SE461393B - Poroest keramiskt material - Google Patents
Poroest keramiskt materialInfo
- Publication number
- SE461393B SE461393B SE8403619A SE8403619A SE461393B SE 461393 B SE461393 B SE 461393B SE 8403619 A SE8403619 A SE 8403619A SE 8403619 A SE8403619 A SE 8403619A SE 461393 B SE461393 B SE 461393B
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- capillary
- pores
- diameter
- ceramic material
- halfways
- Prior art date
Links
Classifications
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B38/00—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof
- C04B38/06—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by burning-out added substances by burning natural expanding materials or by sublimating or melting out added substances
-
- 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
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/02—Inorganic materials
- A61L27/12—Phosphorus-containing materials, e.g. apatite
-
- 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
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/56—Porous materials, e.g. foams or sponges
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B38/00—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof
- C04B38/06—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by burning-out added substances by burning natural expanding materials or by sublimating or melting out added substances
- C04B38/063—Preparing or treating the raw materials individually or as batches
- C04B38/0635—Compounding ingredients
- C04B38/0645—Burnable, meltable, sublimable materials
- C04B38/065—Burnable, meltable, sublimable materials characterised by physical aspects, e.g. shape, size or porosity
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B38/00—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof
- C04B38/10—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by using foaming agents or by using mechanical means, e.g. adding preformed foam
- C04B38/106—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by using foaming agents or by using mechanical means, e.g. adding preformed foam by adding preformed foams
-
- 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
- A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
- A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
- A61F2310/00179—Ceramics or ceramic-like structures
- A61F2310/00293—Ceramics or ceramic-like structures containing a phosphorus-containing compound, e.g. apatite
-
- 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
- A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties
- A61L2400/18—Modification of implant surfaces in order to improve biocompatibility, cell growth, fixation of biomolecules, e.g. plasma treatment
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B2111/00—Mortars, concrete or artificial stone or mixtures to prepare them, characterised by specific function, property or use
- C04B2111/00474—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00
- C04B2111/00836—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00 for medical or dental applications
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B2111/00—Mortars, concrete or artificial stone or mixtures to prepare them, characterised by specific function, property or use
- C04B2111/00474—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00
- C04B2111/00844—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00 for electronic applications
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Ceramic Engineering (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Structural Engineering (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Dispersion Chemistry (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Compositions Of Oxide Ceramics (AREA)
- Porous Artificial Stone Or Porous Ceramic Products (AREA)
Description
461 593 10 15 20 25 30 35 ligger i denna porösa kropp av kalciumfosfatföre- ningen är den maximala pordiametern 3,00 mm och mi- nimipordiametern är 0,05 mm. Dessa porer har en sa- dan form och storlek att benbildande komponenter hos en levande kropp lätt kan intränga i dessa porer.
Denna porösa kropp har en i huvudsak kontinuerlig tredimensionell nätverksstruktur.
Dessa konventionella kalciumfosfatföreningar är förbundna med problem genom att deformation inträf- far med tiden efter en kirurgisk behandling, såsom fyllning eller protes, eller hàrdnande befràmjas i den mjuka kontaktvävnaden nära det fyllda eller in- bäddade partiet, varefter den resulterande abnorma vävnaden maste avlägsnas. När man avhjälper en de- fekt hos den hàrda vävnaden hos en levande kropp förorsakad genom avlägsnande av en bentumör, benre- sorption pä grund av àlder eller utvändig skada pà ett ben, är det att föredra att naturlig läkning be- främjas. Substitution eller protes med en konstgjord produkt är inte alltid att föredra. När en sádan konstgjord artikel fylles i en levande kropp eller införlivas i en levande kropp genom protes, är det att föredra att den konstgjorda produkten med tiden förbrukas i den levande kroppen och den naturliga levande vävnaden regenereras i stället för att de- fekten repareras. I detta fall är det viktigt att den hastighet varmed substitution av den konstgjorda artikeln genom den levande vävnaden (nämligen om- vandlingshastigheten) skall vara lämplig. Om omvand- lingshastigheten är alltför hög, förorsakas besvär säsom inflammation i det behandlade partiet, vilket leder till komplikationer, exempelvis utveckling av cancer. Om omvandlingshastigheten är làg och den konstgjorda artikeln föreligger i en levande kropp under läng tid. inträffar deformation av benvävnaden 10 15 20 25 30 35 461 393 eller andra levande vävnader i det behandlade parti- et eller hàrdnande av den mjuka vävnaden nära det behandlade partiet, varefter avlägsnande blir nöd- vändigt i vissa fall.
För att bemästra de ovan beskrivna problemen är det viktigt att ett fyllmedel eller protesmaterial som införes i en levande kropp uppfyller fordringar- na för induktion och substitution av den levande kroppsvävnaden pa cellnivà. Särskilt är det viktigt att lämpligt befrämja aktiveringen av osteolitiska celler (osteolys) och osteoblaster till den levande kroppsvävnaden. kontrollera inträngningen och ut- vecklingen av osteoblaster och kollagenfibrer som befrämjar hàrdnande av den mjuka vävnaden, och även att kontrollera hàrdnandet av benvävnaden och att inte hämma inträngning av erytrocyter och kropps- vätskor och utveckling av kapillära blodkärl.
För att dessa fordringar skall uppfyllas är det viktigt att det fyllmedel eller protesmaterial som skall införas i den levande kroppen har god fören- lighet med den levande kroppen, speciellt god biore- sponsibilitet, bör àstadkomma ett utbredningsutrymme lämpligt för aktiveringen av de önskade cellerna och bör förhindra inträngning av icke önskvärda celler och härdnande av benvâvnaden genom onormal utveck- ling av kollagenfibrer.
SAMMANFATTNING AV UPPFINNINGEN Det är ett huvudändamàl med denna uppfinning att ástadkomma ett poröst keramiskt material lämp- ligt för regenerering av benvävnaden i en levande kropp, dvs induktion av nybildat ben eller andra me- dicinska ändamàl eller värdefullt som elektroniskt material eller genetiskt byggnadsmaterial, förfaran- den för framställning av detta och ett förfarande för att avhjälpa defekter hos ben hos människor el- 461 10 15 20 25 30 35 ler djur.
Andra ändamàl och fördelar med denna uppfinning framgàr av den efterföljande beskrivningen.
Enligt en aspekt av uppfinningen ästadkommes ett poröst keramiskt material omfattande en sintrad porös kropp av en kalciumfosfatförening, i vilket en mångfald kapillära hàlvägar med en diameter av 1 - 30 um och en mångfald porer med en storlek av 1 - 600 pm utformas i den sintrade porösa kroppen och ätminstone en del av porerna är förbundna med den sintrade porösa kroppens omgivning genom ätmin- stone en del av de kapillära hàlvàgarna. De manga porerna kan vara förbundna med varandra genom en del av de kapillära hälvägarna.
Ett förfarande för framställning av det porösa keramiska materialet enligt uppfinningen består i att bringa 100 viktdelar albumin att bubbla för bildning av en màngfald blàsor med en diameter av 1 till 600 um, införlivning av det bubblade albumi- net med 30 till 120 viktdelar av ett kalciumfosfat- föreningspulver, formning av den sä erhällna bland- ningen genom gjutning av blandningen i en gjutform med önskad storlek och form, upphettning av den for- made blandningen vid en temperatur av l20 till 1so°c för att hårda albuminec. därefter uppnecc- ning av den formade blandningen vid en temperatur av 500 till 700°C för att karbonisera det härdade al- buminet, och därefter upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 800 till 1.350°C i en syrehaltig atmosfär för att avlägsna karbonise- ringsprodukten genom bränning och sintra kalciumfos- fatföreningspulvret.
Ett annat förfarande för framställning av det porösa keramiska materialet enligt uppfinningen be- star i att bringa 100 viktdelar albumin att bubbla 10 15 20 25 30 35 461 595 för att bilda en màngfald bläsor med en diameter av 1 till 600 pm, införlivning av det skummade albu- minet med 30 till 120 viktdelar av ett kalciumfos- fatföreningspulver och 1 till 5 viktdelar av orga- niska fibrer med en längd av 5 pm till 5 mm och en diameter av 1 till 30 pm, formning av den sa erhållna blandningen genom gjutning av blandningen i en gjutform med önskad form och storlek, upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 120 :iii 1so°c för att näraa albuminet, upphettning av den formade blandningen till en temperatur av 500 till 700°C för att karbonisera det härdade albumi- net och de organiska fibrerna, och därefter upphett- ning av den formade blandningen vid en temperatur av soo till 1.35o°c 1 en syrehairig atmosfär för att avlägsna karboniseringsprodukten genom bränning och sintring av kalciumfosfatföreningspulvret.
Ytterligare ett annat förfarande för framställ- ning av det porösa keramiska materialet enligt upp- finningen bestàr i blandning av 20 till 300 viktde- lar av ett sublimerbart fastämnespulver med en par- tikelstorlek av 1 till 600 pm med 100 viktdelar av kalciumfosfatföreningspulver, pressformning av den sà erhållna blandningen till önskad form och storlek. upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 300 till 500°C för att avlägsna det sublimerbara ämnet genom sublimering, och däref- ter upphettning av den aterstaende formade produkten vid en temperatur av 800 till l.350°C för att sintra kalciumfosfatföreningspulvret.
Ytterligare ett annat förfarande för framställ- ning av det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning omfattar infórlivning av 20 till 300 viktdelar av ett sublimerbart fastämnespulver med en partikelstorlek av 1 till 600 pm och 1 till 5 461 10 15 20 25 30 35 393 viktdelar organiska fibrer med en längd av Sum till 5 mm och en diameter av 1 till 30 um med 100 viktdelar av ett kalciumfosfatföreningspulver, pressformning av den sà erhàllna blandningen till önskad form och storlek, upphettning av den formade 'blandningen vid en temperatur av 200 till 800°C för att avlägsna det sublimerbara ämnet genom subli- mering och karbonisera de organiska fibrerna, och därefter upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 800 till 1.350°C i en syrehaltig atmosfär för att avlägsna karboniseringsprqdukten genom bränning och sintra kalciumfosfatförenings- pulvret.
Ytterligare ett annat förfarande för framställ- ning av det porösa keramiska materialet enligt upp- finningen omfattar blandning av 25 till 380 viktde- lar organiska konsthartspartiklar med en partikel- storlek av 1 till 600 pm med 100 viktdelar av ett kalciumfosfatföreningspulver. pressformning av den sä erhållna blandningen till önskad form och stor- lek, upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 200 till 800°C för att avlägsna de organiska konsthartspartiklarna genom termisk sön- derdelning, och upphettning av den àterstàende for- made produkten vid en temperatur av 800 till l.350°C i en syrehaltig atmosfär för att sintra kalciumfosfatföreningspulvret.
Ytterligare ett annat förfarande för framställ- ning av det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning omfattar införlivning av 25 till 380 viktdelar organiska konsthartspartiklar med en par- tikelstorlek av 1 till 600 pm och 1 till 5 vikt- delar organiska fibrer med en längd av 5 um till 5 mm och en diameter av 1 till 30 um med 100 viktdelar av ett kalciumfosfatföreningspulver, 10 15 20 25 30 35 461 393 pressformning av den sa erhállna blandningen till önskad form och storlek, upphettning av den formade blandningen till en temperatur av zoo till soo°c för att avlägsna det organiska konsthartset genom termisk sönderdelning och karbonisera de organiska fibrerna, och därefter upphettning av den formade blandningen till en temperatur av 800 till 1.350°C i en syrehaltig atmosfär för att avlägsna karbonise- ringsprodukten genom bränning och sintra kalciumfos- fatföreningspulvret.
Ytterligare ett annat förfarande för framställ- ning av det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning omfattar införlivning av 25 till 380 viktdelar organiska konsthartspartiklar med en par- tikelstorlek av 1 till 600 pm och 2 till 5 vikt- delar sublimerbara fastämnespartiklar med en parti- kelstorlek av 1 till 600 pm med 100 viktdelar av ett kalciumfosfatföreningspulver, pressformning av den sà erhàllna blandningen till önskad form och storlek, upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 200 till 800°C för att avlägsna de organiska konsthartspartiklarna genom termisk sönderdelning och avlägsna de sublimerbara ämnespar- tiklarna genom sublimering, och därefter upphettning av den àterstàende formade produkten vid en tempera- tur av 800 till 1.350oC i en syrehaltig atmosfär för att sintra kalciumfosfatföreningspulvret_ Ytterligare ett annat förfarande för framställ- ning av det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning omfattar införlivning av 25 till 380 viktdelar organiska konsthartspartiklar med 1 till 600 um, 2 till 5 viktdelar sublimerbara fastäm- nespartiklar med en partikeldiameter av 1 till 600 um och 1 till 5 viktdelar organiska fibrer med en längd av 5 um till 5 mm och en diameter av 1 till 461 10 15 20 25 30 35 393 30 pm med 100 viktdelar kalciumfosfatförenings- pulver, pressformning av den sa erhàllna blandningen till önskad form och storlek. upphettning av den formade blandningen till en temperatur av 200 till 800°C för att avlägsna de organiska konsthartspar- tiklarna genom termisk sönderdelning, avlägsnande av de sublimerbara ámnespartiklarna genom sublimering och karbonisering av de organiska fibrerna, och där- efter upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 800 till l.350oC i en syrehaltig at- mosfär för att avlägsna den karboniserade produkten genom bränning och sintra kalciumfosfatförenings- pulvret.
Enligt en annan aspekt av uppfinningen ástad- kommes ett förfarande för att inducera nybildat ben, vilket omfattar fyllning eller inbäddning av det ovan beskrivna porösa keramiska materialet i en de- fekt hos ben av människa eller djur. varigenom ny- bildat ben induceras medan inträngning av kollagen- fibrer och osteoblaster i det porösa keramiska mate- rialet begränsas.
BESKRIVNING AV DE FÖREDRAGNA UTFÖRINGSFORMERNA Det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning bestär av en sintrad porös kropp av en kalciumfosfatförening. Kalciumfosfatföreningen som användes enligt denna uppfinning har som huvudbe- stàndsdelar CaHPO4, Ca3(P0 Ca5(PO4)3OH. Ca4O(P04)2, Ca1o(PO4)6(OH)2, CaP4O11, Ca(P03)2, Ca2P2O7 och Ca(H2PO4)2-H20 och inne- haller en serie föreningar kallade "hydroxiapatit“.
Hydroxiapatit omfattar som grundkomponent en före- ning med formeln Ca5(P04)3OH eller Cal0(PO4)6(OH)2. En del av Ca-komponenten kan vara ersatt av en eller flera av Sr, Ba, Mg. Fe, 4,21 10 15 20 25 30 35 461 395 Al, Y, La, Na, K och H och en del av nenten kan vara ersatt av en eller flera av V04, B03, S04, C03 och SiO4. Vidare kan en del av (OH)-komponenten vara ersatt av en eller flera av F, Cl, O och C03. vara en vanlig kristall eller också kan den vara en isomorf fast lösning, (PO4)-kompo- Hydroxiapatiten kan en substitutionsform av fast lösning eller en interstitialform av fast lösning. Vidare kan hydroxiapatiten innehálla icke-stökiometriska git- terdefekter.
Det är vanligen föredraget att atomförhallandet mellan kalcium (Ca) och fosfor (P) i den enligt upp- finningen använda kalciumfosfatföreningen är inom omradet fràn 1,30 till 1,80, speciellt fran 1,60 till 1,67. som den enligt denna uppfinning använda kal- ciumfosfatföreningen användes företrädesvis trikal- ciumfosfat [Ca3(PO4)2], hydroxiapatit [ca5 <1=o4)_3oH] och nydroxiapatit [ta10(PO4)6(OH)2]. Sådana som syntetiseras enligt sol-gel-metoden och därefter frystorkas är speciellt föredragna. Helst är kalciumfosfatföre- ningen en sadan som sintracs vid soo till 1.3so°c, företrädesvis aso :iii 1.2oo°c.
I det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning kan den porösa kalciumfosfatkroppen ha vilken som helst form och storlek. I det inre av den porösa kroppen utformas en màngfald kapillára hàlvä- gar utsträckta i en smäcker avláng form och en màng- fald porer med en diameter av 1 till 600 pm, spe- ciellt 3 till 300 pm. Diametern hos de kapillára hálvägarna är 1 till 30 mikron, 20 mikron. Porerna är förbundna företrädesvis 1 till med den porösa krop- pens omgivning genom átminstone en del av de manga kapillära hàlvägarna. Vanligen är de manga porerna 46 10 15 20 25 30 35 4 1 395 10 förbundna med varandra genom en del av de kapillâra hàlvägarna.
Det är föredraget att den sintrade porösa krop- pen har en porositet av 40 till 90 %, i synnerhet 60 till 70 %.
Det är föredraget att porerna i den sintrade porösa kroppen har formen av en verklig sfär eller någon liknande form. Det är även föredraget att po- rerna är likformigt fördelade i den porösa kroppen.
Dessa porer bildar uppehàllsrum för biofysikaliskt aktiverande osteolytiska celler och osteoblaster när det keramiska materialet är inbäddat i en levande kropp. Osteoblaster och liknande har en tendens att i dessa porer, speciellt sfäriska porer. Där- det nödvändigt att porerna har en storlek av 600 um. företrädesvis 3 till 300 um. Porer med en storlek utanför omradet fràn 1 till 600 pm bildar inte goda uppehàllsrum för de ovannämn- da cellerna. stanna för är 1 till Om porerna har formen av en verklig sfär eller nagon liknande form, blir den mekaniska styrkan hos det erhållna porösa materialet hög. När detta porösa material inbàddas i en levande kropp fortsätter det därför att upprätthålla denna höga mekaniska styrka tills det omvandlas till nybildat ben. Fraktur pà ett ben förhindras pà sà sätt under denna tid.
De kapillära hàlvägarna i den sintrade porösa kroppen förbinder porerna åtminstone med den porösa kroppens omgivning. Osteolytiska celler, osteoblas- ter, erytrocyter och kroppsvâtskor kan fritt in- tränga i den porösa kroppen genom dessa kapillära hàlvagar, varigenom utveckling av kapillàra blodkärl befrämjas. Eftersom diametern hos de kapillâra hàl- vägarna är l till 30 um, företrâdes 1 till 20 um, kan nästan inga osteoklaster och kollagenfib- 10 15 20 25 30 35 11 rer tränga in i de kapillära hälvägarna inom den po- rösa kroppen, varigenom onormal tillväxt av kolla- genfibrer och hárdnande av benvävnaden kan förhind- ras. I den porösa kroppen enligt denna uppfinning utövar nämligen de kapillära halvägarna en funktion som biofilter.
Om diametern hos de kapillära hàlvägarna är mindre än 1 um, försvaras inträngning av osteoly- tiska celler, osteoblaster, erytrocyter och kropps- vätskor i den porösa kroppen. Om diametern hos de kapillära hálvägarna är större än 30 pm, medges inträngning_och tillväxt av osteoklaster och kolla- genfibrer och därför hämmas regenerering av benet, vilket leder till den närbelägna vävnadens hardnande.
I det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning kan porerna i den porösa kroppen vara förbundna med varandra genom en del av de manga ka- pillära halvägarna, varigenom förbruktning av den porösa kroppen och regenerering (omvandling) av den levande kroppsvävnaden befrämjas och resorption av ben med tiden kan kontrolleras.
Det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning kan fritt och utan svàrighet bearbetas till en form och storlek som motsvarar formen och storleken av en defekt eller antrum som skall fyllas eller inbàddas. Det keramiska materialet enligt upp- finningen kan formas till korn med en storlek av 0,05 till 5 mm.
När det porösa keramiska materialet enligt den- na uppfinning inbäddas som fyllmedel eller protesma- terial, intränger blod, kroppsvätska, osteolytiska celler och osteoblaster i den porösa kroppen genom de kapillára hálvägarna, och den porösa kroppen ätes och förbrukas av osteolytiska celler som utbreder sig i porerna. Samtidigt regenereras benvàvnaden ge- 461 5925 10 15 20 25 30 35 12 nom osteoblasterna och sá kallad "turnover“ bildas.
Eftersom de kapillära hàlvägarna som förbinder po- rerna med den porösa kroppens omgivning har en dia- meter av 1 till 30 um, kan nästan inga osteoklas- ter eller kollagenfibrer intrânga i de kapillära hàlvàgarna inom den porösa kroppen, och därför kan onormal tillväxt och hàrdnande av kollagenfibrerna förhindras. Följaktligen blir den mjuka vävnaden i det regenererade benet varken förstörd eller för- hardnad genom kollagenfibrerna. Det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning inducerar därför nybildat ben och ersättes med normal benvävnad som tillväxer i en levande kropp.
Ett poröst keramiskt material som kan överföras till normal benvävnad pà det ovannämnda sättet är en nyhet. Detta porösa keramiska material har àstadkom- mits för första gàngen genom denna uppfinning.
Det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning kan framställas genom ett flertal förfa- randen.
Ett första förfarande för framställning av det porösa keramiska materialet bestàr i àstadkommande av bubbling av 100 viktdelar albumin för att bilda en màngfald blåsor med en storlek av 1 till 600 pm, blandning av det skummade albuminet med 30 till 120 viktdelar av ett kalciumfosfatföreningspul- ver, formning av den sà erhàllna blandningen genom gjutning av blandningen i en gjutform med önskad form och storlek, upphettning av den formade bland- ningen vid en temperatur av 120 till 150°C för att hårda albuminet, upphettning av den formade bland- ningen vid en temperatur av 500 till 700°C för att karbonisera albuminet, och därefter upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 800 till 1.350°C i en syrehaltig (och eventuellt fukt- 10 15 20 25 30 35 461 393 13 haltig) atmosfär för att avlägsna karboniseringspro- dukten genom bränning och sintra kalciumfosfatföre- ningspulvret.
Det är allmänt föredraget att partikelstorleken hos kalciumfosfatföreningspulvret som användes för framställningen av det porösa keramiska materialet enligt uppfinningen är 0,05 till 10 pm. Det är speciellt föredraget att kalciumfosfatföreningspulv- ret innehåller en kristallin del som växt i form av en platta och har en partikelstorleksfördelning, be- stämd med ett svepelektronmikroskop (SEM), sàdan att inte mer än 30 % av partiklarna i pulvret har en partikelstorlek av minst 1 um och minst 70 % av partiklarna i pulvret har en partikelstorlek mindre än 1 um.
En valfri metod kan användas för utformning av blásor med önskad storlek i albumin. Exempelvis vis- pas albumin med hjälp av en emulgeringsblandare, ett prov av det vispade albuminet hopsamlas pà en glas- slid genom att glassliden föres pä vätskeytan av det skummade albuminet och skummets storlek mätes med hjälp av mikroskop. Denna operation upprepas tills den önskade storleken uppnåtts. Därefter införlivas en bestämd mängd av kalciumfosfatföreningspulvret med det skummade albuminet och omröringen fortsät- tes. I detta steg kan man tillsätta en liten mängd av ett blasregleringsmedel, exempelvis en fettsyra sàsom oljesyra eller maleinsyra och/eller en alifa- tisk alkohol sàsom isopropylalkohol eller isobutyl- alkohol. 4 Den sá erhållna blandningen formas till önskad form och storlek. Formningsmetoder och apparater som vanligen användes för framställningen av sintrade produkter kan lämpligen användas. Vanligen användes emellertid en gjutningsmetod med användning av gjut- 1461 10 15 20 25 30 35 3É95 14 form.
Den formade blandningen upphettas till en tem- pererur av 120 riii 15o°c, företrädesvis 1 eo riii 120 minuter, för att bringa albuminet att hardna.
Det är föredraget att den relativa fukthalten hos upphettningsatmosfären inställes pà 30 till 70 %, och det är även föredraget att temperaturökningstak- ten regleras till 5 till l0°C/minut. Det härdade albuminet stärker stommen av blàsor.
Därefter upphettas den formade blandningen vid en temperatur av 500 till 700°C. företrädesvis i 120 till 180 minuter, för att karbonisera det härda- de albuminet. Därefter upphettas den formade bland- ningen till en temperatur av 800 till l.350°C, fö- reträdesvis sso riii 1.2oo°c 1 en syreheirig er- mosfär, exempelvis luft. för att avlägsna karbonise- ringsprodukten genom förbränning och sintra kalcium- fosfatföreningspulvret. Den syrehaltiga atmosfären kan innehålla fukt. I detta steg är upphettningsti- den vanligen omkring 1 till omkring 3 timmar.
Gaser som alstras genom koagulering och karbo- nisering av albumin och förbränning av den karboni- serade produkten bortgàr fràn det inre av den porösa kroppen till dess omgivning. Vid denna tid utformas manga kapillära hàlvágar och porer motsvarande blà- sorna i det vispade albuminet bildas. Porerna för- bindes med den porösa kroppens omgivning genom de kapillära hàlvägarna. och vanligen är porerna före- nade med varandra genom de kapillära hàlvägarna.
I den ovan beskrivna framställningsprocessen kan 1 till 5 viktdelar organiska fibrer med en längd av 5 ßm till 5 mm och en diameter av l till 30 pm tillsättes tillsammans med det skummade albu- minet till 100 delar kalciumfosfatföreningspulver. I detta fall upphettas den formade blandningen, efter 10 15 20 25 30 35 461 395 15 -albuminhärdningsupphettningssteget, vid en tempera- tur av soo till voooc, företrädesvis i 120 :iii 180 minuter, för att karbonisera albuminet och de organiska fibrerna. Den bildade karboniseringspro- dukten avlägsnas genom bränning i det efterföljande sintringsupphettningssteget_ I detta förfarande har de organiska fibrerna verkan att säkerställa bildning av kapillára halvä- gar med en väsentligen konstant diameter av l till 30 pm. Arten av de organiska fibrerna som använ- des är inte särskilt begränsad, sà länge de har en längd av 5 pm till 5 mm och en diameter av 1 till 30 pm och de kan brännas fullständigt. Företrä- desvis användes emellertid fibrer av ett djur sàsom katt, tvättbjörn, hund eller mus, speciellt bukhärs- fibrer, naturliga organiska fibrer sàsom silkefibrer eller cellulosafibrer, eller organiska syntetiska fibrer sàsom fibrer av polyester, polypropen, poly- amid eller polyakryl.
Ett annat förfarande för framställning av det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning bestär i införlivning av 20 till 300 viktdelar sub- limerbara fastämnepartiklar med en partikelstorlek av 1 till 600 pm med 100 viktdelar av ett kal- ciumfosfatföreningspulver, pressformning av den sä erhållna blandningen till önskad form och storlek, upphettning av den formade blandningen till en tem- peratur av 200 till 800°C för att avlägsna det sublimerbara ämnet genom sublimering, och upphett~ ning av den äterstäende formade produkten vid en temperatur av 800 till 1.350°C för att sintra kal- ciumfosfatföreningspulvret.
Samma kalciumfosfatföreningspulver som användes i det ovan beskrivna förfarandet användes även i detta. Det sublimerbara fastämnespulvret tillsättes 461 1D 15 20 25 30 35 16 för att bilda porer med en förutbestämd diameter av 1 till 600 pm i den porösa kroppen. Slaget av sublimerbart ämne är inte särskilt begränsat, sä länge det är lättsublimerat vid en temperatur av 200 till 800°C utan att nagon väsentlig återstod läm- nas. Atminstone endera av kamfer, mentol och nafta- lin användes vanligen som det sublimerbara ämnet.
Blandningen av det sublimerbara àmnespulvret och kalciumfosfatföreningspulvret pressformas till önskad form och storlek. Pressformningsmetoden är inte särskilt begränsad. Vanliga statiska tryck- pressformningsmetoder sàsom en gummipressmetod och en CIP-metod kan användas. Den erhällna formade blandningen upphettas vid en temperatur av 200 till 800°C, företrädesvis i 120 till 180 minuter, vari- genom kapillära hälvägar som förbinder porer med ut- sidan av den porösa kroppen och med varandra formas genom sublimering och bortgäng av det fina pulvret av det sublimerbara ämnet.
Därefter upphettas den dukcen vid soo :iii 1.3so°c 1.2oo°c i en :in 3 timmar, ciumfosfatföreningspulvret. áterstàende formade pro- företrädesvis 850 till för att sintra kal- Genom reglering av formen och partikelstorleken hos det sublimerbara àmnespulvret kan i denna pro- cess formen och storleken hos porerna regleras lät- tare än i processen med användning av albumin.
I det-ovanstående förfarandet med användning av det sublimerbara àmnespulvret kan 1 till 5 viktdelar organiska fibrer med en längd av 5 um till 5 mm och en diameter av 1 till 30 pm ytterligare sät- tas till 100 viktdelar av kalciumfosfatförenings- pulvret. Om den resulterande blandningen upphettas vid en temperatur av 200 till 800°C. företrädesvis i 120 till 180 minuter. sublimeras det sublimerbara 10 15 20 25 30 35 461 595 17 ämnet och avlägsnas och de organiska fibrerna i blandningen karboniseras. Därefter upphettas bland- ningen vid en temperatur ev soo till 1.3so°c, fö- reträdesvis i 1 till 3 timmar, i en syrehaltig (och eventuellt fukthaltig) atmosfär, varigenom karboni- seringsprodukten brännes bort och kalciumfosfatföre- ningspulvret sintras.
I denna process är de införlivade organiska fibrerna verksamma för att säkerställa bildning av kapillära hàlvägar med en väsentligen konstant dia- meter av 1 till 30 um. Samma organiska fibrer som beskrivs i det föregående användes.
Om en flyktig lägre alkohol såsom metanol eller etanol tillsättes i steget för införlivning av de organiska fibrerna eller det sublimerbara ämnespulv- ret i kalciumfosfatet, de organiska fibrerna eller det sublimerbara organiska pulvret i kalciumfosfat- föreningspulvret, kan en homogen blandning lätt er- hallas, partikelstorleken hos det sublimerbara äm- nespulvret kan kontrolleras och vidhäftningen mellan det sublimerbara ämnespulvret och de organiska fib- rerna kan förbättras, varigenom bildningen av kapil- lära hàlvägar som kommunicerar med porerna kan be- främjas.
Ytterligare ett annat förfarande för framställ- ning av det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning omfattar införlivning av 25 till 380 viktdelar organiska konsthartspartiklar med en par- tikelstorlek av 1 till 600 pm med 100 viktdelar av ett kalciumfosfatföreningspulver. pressformning av den sä erhållna blandningen till önskad form och storlek, upphettning av den formade blandningen vid en temperatur av 200 till 800°C för att avlägsna de organiska konsthartspartiklarna genom termisk sönderdelning, och därefter upphettning av den äter- 461 595 10 15 20 25 30 35 18 stäende formade produkten vid en temperatur av 800 cin 1.3so°c för en: einrre keieiumfeeferföre- ningspulvret.
De organiska konsthartspartiklarna med en par- tikelstorlek av 1 till 600 um, vilka användes i det ovan beskrivna förfarandet, är effektiva för bildning av porer med en storlek av 1 till 600 um i den porösa kroppen. Slaget av organiskt konstharts är inte särskilt begränsat, sä länge hartset är ter- miskt sönderdelbart vid en temperatur av 200 till 400°C och avlägsnas fràn den porösa kroppen. Van- ligen användes ett termoplastiskt konstharts sàsom polymetylmetakrylat, polypropen eller polystyren. Av dessa är polymetylmetakrylat det mest föredragna.
Eftersom det organiska konsthartset har lämplig styvhet gäller, att när partiklar av det organiska konsthartset blandas med kalciumfosfatföreningspulv- ret eller den bildade blandningen pressformas, de sfàriska partiklarna varken deformeras eller smulas sönder och därför kan porer med en form och storlek som exakt överensstämmer med formen och storleken hos de organiska konsthartspartiklarna bildas.
Blandningen av de sfäriska organiska konst- hartspartiklarna och kalciumfosfatföreningspulvret pressformas till önskad storlek och form. Formnings- metoden är inte särskilt begränsad och en vanlig statisk tryckpressformningsmetod sàsom en gummi- pressmetod eller en CIP-metod kan användas. Den er- hàllna formade blandningen upphettas vid en tempera- rur av zoo :in soo°c, företrädesvis vid en tempe- ratur ev zoo :in 3so°c i 120 eller 1ao minuter. för att avlägsna de organiska konsthartspartiklarna genom termisk sönderdelning. varigenom motsvarande porer och kapillára hàlvägar som sträcker sig fràn dessa porer bildas. 10 15 20 25 30 35 461 393 19 Därefter upphettas den formade produkten vid en temperatur av eoo till 1.3so°c, företrädesvis via en temperatur av sso till 1.2oo°c 1 1 till 30 tim- mar, i en syrehaltig (och eventuellt fukthaltig) at- mosfär för att sintra kalciumfosfatföreningspulvret. Även om det föreligger en termisk sönderdelnings- aterstod av de organiska konsthartspartiklarna, för- brännes denna återstod och avlägsnas i sintringsste- get. ' I förfarandet med användning av de organiska konsthartspartiklarna kan 1 till 5 viktdelar orga- niska fibrer med en längd av 1 till 5 mm och en dia- meter av 1 till 30 pm ytterligare sättas till 100 viktdelar av kalciumfosfatföreningspulvret_ Slaget och verkan av de organiska fibrerna är desamma som beskrivits tidigare.
I den ovannämnda processen med användning av organiska konsthartspartiklar kan 2 till 5 viktdelar sublimerbara fastämnepartiklar med en partikelstor- lek av 1 till 600 um tillsáttas ytterligare till 100 viktdelar av kalciumfosfatföreningspulvret. Sla- get av sublimerbart ämne är detsamma som beskrivits tidigare. I denna process har de sublimerbara ämnes- partiklarna en partikelstorlek av 1 till 600 pm och har verkan att bilda kapillära hálvägar.
I den ovan beskrivna processen med användning av organiska konsthartspartiklar kan vidare 2 till 5 viktdelar organiska fibrer med en längd av 1 till 5 mm och en diameter av 1 till 30 um och 2 till 5 viktdelar sublimerbara fastämnepartiklar med en par- tikelstorlek av 1 till 600 um tillsáttas till 100 viktdelar av kalciumfosfatföreningspulver_ Slaget och verkan av de organiska fibrerna och de sublimer- bara fastämnepartiklarna är detsamma som beskrivits ovan. 461 593 10 15 20 25 30 35 20 Det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning har porer med en storlek av 1 till 600 um, företrädesvis 3 till 300 pm, och kapillära hàlvägar med en diameter av 1 till 30 pm, före- trädesvis 1 till 20 pm. Eftersom de kapillára hàlvägarna fungerar som ett biofilter, reglerar de intrángande och onormal utveckling av kollagenfib- rer. hárdnande av benvävnaden genom den katalytiska verkan av kollagenfibrer och inträngning av osteo- klaster som hämmar induktion av nybildat ben. Vidare förhindras hàrdnande av kollagenfibrer genom onormal utveckling av dessa och endast osteolytiska celler, osteoblaster, erytrocyter och kroppsvátskor är se- lektivt medgivna att intränga. Porerna med en speci- fik porstorlek befrämjar vidare aktiveringen av os- teolytiska celler och osteoblaster pà cellnivà. När det porösa keramiska materialet enligt denna uppfin- ning användes, är det därför möjligt att befrämja induktion av nybildat ben och överföring ("turn- over") av ett ben medan god kompatibilitet med en levande kropp uppràtthàlles.
I det porösa keramiska materialet enligt denna uppfinning mäste åtminstone en del av porerna vara förbundna med omgivningen genom de kapillära hàlvä- garna och åtminstone en del av porerna är förbundna med varandra genom de kapillära hàlvágarna. Helst är alla porerna förbundna med omgivningen och med var- andra genom de kapillära hàlvágarna. Dessutom är de kapillára hàlvågarna i den porösa keramiska kroppen enligt denna uppfinning mycket fina vägar med en diameter av l till 30 pm, företrädesvis 1 till 20 pm. Därför kan inducering av nybildat ben ske mycket effektivt. Närmare bestämt kan. när det porö- sa keramiska materialet är inbäddat i ett visst ben, eftersom diametern hos de kapillâra hàlvägarna är sà 10 15 20 25 30 35 461 393 21 liten som 1 till 30 pm, företrädesvis 1 till 20 um, nästan ingen inträngning av kollagenfibrer i de kapillära hälvägarna ske och hàrdnande av kolla- genfibrer kan förhindras. ler, osteoblaster.
Endast osteolytiska cel- erytrocyter och kroppsvätskor som är verksamma för inducering av nybildat ben tillátes selektivt intränga genom de kapillära hàlvägarna med det resultatet att ett mycket mjukt ben först bil- das. Denna struktur utvecklas gradvis till utsidan för att àstadkomma organisation av benet, varigenom en struktur omfattande märgen i mittpartiet och en hárdnad vävnad i omkretspartiet bildas, sàsom är fallet i naturligt ben hos människa eller djur. I fraga om den konventionella porösa apatitkroppen gäller emellertid, att eftersom storleken och formen hos porerna inte kan kontrolleras och porerna medger inträngning av kollagenfibrer, kommer den inbäddade porösa kroppen, även om nybildat ben induceras, att hàrdna pa grund av den katalytiska verkan och onor- mal utveckling av kollagenfibrer, och det föreligger risk för inflammation frán en del nära det inbäddade partiet eller uppkomst av cancer. I fraga om den po- rösa keramiska kroppen enligt denna uppfinning kan av orsaker som angivits ovan en struktur som är fullständigt likadan som den hos naturligt ben hos en människa eller ett djur, som omfattar màrg i mittpartiet och en vävnad med ökad bentäthet i om- kretspartiet bildas. Denna struktur skiljer sig frán en struktur bestående enbart av hárdnat ben, vilket bildas av den konventionella porösa apatitkroppen, och segt nybildat ben med samma struktur som den hos naturligt ben kan bildas. När det porösa keramiska materialet inbäddas i existerande ben. kommer nämli- gen den porösa kroppen enligt uppfinningen att för- täras och förbrukas. I stället induceras nybildat 461 10 15 20 25 30 35 393 22 ben med samma struktur som den hos naturligt ben och segt och flexibelt ben som är ogiftigt under läng tid bildas. Sásom framhállits tidigare gäller, att om den porösa keramiska kroppen enligt denna uppfin- ning som har den ovannämnda specifika strukturen an- vändes, bildas först mjukt ben motsvarande mârgen såsom är fallet i naturligt ben. Denna märg organi- seras mot utsidan och benets täthet ökar mot utsi- dan. med det resultatet att mjukt och flexibelt ben alldeles likt naturligt ben hos människa eller djur bildas.
Det porösa keramiska materialet enligt uppfin- ningen med kapillära hálvägar och porer kan användas inte bara som biologiska integrerade kretsar (IC) eller storskaligt integrerat material sásom beskri- vits ovan utan även som elektroniskt material för kretsar (LSI) och mellanproduktmaterial för genetisk uppbyggnad.
När det porösa keramiska materialet fylles el- ler inbäddas i en bendefekt hos människa eller djur, fungerar det som ett biofilter, nämligen sä att os- teolitiska celler, osteoblaster, erytrocyter och kroppsvätskor tilläts selektivt intränga genom det porösa keramiska materialet medan nästan ingen in- trängning av osteoklaster och kollagenfibrer medges.
Därför utformas nybildat ben med samma struktur som den hos naturligt ben hos människa eller djur. Där- för kan det porösa keramiska materialet utnyttjas för inducering av nybildat eller kontroll av resorp- tion av ben med tiden och är därför användbart för att bota bendefekter.
Uppfinningen beskrives närmare i de följande exemplen .
EK§mQ§L_l En blandning av 100 g albumin och 3 g oljesyra 10 15 20 25 30 35 461 595 23 vispades med en emulgeringsapparat. En glasslid för- des ibland över vätskeytan för att utföra provtag- ning. Provet undersöktes i mikroskop. Vispning fort- sattes pà detta sätt tills minimistorleken hos blà- sorna av albuminet var 3 pm. Till det skummade albuminet sattes 90 g syntetisk hydroxiapatit [ca5(Po4)3on, aconförnallanae ca/P = 1,67, partikelscorlek = 0,05 till lo nnj. Blananingen blandningen upphettades till l50°C med en tempera- turökningstakt av 10°C/minut i en atmosfär med en relativ fukthalt av 30 %. Den formade blandningen hölls vid denna temperatur i 180 minuter för att bringa albuminet att hàrdna och bilda en stomme av blàsorna. Därefter upphettades den formade bland- ningen vid SOOOC i 120 minuter för att karbonisera det hàrdnade albuminet. Slutligen upphettades den formade blandningen via 1.ooo°c 1 luft 1 60 minu- ter för att sintra hydroxiapatitpulvret.
Den erhàllna porösa kroppen hade en porositet av 76 %. När den porösa kroppen undersöktes under mikroskop visade det sig att det förelag manga porer med en storlek av 10 till 500 pm och mánga kapil- lära hàlvägar med en diameter av 12 pm. Porerna var förbundna med omgivningen och med varandra genom de kapillära halvägarna.
Ett kubiskt prov med en storlek av 1 cm x 1 cm x 1 cm skars ut ur den porösa kroppen och den uni- axiella tryckhállfastheten bestämdes. Det visade sig att den uniaxiella tryckhàllfastheten var 12 kp/cmz.
Exempel 2 Tillvägagángssättet enligt Exempel 1 upprepades med undantag av att 5 g polypropenfibrer (längd = 5 till 10 pm, diameter = 3 till 10 pm) ytterli- 46'1 10 15 20 25 30 35 3593 24 gare tillsattes i albuminvispningssteget. Den er- hàllna porösa kroppen hade likadana porer och kapil- lära hàlvägar som den porösa kroppen i Exempel 1, och mànga kapillära hálvágar med en diameter av 5 till 10 um kunde iakttas.
Den uniaxiella tryckhàllfastheten hos den porö- sa kroppen var 10 kp/cmz.
Exempel 3 Kamfer av handelskvalitet enligt den japanska farmakopén pulvriserades och partiklar med en parti- kelstorlek av 1 till 600 pm uppsamlades genom siktning. Därefter blandades 40 g pulverformig hyd- roxiapatit (samma som beskrivits i Exempel 1) homo- gent med kamferpartiklarna. Blandningen pressades under ett statiskt tryck av 2 kp/cm2 i en gummi- press-formningsmaskin och fick stá i omkring 10 mi- nuter. Den formade blandningen upphettades vid 350°C i 180 minuter och upphettades därefter vid 1.ooo°c 1 so minuter 1 luft.
Den erhállna porösa formade artikeln hade en porositet av 77 % och en uniaxiell tryckhállfasthet av 30 kp/cmz. Den porösa kroppen hade manga porer med en storlek av 100 till 500 um (300 ßm i genomsnitt) och manga kapillára hálvägar med en dia- meter av 1 till 30 pm.
Exempel 4 Tillvägagàngssättet enligt Exempel 3 upprepades med undantag av att ytterligare 5 g av samma poly- propenfibrer som beskrivits i Exempel 2 tillsattes.
Efter upphettning vid 350°C upphettades den forma- de blandningen ytterligare vid 500°C i 120 minuter för att karbonisera_fibrerna.
Bland de kapillära hàlvägar som bildats i den erhàllna porösa kroppen iakttogs mànga kapillära hàlvâgar med en diameter av omkring 5 till omkring n 10 15 20 25 30 35 461 595 25 lO pm.
Den erhallna porösa kroppen hade en porositet av 68 % och en uniaxiell tryckhàllfasthet av 28 kp/cmz.
Exempel 5 60 g polymetylmetakrylatpartiklar med formen hos en verklig sfâr (partikelstorlek = 30 till 300 pm, genomsnittlig partikelstorlek omkring 100 pm), 50 g hydroxiapatitpartiklar (samma som be- skrivits i Exempel 1) och en liten mängd metylalko- hol blandades homogent under upphettning.
Strax före tillräcklig torkning pressades blandningen under ett statiskt tryck av 2 kp/cmz i omkring 10 minuter i en gummipress-formningsmaskin_ Den formade blandningen upphettades vid 350°C i 180 minuter för att termiskt sönderdela polymetyl- metakrylatpartiklarna, och därefter upphettades den formade produkten vid 1.000°C i luft i en timme.
Den erhållna sintrade porösa kroppen hade en porositet av 70 % och en uniaxiell tryckhàllfasthet av 80 kp/cmz. Den porösa kroppen hade manga porer med verkligt sfärisk form med en storlek av 30 till 300 um och manga kapillára hàlvägar med en diame- ter av 2 till 10 um.
Exempel 6 Tillvägagángssättet enligt Exempel 5 upprepades med undantag av att 2 g desinficerat och avfettat bukhàr fràn en katt (frusna kattbukhàr skurna med en "crystat“ och torkade, diameter = 2 till 10 pm, längd = omkring 5 till omkring 10 pm) sattes även till blandningen av polymetylmetakrylatpartiklarna och hydroxiapatitpulvret. Efter upphettning vid 350°C upphettades den formade blandningen vid 7so°c i 120 minuter för att xarbonisera katcnaret.
Den erhållna porösa kroppen hade en porositet 461 393 10 15 20 25 30 35 26 av 73 % och en uniaxiell tryckhàllfasthet av 90 kp/cmz. Sfäriska porer och kapillära hàlvägar lik- nande dem hos den porösa kroppen i Exempel 5 iakt- togs. Vidare bekräftades bildningen av manga kapil- lära hálvägar med en diameter av 2 till 10 pm.
E m 7 Tillvägagàngssättet enligt Exempel 5 upprepades förutom att 3 g kamferpulver med en partikelstorlek av 1 till 600 pm ytterligare sattes till bland- ningen av polymetylmetakrylatpartiklarna och hyd- roxiapatitpulvret, blandningen pressformades med en gummipress-formningsmaskin före fullständig torkning och efter upphettning vid 350°C, och den formade blandningen upphettades ytterligare vid 500°C i 120 minuter för att avlägsna kamfer genom sublime- ring.
Den erhållna sintrade porösa kroppen hade en porositet av 65 % och en uniaxiell tryckhàllfasthet av 160 kp/cmz.
Den porösa kroppen hade sfäriska porer och ka- pillära hàlvägar liknande dem hos den porösa kroppen i Exempel 5.
Exempel Q Tillvägagàngssáttet enligt Exempel 5 upprepades förutom att 2 g av samma katthár som beskrivits i Exempel 6 och 3 g av samma kamferpulver som beskrivs i Exempel 7 ytterligare sattes till blandningen av polymetylmetakrylatpartiklarna och hydroxiapatit- pulvret, metylalkohol knadades med blandningen, blandningen formades med en gummipress-formnings- maskin. Efter upphettning vid 350°C upphettades den formade blandningen ytterligare vid 750°C i 120 minuter för att karbonisera katthàret och av- lägsna kamfern genom sublimering.
Den erhållna sintrade porösa kroppen hade en V! 10 15 20 25 30 35 27 porositet av 76 % och en hög tryckhàllfasthet av 110 kp/cm2.
I den porösa kroppen hade bildats sfäriska po- rer och kapillära hàlvágar liknande dem hos den po- rösa kroppen i Exempel 5, och det visade sig vidare att bland dessa kapillàra hàlvägar hade manga en diameter av 2 till 10 pm.
Exempel 2 Kolonner med en diameter av 0,5 cm och en längd av 1 cm skars ut ur de porösa kropparna som erhàl- lits i Exemplen 1 till 8. De fylldes i defekter ut- formade genom kirurgisk behandling i làrbenen hos stövare. Tvà veckor efter inbäddningen utfördes in- snitt och observation. I samtliga fall observerades framträdande induktion av nybildat ben i de sfäriska porerna. Efter loppet av tvà till tre månader obser- verades utveckling av nybildat ben fran det perife- riella partiet av den porösa kroppen till det inre av denna. Det bekräftades att sa kallad "turnover" hade framskridit fördelaktigt utan onormal tillväxt av kollagenfibrer eller hàrdnande av vävnaden.
Exempel IQ 60 g polymetylmetakrylatpartiklar med formen av verkliga sfärer (partikelstorlek = 30 till 300 pm. medelpartikelstorlek = omkring 100 pm), 50 g hydroxiapatitpartiklar [Ca5(P04)OH, atomför- hållande Ca/P = 1,67, partikelstorlek = 0,05 - 10 flmï, 3 g kamferpulver med en partikelstorlek av 300 pm, fibrer erhàllna genom skärning av desin- ficerade, avfettade och frusna bukhár fràn en katt. som hade en diameter av 2 till 10 pm och en längd av 5 till 10 um, och en liten mängd metylalkohol sammanblandades homogent under upphettning. Före tillräcklig torkning formades blandningen under ett statiskt tryck av 2 kp/cmz i 10 minuter genom an- 461 393 10 15 20 25 30 35 28 vändning av en gummipress. Den formade blandningen upphettades vid 350°C i 180 minuter för att ter- miskt sönderdela polymetylmetakrylatpartiklarna och upphettades därefter vid 1.000°C i 1 timme.
Den erhállna sintrade porösa kroppen hade en porositet av 73 % och en uniaxial tryckhàllfasthet av 110 kp/cmz. Den innehöll mànga verkligt sfä- riska porer med en storlek av 30 till 300 pm och mànga kapillära hàlvàgar med en diameter av 2 till 10 um.
Kolonner med en diameter av 0.5 cm och en längd av 1 cm skars ut ur den sa erhàllna porösa kroppen.
De fylldes i defekter utformade genom kirurgisk be- handling i lárbenet hos en stövare. Tvá veckor efter inbäddningen utfördes insnitt och observation. Fram- trädande inducering av nybildat ben iakttogs i de verkligt sfäriska porerna. Efter en tid av tvà till tre mánader iakttogs utveckling av nybildat ben fràn det periferiella partiet av den porösa kroppen till det inre utrymmet däri. Det bekräftades att sà kal- lad "turnover" utvecklats fördelaktigt utan onormal tillväxt av kollagenfibrer eller hàrdnande av vävna- den.
Genom resultaten av optisk mikroskopobservation bekräftades det att osteolytiska celler och osteo- blaster inträngt selektivt och de förelag i porerna hos den porösa kroppen enligt förfarandet enligt denna uppfinning.
Claims (12)
1. Poröst keramiskt material innefattande en sint- rad porös kropp av en kalciumfosfatförening, i vil- ken en màngfald porer med en diameter av 1 till 600 pm är utformade i den sintrade porösa kroppen och åtminstone en del av nämnda porer är förbundna med den sintrade porösa kroppens omgivning, k ä n n e - t e c k n a t av att en mångfald kapillära hàlvägar med en diameter av storleksordningen 1 till 30 pm, av vilka samtliga har väsentligen samma dia- meter, är utformade i den sintrade porösa kroppen; att àtminstone en del av nämnda porer är förbundna med den sintrade porösa kroppens omgivning genom àt- minstone en del av nämnda kapillära hàlvägar; samt att nämnda porer är inbördes förbundna genom nämnda kapillära halvägar och är väsentligen sfäriska.
2. keramiskt material enligt krav l, i vilket atomförhàllandet mellan kalcium och fosfor i kal- ciumfosfatföreningen är av storleksordningen frán 1,30 till 1,80.
3. Keramiskt material enligt krav 1, i vilket kal- ciumfosfatföreningen utgöres av hydroxiapatit.
4. Keramiskt material enligt krav 1, i vilket dia- metern hos nämnda porer är av storleksordningen fràn 3 till 300 um.
5. Keramiskt material enligt krav 1, i vilket dia- metern hos de kapillära hàlvägarna är av storleks- ordningen fràn 1 till 20 pm.
6. Keramiskt material enligt krav 1, i vilket den porösa kroppen har en porositet av 40 till 90 %.
7. Keramiskt material enligt krav 1, k ä n n e - t e c k n a t av att diametern hos nämnda porer är av storleksordningen frán 3 till 300 pm, och dia- metern av de kapillära hàlvägarna är av storleksord- 461 10 15 20 25 30 35 393 30 ningen fràn 1 till 20 pm, varvid diametern hos de kapillära hàlvägarna är mindre än diametern hos nämnda porer.
8. Keramiskt material enligt krav 1, k ä n n e - t e C k n a t av att porerna har en diameter av storleksordning fràn 10 till 500 pm, och att de kapillära hàlvágarna har en diameter av cirka 12 pm.
9. Keramiskt material enligt krav 1, k á n n e - t e c k n a t av att materialet innefattar en mäng- fald kapillära hàlvágar med en diameter fràn 5 till 10 pm samt en mångfald porer inbördes förbundna genom de kapillära hàlvägarna, varvid nämnda porer har en diameter av storleksordningen frán 10 till 500 pm.
10. Keramiskt material enligt krav 1, k ä n nge ~ t e c k n a t av att materialet innefattar en mäng- fald kapillára hàlvâgar med en diameter av frän 1 till 30 pm och en mängfald porer som är inbördes förbundna genom nämnda kapillàra hàlvägar, varvid nämnda porer har en diameter av storleksordningen fràn 100 till 500 um.
11. Keramískt material enligt krav 1, k ä n n e - t e c k n a t av att de kapillàra hàlvägarna har en diameter av storleksordningen frän cirka 5 till 10 #m_ .
12. Keramiskt material enligt krav 1, k ä n n e - t e c k n a t av att materialet innefattar kapillà- ra hàlvägar med en diameter av storleksordningen fran 2 till 10 um och en mångfald porer som är inbördes förbundna genom nämnda kapillära hàlvägar. varvid nämnda porer har en diameter av fràn 30 till 300 um. I»
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP12408783A JPS6016879A (ja) | 1983-07-09 | 1983-07-09 | 多孔質セラミツク材料 |
JP58124085A JPS6018174A (ja) | 1983-07-09 | 1983-07-09 | 新生骨の誘起方法及びセラミツク材料 |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
SE8403619D0 SE8403619D0 (sv) | 1984-07-09 |
SE8403619L SE8403619L (sv) | 1985-01-10 |
SE461393B true SE461393B (sv) | 1990-02-12 |
Family
ID=26460836
Family Applications (4)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SE8403619A SE461393B (sv) | 1983-07-09 | 1984-07-09 | Poroest keramiskt material |
SE8804480A SE465776B (sv) | 1983-07-09 | 1988-12-12 | Foerfarande foer framstaellning av ett poroest keramiskt material |
SE8804479A SE465775B (sv) | 1983-07-09 | 1988-12-12 | Foerfarande foer framstaellning av ett poroest keramiskt material |
SE8804478A SE465774B (sv) | 1983-07-09 | 1988-12-12 | Foerfarande foer framstaellning av ett poroest keramiskt material |
Family Applications After (3)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SE8804480A SE465776B (sv) | 1983-07-09 | 1988-12-12 | Foerfarande foer framstaellning av ett poroest keramiskt material |
SE8804479A SE465775B (sv) | 1983-07-09 | 1988-12-12 | Foerfarande foer framstaellning av ett poroest keramiskt material |
SE8804478A SE465774B (sv) | 1983-07-09 | 1988-12-12 | Foerfarande foer framstaellning av ett poroest keramiskt material |
Country Status (12)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US4654314A (sv) |
KR (1) | KR910001352B1 (sv) |
AU (1) | AU577299B2 (sv) |
DE (1) | DE3425182C2 (sv) |
FR (1) | FR2548661B1 (sv) |
GB (1) | GB2142919B (sv) |
HK (1) | HK14889A (sv) |
IT (1) | IT1174599B (sv) |
MY (1) | MY101898A (sv) |
NL (1) | NL8402158A (sv) |
SE (4) | SE461393B (sv) |
SG (1) | SG74788G (sv) |
Families Citing this family (125)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5441635A (en) * | 1986-07-05 | 1995-08-15 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Packing material for liquid chromatography |
US6306297B1 (en) | 1968-07-08 | 2001-10-23 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Packing material for liquid chromatography and process for producing the same |
DE3325111A1 (de) * | 1983-07-12 | 1985-01-24 | Merck Patent Gmbh, 6100 Darmstadt | Implantationsmaterialien |
US4654314A (en) * | 1983-07-09 | 1987-03-31 | Sumitomo Cement Co., Ltd. | Porous ceramic material and processes for preparing same |
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 |
JPS61235752A (ja) * | 1985-04-11 | 1986-10-21 | Asahi Optical Co Ltd | 細胞分離材、分離器および分離方法 |
GB8511048D0 (en) * | 1985-05-01 | 1985-06-12 | Unilever Plc | Inorganic structures |
NL8501848A (nl) * | 1985-06-27 | 1987-01-16 | Philips Nv | Werkwijze voor de vervaardiging van vormstukken uit hydroxyfosfaat. |
DD246476A1 (de) * | 1986-03-12 | 1987-06-10 | Karl Marx Stadt Tech Hochschul | Einteilige zementfrei verankerbare biokompatible hueftgelenkpfanne |
DE3609432A1 (de) * | 1986-03-20 | 1987-09-24 | Kerstin Koerber | Sinterbare dentale abformmassen und ihre verwendung |
JPS62281953A (ja) * | 1986-05-28 | 1987-12-07 | 旭光学工業株式会社 | 骨補填材 |
JPS62295666A (ja) * | 1986-06-16 | 1987-12-23 | 呉羽化学工業株式会社 | 連続二次元多孔型インプラント材及びその製造法 |
USRE35340E (en) * | 1986-07-05 | 1996-10-01 | Asahi Kogaku Kogyo K.K. | Packing material for liquid chromatography |
US4889833A (en) * | 1986-10-06 | 1989-12-26 | Kuraray Co., Ltd. | Granular inorganic moldings and a process for production thereof |
GB2199541A (en) * | 1986-10-16 | 1988-07-13 | Rig Design Services | Production of engineering drawings |
JPS63125259A (ja) * | 1986-11-14 | 1988-05-28 | 旭光学工業株式会社 | リン酸カルシウム系多孔質骨補填材 |
DE3642201C1 (de) * | 1986-12-10 | 1988-06-16 | Radex Deutschland Ag | Feuerfestes keramisches Bauteil |
NL8700113A (nl) * | 1987-01-19 | 1988-08-16 | Groningen Science Park | Entstuk, geschikt voor behandeling door reconstructieve chirurgie, met weefsel specifieke porositeit, alsmede werkwijze ter vervaardiging van het entstuk. |
US4861733A (en) * | 1987-02-13 | 1989-08-29 | Interpore International | Calcium phosphate bone substitute materials |
JPS6456056A (en) * | 1987-08-26 | 1989-03-02 | Dental Chem Co Ltd | Hydroxyapatite bone filling material |
JP2706467B2 (ja) * | 1988-05-27 | 1998-01-28 | 住友大阪セメント株式会社 | 骨移植用人工骨構造体 |
FR2635772B1 (fr) * | 1988-08-23 | 1995-03-31 | Houllier Georges | Exploitation des poussieres residuaires du sciage et poncage du marbre et du granit pour l'elaboration d'une structure cellulaire |
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 |
DE68911811T2 (de) * | 1988-09-20 | 1994-06-09 | Asahi Optical Co Ltd | Poröser keramischer Sinter und Verfahren zu dessen Herstellung. |
US5073525A (en) * | 1989-10-23 | 1991-12-17 | Quigley Company, Inc. | Lightweight tundish refractory composition |
US5215941A (en) * | 1989-11-10 | 1993-06-01 | Asahi Kogaku Kogyo K.K. | Process for producing a sintered apatite article having a porous surface using an acidic buffer solution |
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 |
US5213878A (en) * | 1990-03-23 | 1993-05-25 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Ceramic composite for electronic applications |
US5266248A (en) * | 1990-05-10 | 1993-11-30 | Torao Ohtsuka | Method of producing hydroxylapatite base porous beads filler for an organism |
ATE139126T1 (de) * | 1990-09-10 | 1996-06-15 | Synthes Ag | Membran für knochenregenerierung |
SE468502B (sv) * | 1991-06-03 | 1993-02-01 | Lucocer Ab | Poroest implantat |
US5306303A (en) * | 1991-11-19 | 1994-04-26 | The Medical College Of Wisconsin, Inc. | Bone induction method |
JPH0710640A (ja) * | 1993-06-25 | 1995-01-13 | Teruo Higa | 機能性セラミックスの製造法 |
US5552351A (en) * | 1993-11-29 | 1996-09-03 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Ceramic membranes having macroscopic channels |
DE4400073C3 (de) * | 1994-01-04 | 2002-02-28 | Burghardt Krebber | Zahnersatz aus faserverstärkten Verbundwerkstoffen und seine Verwendung |
US5770565A (en) * | 1994-04-13 | 1998-06-23 | La Jolla Cancer Research Center | Peptides for reducing or inhibiting bone resorption |
GB2302656B (en) * | 1994-05-24 | 1998-03-18 | Implico Bv | A biomaterial and bone implant for bone repair and replacement |
US5863201A (en) | 1994-11-30 | 1999-01-26 | Implant Innovations, Inc. | Infection-blocking dental implant |
EP1488760B1 (en) * | 1994-11-30 | 2010-03-31 | Biomet 3i, LLC | Implant surface preparation |
US6491723B1 (en) | 1996-02-27 | 2002-12-10 | Implant Innovations, Inc. | Implant surface preparation method |
US6652765B1 (en) * | 1994-11-30 | 2003-11-25 | Implant Innovations, Inc. | Implant surface preparation |
US5702449A (en) * | 1995-06-07 | 1997-12-30 | Danek Medical, Inc. | Reinforced porous spinal implants |
US6039762A (en) * | 1995-06-07 | 2000-03-21 | Sdgi Holdings, Inc. | Reinforced bone graft substitutes |
US6033582A (en) * | 1996-01-22 | 2000-03-07 | Etex Corporation | Surface modification of medical implants |
US5843289A (en) | 1996-01-22 | 1998-12-01 | Etex Corporation | Surface modification of medical implants |
FR2744020B1 (fr) * | 1996-01-31 | 1998-04-10 | S H Ind | Procede de preparation d'un substitut osseux a base d'un produit apte a former une matrice ceramique |
US20040253279A1 (en) * | 1996-10-04 | 2004-12-16 | Dytech Corporation Limited | Production of porous articles |
GB2354518B (en) * | 1996-10-04 | 2001-06-13 | Dytech Corp Ltd | A porous ceramic body composed of bonded particles |
DE19648270A1 (de) * | 1996-11-21 | 1998-05-28 | Basf Ag | Offenzellige poröse Sinterprodukte und Verfahren zu ihrer Herstellung |
US5730598A (en) * | 1997-03-07 | 1998-03-24 | Sulzer Calcitek Inc. | Prosthetic implants coated with hydroxylapatite and process for treating prosthetic implants plasma-sprayed with hydroxylapatite |
US6033438A (en) * | 1997-06-03 | 2000-03-07 | Sdgi Holdings, Inc. | Open intervertebral spacer |
US6977095B1 (en) | 1997-10-01 | 2005-12-20 | Wright Medical Technology Inc. | Process for producing rigid reticulated articles |
DE19825419C2 (de) * | 1998-06-06 | 2002-09-19 | Gerber Thomas | Verfahren zur Herstellung eines hochporösen Knochenersatzmaterials sowie dessen Verwendung |
GB9821663D0 (en) | 1998-10-05 | 1998-11-25 | Abonetics Ltd | Foamed ceramics |
US6174311B1 (en) * | 1998-10-28 | 2001-01-16 | Sdgi Holdings, Inc. | Interbody fusion grafts and instrumentation |
US6328765B1 (en) * | 1998-12-03 | 2001-12-11 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Methods and articles for regenerating living tissue |
JP3400740B2 (ja) * | 1999-04-13 | 2003-04-28 | 東芝セラミックス株式会社 | リン酸カルシウム系多孔質焼結体およびその製造方法 |
JP4358374B2 (ja) * | 1999-08-10 | 2009-11-04 | 日本特殊陶業株式会社 | 生体インプラント材の製造方法 |
DE19956503A1 (de) | 1999-11-24 | 2001-06-21 | Universitaetsklinikum Freiburg | Spritzbares Knochenersatzmaterial |
CA2328818A1 (en) * | 1999-12-16 | 2001-06-16 | Isotis B.V. | Porous ceramic body |
DE29922585U1 (de) * | 1999-12-22 | 2000-07-20 | Biovision Gmbh | Temporärer Knochendefektfüller |
US20020022885A1 (en) * | 2000-05-19 | 2002-02-21 | Takahiro Ochi | Biomaterial |
US6713420B2 (en) | 2000-10-13 | 2004-03-30 | Toshiba Ceramics Co., Ltd. | Porous ceramics body for in vivo or in vitro use |
JP4070951B2 (ja) | 2000-12-07 | 2008-04-02 | ペンタックス株式会社 | 多孔質リン酸カルシウム系セラミックス焼結体の製造方法 |
GB2389537A (en) * | 2001-01-19 | 2003-12-17 | Technology Finance Corp | An implant |
FR2820043A1 (fr) * | 2001-01-19 | 2002-08-02 | Technology Corp Poprieatry Ltd | Un implant |
US6949251B2 (en) * | 2001-03-02 | 2005-09-27 | Stryker Corporation | Porous β-tricalcium phosphate granules for regeneration of bone tissue |
WO2002083188A2 (en) * | 2001-04-16 | 2002-10-24 | Cassidy James J | Dense/porous structures for use as bone substitutes |
KR100426446B1 (ko) * | 2001-07-28 | 2004-04-13 | 홍국선 | 직선형 다공성 골 충진재 및 그 제조 방법 |
DE60215895T2 (de) * | 2001-09-13 | 2007-05-31 | Akira Myoi, Toyonaka | Poröse Calciumphosphat-Keramik für in vivo-Anwendungen |
ATE359836T1 (de) * | 2001-09-24 | 2007-05-15 | Millenium Biologix Inc | Poröse keramische komposit-knochenimplantate |
JP4403268B2 (ja) * | 2001-10-21 | 2010-01-27 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | リン酸カルシウム多孔質焼結体の製造方法及びそれを用いた人工骨の製造方法 |
JP4540905B2 (ja) * | 2001-11-13 | 2010-09-08 | Hoya株式会社 | 焼結体の製造方法 |
TW200400062A (en) * | 2002-04-03 | 2004-01-01 | Mathys Medizinaltechnik Ag | Kneadable, pliable bone replacement material |
DE10337039A1 (de) | 2002-08-12 | 2004-03-18 | Pentax Corp. | Verfahren zum Herstellen eines Sinterpressteils, nach dem Verfahren hergestelltes Sinterpressteil und aus dem Sinterpressteil gefertigte Zellkulturbasis |
US8251700B2 (en) * | 2003-05-16 | 2012-08-28 | Biomet 3I, Llc | Surface treatment process for implants made of titanium alloy |
US20070010892A1 (en) * | 2003-08-27 | 2007-01-11 | Makoto Ogiso | Structural body constituted of biocompatible material impregnated with fine bone dust and process for producing the same |
JP4095584B2 (ja) * | 2004-06-15 | 2008-06-04 | 本田技研工業株式会社 | セラミック成形体及び金属基複合部材 |
US7473678B2 (en) | 2004-10-14 | 2009-01-06 | Biomimetic Therapeutics, Inc. | Platelet-derived growth factor compositions and methods of use thereof |
US7250550B2 (en) * | 2004-10-22 | 2007-07-31 | Wright Medical Technology, Inc. | Synthetic bone substitute material |
US20060111780A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-05-25 | Orthopedic Development Corporation | Minimally invasive facet joint hemi-arthroplasty |
US20060111786A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-05-25 | Orthopedic Development Corporation | Metallic prosthetic implant for use in minimally invasive acromio-clavicular shoulder joint hemi-arthroplasty |
US20060111779A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-05-25 | Orthopedic Development Corporation, A Florida Corporation | Minimally invasive facet joint fusion |
US8021392B2 (en) * | 2004-11-22 | 2011-09-20 | Minsurg International, Inc. | Methods and surgical kits for minimally-invasive facet joint fusion |
WO2006119789A1 (en) * | 2005-05-11 | 2006-11-16 | Synthes | System and implant for ligament reconstrction or bone reconstruction |
DK1933892T3 (da) | 2005-09-09 | 2013-03-25 | Agnovos Healthcare Llc | Sammensat knoglegrafterstatningscement og artikler fremstillet deraf |
US8025903B2 (en) * | 2005-09-09 | 2011-09-27 | Wright Medical Technology, Inc. | Composite bone graft substitute cement and articles produced therefrom |
EP2431060B1 (en) | 2005-11-17 | 2020-04-08 | BioMimetic Therapeutics, LLC | Maxillofacial bone augmentation using RHPDGF-BB and a biocompatible matrix |
US20070128244A1 (en) * | 2005-12-05 | 2007-06-07 | Smyth Stuart K J | Bioceramic scaffolds for tissue engineering |
US20070179613A1 (en) * | 2006-01-30 | 2007-08-02 | Sdgi Holdings, Inc. | Passive lubricating prosthetic joint |
EP1991282B1 (en) | 2006-02-09 | 2013-06-19 | BioMimetic Therapeutics, LLC | Compositions and methods for treating bone |
US9161967B2 (en) | 2006-06-30 | 2015-10-20 | Biomimetic Therapeutics, Llc | Compositions and methods for treating the vertebral column |
CA2656278C (en) | 2006-06-30 | 2016-02-09 | Biomimetic Therapeutics, Inc. | Compositions and methods for treating rotator cuff injuries |
US8043377B2 (en) | 2006-09-02 | 2011-10-25 | Osprey Biomedical, Inc. | Implantable intervertebral fusion device |
JP5552315B2 (ja) | 2006-11-03 | 2014-07-16 | バイオミメティック セラピューティクス, エルエルシー | アースロデティック術のための組成物および方法 |
US8048857B2 (en) | 2006-12-19 | 2011-11-01 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Flowable carrier compositions and methods of use |
US20080195476A1 (en) * | 2007-02-09 | 2008-08-14 | Marchese Michael A | Abandonment remarketing system |
JP5176198B2 (ja) * | 2007-02-21 | 2013-04-03 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | マクロポーラスな連通孔を持つセラミック多孔体の製造方法 |
US20090012620A1 (en) * | 2007-07-06 | 2009-01-08 | Jim Youssef | Implantable Cervical Fusion Device |
US9295564B2 (en) * | 2007-10-19 | 2016-03-29 | Spinesmith Partners, L.P. | Fusion methods using autologous stem cells |
US20090105775A1 (en) * | 2007-10-19 | 2009-04-23 | David Mitchell | Cannula with lateral access and directional exit port |
US20090105824A1 (en) * | 2007-10-19 | 2009-04-23 | Jones Robert J | Spinal fusion device and associated methods |
US8597301B2 (en) * | 2007-10-19 | 2013-12-03 | David Mitchell | Cannula with lateral access and directional exit port |
GB0801935D0 (en) | 2008-02-01 | 2008-03-12 | Apatech Ltd | Porous biomaterial |
CN102014977B (zh) | 2008-02-07 | 2015-09-02 | 生物模拟治疗有限责任公司 | 用于牵引成骨术的组合物和方法 |
US9616153B2 (en) | 2008-04-17 | 2017-04-11 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Rigid bone graft substitute |
US20090263507A1 (en) * | 2008-04-18 | 2009-10-22 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Biological markers and response to treatment for pain, inflammation, neuronal or vascular injury and methods of use |
AU2009291828C1 (en) | 2008-09-09 | 2016-03-17 | Biomimetic Therapeutics, Llc | Platelet-derived growth factor compositions and methods for the treatment of tendon and ligament injuries |
US10610364B2 (en) | 2008-12-04 | 2020-04-07 | Subchondral Solutions, Inc. | Method for ameliorating joint conditions and diseases and preventing bone hypertrophy |
US20100145451A1 (en) | 2008-12-04 | 2010-06-10 | Derek Dee | Joint support and subchondral support system |
US9399086B2 (en) * | 2009-07-24 | 2016-07-26 | Warsaw Orthopedic, Inc | Implantable medical devices |
US8529933B2 (en) | 2009-07-27 | 2013-09-10 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Biphasic calcium phosphate cement for drug delivery |
BR112012020566B1 (pt) | 2010-02-22 | 2021-09-21 | Biomimetic Therapeutics, Llc | Composição de fator de crescimento derivado de plaqueta |
US8586179B1 (en) * | 2010-04-09 | 2013-11-19 | The Boeing Company | Mechanical attachment for micro-truss actively cooled structural insulation layer |
WO2011143226A1 (en) | 2010-05-11 | 2011-11-17 | Howmedica Osteonics Corp. | Organophosphorous, multivalent metal compounds, & polymer adhesive interpenetrating network compositions & methods |
US8765189B2 (en) | 2011-05-13 | 2014-07-01 | Howmedica Osteonic Corp. | Organophosphorous and multivalent metal compound compositions and methods |
EP2793961A4 (en) * | 2011-12-23 | 2015-06-24 | Skeletal Kinetics Llc | Porous calcium phosphate granule and process for its preparation and use |
DE102015209007A1 (de) | 2015-05-15 | 2016-11-17 | Aesculap Ag | Knochenersatzmaterialien, Verfahren zur Herstellung eines Knochenersatzmaterials sowie medizinische Kits zur Behandlung von Knochendefekten |
RU2599524C1 (ru) * | 2015-06-22 | 2016-10-10 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт металлургии и материаловедения им. А.А. Байкова Российской академии наук (ИМЕТ РАН) | Способ получения пористой керамики из фосфатов кальция для лечения дефектов костной ткани |
JP6833699B2 (ja) | 2015-09-08 | 2021-02-24 | 日本製紙株式会社 | リン酸カルシウム微粒子と繊維との複合体、および、その製造方法 |
WO2017091657A1 (en) | 2015-11-25 | 2017-06-01 | Subchondral Solutions, Inc. | Methods, systems and devices for repairing anatomical joint conditions |
US20170232151A1 (en) * | 2016-02-13 | 2017-08-17 | National Taiwan University | Bioresorbable synthetic bone graft |
US10471176B2 (en) | 2017-03-14 | 2019-11-12 | National Taiwan University | Composition material and method for free forming bone substitute |
CN107586146B (zh) * | 2017-03-15 | 2020-10-27 | 鲁东大学 | 一种碳纤维增韧羟基磷灰石生物陶瓷材料的方法 |
CN112250470A (zh) * | 2020-10-21 | 2021-01-22 | 深圳市博迪科技开发有限公司 | 羟基磷灰石降低电子雾化器具加热体基底脱落粉体的用途 |
Family Cites Families (35)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US1934383A (en) * | 1931-05-21 | 1933-11-07 | Johns Manville | Process of making permeable ceramic products |
US1992916A (en) * | 1931-08-17 | 1935-02-26 | Johns Manville | Permeable ceramic material and process of making the same |
DE936080C (de) * | 1949-12-09 | 1955-12-01 | Max Dr Landecker | Verfahren zur Herstellung eines haltbaren Schaumes aus Eiweissstoffen |
DE858658C (de) * | 1950-05-14 | 1952-12-08 | Leube Werk K G | Herstellung von Schaumbeton |
US3416935A (en) * | 1965-07-02 | 1968-12-17 | Dresser Ind | Insulating refractories |
US3497455A (en) * | 1969-01-13 | 1970-02-24 | Morton Int Inc | Low density foamed metal oxides |
US3929971A (en) * | 1973-03-30 | 1975-12-30 | Research Corp | Porous biomaterials and method of making same |
US3913229A (en) * | 1974-02-25 | 1975-10-21 | Miter Inc | Dental treatments |
GB1522182A (en) * | 1974-08-02 | 1978-08-23 | Sterling Drug Inc | Ceramic material |
AT370710B (de) * | 1974-08-02 | 1983-04-25 | Sterling Drug Inc | Verfahren zur herstellung einer poroesen, polykristallinen sinterkeramik |
DK69475A (da) * | 1975-02-24 | 1976-08-25 | P J Jensen | Fremgangsmade til fremstilling af lette porose bygnings- og isolationsmaterialer |
JPS5264199A (en) * | 1975-11-21 | 1977-05-27 | Tokyo Ika Shika Daigakuchiyou | Artificial bone and dental root with sintered apatite and method of producing same |
SE414399B (sv) * | 1976-03-16 | 1980-07-28 | Hans Scheicher | Keramiskt material for anvendning inom medicinen, i synnerhet for framstellning av implantat, fremst odontologiska implantat samt sett for framstellning av materialet |
DE2620890A1 (de) * | 1976-05-12 | 1977-11-17 | Battelle Institut E V | Knochenersatz-, knochenverbund- oder prothesenverankerungsmasse auf kalziumphosphatbasis |
GB1565740A (en) * | 1976-12-17 | 1980-04-23 | Asahi Dow Ltd | Inorgraic foam and preparation thereof |
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 |
DE2905878A1 (de) * | 1979-02-16 | 1980-08-28 | Merck Patent Gmbh | Implantationsmaterialien und verfahren zu ihrer herstellung |
US4312821A (en) * | 1979-04-30 | 1982-01-26 | Sterling Drug Inc. | Ceramic forming process |
JPS5654841A (en) * | 1979-10-08 | 1981-05-15 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Bone broken portion and filler for void portion and method of treating bone of animal using said filler |
JPS56166843A (en) * | 1980-05-28 | 1981-12-22 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Filler for bone broken section and void section |
JPS577859A (en) * | 1980-06-13 | 1982-01-16 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Manufacture of calcium phosphate porous body |
JPS577856A (en) * | 1980-06-13 | 1982-01-16 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Manufacture of calcium phosphate porous body |
DE3046791C2 (de) * | 1980-12-12 | 1984-04-05 | Dr. C. Otto & Co Gmbh, 4630 Bochum | Verfahren zur Herstellung von porösen keramischen Erzeugnissen |
NL8101674A (nl) * | 1981-04-03 | 1982-11-01 | Delphi Dental Ind | Implantaatmateriaal uit keramisch materiaal. |
US4375516A (en) * | 1982-03-02 | 1983-03-01 | Armstrong World Industries, Inc. | Rigid, water-resistant phosphate ceramic materials and process for preparing them |
CA1186130A (en) * | 1981-06-16 | 1985-04-30 | Jeffery L. Barrall | Rigid, water-resistant phosphate ceramic materials and processes for preparing them |
JPS5858041A (ja) * | 1981-10-05 | 1983-04-06 | 三菱鉱業セメント株式会社 | 骨欠損部及び空隙部充てん材 |
JPS58110408A (ja) * | 1981-12-18 | 1983-07-01 | Yoshida Dental Mfg Co Ltd | アルフア型第3リン酸カルシウムの製造方法 |
US4503157A (en) * | 1982-09-25 | 1985-03-05 | Ina Seito Co., Ltd. | Sintered apatite bodies and composites thereof |
DE3305445A1 (de) * | 1983-02-11 | 1984-08-16 | Schweizerische Aluminium Ag, Chippis | Keramischer, mit poren versehener filterkoerper und ein verfahren zum herstellen desselben |
US4654314A (en) * | 1983-07-09 | 1987-03-31 | Sumitomo Cement Co., Ltd. | Porous ceramic material and processes for preparing same |
US4680230A (en) * | 1984-01-18 | 1987-07-14 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Particulate ceramic useful as a proppant |
US4708740A (en) * | 1984-04-11 | 1987-11-24 | Olin Corporation | Technique for forming silicon carbide coated porous filters |
DE3676741D1 (de) * | 1985-05-20 | 1991-02-14 | Sumitomo Chemical Co | Verfahren zur herstellung endossaler implantate. |
-
1984
- 1984-07-06 US US06/628,600 patent/US4654314A/en not_active Expired - Fee Related
- 1984-07-06 NL NL8402158A patent/NL8402158A/nl not_active Application Discontinuation
- 1984-07-09 DE DE3425182A patent/DE3425182C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1984-07-09 FR FR848410888A patent/FR2548661B1/fr not_active Expired - Fee Related
- 1984-07-09 AU AU30414/84A patent/AU577299B2/en not_active Ceased
- 1984-07-09 GB GB08417436A patent/GB2142919B/en not_active Expired
- 1984-07-09 SE SE8403619A patent/SE461393B/sv not_active IP Right Cessation
- 1984-07-09 KR KR1019840003977A patent/KR910001352B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1984-07-09 IT IT21817/84A patent/IT1174599B/it active
-
1987
- 1987-09-16 MY MYPI87001698A patent/MY101898A/en unknown
-
1988
- 1988-10-29 SG SG747/88A patent/SG74788G/en unknown
- 1988-12-12 SE SE8804480A patent/SE465776B/sv not_active IP Right Cessation
- 1988-12-12 SE SE8804479A patent/SE465775B/sv not_active IP Right Cessation
- 1988-12-12 SE SE8804478A patent/SE465774B/sv not_active IP Right Cessation
-
1989
- 1989-02-16 HK HK148/89A patent/HK14889A/xx not_active IP Right Cessation
- 1989-03-20 US US07/325,098 patent/US4963145A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
SE8804480D0 (sv) | 1988-12-12 |
KR910001352B1 (ko) | 1991-03-04 |
SE8804478L (sv) | 1988-12-12 |
US4654314A (en) | 1987-03-31 |
HK14889A (en) | 1989-02-24 |
FR2548661B1 (fr) | 1991-12-27 |
SE465776B (sv) | 1991-10-28 |
KR850001136A (ko) | 1985-03-16 |
SE8403619D0 (sv) | 1984-07-09 |
IT1174599B (it) | 1987-07-01 |
AU577299B2 (en) | 1988-09-22 |
SE8804479L (sv) | 1988-12-12 |
SE8804479D0 (sv) | 1988-12-12 |
GB2142919B (en) | 1987-07-01 |
GB2142919A (en) | 1985-01-30 |
IT8421817A0 (it) | 1984-07-09 |
DE3425182C2 (de) | 1996-09-05 |
SE8804480L (sv) | 1988-12-12 |
SE465774B (sv) | 1991-10-28 |
FR2548661A1 (fr) | 1985-01-11 |
US4963145A (en) | 1990-10-16 |
SE465775B (sv) | 1991-10-28 |
DE3425182A1 (de) | 1985-01-24 |
AU3041484A (en) | 1985-01-10 |
MY101898A (en) | 1992-02-15 |
SE8403619L (sv) | 1985-01-10 |
GB8417436D0 (en) | 1984-08-15 |
IT8421817A1 (it) | 1986-01-09 |
SG74788G (en) | 1989-03-23 |
SE8804478D0 (sv) | 1988-12-12 |
NL8402158A (nl) | 1985-02-01 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
SE461393B (sv) | Poroest keramiskt material | |
US4497075A (en) | Filler for filling in defects or hollow portions of bones | |
US7087540B2 (en) | Resorbable bone replacement and bone formation material | |
JP5154729B2 (ja) | 多孔質人工骨移植片およびその製造方法 | |
US4195366A (en) | Whitlockite ceramic | |
US5082803A (en) | Process for producing bone prosthesis | |
CA2434533A1 (en) | Method of preparing porous calcium phosphate morsels and granules via gelatin processing | |
GB2078696A (en) | Porous Calcium Phosphate Body | |
KR100892906B1 (ko) | 다공성 인산칼슘 세라믹 및 그것의 제조 방법 | |
JPH0359703B2 (sv) | ||
JPS5858041A (ja) | 骨欠損部及び空隙部充てん材 | |
EP1380313B1 (en) | Method of preparing porous calcium phosphate morsels and granules via Gelatin processing | |
JPH05305134A (ja) | 骨形成用多孔質燐酸カルシウム材 | |
JPH0254303B2 (sv) | ||
EP3946488B1 (en) | Collagen matrix or granulate blend of bone substitute material | |
JPH0526504B2 (sv) | ||
JPH10167853A (ja) | 人工骨材料用の多孔質体セラミックス成形体 | |
JP3559461B2 (ja) | 骨修復材 | |
JP3470038B2 (ja) | 骨修復材およびその製造方法 | |
JPH05270940A (ja) | 多孔質セラミック材料の製造方法 | |
JP3561127B2 (ja) | 骨修復材 | |
JPH0534021B2 (sv) | ||
KR101767458B1 (ko) | 다중치수기공형 세라믹 과립 및 분무열분해법과 발포법을 이용한 그 제조 방법 | |
JPH05246773A (ja) | 多孔質セラミック材料の製造方法 | |
JPH05270945A (ja) | 多孔質セラミック材料の製造方法 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
NAL | Patent in force |
Ref document number: 8403619-3 Format of ref document f/p: F |
|
NUG | Patent has lapsed |
Ref document number: 8403619-3 Format of ref document f/p: F |