用時には粒状のまま患部に注ぎ込めば、空隙率が
高くしかも偏りのない充てんが可能になり、又造
粒物は可塑性があるので、注ぎ込んだ後、棒で押
し込めば密な充てんも可能である。この様にこの
可塑性造粒物は使用時の取扱いが便利で、かつ必
要に応じて充てん密度を調節できる効果がある。 更に以上の造粒物を1100℃以上1350℃以下、好
ましくは1200℃以上1300℃以下の温度で焼成し、
ビーズ状の焼成体を得ることができる。焼成温度
の限定理由は前記粉粒体の焼成の場合と同様であ
る。この様にして得られた焼成体は多孔性である
ため、焼成体の気孔内に生体組織が侵入し、焼成
体を構成する粒子周辺の新生骨の形成が著しく促
進され、かつ焼成体と新生骨との一体化が急速に
進む。そのため焼成体の気孔率は30％以上が好ま
しく、30％以下では効果が少ない。又気孔の直径
については100μｍ以上になると生体組織が侵入
し易いので、気孔の50％以上を100μｍ以上にす
るのが好ましい。この焼成体は好ましくは球形で
あり、固体ではあるが全体としてはさらさらと流
動するので、本発明でいう流動状態を呈し粒状の
まま患部に流し込んで容易に充てんすることがで
きる。又この焼成体は造粒物であるため、造粒の
際粒度分布を自由に調節でき、一定粒径に整粒す
れば、空隙の多い、低充てん率で患部に充てんす
ることができ、粒径に幅を持たせて比較的高充て
ん率にすることもできる。一般的にはある程度空
隙が多い方が新生骨の完成が早い。 更に又上記の多孔性の焼成体は上記の通り流動
状態であるから粒状のまま使用することもできる
が、通常の粉粒体に添加し、水又は生理食塩水と
混練し、ペースト状にして使用することもでき
る。これによつてペースト全体の空隙率を大きく
する効果がある。焼成体は充てん材の流動性又は
可塑性が失なわれない範囲で添加することができ
るが、内割で30重量％以下が好ましい。 本発明の骨欠損部充てん材においては以上の通
りアパタイト型リン酸カルシウム化合物を単独の
材料として用いてもよいが、自家より採取した海
綿骨を混合して使用すれば骨形成速度が一層大き
くなるので好ましい。かかる海綿骨は自家骨移植
に当つて従来単独に骨欠損部充てん材として用い
られていたが、骨欠損部を充てんするに十分な量
の海綿骨の採取が不可能なケースが多く、かかる
場合あるいは自家骨の採取量をできるだけ少なく
した場合に、アパタイト型リン酸カルシウム化合
物と任意の割合に混合して用いることができる。
又他家骨は従来拒絶反応その他の問題のため、単
独の使用は制限されていたが、本発明のアパタイ
ト型リン酸カルシウム化合物と混合して用いる場
合は、拒絶反応等の副作用を著しく軽減し治療を
容易にする。他家骨の場合の混合割合は内割で50
重量％以下が好ましく、特に20重量％以下が好適
である。50重量％以上の場合は骨形成速度は大き
くなるが、副作用の軽減が不十分である。海綿骨
を混合した場合もアパタイト型リン酸カルシウム
化合物単味の場合と同様、水又は生理食塩水を添
加し、流動状態又は可塑状態の骨欠損部充てん材
とする。 以上の様に構成された本発明の充てん材は、流
動性もしくは可塑性を有しているので骨欠損個所
及び空隙部の形状が複雑であつても、その隅々ま
で十分に充てんすることが可能であり、また本発
明の充填材は従来の一体物よりなる生体インプラ
ント材と異なり、素材が粉粒体であつて、これを
患部に充てんするに当つて、水または、生理食塩
水を添加するため、生体内において粉粒体が分散
して存在し粒子表面が生体組織でおおわれる状態
となる。この点について本発明の特徴を更に詳述
すれば、もし、アパタイト型リン酸カルシウム化
合物を粉粒体のまま充てんした場合、粉粒体はア
グリーゲーシヨンを生じて粒子同志がくつついて
いるため、粒子間に生体組織が侵入し難いが本発
明においては水又は生理食塩水を添加することに
より、流動状態又は可塑状態になり、粉粒体が水
又は生理食塩水の中に懸濁し、第１図に見られる
ように粒子を比較的密に分散させることができる
ので、生体組織が粒子間にはいりやすい。本発明
においては粒子が凝集せず分散し、かつ密に分散
することが重要である。又微細な粉粒体は乾燥状
態では撥水性があり、生体組織が充てん材中に拡
散し難いが、本発明は水又は生理食塩水が添加さ
れているため、生体組織が骨欠損部充てん材中に
拡散し易く、上記粒子の分散と相俟つて新生骨の
形成を速める効果がある。即ち、かかる粉粒体が
骨欠損部もしくは空隙部に充填されると、短時間
の間に粒子周辺を若い肉芽織がとりまき、この肉
芽織中に粉粒体が分散して存在する状態になる。
ここで特筆すべきことは、本発明のアパタイト型
リン酸カルシウム化合物からなる粉粒体の生体適
合性が極めて良好であるため、異物巨細胞が全く
出現しないことである。さて、かかる状態におい
て、粉粒体粒子の辺縁に骨基質（オステオイド）
が骨芽細胞（オステブライト）を伴なつて附着し
異物膜を形成することなく粒子表面から周辺部に
むかつて急速な新生骨の形成がはじまり、肉芽織
は時間の経過とともに結合織に変化する。本発明
の骨欠損部充てん材は粉粒体で構成されているた
め、表面積が大きいことから新生骨の形成速度が
極めて速いという特徴がある。さて、粒子表面に
形成された新生骨はさらに成長を続け、比較的粒
子が密に散らばつている所から粒子間を新生骨が
架橋しはじめ、その発達とともに海綿状の新生骨
が形成されてゆき、充填された粉粒体粒子のすべ
てが新生骨によつて互に連絡した密なる海綿状骨
が形成され、低石灰密度の骨梁にアパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物粒子が点在する状態とな
る。以後引き続き新生骨の緻密化が進行し、骨欠
損部及び空隙部は周辺の骨組織と同一の組織をも
つた新生骨になつて、完全に修復され、その形骸
を止めなくなるとともに粒子の新生骨への同化が
進行する。なお本発明の骨充てん材による骨組織
の形成は、その組織の形成を必要とする個所の機
能的な要求に適合する程度以上には進行せず、不
必要な部分は生体に吸収されてしまうという理想
的な材料である。上記の通り、新生骨は充てん材
の粒子の表面に形成し始めるので、骨形成速度を
大きくする点では、粒子の比表面積が大きく、単
位体積当りの粒子の数は多い方が好ましい。又粒
子と粒子の間隔はある程度小さい方が、新生骨が
粒子間を連結して骨梁を形成し更に全体に連結し
て海綿状骨を形成しやすい。更に又粒子の新生骨
との同化も粒子の表面から内部へ進むので、粒子
が小さい程速い。以上の点から考えれば粒子が小
さい程骨形成速度が大きくなつて好ましいが、こ
れには生体内からの骨形成物質の供給が伴なわな
ければならないので、自から限度があり、それ以
上細かくしても効果は上らない。 以上の本発明の構成、作用、機能から解るよう
に、本発明は従来のアルミナ単結晶体（サフアイ
ヤ）乃至アルミナ多結晶焼結体、ヒドロキシアパ
タイト焼結体等よりなり、生体内に埋入したと
き、単に骨との間に異物反応を起さず、かつ密着
がよいことを目的とした硬組織代替材料としての
人工骨や人工歯根などとは技術思想をまつたく異
にするものである。即ち、骨組織欠損部乃至は空
隙部における自家骨の再生、修復を促進し、それ
自体が自家骨の組織中にとりこまれて一体化する
ものであつて、かかる用途においては、本発明に
用いる材料の強度はまつたく問題とはならない。 本発明の充てん材を使用するには、単に骨欠損
部及び空隙部に充填するだけで新生骨が形成され
るのである程度の効果があるが、さらに充てん材
の一部が骨髄腔内に達するように充てんすれば、
新生骨の形成をさらに促進することができ、より
効果的である。その際、最初骨欠損部充てん材の
骨髄に接する部分に新生骨が形成され、逐次骨欠
損部に拡大していくが、骨髄腔内に形成された本
来不用部分の新生骨は、やがて破骨細胞によつて
生体に吸収され必要な部分にのみ必要なだけの新
生骨が残る。この方法を用いれば治癒が確実にな
り、しかも治療期間を短縮できる効果がある。
尚、本発明の充てん材は骨組織が形成されうる生
体環境下に使用したとき、即ち、骨欠損部乃至空
隙部に用いたとき、その効果を発揮するものであ
り、後述の実施例より明らかなようにかかる充て
ん材を家兎大腿部筋肉中に注入した場合、その個
所における骨形成の兆候は全く認められなかつ
た。 以上述べた如く、本発明に基づく粉末状もしく
は粒状のアパタイト型リン酸カルシウム化合物
は、生体に対する組織適応性が極めて良好で、強
い骨形成能力をもち、生体の骨組織と一体化し、
供給が無限であつてしかも使用方法が簡単である
理想的な骨欠損部及び空隙部の充てん材であり、
従来法による自家骨の不足を補い、しかも骨組織
の修復治癒を著るしく促進できるという相乗効果
を発揮するものである。以下実施例によつて本発
明をさらに詳しく説明するが、本発明は実施例に
限定されるものではない。 なお、本願明細書中のアパタイト型結晶構造リ
ン酸カルシウム化合物の結晶粒径とは、0.1μｍ以
下の結晶粒径についてはＸ線回折法によつて2θ＝
25.9゜の面間隔（002）の回折ピークの半価幅から
求められる結晶のＣ軸方向の結晶子（クリスタリ
ツト）の値をもつてこれを表示し、0.1μｍ以上の
結晶粒子は走査型電子顕微鏡を用いて実測される
長軸方向の平均結晶径をもつて表示するものであ
る。 実施例 １ 湿式法において、水酸化カルシウム溶液にリン
酸を滴下する方法で合成されたアパタイト型リン
酸カルシウム化合物（Ca／Ｐ〔モル比〕＝1.65）の
乾燥粉末を850℃５時間仮焼ののち（Ｃ軸の平均
結晶、粒径約600Å、ａ軸の平均径約500Å、Ｘ線
回折法によつて測定したクリスタリツトの大き
さ）、300μｍふるい全通となるよう粗粒部分を除
いたものを動物実験用試料とし、この粉末に生理
食塩水を加えてペースト状としたのち、家兎大腿
骨の骨髄内にこれを注入し、以後の経過を観察し
た。しかして、アパタイト型リン酸カルシウム化
合物のペーストを注入ののち僅か一週間で該粒子
周辺に新生骨の形成が認められ、異物反応の形跡
はまつたく観察されず、以後新生骨の形成は急速
に進行し、該化合物で構成される粒子はその周辺
に形成された新生骨に完全にとり込まれ、組織的
に一体化して行く状況が観察された。上述の内容
から明らかなように、該化合物で構成される粒子
は、顕著な骨形成能力を示し、比較例として実施
したアルミナ粉末を用いた同様の実験では認め得
ない、アパタイト型リン酸カルシウム化合物の独
特の効果と見做される。 実施例 ２ 湿式法によつて合成されたｍ／ｎ＝1.38、
1.56、1.73、1.89のアパタイト型リン酸カルシウ
ム化合物粉末を、それぞれ850℃２時間仮焼のの
ち、結晶径を測定した値は次の通りであつた。
よつて生ずる骨欠損部及び空隙部に充てんし、当
該個所の新生骨の形成を促進し、損傷個所の治癒
後に於て、生体の骨組織と一体化する無機質材料
からなる骨欠損部及び空隙充てん材に関する。 高度な粉砕骨折や骨腫瘍の切除などに伴い、骨
に欠損あるいは空隙を生じ、当該個所の補綴を必
要とするケースが外科あるいは整形外科の分野に
おいてしばしば遭遇する。従来、かかる場合にお
いては、患者本人の腸骨などから、海綿状の自家
骨を採取して、骨欠損個所等にこれを充てんし、
骨組織の回復治癒を早める手法が採用されてきて
いるが、損傷個所以外の骨組織を切除することか
ら、患者の苦痛は大きく、また手術に当つて多大
の労力を必要としている。さらに、広範な骨欠損
部等を充てんするに十分な量の自家骨を採取でき
るとは限らず、不足分については何らかの代用物
をもつてこれに充当する必要が生じてくる。自家
骨以外の骨を充てんする方法としては同種骨移植
と異種骨移植がある。同種骨の移植については、
冷凍保存骨、脱灰骨などの採用が研究されている
がなお実用の段階に至つておらず、また異種骨で
ある牛骨の蛋白を除去したキールボーンと称され
ている材料を使用することなどもあるが、いずれ
も拒絶反応を伴うなどの問題点があり、骨形成能
力が殆んどないため、術後の経過は必ずしも良好
とは云えない。故に、骨欠損部および空隙部に充
てんした場合、生体適合性に優れ、当該個所並び
にその周辺部における造骨作用を促進し、骨組織
損傷個所の構造や機能を修復回復せしめる人工材
料の開発が待望されている。さらにまた、骨折個
所の治療に当り療養期間を短縮する目的で、骨折
部分を直接固定する内固定法を採用する場合があ
り、固定に当つて金属製のプレート、釘、ねじな
どが使用されているが、かかる方法によつても、
治癒までに６ケ月から１ケ年以上の長期間を要す
る場合も多く、しかもなお、骨折個所治癒後、内
固定に用いた材料を手術によつて再び体外に取り
出さねばならず、患者の肉体的、精神的、金銭的
な負担は莫大なものがある。かかる場合において
も、前記の如き造骨作用を促進し、骨折個所の修
復を速める材料が出現すれば、内固定法を用いる
ことなく短期間に治療の目的を達成することが可
能になるものと考えられ、さらに偽関節の治療へ
の応用など斯様な材料の医学的な価値は極めて高
く、人類の福祉に貢献するところ大なるものがあ
る。一方、生体の硬組織代替材料として従来より
各種金属やプラスチツク材料などが用いられて来
たが、これら材料は生体内のきびしい環境下で溶
解や劣化などの変化を生じ易く、また毒性や異物
反応などを伴うことから、生体との親和性の良好
なセラミツクス系の材料が注目されるに至つてい
る。最近、アルミナAl2O3の単結晶もしくは多結
晶体からなる人工骨、人工関節や人工歯根、ある
いはリン酸三カルシウムCa3（PO4）2やヒドロオキ
シアパタイトCa5（PO4）3OHの焼結体からなる人
工歯根などが提案されている。これらはいずれも
生体適合性に優れているとされ、例えばヒドロオ
キシアパタイト焼結体を生体の骨にインプラント
すると、異物膜の生成は認められず、該焼結体と
骨組織との直接的な結合を示すとの結果などが報
告されている。しかしながら、これらのインプラ
ント材は現在のところ、セラミツクス共通の硬く
てもろいという欠点があり、人工骨や人工歯根と
して本格的に採用されるためには、靭性や耐衝撃
性の改善など、解決すべき問題点が残されてい
る。 本発明者らはかかる現状に鑑み、骨欠損部及び
空隙部の充てんを目的とした人工材料について鋭
意研究を重ねた結果、異物反応をまつたく生ずる
ことのない、生体適合性に優れた物質であつて、
しかも新生骨の形成を著るしく助長し、骨組織の
構造、機能の修復期間の大幅な短縮を可能とし、
しかもそれ自体が骨組織と一体となつて自家骨化
するという、理想的な骨欠損部及び空隙部充てん
材を見出すに至つた。 すなわち、本発明によれば、下記の一般式 Can（PO4）oOH（1.33≦ｍ／ｎ≦1.95）を有する
結晶粒径が50Å〜10μｍのアパタイト型結晶構造
リン酸カルシウム化合物の粉粒体を含有し骨組織
と一体化する流動状態又は可塑状態の骨欠損部及
び空隙部充てん材が提供される。 また本発明によれば、下記の一般式 Can（PO4）oOH（1.33≦ｍ／ｎ≦1.95） を有する結晶粒径が50Å〜10μｍのアパタイト型
結晶構造リン酸カルシウム化合物の粉粒体を含有
し流動状態又は可塑状態の骨欠損部及び空〓部充
てん材を動物の骨に充てんするにあたり、少くと
も該充てん材の一部が前記骨の骨髄腔内に到達す
るように充てんすることを特徴とするヒト以外の
動物の骨の治療方法が提供される。 リン酸カルシウム化合物としては種々の形態の
ものが知られているが、それらのなかにヒドロオ
キシアパタイトと称せられている化合物があり、
その組成式としてCa5（PO4）3OHが与えられてい
る。一般にアパタイトと呼ばれている鉱物群は
Mm（RO4）nXなる組成式で表示されるものであ
つて、Ｍの位置にはCa2+の他、Sr2+、Ba2+、
Pb2+、Zn2+、Mg2+、Fe2+などの２価の陽イオン
やAl3+、Y3+、La3+やNa+、K+、H+などの３価
又は１価の各種陽イオンが、RO4の位置には
PO4 3-の他VO4 3-、BO3 3-、CrO4 3-、SO4 2-、
CO3 2-、SiO4 4-など、またＸの位置にはOH-の他
F-、Cl-、O2-、CO3 2-などの陰イオンがそれぞ
れ入ることが知られており、類似の結晶構造を持
つ多数の化合物が存在している。前記ヒドロオキ
シアパタイトはCa5（PO4）3OHなる理論組成を有
するアパタイト型結晶構造化合物の代表的なもの
であるが、人工的に合成される該化合物の組成は
必ずしも理論組成をとらず、Cam（PO4）nOHな
る組成式で表示すると、1.33≦ｍ／ｎ≦1.95の組
成範囲を示す。このｍ／ｎの値（モル比）が広範
囲にわたる現象の原因については諸説があるが、
アパタイト型化合物特有の結晶構造に由来すると
考えられる。上記組成範囲内であれば異相の混在
を避けて目的とする化合物の人工的な合成が可能
であり、本発明においてはかかる組成範囲にあつ
て、結晶学的にアパタイト型構造をとる化合物を
アパタイト型結晶構造リン酸カルシウム化合物も
しくはアパタイト型リン酸カルシウム化合物と称
し、この中に理論組成のヒドロオキシアパタイト
を包含せしめる。更にCam（PO4）nOHなる組成
式で表示されるリン酸カルシウム化合物におい
て、前記アパタイト型結晶構造上の特質からCa
サイトPO4サイトもしくはOHサイトに各種異種
イオンをとりこみ易いのであるが、本発明に用い
る該化合物においては、生体適合性を失なわず、
且つ1.33≦ｍ／ｎ≦1.95の組成範囲が維持される
限りにおいて、かかる異種イオンの存在を阻げな
い。 本発明のアパタイト型リン酸カルシウム化合物
の結晶粒径（クリスタリツト）は50Å以上10μｍ
以下の範囲にあるものを用いる。特に200Å以上
3μｍ以下の範囲が好ましい。生体硬組織を構成
しているヒドロオキシアパタイトの結晶粒径は数
百乃至数千Åの範囲内にあり、本発明において該
化合物からなる粒子が生体内の骨欠損部及び空隙
部位において、その粒子周辺の新生骨形成を著る
しく促し、かかる新生骨と該粒子が一体化して均
質な生体組織を構成するためには、充てん材とし
て使用する該粒子の結晶粒径が生体を構成するヒ
ドロオキシアパタイトの結晶粒径と近似している
ことが望ましい。充てん材として使用するアパタ
イト型リン酸カルシウム化合物の結晶粒径10μｍ
以上の場合には、新生骨の形成が遅く、欠損部の
治癒がおくれ、しかも新生骨部の不均一性が残
り、好ましくなく、また50Å以下の場合には新生
骨内の該粒子の結晶性が低いため、新生骨との一
体化が不十分であり、好ましくない。 本発明に用いるアパタイト型リン酸カルシウム
化合物の粉粒体の粒度構成は、粒径300μｍ以下
好ましくは150μｍ以下が全体の90重量％以上あ
るのが好ましい。これ以下では流動性を与え又は
可塑性を与えるために水又は食塩水を加えた時、
水分と粉粒体が分離し、生体内に充てんした時粉
粒体が下部に沈澱し上部に空隙を生じたり、可塑
性を生じなかつたりするおそれがある。以上の粒
度構成が保たれていれば、数mm程度の大きな粒子
が混在していてもよい。 本発明に用いるアパタイト型リン酸カルシウム
化合物としては天然物、たとえば動物の骨を焼成
して得た骨灰などを用いることもできるが、従来
公知の湿式法、乾式法又は水熱法により合成され
た、合成物を用いることもできる。湿式法によつ
て合成された前記組成範囲にあるアパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物は、合成時の温度その他の
条件の影響を受けるものの、一般に微細な粒子で
構成された沈澱物として得られ過あるいは遠心
分離などの手法によつて溶液と分離ののち、500
℃以下の温度で乾燥、次いで粉砕することによつ
て微粒の粉末状物質が得られる。かかる粉末を後
述するように流動状態又は可塑状態として骨形成
能を有する骨欠損部及び空隙部充てん材として供
することも可能であるが、粒子の結晶性を高め、
かつ細菌による感染及び有機物による拒絶反応を
防止するため加熱滅菌を十分行うべきであること
などの理由から、湿式合成法によつて得られた前
記化合物を500℃以上1100℃以下、好ましくは700
℃以上900℃以下の温度範囲で仮焼ののち、必要
あれば適宜粉砕処理を行なつて、粉末状もしくは
粒状となした後に流動状態又は可塑状態とし、骨
欠損部及び空隙部充てん材として使用に供するの
が好ましい。仮焼温度が500℃以下の場合は粒子
の成長が殆んど起らないため熱処理の意味をなさ
ず、また900℃以上になると結晶粒成長が稍過度
になり、1100℃以上に加熱すると粒子間の焼結が
急速に進行し、塊状物を形成するようになるため
好ましくない。 乾式法及び水熱合成法による場合は比較的結晶
粒の大きいアパタイト型リン酸カルシウム化合物
が得られるが、塊を含む場合もあるので、必要が
あれば粉砕し、粉粒体とする。これらの粉粒体を
再度1100℃以下の温度で加熱滅菌しても骨欠損部
及び空隙部充てん材としての機能には何らの障碍
も来たさない。 次に以上湿式法、乾式法又は水熱合成法による
合成を経て得られた粉粒体を水圧プレスなどの方
法によつて成型、焼成した後、必要があれば粉砕
して内部に空隙を有する粉粒体を得ることができ
る。このときの焼成温度は1100℃〜1350℃が好ま
しく、特に1200〜1300℃が好適である。1100℃以
上になると粒子どうしが溶着して気孔を有する粒
状物になり、1200℃以上になると更に効果が大き
い。又1300℃以上になるとアパタイト型リン酸カ
ルシウム化合物のリン酸三カルシウムへの分解が
始まり、特に1350℃では分解が著しく進む。粒子
の内部に空隙があれば、粒子自体がある程度大き
くても、生体組織が空隙内に侵入するので新生骨
の成長速度が大きくなる効果がある。 以上各合成法によつて得られた粉粒体、それを
更に仮焼、焼成等を行なつて得た粉粒体は、液
体、たとえば水又は生理食塩水を加えて流動状態
又は可塑状態にして骨欠損部又は空隙部に充てん
する。流動状態又は可塑状態にすることにより取
扱上微粉分が飛散して生体の患部以外の部分に付
着して悪影響を起すおそれがないし、骨欠損部又
は空隙部の隅々まで行きわたり、充てん作業がし
易くなる。添加する液体の量は粉粒体の粒度、内
部気孔の有無によつても変るが、水の分離が起ら
ず、かつ可塑性を持たせるに十分な範囲であつて
通常粉粒体１重量部当り、0.1〜２重量部程度の
水又は生理的食塩水を添加すれば十分である。 又上記の粉粒体に液体、たとえば水又は生理食
塩水を加え、転動造粒機などを使用して造粒物と
することもできる。造粒物の形は患部に充てんし
易い様に球形乃至丸薬状が好ましく、骨欠損部又
は空隙部の大きさにもよるが粒径は0.5〜５mm程
度が好ましい。更に造粒に必要な液体の量は内割
で20〜50重量％が好ましい。この造粒物を例えば
ガラスビン等の容器に密封して収納しておき、使
用時には粒状のまま患部に注ぎ込めば、空隙率が
高くしかも偏りのない充てんが可能になり、又造
粒物は可塑性があるので、注ぎ込んだ後、棒で押
し込めば密な充てんも可能である。この様にこの
可塑性造粒物は使用時の取扱いが便利で、かつ必
要に応じて充てん密度を調節できる効果がある。 更に以上の造粒物を1100℃以上1350℃以下、好
ましくは1200℃以上1300℃以下の温度で焼成し、
ビーズ状の焼成体を得ることができる。焼成温度
の限定理由は前記粉粒体の焼成の場合と同様であ
る。この様にして得られた焼成体は多孔性である
ため、焼成体の気孔内に生体組織が侵入し、焼成
体を構成する粒子周辺の新生骨の形成が著しく促
進され、かつ焼成体と新生骨との一体化が急速に
進む。そのため焼成体の気孔率は30％以上が好ま
しく、30％以下では効果が少ない。又気孔の直径
については100μｍ以上になると生体組織が侵入
し易いので、気孔の50％以上を100μｍ以上にす
るのが好ましい。この焼成体は好ましくは球形で
あり、固体ではあるが全体としてはさらさらと流
動するので、本発明でいう流動状態を呈し粒状の
まま患部に流し込んで容易に充てんすることがで
きる。又この焼成体は造粒物であるため、造粒の
際粒度分布を自由に調節でき、一定粒径に整粒す
れば、空隙の多い、低充てん率で患部に充てんす
ることができ、粒径に幅を持たせて比較的高充て
ん率にすることもできる。一般的にはある程度空
隙が多い方が新生骨の完成が早い。 更に又上記の多孔性の焼成体は上記の通り流動
状態であるから粒状のまま使用することもできる
が、通常の粉粒体に添加し、水又は生理食塩水と
混練し、ペースト状にして使用することもでき
る。これによつてペースト全体の空隙率を大きく
する効果がある。焼成体は充てん材の流動性又は
可塑性が失なわれない範囲で添加することができ
るが、内割で30重量％以下が好ましい。 本発明の骨欠損部充てん材においては以上の通
りアパタイト型リン酸カルシウム化合物を単独の
材料として用いてもよいが、自家より採取した海
綿骨を混合して使用すれば骨形成速度が一層大き
くなるので好ましい。かかる海綿骨は自家骨移植
に当つて従来単独に骨欠損部充てん材として用い
られていたが、骨欠損部を充てんするに十分な量
の海綿骨の採取が不可能なケースが多く、かかる
場合あるいは自家骨の採取量をできるだけ少なく
した場合に、アパタイト型リン酸カルシウム化合
物と任意の割合に混合して用いることができる。
又他家骨は従来拒絶反応その他の問題のため、単
独の使用は制限されていたが、本発明のアパタイ
ト型リン酸カルシウム化合物と混合して用いる場
合は、拒絶反応等の副作用を著しく軽減し治療を
容易にする。他家骨の場合の混合割合は内割で50
重量％以下が好ましく、特に20重量％以下が好適
である。50重量％以上の場合は骨形成速度は大き
くなるが、副作用の軽減が不十分である。海綿骨
を混合した場合もアパタイト型リン酸カルシウム
化合物単味の場合と同様、水又は生理食塩水を添
加し、流動状態又は可塑状態の骨欠損部充てん材
とする。 以上の様に構成された本発明の充てん材は、流
動性もしくは可塑性を有しているので骨欠損個所
及び空隙部の形状が複雑であつても、その隅々ま
で十分に充てんすることが可能であり、また本発
明の充填材は従来の一体物よりなる生体インプラ
ント材と異なり、素材が粉粒体であつて、これを
患部に充てんするに当つて、水または、生理食塩
水を添加するため、生体内において粉粒体が分散
して存在し粒子表面が生体組織でおおわれる状態
となる。この点について本発明の特徴を更に詳述
すれば、もし、アパタイト型リン酸カルシウム化
合物を粉粒体のまま充てんした場合、粉粒体はア
グリーゲーシヨンを生じて粒子同志がくつついて
いるため、粒子間に生体組織が侵入し難いが本発
明においては水又は生理食塩水を添加することに
より、流動状態又は可塑状態になり、粉粒体が水
又は生理食塩水の中に懸濁し、第１図に見られる
ように粒子を比較的密に分散させることができる
ので、生体組織が粒子間にはいりやすい。本発明
においては粒子が凝集せず分散し、かつ密に分散
することが重要である。又微細な粉粒体は乾燥状
態では撥水性があり、生体組織が充てん材中に拡
散し難いが、本発明は水又は生理食塩水が添加さ
れているため、生体組織が骨欠損部充てん材中に
拡散し易く、上記粒子の分散と相俟つて新生骨の
形成を速める効果がある。即ち、かかる粉粒体が
骨欠損部もしくは空隙部に充填されると、短時間
の間に粒子周辺を若い肉芽織がとりまき、この肉
芽織中に粉粒体が分散して存在する状態になる。
ここで特筆すべきことは、本発明のアパタイト型
リン酸カルシウム化合物からなる粉粒体の生体適
合性が極めて良好であるため、異物巨細胞が全く
出現しないことである。さて、かかる状態におい
て、粉粒体粒子の辺縁に骨基質（オステオイド）
が骨芽細胞（オステブライト）を伴なつて附着し
異物膜を形成することなく粒子表面から周辺部に
むかつて急速な新生骨の形成がはじまり、肉芽織
は時間の経過とともに結合織に変化する。本発明
の骨欠損部充てん材は粉粒体で構成されているた
め、表面積が大きいことから新生骨の形成速度が
極めて速いという特徴がある。さて、粒子表面に
形成された新生骨はさらに成長を続け、比較的粒
子が密に散らばつている所から粒子間を新生骨が
架橋しはじめ、その発達とともに海綿状の新生骨
が形成されてゆき、充填された粉粒体粒子のすべ
てが新生骨によつて互に連絡した密なる海綿状骨
が形成され、低石灰密度の骨梁にアパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物粒子が点在する状態とな
る。以後引き続き新生骨の緻密化が進行し、骨欠
損部及び空隙部は周辺の骨組織と同一の組織をも
つた新生骨になつて、完全に修復され、その形骸
を止めなくなるとともに粒子の新生骨への同化が
進行する。なお本発明の骨充てん材による骨組織
の形成は、その組織の形成を必要とする個所の機
能的な要求に適合する程度以上には進行せず、不
必要な部分は生体に吸収されてしまうという理想
的な材料である。上記の通り、新生骨は充てん材
の粒子の表面に形成し始めるので、骨形成速度を
大きくする点では、粒子の比表面積が大きく、単
位体積当りの粒子の数は多い方が好ましい。又粒
子と粒子の間隔はある程度小さい方が、新生骨が
粒子間を連結して骨梁を形成し更に全体に連結し
て海綿状骨を形成しやすい。更に又粒子の新生骨
との同化も粒子の表面から内部へ進むので、粒子
が小さい程速い。以上の点から考えれば粒子が小
さい程骨形成速度が大きくなつて好ましいが、こ
れには生体内からの骨形成物質の供給が伴なわな
ければならないので、自から限度があり、それ以
上細かくしても効果は上らない。 以上の本発明の構成、作用、機能から解るよう
に、本発明は従来のアルミナ単結晶体（サフアイ
ヤ）乃至アルミナ多結晶焼結体、ヒドロキシアパ
タイト焼結体等よりなり、生体内に埋入したと
き、単に骨との間に異物反応を起さず、かつ密着
がよいことを目的とした硬組織代替材料としての
人工骨や人工歯根などとは技術思想をまつたく異
にするものである。即ち、骨組織欠損部乃至は空
隙部における自家骨の再生、修復を促進し、それ
自体が自家骨の組織中にとりこまれて一体化する
ものであつて、かかる用途においては、本発明に
用いる材料の強度はまつたく問題とはならない。 本発明の充てん材を使用するには、単に骨欠損
部及び空隙部に充填するだけで新生骨が形成され
るのである程度の効果があるが、さらに充てん材
の一部が骨髄腔内に達するように充てんすれば、
新生骨の形成をさらに促進することができ、より
効果的である。その際、最初骨欠損部充てん材の
骨髄に接する部分に新生骨が形成され、逐次骨欠
損部に拡大していくが、骨髄腔内に形成された本
来不用部分の新生骨は、やがて破骨細胞によつて
生体に吸収され必要な部分にのみ必要なだけの新
生骨が残る。この方法を用いれば治癒が確実にな
り、しかも治療期間を短縮できる効果がある。
尚、本発明の充てん材は骨組織が形成されうる生
体環境下に使用したとき、即ち、骨欠損部乃至空
隙部に用いたとき、その効果を発揮するものであ
り、後述の実施例より明らかなようにかかる充て
ん材を家兎大腿部筋肉中に注入した場合、その個
所における骨形成の兆候は全く認められなかつ
た。 以上述べた如く、本発明に基づく粉末状もしく
は粒状のアパタイト型リン酸カルシウム化合物
は、生体に対する組織適応性が極めて良好で、強
い骨形成能力をもち、生体の骨組織と一体化し、
供給が無限であつてしかも使用方法が簡単である
理想的な骨欠損部及び空隙部の充てん材であり、
従来法による自家骨の不足を補い、しかも骨組織
の修復治癒を著るしく促進できるという相乗効果
を発揮するものである。以下実施例によつて本発
明をさらに詳しく説明するが、本発明は実施例に
限定されるものではない。 なお、本願明細書中のアパタイト型結晶構造リ
ン酸カルシウム化合物の結晶粒径とは、0.1μｍ以
下の結晶粒径についてはＸ線回折法によつて2θ＝
25.9゜の面間隔（002）の回折ピークの半価幅から
求められる結晶のＣ軸方向の結晶子（クリスタリ
ツト）の値をもつてこれを表示し、0.1μｍ以上の
結晶粒子は走査型電子顕微鏡を用いて実測される
長軸方向の平均結晶径をもつて表示するものであ
る。 実施例 １ 湿式法において、水酸化カルシウム溶液にリン
酸を滴下する方法で合成されたアパタイト型リン
酸カルシウム化合物（Ca／Ｐ〔モル比〕＝1.65）の
乾燥粉末を850℃５時間仮焼ののち（Ｃ軸の平均
結晶、粒径約600Å、ａ軸の平均径約500Å、Ｘ線
回折法によつて測定したクリスタリツトの大き
さ）、300μｍふるい全通となるよう粗粒部分を除
いたものを動物実験用試料とし、この粉末に生理
食塩水を加えてペースト状としたのち、家兎大腿
骨の骨髄内にこれを注入し、以後の経過を観察し
た。しかして、アパタイト型リン酸カルシウム化
合物のペーストを注入ののち僅か一週間で該粒子
周辺に新生骨の形成が認められ、異物反応の形跡
はまつたく観察されず、以後新生骨の形成は急速
に進行し、該化合物で構成される粒子はその周辺
に形成された新生骨に完全にとり込まれ、組織的
に一体化して行く状況が観察された。上述の内容
から明らかなように、該化合物で構成される粒子
は、顕著な骨形成能力を示し、比較例として実施
したアルミナ粉末を用いた同様の実験では認め得
ない、アパタイト型リン酸カルシウム化合物の独
特の効果と見做される。 実施例 ２ 湿式法によつて合成されたｍ／ｎ＝1.38、
1.56、1.73、1.89のアパタイト型リン酸カルシウ
ム化合物粉末を、それぞれ850℃２時間仮焼のの
ち、結晶径を測定した値は次の通りであつた。
【表】
この仮焼物をふるいにかけ149μｍ以下の供試
粉末を得、Ｘ線回折によつてこれらすべての粉末
はヒドロオキシアパタイトの回折パターンを示
し、他の化合物を含んでいないことを確認した。
ついで個々の粉末を用いて、前記実施例１の場合
と同様の手法によつて、家兎大腿骨髄内における
新生骨の形成状況を観察し、これら粉末の骨形成
に対する効果は同等であることを確認した。 前述の如く人工的に合成されたアパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物は、必ずしもドロオキシア
パタイトの理論組成Ca5（PO4）3OHをとらず、合
成方法や合成条件によつて一般式Cam（PO4）
nOHにおいて、ｍ／ｎの比、換言すればCaとＰ
のモル比は1.33以上1.95以下の値をとることか
ら、本発明においてはかかる組成範囲のものを、
アパタイト型リン酸カルシウム化合物と称してお
り、かかる組成範囲のものはすべて前記〔実施例
１〕動物実験と同様の効果を示すことが解る。 実施例 ３ 実施例１で用いたｍ／ｎ＝1.65の湿式合成アパ
タイト型リン酸カルシウム化合物からなる粉末に
於て、該粉末を110℃で十分乾燥したのち149μｍ
ふるい全通とした試料と、該乾燥粉末をさらに加
圧成型法によつて成型した空隙率約50％の２×３
×５cmの直方体を、空気中1300℃で２時間焼成
し、理論密度の約65％の焼成体となしたのち、こ
れを破砕、分級して0.3〜0.04mmの粒径範囲の粉
状物とした試料２種類について、前述の仮焼粉末
に対して行なつたと同様の動物実験によつて、こ
れら乾燥もしくは焼結粉末も仮焼粉末の場合と同
じく、粒子周辺に新生骨が急速に形成されること
を確認した。 以上湿式合成によるアパタイト型リン酸カルシ
ウム化合物において、実施例１及び２で用いた仮
焼粉末、実施例３で用いた乾燥粉末及び同じく実
施例３で用いた焼成粉末の３種類について骨組織
形成速度の大小を比較してみると、仮焼粉末がも
つとも優れ、次いで焼成体粉末であり、乾燥粉末
が幾分劣るものと判断された。Ｘ線回折によれば
乾燥粉末は結晶子の大きさ（Ｃ軸）が50〜300Å
の微細な結晶からなり、仮焼粉末の結晶子の大き
さはＣ軸で200〜1000Å程度となつているのに対
し、本実施例の焼成物の結晶粒径は走査型電子顕
微鏡測定の結果、長軸方向で最小0.5μｍ最大7.5μ
ｍ、平均5μｍに及ぶことが判明した。 かかる結果より、実質的にヒドロオキシアパタ
イト結晶からなるリン酸カルシウム化合物Cam
（PO4）nOH、1.33≦ｍ／ｎ≦1.95の粉末乃至粒
状物を生体の骨欠損個所に充填することによつ
て、それ自体が骨形成能力を有するがために当該
個所骨組織の修復を著るしく促進し、且つ該化合
物が生体の骨組織を形成する無機質と同一の物質
であるところから、粒子周辺に形成された新生骨
の骨化が進むにつれ、周辺の骨組織と該粒子が一
体化して行くことがよく理解できる。アパタイト
型リン酸カルシウム化合物であれば、その合成方
法如何に拘らず本発明の材料として採用でき、湿
式法のみならず前述の乾式法あるいは水熱法に依
つて合成された粉状もしくは粒状物も、骨欠損部
に充填使用される。種々の方法によつて合成し、
後処理されたアパタイト型リン酸カルシウム化合
物において、前述の如く、該化合物の粉粒体を構
成するヒドロオキシアパタイト結晶の大きさによ
つて、粒子周辺における新生骨の形成速度が異な
るものと判断され、粒子を構成する結晶粒径が粗
大化することは好ましくなく、本発明の主旨とす
る50Å〜10μｍの範囲内に留めるべきものと考え
られる。特に新生骨生成を速める必要のある場合
には、湿式合成物を500乃至1100℃の範囲で仮焼
した粉粒物を用いるのが好ましい。また、アパタ
イト型リン酸カルシウム化合物を1100℃以上1350
℃以下の温度範囲で焼成した場合、及び乾式法に
よつて合成された該化合物においては、アパタイ
ト型結晶構造をとらないリン酸三カルシウムCa3
（PO4）2の結晶を若干含有する可能性があるが、
本実施例においても、焼成物粉末のＸ線回折から
３〜５重量％程度のリン酸三カルシウムの混在が
認められた。しかしながら、その量が５重量パー
セント程度であれば、骨欠損部充てん材としての
機能に本質的な影響はなく、本発明の材料として
採用される。 実施例 ４ 水酸化カルシウム（純正化学社製鹿特級）740
ｇを水20に懸濁させ、この液を40℃に保ち十分
攪拌しながら濃度約30重量％のリン酸溶液（和光
純薬社製特級を希釈）を溶液のPHが8.8に達する
まで滴下し、以後１時間攪拌を続けたのち、48時
間静置状態で40℃を維持しながら養生し、アパタ
イト型リン酸カルシウムの沈澱を得た。ついでこ
の沈澱を吸引過器を用いて過、洗滌ののち
105℃に保たれた熱風循環式乾燥器中で24時間乾
燥してケークを得、次いで該ケークを磁製ポツト
ミルで粉砕し、300μｍふるい全通の乾燥粉末を
調整した。次に、該粉末を800℃に保持された電
気炉中で６時間仮焼し（結晶粒径Ｃ軸約550Å、
ａ軸約470Å、Ｘ線回折法による実測値）、炉外冷
却ののち、149μｍふるいでふるつて粗粒部分を
除き、再度800℃１時間電気炉中で加熱減菌のの
ち、清浄なガラスアンプルに封入し、動物実験用
仮焼粉末を得た。 かかる供試粉末はＸ線回折法によつて、ヒロオ
キシアパタイト結晶から成り他の化合物は含まれ
ていないこと、また化学分析の結果、CaとＰの
モル比、即ちｍ／ｎは1.67であることから、理論
組成のヒドロオキシアパタイト化合物Ca5
（PO4）3OHであることを確認した。 動物実験の対象として体重約４Kgの家兎を選定
し、それら家兎の大腿骨に静麻下にて直径約３mm
の孔を15mm間隔で２ケ所穿孔し、その間の骨髄腔
内に前記粉末10ｇ当り生理的食塩水８mlを添加攪
拌して調製したペーストを注入し、術後１週間か
ら６カ月に至るまでテトラサイクリン標識後、経
時的に屠殺し、前記大腿骨両孔間の各部を横切
し、脱灰及び非脱灰標本を作製し、組織的な変化
を観察した。 第１図は注入後１週間経過したペースト注入個
所の横切部脱灰標本の顕微鏡写真（倍率約200倍）
である。 アパタイト型リン酸カルシウム化合物の粒子１
は若い肉芽織３内に点在し、粒子１の辺縁にはオ
ステオイドが骨芽細胞を伴なつて附着し、粒子１
が比較的密に散らばつている個所では新生骨の架
橋がみられた海綿状の新生骨２を形成している。
巨細胞はまつたく見られず、アパタイト型リン酸
カルシウム化合物の粒子１の周辺に異物膜を形成
することなく、新生骨が接触しているのが特徴的
であり、極めて優れた生体親和性を有し、しかも
顕著な骨形成能を有することが示されている。な
お、図中７は皮質骨である。 術後４週になるとすべてのアパタイト型リン酸
カルシウム化合物の粒子は新生骨によつて互に連
絡し、密なる海綿状骨を形成する。 第２図は術後４週間のアパタイト型リン酸カル
シム化合物の粒子のペースト注入個所横切部非脱
灰標本のマイクロラジオグラム写真（倍率約200
倍）である。低密度の新生骨梁４に高密度のアパ
タイト型リン酸カルシウム化合物の粒子１が点存
していることが示され、海綿状の新生骨の間は骨
髄組織５で埋められ、異物反応をまつたく伴うこ
となく新生骨の形成が急速に進行していること、
また注入された粒子１はすべて新生骨梁４にとり
こまれ、相互に連結されている様子が観察され
る。 第３図は術後３ケ月経過した家兎大腿骨穿孔個
所の脱灰組織標本（倍率約400倍）の顕微鏡写真
である。穿孔個所、即ち人為的に形成した大腿骨
（皮質骨）の骨欠損個所は皮質状の新生骨６で完
全に修復されており、周辺の大腿骨（皮質骨７）
と一体化している。なお、新生骨部分には粒子１
の点在が認められるが、異物反応はまつたくな
く、生体適合性は極めて良好であり、また、骨髄
内には若い骨髄組織５が認められ、アパタイト型
リン酸カルシウム化合物のペースト注入によつて
当該部分の骨髄組織が更新され若返つたことを示
す。 術後６ケ月では骨髄内においてなお所々骨形成
も見られるが、骨髄腔内においては骨の吸収の方
が勝り、全体的に海綿骨梁はその数を減じ粗雑に
なり、一方穿孔部に形成された新生骨は皮質骨化
し、周辺の大腿骨と一体化する。即ち、アパタイ
ト型リン酸カルシウム化合物の粒子による骨欠損
部及び骨髄腔内における骨形成は、無限に進むも
のでなく、最終的には生体上の機能的な要求に適
合して行くことを示すものであり、理想的な充て
ん材であることが明白となつた。 実施例 ５ 脱水、乾燥した湿式合成リン酸カルシウム化合
物のケークを1000℃２時間仮焼ののち（粒径平均
0.2μｍ、最少0.1μｍ、最大0.4μｍ走査型電子顕微
鏡による実測値）磁製ポツトミルで粉砕し、
149μｍふるい全通の粉末とした。Ｘ線回折の結
果該粉末はヒドロオキシアパタイトの結晶構造を
持ち、他の化合物を含まず、また化学分析の結果
からそのCa／Ｐのモル比は1.63であることが明ら
かになつた。該粉末を再度500℃５時間加熱滅菌
ののち、清浄なガラスアンプルに封入して動物実
験用供試粉末とした。 一方、重量約４Kg前後の成熟した家兎の大腿部
皮質骨の一部を切除し、人為的に約２mm×５mmの
骨欠損部を形成せしめた。次いで、自家より採取
した海綿片１重量部に対し、前記アパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物の粉末１重量部と蒸留水
0.3重量部をよく練りまぜて可塑性物となし、該
可塑性物を前記骨欠損部に充てんした。以後経時
的に家兎を屠殺し、大腿骨欠損個所を横切し、組
織標本を作製し、組織的な変化を観察した。 術後１週ですでにアパタイト型リン酸カルシウ
ム化合物粒子周辺に著るしい新生骨の形成が認め
られ、該新生骨の架橋によつてアパタイト型リン
酸カルシウム化合物粒子間及び自家海綿骨片の連
結が生じており異物反応の兆候は全く認められな
い。術後４週になると新生骨梁の著るしい発達が
認められ、すべてのアパタイト型リン酸カルシウ
ム化合物粒子と海綿骨片は該新生骨梁で相互に連
絡され、充てん材充てん個所全体が海綿骨化して
いる状況にある。術後３ケ月経過すれば、前記海
綿状の新生骨は皮質骨化して大腿骨と一体化し人
為的に作製した骨欠損個所の完全な修復がなされ
たことが観察された。即ち、骨欠損個所の充填に
当り、自家骨の不足をアパタイト型結晶構造リン
酸カルシウム化合物粉粒体で補うことによつて、
短期間に治療目的を達成でき、本発明の顕著な効
果は明白である。 比較例 １ 岩谷化学製高純度アルミナ粉末（商品名RA−
30、Al2O3＝99.9％、149μｍふるい全通）を用い、
実施例４と同様の方法によつて該粉末ペーストを
家兎大腿骨々髄腔内に注入して骨形成状況を調査
した。 第４図は術後１ケ月の家兎大腿骨の横切部の脱
灰組織標本の顕微鏡写真（倍率約400倍）である。
アルミナ粒子８の周辺には異物膜は認められずま
た巨細胞の存在もみられないところから生体親和
性は良好と考えられる。アルミナ粒子８は肉芽織
３内に点在するも、その周辺に新生骨の形成はな
く、該ペースト注入の刺激によつて形成されたと
考えられる海綿状の新生骨２が皮質骨７の近傍に
若干認められるが、アルミナ粒子８の骨形成能は
まつたくないことがわかる。（骨髄内は何らかの
刺激を受けると若干の新生骨が形成されることが
ある）。 比較例 ２ 市販の有機系骨セメント（ハウメデイカ
（Howmedica）社製、商品名シンプレツクス、
ポリメチルメタアクリレート樹脂）粉末ペースト
を実施例４と同様の方法で家兎大腿骨骨髄内に注
入し、組織的な変化を観察した。第５図は術後１
ケ月の脱灰組織標本（倍率約200倍）の顕微鏡写
真である。 骨セメントペーストを注入した大腿骨髄内には
巨細胞９が充満し、強烈な異物反応を示し新生骨
の形成はまつたく認められない。シンプレツクス
の粒子１１が散見され、また随所に脂肪１０の存
在が認められる。
粉末を得、Ｘ線回折によつてこれらすべての粉末
はヒドロオキシアパタイトの回折パターンを示
し、他の化合物を含んでいないことを確認した。
ついで個々の粉末を用いて、前記実施例１の場合
と同様の手法によつて、家兎大腿骨髄内における
新生骨の形成状況を観察し、これら粉末の骨形成
に対する効果は同等であることを確認した。 前述の如く人工的に合成されたアパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物は、必ずしもドロオキシア
パタイトの理論組成Ca5（PO4）3OHをとらず、合
成方法や合成条件によつて一般式Cam（PO4）
nOHにおいて、ｍ／ｎの比、換言すればCaとＰ
のモル比は1.33以上1.95以下の値をとることか
ら、本発明においてはかかる組成範囲のものを、
アパタイト型リン酸カルシウム化合物と称してお
り、かかる組成範囲のものはすべて前記〔実施例
１〕動物実験と同様の効果を示すことが解る。 実施例 ３ 実施例１で用いたｍ／ｎ＝1.65の湿式合成アパ
タイト型リン酸カルシウム化合物からなる粉末に
於て、該粉末を110℃で十分乾燥したのち149μｍ
ふるい全通とした試料と、該乾燥粉末をさらに加
圧成型法によつて成型した空隙率約50％の２×３
×５cmの直方体を、空気中1300℃で２時間焼成
し、理論密度の約65％の焼成体となしたのち、こ
れを破砕、分級して0.3〜0.04mmの粒径範囲の粉
状物とした試料２種類について、前述の仮焼粉末
に対して行なつたと同様の動物実験によつて、こ
れら乾燥もしくは焼結粉末も仮焼粉末の場合と同
じく、粒子周辺に新生骨が急速に形成されること
を確認した。 以上湿式合成によるアパタイト型リン酸カルシ
ウム化合物において、実施例１及び２で用いた仮
焼粉末、実施例３で用いた乾燥粉末及び同じく実
施例３で用いた焼成粉末の３種類について骨組織
形成速度の大小を比較してみると、仮焼粉末がも
つとも優れ、次いで焼成体粉末であり、乾燥粉末
が幾分劣るものと判断された。Ｘ線回折によれば
乾燥粉末は結晶子の大きさ（Ｃ軸）が50〜300Å
の微細な結晶からなり、仮焼粉末の結晶子の大き
さはＣ軸で200〜1000Å程度となつているのに対
し、本実施例の焼成物の結晶粒径は走査型電子顕
微鏡測定の結果、長軸方向で最小0.5μｍ最大7.5μ
ｍ、平均5μｍに及ぶことが判明した。 かかる結果より、実質的にヒドロオキシアパタ
イト結晶からなるリン酸カルシウム化合物Cam
（PO4）nOH、1.33≦ｍ／ｎ≦1.95の粉末乃至粒
状物を生体の骨欠損個所に充填することによつ
て、それ自体が骨形成能力を有するがために当該
個所骨組織の修復を著るしく促進し、且つ該化合
物が生体の骨組織を形成する無機質と同一の物質
であるところから、粒子周辺に形成された新生骨
の骨化が進むにつれ、周辺の骨組織と該粒子が一
体化して行くことがよく理解できる。アパタイト
型リン酸カルシウム化合物であれば、その合成方
法如何に拘らず本発明の材料として採用でき、湿
式法のみならず前述の乾式法あるいは水熱法に依
つて合成された粉状もしくは粒状物も、骨欠損部
に充填使用される。種々の方法によつて合成し、
後処理されたアパタイト型リン酸カルシウム化合
物において、前述の如く、該化合物の粉粒体を構
成するヒドロオキシアパタイト結晶の大きさによ
つて、粒子周辺における新生骨の形成速度が異な
るものと判断され、粒子を構成する結晶粒径が粗
大化することは好ましくなく、本発明の主旨とす
る50Å〜10μｍの範囲内に留めるべきものと考え
られる。特に新生骨生成を速める必要のある場合
には、湿式合成物を500乃至1100℃の範囲で仮焼
した粉粒物を用いるのが好ましい。また、アパタ
イト型リン酸カルシウム化合物を1100℃以上1350
℃以下の温度範囲で焼成した場合、及び乾式法に
よつて合成された該化合物においては、アパタイ
ト型結晶構造をとらないリン酸三カルシウムCa3
（PO4）2の結晶を若干含有する可能性があるが、
本実施例においても、焼成物粉末のＸ線回折から
３〜５重量％程度のリン酸三カルシウムの混在が
認められた。しかしながら、その量が５重量パー
セント程度であれば、骨欠損部充てん材としての
機能に本質的な影響はなく、本発明の材料として
採用される。 実施例 ４ 水酸化カルシウム（純正化学社製鹿特級）740
ｇを水20に懸濁させ、この液を40℃に保ち十分
攪拌しながら濃度約30重量％のリン酸溶液（和光
純薬社製特級を希釈）を溶液のPHが8.8に達する
まで滴下し、以後１時間攪拌を続けたのち、48時
間静置状態で40℃を維持しながら養生し、アパタ
イト型リン酸カルシウムの沈澱を得た。ついでこ
の沈澱を吸引過器を用いて過、洗滌ののち
105℃に保たれた熱風循環式乾燥器中で24時間乾
燥してケークを得、次いで該ケークを磁製ポツト
ミルで粉砕し、300μｍふるい全通の乾燥粉末を
調整した。次に、該粉末を800℃に保持された電
気炉中で６時間仮焼し（結晶粒径Ｃ軸約550Å、
ａ軸約470Å、Ｘ線回折法による実測値）、炉外冷
却ののち、149μｍふるいでふるつて粗粒部分を
除き、再度800℃１時間電気炉中で加熱減菌のの
ち、清浄なガラスアンプルに封入し、動物実験用
仮焼粉末を得た。 かかる供試粉末はＸ線回折法によつて、ヒロオ
キシアパタイト結晶から成り他の化合物は含まれ
ていないこと、また化学分析の結果、CaとＰの
モル比、即ちｍ／ｎは1.67であることから、理論
組成のヒドロオキシアパタイト化合物Ca5
（PO4）3OHであることを確認した。 動物実験の対象として体重約４Kgの家兎を選定
し、それら家兎の大腿骨に静麻下にて直径約３mm
の孔を15mm間隔で２ケ所穿孔し、その間の骨髄腔
内に前記粉末10ｇ当り生理的食塩水８mlを添加攪
拌して調製したペーストを注入し、術後１週間か
ら６カ月に至るまでテトラサイクリン標識後、経
時的に屠殺し、前記大腿骨両孔間の各部を横切
し、脱灰及び非脱灰標本を作製し、組織的な変化
を観察した。 第１図は注入後１週間経過したペースト注入個
所の横切部脱灰標本の顕微鏡写真（倍率約200倍）
である。 アパタイト型リン酸カルシウム化合物の粒子１
は若い肉芽織３内に点在し、粒子１の辺縁にはオ
ステオイドが骨芽細胞を伴なつて附着し、粒子１
が比較的密に散らばつている個所では新生骨の架
橋がみられた海綿状の新生骨２を形成している。
巨細胞はまつたく見られず、アパタイト型リン酸
カルシウム化合物の粒子１の周辺に異物膜を形成
することなく、新生骨が接触しているのが特徴的
であり、極めて優れた生体親和性を有し、しかも
顕著な骨形成能を有することが示されている。な
お、図中７は皮質骨である。 術後４週になるとすべてのアパタイト型リン酸
カルシウム化合物の粒子は新生骨によつて互に連
絡し、密なる海綿状骨を形成する。 第２図は術後４週間のアパタイト型リン酸カル
シム化合物の粒子のペースト注入個所横切部非脱
灰標本のマイクロラジオグラム写真（倍率約200
倍）である。低密度の新生骨梁４に高密度のアパ
タイト型リン酸カルシウム化合物の粒子１が点存
していることが示され、海綿状の新生骨の間は骨
髄組織５で埋められ、異物反応をまつたく伴うこ
となく新生骨の形成が急速に進行していること、
また注入された粒子１はすべて新生骨梁４にとり
こまれ、相互に連結されている様子が観察され
る。 第３図は術後３ケ月経過した家兎大腿骨穿孔個
所の脱灰組織標本（倍率約400倍）の顕微鏡写真
である。穿孔個所、即ち人為的に形成した大腿骨
（皮質骨）の骨欠損個所は皮質状の新生骨６で完
全に修復されており、周辺の大腿骨（皮質骨７）
と一体化している。なお、新生骨部分には粒子１
の点在が認められるが、異物反応はまつたくな
く、生体適合性は極めて良好であり、また、骨髄
内には若い骨髄組織５が認められ、アパタイト型
リン酸カルシウム化合物のペースト注入によつて
当該部分の骨髄組織が更新され若返つたことを示
す。 術後６ケ月では骨髄内においてなお所々骨形成
も見られるが、骨髄腔内においては骨の吸収の方
が勝り、全体的に海綿骨梁はその数を減じ粗雑に
なり、一方穿孔部に形成された新生骨は皮質骨化
し、周辺の大腿骨と一体化する。即ち、アパタイ
ト型リン酸カルシウム化合物の粒子による骨欠損
部及び骨髄腔内における骨形成は、無限に進むも
のでなく、最終的には生体上の機能的な要求に適
合して行くことを示すものであり、理想的な充て
ん材であることが明白となつた。 実施例 ５ 脱水、乾燥した湿式合成リン酸カルシウム化合
物のケークを1000℃２時間仮焼ののち（粒径平均
0.2μｍ、最少0.1μｍ、最大0.4μｍ走査型電子顕微
鏡による実測値）磁製ポツトミルで粉砕し、
149μｍふるい全通の粉末とした。Ｘ線回折の結
果該粉末はヒドロオキシアパタイトの結晶構造を
持ち、他の化合物を含まず、また化学分析の結果
からそのCa／Ｐのモル比は1.63であることが明ら
かになつた。該粉末を再度500℃５時間加熱滅菌
ののち、清浄なガラスアンプルに封入して動物実
験用供試粉末とした。 一方、重量約４Kg前後の成熟した家兎の大腿部
皮質骨の一部を切除し、人為的に約２mm×５mmの
骨欠損部を形成せしめた。次いで、自家より採取
した海綿片１重量部に対し、前記アパタイト型リ
ン酸カルシウム化合物の粉末１重量部と蒸留水
0.3重量部をよく練りまぜて可塑性物となし、該
可塑性物を前記骨欠損部に充てんした。以後経時
的に家兎を屠殺し、大腿骨欠損個所を横切し、組
織標本を作製し、組織的な変化を観察した。 術後１週ですでにアパタイト型リン酸カルシウ
ム化合物粒子周辺に著るしい新生骨の形成が認め
られ、該新生骨の架橋によつてアパタイト型リン
酸カルシウム化合物粒子間及び自家海綿骨片の連
結が生じており異物反応の兆候は全く認められな
い。術後４週になると新生骨梁の著るしい発達が
認められ、すべてのアパタイト型リン酸カルシウ
ム化合物粒子と海綿骨片は該新生骨梁で相互に連
絡され、充てん材充てん個所全体が海綿骨化して
いる状況にある。術後３ケ月経過すれば、前記海
綿状の新生骨は皮質骨化して大腿骨と一体化し人
為的に作製した骨欠損個所の完全な修復がなされ
たことが観察された。即ち、骨欠損個所の充填に
当り、自家骨の不足をアパタイト型結晶構造リン
酸カルシウム化合物粉粒体で補うことによつて、
短期間に治療目的を達成でき、本発明の顕著な効
果は明白である。 比較例 １ 岩谷化学製高純度アルミナ粉末（商品名RA−
30、Al2O3＝99.9％、149μｍふるい全通）を用い、
実施例４と同様の方法によつて該粉末ペーストを
家兎大腿骨々髄腔内に注入して骨形成状況を調査
した。 第４図は術後１ケ月の家兎大腿骨の横切部の脱
灰組織標本の顕微鏡写真（倍率約400倍）である。
アルミナ粒子８の周辺には異物膜は認められずま
た巨細胞の存在もみられないところから生体親和
性は良好と考えられる。アルミナ粒子８は肉芽織
３内に点在するも、その周辺に新生骨の形成はな
く、該ペースト注入の刺激によつて形成されたと
考えられる海綿状の新生骨２が皮質骨７の近傍に
若干認められるが、アルミナ粒子８の骨形成能は
まつたくないことがわかる。（骨髄内は何らかの
刺激を受けると若干の新生骨が形成されることが
ある）。 比較例 ２ 市販の有機系骨セメント（ハウメデイカ
（Howmedica）社製、商品名シンプレツクス、
ポリメチルメタアクリレート樹脂）粉末ペースト
を実施例４と同様の方法で家兎大腿骨骨髄内に注
入し、組織的な変化を観察した。第５図は術後１
ケ月の脱灰組織標本（倍率約200倍）の顕微鏡写
真である。 骨セメントペーストを注入した大腿骨髄内には
巨細胞９が充満し、強烈な異物反応を示し新生骨
の形成はまつたく認められない。シンプレツクス
の粒子１１が散見され、また随所に脂肪１０の存
在が認められる。
第１図乃至第３図は夫々本発明の充てん材を家
兎に注入した場合の１週間後、４週間後及び３箇
月後における骨形成状況を示す写真、第４図及び
第５図は夫々アルミナ粉末又は市販の有機系骨セ
メントのペーストを家兎に注入した場合の１箇月
後の骨形成状況を示す写真である。 図において、１……アパタイト型リン酸カルシ
ウム粒子、２……新生骨、３……肉芽織、４……
新生骨梁、５……骨髄組織、６……皮質状の新生
骨、７……皮質骨、８……アルミナ粒子、９……
巨細胞、１０……脂肪、１１……シンプレツクス
粒子。
兎に注入した場合の１週間後、４週間後及び３箇
月後における骨形成状況を示す写真、第４図及び
第５図は夫々アルミナ粉末又は市販の有機系骨セ
メントのペーストを家兎に注入した場合の１箇月
後の骨形成状況を示す写真である。 図において、１……アパタイト型リン酸カルシ
ウム粒子、２……新生骨、３……肉芽織、４……
新生骨梁、５……骨髄組織、６……皮質状の新生
骨、７……皮質骨、８……アルミナ粒子、９……
巨細胞、１０……脂肪、１１……シンプレツクス
粒子。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 下記の一般式 Can（PO4）oOH（1.33≦ｍ／ｎ≦1.95） を有する結晶粒径が50Å〜10μｍのアパタイト型
結晶構造リン酸カルシウム化合物の粉粒体を含有
し、骨組織と一体化する流動状態又は可塑状態の
骨欠損部及び空〓部充てん材。 ２ 前記アパタイト型結晶構造リン酸カルシウム
化合物が湿式、乾式又は水熱法によつて人工的に
合成させた化合物であることを特徴とする特許請
求の範囲第１項に記載の充てん材。 ３ 前記アパタイト型結晶構造リン酸カルシウム
化合物が、湿式法にて合成され、500℃以上1100
℃以下の温度範囲で仮焼されたものであることを
特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の充てん
材。 ４ 前記アパタイト型結晶構造リン酸カルシウム
化合物が1100℃以上1350℃以下の温度範囲で焼成
されたものであることを特徴とする特許請求の範
囲第１項第２項又は第３項に記載の充てん材。 ５ 前記充てん材に海綿骨を添加することを特徴
とする特許請求の範囲第１項乃至第４項のいずれ
かに記載の充てん材。 ６ 前記充てん材に水又は生理食塩水を加えて流
動状態又は可塑状態とすることを特徴とする特許
請求の範囲第１項乃至第５項のいずれかに記載の
充てんん材。 ７ 前記充てん材を造粒することを特徴とする特
許請求の範囲第１項乃至第６項のいずれかに記載
の充てん材。 ８ 前記造粒した充てん材を1100℃以上1350℃以
下の温度範囲で焼成し、少くとも30％以上の気孔
を含む焼成体とすることを特徴とする特許請求の
範囲第７項に記載の充てん材。 ９ 前記造粒した充てん材の焼成体に前記アパタ
イト型結晶構造リン酸カルシウム化合物の粉粒体
を添加することを特徴とする特許請求の範囲第８
項に記載の充てん材。 １０ 下記の一般式 Can（PO4）oOH（1.33≦ｍ／ｎ≦1.95） を有する結晶粒径が50Å〜10μｍのアパタイト型
結晶構造リン酸カルシウム化合物の粉粒体を含有
し流動状態又は可塑状態の骨欠損部及び空〓部充
てん材を動物の骨に充てんするにあたり、少くと
も該充てん材の一部が前記骨の骨髄腔内に到達す
るように充てんすることを特徴とするヒト以外の
動物の骨の治療方法。
Priority Applications (7)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12882179A JPS5654841A (en) | 1979-10-08 | 1979-10-08 | Bone broken portion and filler for void portion and method of treating bone of animal using said filler |
| NLAANVRAGE8005542,A NL190314C (nl) | 1979-10-08 | 1980-10-07 | Vulmateriaal voor het opvullen van gebreken of holle gedeelten van beenderen, dat een calciumfosfaatverbinding bevat met de kristalstructuur van apatiet. |
| FR8021504A FR2466983B1 (fr) | 1979-10-08 | 1980-10-08 | Materiau pour la restauration des portions manquantes ou des parties creuses des os |
| DE3038047A DE3038047C2 (de) | 1979-10-08 | 1980-10-08 | Füllmaterial |
| GB8032496A GB2063841B (en) | 1979-10-08 | 1980-10-08 | Filling for filling in defects or hollow portions of bones |
| US06/342,259 US4429691A (en) | 1979-10-08 | 1982-01-25 | Method for filling in defects or hollow portions of bones |
| US06/353,765 US4497075A (en) | 1979-10-08 | 1982-03-01 | Filler for filling in defects or hollow portions of bones |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12882179A JPS5654841A (en) | 1979-10-08 | 1979-10-08 | Bone broken portion and filler for void portion and method of treating bone of animal using said filler |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5654841A JPS5654841A (en) | 1981-05-15 |
| JPS6343106B2 true JPS6343106B2 (ja) | 1988-08-29 |
Family
ID=14994241
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12882179A Granted JPS5654841A (en) | 1979-10-08 | 1979-10-08 | Bone broken portion and filler for void portion and method of treating bone of animal using said filler |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US4429691A (ja) |
| JP (1) | JPS5654841A (ja) |
| DE (1) | DE3038047C2 (ja) |
| FR (1) | FR2466983B1 (ja) |
| GB (1) | GB2063841B (ja) |
| NL (1) | NL190314C (ja) |
Families Citing this family (154)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6306297B1 (en) | 1968-07-08 | 2001-10-23 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Packing material for liquid chromatography and process for producing the same |
| US5441635A (en) * | 1986-07-05 | 1995-08-15 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Packing material for liquid chromatography |
| JPS56166843A (en) * | 1980-05-28 | 1981-12-22 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Filler for bone broken section and void section |
| DK154260C (da) * | 1981-02-20 | 1989-05-22 | Mundipharma Gmbh | Fremgangsmaade til fremstilling af et knogleimplantat af braendt tricalciumphosphat, specielt til udfyldning af hulrum eller til sammensaetning af knogledele efter fraktur. |
| JPS58161911A (ja) * | 1982-03-19 | 1983-09-26 | Taihei Kagaku Sangyo Kk | β型第３リン酸カルシウムの製造方法 |
| USRE33161E (en) * | 1982-04-29 | 1990-02-06 | American Dental Association Health Foundation | Combinations of sparingly soluble calcium phosphates in slurries and pastes as mineralizers and cements |
| USRE33221E (en) * | 1982-04-29 | 1990-05-22 | American Dental Association Health Foundation | Dental restorative cement pastes |
| US4673355A (en) * | 1982-10-25 | 1987-06-16 | Farris Edward T | Solid calcium phosphate materials |
| US4481175A (en) * | 1982-12-14 | 1984-11-06 | Mitsui Toatsu Chemicals, Inc. | Process for preparing apatite |
| US4820573A (en) * | 1983-07-06 | 1989-04-11 | Mitsubishi Mining And Cement Co., Ltd. | Fiber glass mainly composed of calcium phosphate |
| JPS6014860A (ja) * | 1983-07-06 | 1985-01-25 | 三菱鉱業セメント株式会社 | 無機質インプラント材 |
| DE3424777C2 (de) * | 1983-07-08 | 1995-08-03 | Kyushu Refractories | Künstliche Zahnmaterialien |
| US4654314A (en) * | 1983-07-09 | 1987-03-31 | Sumitomo Cement Co., Ltd. | Porous ceramic material and processes for preparing same |
| JPS6069007A (ja) * | 1983-09-26 | 1985-04-19 | Kyocera Corp | 人工歯冠及びその製造法 |
| EP0141004B1 (de) * | 1983-10-20 | 1988-01-07 | Oscobal Ag | Knochenersatzmaterial auf der Basis natürlicher Knochen |
| JPS6145748A (ja) * | 1984-08-10 | 1986-03-05 | 住友セメント株式会社 | 顎骨補強及び人工歯根安定固定材 |
| DE3433210C1 (de) * | 1984-09-10 | 1986-06-05 | Hans Dr.med. Dr.med.dent. 8000 München Scheicher | Mittel zur Fuellung von Knochen- und Zahndefekten,zum Knochenaufbau,fuer Knochenkontaktschichten und fuer Knochen- und Zahnwurzelersatz und Verwendung von Carbonatapatit fuer diesen Zweck |
| US4659617A (en) * | 1984-09-11 | 1987-04-21 | Toa Nenryo Kogyo Kabushiki Kaisha | Fibrous apatite and method for producing the same |
| JPS6171060A (ja) * | 1984-09-13 | 1986-04-11 | 名神株式会社 | 骨、歯牙充填用のα―リン酸三カルシウム含有組成物 |
| JPS61135670A (ja) * | 1984-12-03 | 1986-06-23 | 三菱マテリアル株式会社 | 杭血栓材料用インプラント材 |
| JPS61170471A (ja) * | 1985-01-25 | 1986-08-01 | 住友大阪セメント株式会社 | 骨補綴成形体 |
| US4643735A (en) * | 1985-02-27 | 1987-02-17 | Hayes Separation, Inc. | Repair material for use with bones |
| JPS61234866A (ja) * | 1985-03-25 | 1986-10-20 | 日本電気硝子株式会社 | 生体用ガラスビ−ズ |
| JPS61259675A (ja) * | 1985-05-15 | 1986-11-17 | 三菱マテリアル株式会社 | 骨欠損部及び空隙部充てん材 |
| US4693986A (en) * | 1985-06-25 | 1987-09-15 | Orthomatrix, Inc. | Ceramic process and products |
| US5034352A (en) * | 1985-06-25 | 1991-07-23 | Lifecore Biomedical, Inc. | Calcium phosphate materials |
| US4725234A (en) * | 1985-08-15 | 1988-02-16 | Ethridge Edwin C | Alveolar bone grafting process with controlled surface active ceramics |
| JPH0788205B2 (ja) * | 1985-09-23 | 1995-09-27 | 東燃株式会社 | クロマトグラフイ−分離用リン酸カルシウム系ヒドロキシアパタイト及びその製造方法 |
| US5217699A (en) * | 1985-09-23 | 1993-06-08 | Toa Nenryo Kogyo Kabushiki Kaisha | Calcium-phosphate type hydroxyapatite |
| JPH0624964B2 (ja) * | 1985-09-23 | 1994-04-06 | 東燃株式会社 | リン酸カルシウム系ヒドロキシアパタイト及びその製造方法 |
| US4755184A (en) * | 1986-01-09 | 1988-07-05 | Mark Silverberg | Bone augmentation implant |
| EP0239970A3 (en) * | 1986-03-31 | 1988-04-20 | Toa Nenryo Kogyo Kabushiki Kaisha | Assemblage of hydroxyl apatite particles and liquid chromatography column using the same |
| JPS62281953A (ja) * | 1986-05-28 | 1987-12-07 | 旭光学工業株式会社 | 骨補填材 |
| JPH0653170B2 (ja) * | 1986-07-07 | 1994-07-20 | 旭光学工業株式会社 | β２ミクログロブリン吸着剤 |
| JPH0755235B2 (ja) * | 1986-09-08 | 1995-06-14 | 新田ゼラチン株式会社 | 骨形成用注入材料 |
| US4889833A (en) * | 1986-10-06 | 1989-12-26 | Kuraray Co., Ltd. | Granular inorganic moldings and a process for production thereof |
| US4861733A (en) * | 1987-02-13 | 1989-08-29 | Interpore International | Calcium phosphate bone substitute materials |
| US4843112A (en) * | 1987-03-12 | 1989-06-27 | The Beth Israel Hospital Association | Bioerodable implant composition |
| US5085861A (en) * | 1987-03-12 | 1992-02-04 | The Beth Israel Hospital Association | Bioerodable implant composition comprising crosslinked biodegradable polyesters |
| SE462638B (sv) * | 1987-03-30 | 1990-08-06 | Idea Ab | Anordning foer fixering av en laangstraeckt protesdel |
| JPS63317158A (ja) * | 1987-06-22 | 1988-12-26 | Sangi:Kk | 骨接ぎ治癒促進材 |
| GB2206338B (en) * | 1987-06-30 | 1992-03-04 | Sangi Kk | Fine filler dentifrice |
| US5180426A (en) * | 1987-12-28 | 1993-01-19 | Asahi Kogaku Kogyo K.K. | Composition for forming calcium phosphate type setting material and process for producing setting material |
| JPH01230413A (ja) * | 1988-03-11 | 1989-09-13 | Kanto Chem Co Inc | 球形ヒドロキシアパタイト焼結体の製造方法、並びに該球形とヒドロキシアパタイト焼結体から成るクロマトグラフイ用充填剤 |
| US5205928A (en) * | 1988-03-11 | 1993-04-27 | Kanto Kagaku Kabushiki Kaisha | Process for the preparation of microspherical sintered bodies of hydroxyapatite and a chromatographic packing material comprising the microspherical sintered bodies of hydroxyapatite |
| US6005162A (en) * | 1988-04-20 | 1999-12-21 | Norian Corporation | Methods of repairing bone |
| US5962028A (en) * | 1988-04-20 | 1999-10-05 | Norian Corporation | Carbonated hydroxyapatite compositions and uses |
| US5178845A (en) * | 1988-04-20 | 1993-01-12 | Norian Corporation | Intimate mixture of calcium and phosphate sources as precursor to hydroxyapatite |
| US5047031A (en) * | 1988-04-20 | 1991-09-10 | Norian Corporation | In situ calcium phosphate minerals method |
| US5129905A (en) * | 1988-04-20 | 1992-07-14 | Norian Corporation | Methods for in situ prepared calcium phosphate minerals |
| US5053212A (en) * | 1988-04-20 | 1991-10-01 | Norian Corporation | Intimate mixture of calcium and phosphate sources as precursor to hydroxyapatite |
| US4880610A (en) * | 1988-04-20 | 1989-11-14 | Norian Corporation | In situ calcium phosphate minerals--method and composition |
| JPH01278407A (ja) * | 1988-04-28 | 1989-11-08 | Torao Otsuka | 植物中のりんを用いるりん酸カルシウムの製造方法 |
| US4849193A (en) * | 1988-05-02 | 1989-07-18 | United States Gypsum Company | Process of preparing hydroxylapatite |
| US4863974A (en) * | 1988-08-03 | 1989-09-05 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Bone growth matrix and process for making it |
| JPH085712B2 (ja) * | 1988-09-15 | 1996-01-24 | 旭光学工業株式会社 | 配向性リン酸カルシウム系化合物成形体及び焼結体並びにそれらの製造方法 |
| NL193399C (nl) * | 1988-12-12 | 1999-09-06 | Uroplasty | Injecteerbare implantsamenstelling voor gebruik bij reconstructieve chirurgische behandelingen. |
| EP0404123B1 (en) * | 1989-06-20 | 1996-03-20 | Agency of Industrial Science and Technology of Ministry of International Trade and Industry | Living hard tissue replacement, its preparation, and preparation of composite body |
| JPH03210271A (ja) * | 1990-01-12 | 1991-09-13 | Asahi Optical Co Ltd | リン酸カルシウム系生体材料の製造方法 |
| US5011495A (en) * | 1990-02-16 | 1991-04-30 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Army | Unique bone regeneration tricalcium phosphate |
| JP3748567B2 (ja) * | 1990-07-27 | 2006-02-22 | ノリアン コーポレイション | 水酸化リン灰石への前駆体としてのカルシウム及びホスフェート源の均質混合物 |
| JP2621622B2 (ja) * | 1990-09-27 | 1997-06-18 | 三菱マテリアル株式会社 | 水硬性リン酸カルシウムセメント |
| US5709875A (en) * | 1990-10-26 | 1998-01-20 | Centre National De La Rechierche Scientifique (C.N.R.S) | Implantable biodegradable material and process for its production |
| US5782971B1 (en) * | 1991-06-28 | 1999-09-21 | Norian Corp | Calcium phosphate cements comprising amorophous calcium phosphate |
| US6537574B1 (en) | 1992-02-11 | 2003-03-25 | Bioform, Inc. | Soft tissue augmentation material |
| CA2133756C (en) * | 1992-04-06 | 2000-02-22 | Robert A. Ersek | Treatment of urological and gastric fluid reflux disorders by injection of micro particles |
| US5366756A (en) * | 1992-06-15 | 1994-11-22 | United States Surgical Corporation | Method for treating bioabsorbable implant material |
| DE4302708C2 (de) * | 1993-02-01 | 1995-06-01 | Kirsch Axel | Abdeckmembran |
| US5522893A (en) * | 1993-03-12 | 1996-06-04 | American Dental Association Health Foundation | Calcium phosphate hydroxyapatite precursor and methods for making and using the same |
| US5525148A (en) * | 1993-09-24 | 1996-06-11 | American Dental Association Health Foundation | Self-setting calcium phosphate cements and methods for preparing and using them |
| US5697932A (en) | 1994-11-09 | 1997-12-16 | Osteonics Corp. | Bone graft delivery system and method |
| US5591232A (en) * | 1995-04-17 | 1997-01-07 | Rahimi; Houching | Surgical method for rejuvenating body members or for reshaping body members or for rejuvenating and reshaping body members by bone grafting |
| US6541037B1 (en) | 1995-05-19 | 2003-04-01 | Etex Corporation | Delivery vehicle |
| US5676976A (en) | 1995-05-19 | 1997-10-14 | Etex Corporation | Synthesis of reactive amorphous calcium phosphates |
| US7150879B1 (en) | 1995-05-19 | 2006-12-19 | Etex Corporation | Neutral self-setting calcium phosphate paste |
| US6027742A (en) * | 1995-05-19 | 2000-02-22 | Etex Corporation | Bioresorbable ceramic composites |
| US6117456A (en) * | 1995-05-19 | 2000-09-12 | Etex Corporation | Methods and products related to the physical conversion of reactive amorphous calcium phosphate |
| US6132463A (en) | 1995-05-19 | 2000-10-17 | Etex Corporation | Cell seeding of ceramic compositions |
| US6287341B1 (en) | 1995-05-19 | 2001-09-11 | Etex Corporation | Orthopedic and dental ceramic implants |
| US5865845A (en) * | 1996-03-05 | 1999-02-02 | Thalgott; John S. | Prosthetic intervertebral disc |
| US5702677A (en) * | 1996-07-10 | 1997-12-30 | Osteotech, Inc. | Spherical hydroxyapatite particles and process for the production thereof |
| US6953594B2 (en) | 1996-10-10 | 2005-10-11 | Etex Corporation | Method of preparing a poorly crystalline calcium phosphate and methods of its use |
| US7517539B1 (en) | 1996-10-16 | 2009-04-14 | Etex Corporation | Method of preparing a poorly crystalline calcium phosphate and methods of its use |
| US6972130B1 (en) | 1996-10-16 | 2005-12-06 | Etex Corporation | Bioceramic compositions |
| US8728536B2 (en) * | 1996-10-16 | 2014-05-20 | Etex Corporation | Chemotherapeutic composition using nanocrystalline calcium phosphate paste |
| US5961554A (en) * | 1996-12-31 | 1999-10-05 | Janson; Frank S | Intervertebral spacer |
| US6013591A (en) * | 1997-01-16 | 2000-01-11 | Massachusetts Institute Of Technology | Nanocrystalline apatites and composites, prostheses incorporating them, and method for their production |
| US6740093B2 (en) * | 2000-02-28 | 2004-05-25 | Stephen Hochschuler | Method and apparatus for treating a vertebral body |
| US6375935B1 (en) | 2000-04-28 | 2002-04-23 | Brent R. Constantz | Calcium phosphate cements prepared from silicate solutions |
| US7820191B2 (en) | 2000-04-28 | 2010-10-26 | Skeletal Kinetics, Llc | Calcium phosphate cements prepared from silicate solutions |
| WO2002002461A1 (en) * | 2000-07-03 | 2002-01-10 | Zakrytoe Aktsionernoe Obschestvo 'ostim' | Method for producing nano-sized crystalline hydroxyapatite |
| ES2341641T3 (es) * | 2000-07-21 | 2010-06-24 | The Spineology Group, Llc | Un dispositivo de bolsa de malla porosa expansible y su uso para cirugia osea. |
| US20080086133A1 (en) * | 2003-05-16 | 2008-04-10 | Spineology | Expandable porous mesh bag device and methods of use for reduction, filling, fixation and supporting of bone |
| US7226480B2 (en) * | 2000-08-15 | 2007-06-05 | Depuy Spine, Inc. | Disc prosthesis |
| US6458159B1 (en) * | 2000-08-15 | 2002-10-01 | John S. Thalgott | Disc prosthesis |
| US6572654B1 (en) | 2000-10-04 | 2003-06-03 | Albert N. Santilli | Intervertebral spacer |
| US20020114795A1 (en) * | 2000-12-22 | 2002-08-22 | Thorne Kevin J. | Composition and process for bone growth and repair |
| US6793725B2 (en) | 2001-01-24 | 2004-09-21 | Ada Foundation | Premixed calcium phosphate cement pastes |
| US7294187B2 (en) * | 2001-01-24 | 2007-11-13 | Ada Foundation | Rapid-hardening calcium phosphate cement compositions |
| US7709029B2 (en) * | 2001-01-24 | 2010-05-04 | Ada Foundation | Calcium-containing restoration materials |
| US6673075B2 (en) | 2001-02-23 | 2004-01-06 | Albert N. Santilli | Porous intervertebral spacer |
| WO2003055418A1 (en) * | 2001-12-21 | 2003-07-10 | Lagow Richard J | Calcium phosphate bone replacement materials and methods of use thereof |
| EP1344538A1 (en) * | 2002-03-14 | 2003-09-17 | Degradable Solutions AG | Porous biodegradable implant material and method for its fabrication |
| US20050080425A1 (en) * | 2002-03-18 | 2005-04-14 | Mohit Bhatnagar | Minimally invasive bone manipulation device and method of use |
| AU2003218189A1 (en) * | 2002-03-18 | 2003-10-08 | American Osteomedix, Inc. | Minimally invasive bone manipulation device and method of use |
| DE20205016U1 (de) * | 2002-03-30 | 2003-08-14 | Mathys Medizinaltechnik Ag, Bettlach | Chirurgisches Implantat |
| TW200400062A (en) | 2002-04-03 | 2004-01-01 | Mathys Medizinaltechnik Ag | Kneadable, pliable bone replacement material |
| AU2003229615A1 (en) * | 2002-05-06 | 2003-11-17 | Biomet Deutschland Gmbh | Method of preparing porous calcium phosphate granules |
| EP1433489A1 (en) * | 2002-12-23 | 2004-06-30 | Degradable Solutions AG | Biodegradable porous bone implant with a barrier membrane sealed thereto |
| WO2004067050A1 (en) * | 2003-01-28 | 2004-08-12 | Osteotech, Inc. | Tissue pathogen inactivation/removal process |
| US6729806B1 (en) * | 2003-01-29 | 2004-05-04 | Jason E. Knight | Crib platform device, kit and method of using |
| WO2004084742A1 (en) * | 2003-03-24 | 2004-10-07 | Theken Surgical Llc | Spinal implant adjustment device |
| JP5189763B2 (ja) * | 2003-04-11 | 2013-04-24 | エテックス コーポレーション | 骨誘導性骨材料 |
| US20040250730A1 (en) * | 2003-06-12 | 2004-12-16 | David Delaney | Calcium phosphate cements prepared from silicate-phosphate solutions |
| US7306786B2 (en) * | 2003-07-28 | 2007-12-11 | Skeletal Kinetics, Llc | Calcium phosphate cements comprising a water-soluble contrast agent |
| US20050090828A1 (en) * | 2003-08-04 | 2005-04-28 | Alford J. W. | Orthopedic hole filler |
| TWI230058B (en) * | 2003-08-05 | 2005-04-01 | Univ Nat Taiwan | Hydroxylapatite powder, porous body and method for preparing thereof |
| US7261717B2 (en) * | 2003-09-11 | 2007-08-28 | Skeletal Kinetics Llc | Methods and devices for delivering orthopedic cements to a target bone site |
| US7261718B2 (en) * | 2003-09-11 | 2007-08-28 | Skeletal Kinetics Llc | Use of vibration with polymeric bone cements |
| EP1686934B1 (en) * | 2003-11-07 | 2020-03-18 | Vivex Biologics Group, Inc. | Injectable bone substitute |
| US7252833B2 (en) * | 2003-11-18 | 2007-08-07 | Skeletal Kinetics, Llc | Calcium phosphate cements comprising an osteoclastogenic agent |
| US9707024B2 (en) | 2004-03-09 | 2017-07-18 | Skeletal Kinetics, Llc | Use of vibration in composite fixation |
| US8118812B2 (en) | 2004-03-09 | 2012-02-21 | Skeletal Kinetics, Llc | Use of vibration in composite fixation |
| WO2005117919A2 (en) * | 2004-04-15 | 2005-12-15 | Etex Corporation | Delayed-setting calcium phosphate pastes |
| US7544208B1 (en) | 2004-05-03 | 2009-06-09 | Theken Spine, Llc | Adjustable corpectomy apparatus |
| US8163030B2 (en) * | 2004-05-06 | 2012-04-24 | Degradable Solutions Ag | Biocompatible bone implant compositions and methods for repairing a bone defect |
| US7252841B2 (en) * | 2004-05-20 | 2007-08-07 | Skeletal Kinetics, Llc | Rapid setting calcium phosphate cements |
| US20050257714A1 (en) * | 2004-05-20 | 2005-11-24 | Constantz Brent R | Orthopedic cements comprising a barium apatite contrast agent |
| US7175858B2 (en) * | 2004-07-26 | 2007-02-13 | Skeletal Kinetics Llc | Calcium phosphate cements and methods for using the same |
| US20060032770A1 (en) * | 2004-08-11 | 2006-02-16 | Orbay Jorge L | Surgical tray containing a bone graft substitute resistant to autoclaving and method of using the same |
| US20080188857A1 (en) * | 2004-09-21 | 2008-08-07 | Lars Bruce | Method and Device For Improving the Fixing of a Prosthesis |
| EP1846325A4 (en) * | 2005-01-04 | 2010-04-21 | Univ Rutgers | HYDROXYAPATITIS OF REGULABLE DIMENSIONS AND MORPHOLOGY |
| US20070010845A1 (en) * | 2005-07-08 | 2007-01-11 | Gorman Gong | Directionally controlled expandable device and methods for use |
| US20070010844A1 (en) * | 2005-07-08 | 2007-01-11 | Gorman Gong | Radiopaque expandable body and methods |
| US8021365B2 (en) * | 2005-07-11 | 2011-09-20 | Kyphon Sarl | Surgical device having interchangeable components and methods of use |
| US20070010824A1 (en) * | 2005-07-11 | 2007-01-11 | Hugues Malandain | Products, systems and methods for delivering material to bone and other internal body parts |
| US8105236B2 (en) * | 2005-07-11 | 2012-01-31 | Kyphon Sarl | Surgical access device, system, and methods of use |
| US20070006692A1 (en) * | 2005-07-11 | 2007-01-11 | Phan Christopher U | Torque limiting device |
| US8147860B2 (en) | 2005-12-06 | 2012-04-03 | Etex Corporation | Porous calcium phosphate bone material |
| US20110020419A1 (en) * | 2006-02-17 | 2011-01-27 | Huipin Yuan | Osteoinductive calcium phosphates |
| CA2642830A1 (en) * | 2006-02-17 | 2007-08-23 | Progentix Orthobiology B.V. | Osteoinductive calcium phosphates |
| GB2436067A (en) * | 2006-03-17 | 2007-09-19 | Apatech Ltd | A flowable biomedical filler resisiting flow at higher shear stress or compressive force |
| JP5173164B2 (ja) | 2006-08-11 | 2013-03-27 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 内視鏡 |
| NL1032851C2 (nl) * | 2006-11-10 | 2008-05-14 | Fondel Finance B V | Kit en werkwijze voor het fixeren van een prothese of deel daarvan en/of het vullen van benige defecten. |
| US7718616B2 (en) * | 2006-12-21 | 2010-05-18 | Zimmer Orthobiologics, Inc. | Bone growth particles and osteoinductive composition thereof |
| JP2010523232A (ja) * | 2007-04-13 | 2010-07-15 | ドクトル．ハー．ツェー．ロベルト マシーズ スティフツング | パイロジェンフリーのリン酸カルシウムの生産方法 |
| JP2013508262A (ja) | 2009-10-26 | 2013-03-07 | ラトガース，ザ ステート ユニバーシティ オブ ニュー ジャージー | 制御可能なサイズおよび形態を有するハイドロキシアパタイト |
| CN103313733A (zh) | 2010-11-15 | 2013-09-18 | 捷迈整形外科生物材料有限公司 | 骨空隙填充剂 |
| US9050163B2 (en) | 2011-03-21 | 2015-06-09 | Endo Pharmaceuticals Inc. | Urethral anastomosis device and method |
| EP2897532A1 (en) | 2012-09-18 | 2015-07-29 | Endo Pharmaceuticals Inc. | Urethral anastomosis device |
| US9272072B1 (en) | 2012-10-19 | 2016-03-01 | Nuvasive, Inc. | Osteoinductive bone graft substitute |
| AU2014241104B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-07-14 | Goldberg, Roger P. | Urethral anastomosis device |
| US10850137B2 (en) | 2016-04-29 | 2020-12-01 | Meghan K. McGovern | Method of reshaping a body part |
| CA3108562A1 (en) | 2018-08-18 | 2020-02-27 | University Of Saskatchewan | Implant for bone fracture stabilization |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS50124489A (ja) * | 1974-02-25 | 1975-09-30 |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3737516A (en) | 1971-03-05 | 1973-06-05 | Du Pont | Calcium-deficient hydroxylapatite for use in column chromatography |
| US3929971A (en) | 1973-03-30 | 1975-12-30 | Research Corp | Porous biomaterials and method of making same |
| US4046858A (en) | 1974-07-24 | 1977-09-06 | Barsa John J | Synthesis for crystalline hydroxyapatite |
| US4149894A (en) | 1976-06-02 | 1979-04-17 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Process for producing an apatite powder having improved sinterability |
| US4097935A (en) * | 1976-07-21 | 1978-07-04 | Sterling Drug Inc. | Hydroxylapatite ceramic |
| DE2657370C2 (de) * | 1976-12-17 | 1982-11-11 | Hans Dr.med. Dr.med.dent. 8000 München Scheicher | Mittel zum Bedecken und/oder Ausfüllen von Knochendefekten |
| DE2756256A1 (de) * | 1977-12-16 | 1979-06-21 | Scheicher Hans | Hilfsmittel zum bedecken und/oder ausfuellen von knochendefekten und verfahren zur herstellung desselben |
| DE2827529C2 (de) | 1978-06-23 | 1982-09-30 | Battelle-Institut E.V., 6000 Frankfurt | Implantierbarer Knochenersatzwerkstoff bestehend aus einem Metallkern und aus bioaktiven, gesinterten Calciumphosphat-Keramik-Partikeln und ein Verfahren zu seiner Herstellung |
| DE2840064C2 (de) * | 1978-09-14 | 1989-09-21 | Hans Dr.med. Dr.med.dent. 8000 München Scheicher | Verfahren zur Herstellung von Knochenkontaktschichten |
| JPS5645814A (en) * | 1979-09-25 | 1981-04-25 | Kureha Chem Ind Co Ltd | Hydroxyapatite, its ceramic material and its manufacture |
| US4324772A (en) * | 1980-11-19 | 1982-04-13 | Monsanto Company | Process for producing hydroxyapatite |
-
1979
- 1979-10-08 JP JP12882179A patent/JPS5654841A/ja active Granted
-
1980
- 1980-10-07 NL NLAANVRAGE8005542,A patent/NL190314C/xx not_active IP Right Cessation
- 1980-10-08 FR FR8021504A patent/FR2466983B1/fr not_active Expired
- 1980-10-08 GB GB8032496A patent/GB2063841B/en not_active Expired
- 1980-10-08 DE DE3038047A patent/DE3038047C2/de not_active Expired
-
1982
- 1982-01-25 US US06/342,259 patent/US4429691A/en not_active Expired - Lifetime
- 1982-03-01 US US06/353,765 patent/US4497075A/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS50124489A (ja) * | 1974-02-25 | 1975-09-30 | ||
| US3913229A (en) * | 1974-02-25 | 1975-10-21 | Miter Inc | Dental treatments |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| FR2466983A1 (fr) | 1981-04-17 |
| JPS5654841A (en) | 1981-05-15 |
| GB2063841A (en) | 1981-06-10 |
| NL8005542A (nl) | 1981-04-10 |
| GB2063841B (en) | 1983-09-28 |
| DE3038047C2 (de) | 1984-10-04 |
| FR2466983B1 (fr) | 1985-10-31 |
| NL190314B (nl) | 1993-08-16 |
| DE3038047A1 (de) | 1981-04-09 |
| US4497075A (en) | 1985-02-05 |
| NL190314C (nl) | 1994-01-17 |
| US4429691A (en) | 1984-02-07 |
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