WO2020008558A1 - 骨補填材及び骨補填材の製造方法 - Google Patents

骨補填材及び骨補填材の製造方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2020008558A1
WO2020008558A1 PCT/JP2018/025350 JP2018025350W WO2020008558A1 WO 2020008558 A1 WO2020008558 A1 WO 2020008558A1 JP 2018025350 W JP2018025350 W JP 2018025350W WO 2020008558 A1 WO2020008558 A1 WO 2020008558A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
bone
base body
replacement material
layer
bone replacement
Prior art date
Application number
PCT/JP2018/025350
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
真生 林
Original Assignee
オリンパス株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by オリンパス株式会社 filed Critical オリンパス株式会社
Priority to PCT/JP2018/025350 priority Critical patent/WO2020008558A1/ja
Publication of WO2020008558A1 publication Critical patent/WO2020008558A1/ja

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61L27/10—Ceramics or glasses
    • 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
    • A61L27/28—Materials for coating prostheses
    • A61L27/30—Inorganic materials
    • A61L27/32—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
    • A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L27/42—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having an inorganic matrix
    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a bone replacement material and a method for producing the bone replacement material.
  • High tibia osteotomy is to remove a part of the tibia when there is varus deformity of the lower limb, or to make a cut in the tibia from the lateral direction, and to make a prescribed correction to the osteotomy formed in the cut or cut part.
  • a wedge-shaped bone replacement material corresponding to the angle is implanted.
  • Porous ceramics are used as bone substitutes.
  • a ceramic porous body composed of a calcium phosphate compound has no toxicity, has a high affinity for a living tissue, and is easily bonded to a living tissue. For this reason, in bone regeneration treatment, a porous ceramic body composed of a calcium phosphate compound is widely used as a bone replacement material (for example, Patent Document 1).
  • the bone substitute has a mechanical strength that can withstand the compression during implantation and the pressure from the bone generated by the movement of the patient until new bone is formed after transplantation. Strength is required.
  • the ceramic porous body disclosed in Patent Document 1 proposes a ceramic porous body having a uniform spherical pore structure in order to uniformly infiltrate osteoblasts and the like into pores as a bone replacement material.
  • absorption of the bone forming material proceeds first, and the bone formation rate is relatively slow. As a result, the porous body disappears before the bone formation sufficiently proceeds, and the mechanical strength of the implant portion of the bone replacement material may be insufficient.
  • Patent Document 2 proposes a method in which metal ions are dissolved in a calcium phosphate compound to control the absorption rate of the material itself.
  • the manufacturing method of the bone replacement material of Patent Document 2 is complicated.
  • the bone replacement material disclosed in Patent Document 2 has a solid solution of metal ions, but a bone replacement material made of a material having more excellent biocompatibility has been desired.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and after implantation into a bone defect, a bone replacement material and a porous body capable of exhibiting osteoconductive ability, adjustment of bone formation reaction speed, and mechanical strength in a well-balanced manner.
  • a manufacturing method is provided.
  • the bone replacement material according to the first aspect of the present invention has a polyhedral shape, has a plurality of pores, a relative porosity of 50% or more, an average pore diameter of 100 to 200 ⁇ m, and a compressive strength.
  • a base body made of a ceramic porous body having a pressure of 10 MPa or more, and a calcium hydrogen phosphate dihydrate layer containing calcium hydrogen phosphate dihydrate and covering the surface of the base body are provided.
  • a second aspect of the present invention is the bone filling material according to the first aspect, wherein the base body has a wedge shape that can be implanted between cut surfaces of a bone incision formed in the tibia by a tibia osteotomy. May be wedge-shaped.
  • the calcium hydrogen phosphate dihydrate layer may have a thickness of 60 to 120 ⁇ m.
  • a fourth aspect of the present invention is the bone replacement material according to any one of the first to third aspects, wherein the content of the calcium hydrogen phosphate dihydrate in the calcium hydrogen phosphate dihydrate layer is: It may be 90% or more.
  • the surface of the calcium hydrogen phosphate dihydrate layer may be formed of needle-like crystals.
  • the method for producing a bone replacement material according to the sixth aspect of the present invention has a polyhedral shape, a plurality of pores, a relative porosity of 50% or more, an average pore diameter of 100 to 200 ⁇ m,
  • a base body made of a ceramic porous body having a compressive strength of 10 MPa or more is immersed in a calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution, and calcium hydrogen phosphate dihydrate is precipitated on the surface of the base body to form hydrogen phosphate.
  • a calcium dihydrate layer is formed, and the surface of the base body is coated with a calcium hydrogen phosphate dihydrate layer to obtain a bone replacement material.
  • the immersion time of immersing the base body in the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution is in a range of 20 to 60 minutes. It may be.
  • An eighth aspect of the present invention is the method for producing a bone replacement material according to the sixth aspect, wherein the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution has a calcium dihydrogen phosphate monohydrate concentration of 0.1 mol. / L and less than pH 4.
  • the method for producing a bone replacement material and a porous body of the present invention can exhibit osteoconductive ability, bone formation reaction rate adjustment, and mechanical strength in a well-balanced state after being embedded in a bone defect.
  • 5 is an SEM image of the bone replacement material of Example 1.
  • 9 is an SEM image of a bone replacement material of Example 2.
  • 5 is an optical microscope image showing a change with time after implantation of the bone replacement material of Example 1. It is an optical microscope image which shows a temporal change after implantation of a bone substitute material of a comparative example.
  • FIG. 1 is a perspective view schematically showing a bone replacement material 1 according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is an image showing a cross section of the bone replacement material 1 according to the present embodiment, and is a secondary electron image using an electron microscope (SEM).
  • FIG. 3 is an SEM image showing the surface of the bone replacement material 1 according to the present embodiment, and is a secondary electron image using an electron microscope (SEM).
  • the bone replacement material 1 includes a base body 10 having a polyhedral shape, and a DCPD layer (calcium hydrogen phosphate dihydrate layer) 20 formed on the surface of the base body 10.
  • DCPD layer calcium hydrogen phosphate dihydrate layer
  • the base body 10 is a porous ceramic body formed of ⁇ -tricalcium phosphate ( ⁇ -TCP) as a main component and having a plurality of pores.
  • ⁇ -TCP ⁇ -tricalcium phosphate
  • osteoclasts absorb ⁇ -TCP, osteoblasts form new bone, and are replaced with new bone over time.
  • the base body 10 has a desired polyhedral shape.
  • a wedge-shaped base body 10 having a triangular prism shape having a side of 6 mm (mm) or more is suitable for cutting a bone replacement material between cut surfaces of a bone cut portion formed on a tibia in HTO. Can be buried in
  • the base body 10 has a relative porosity of 50% or more. Although the upper limit of the relative porosity of the base body 10 is not particularly limited, the relative porosity may be 67% or less as a range in which the shape and mechanical strength of the base body 10 can be maintained.
  • the base body 10 has an average pore diameter of 100 to 200 ⁇ m.
  • the average pore diameter of the base body 10 is smaller than 100 ⁇ m, the bone forming cells hardly infiltrate into the pores of the base body 10 and the bone formation speed becomes slow.
  • the average pore diameter of the base body 10 is larger than 200 ⁇ m, the strength of the base body 10 decreases.
  • the base body 10 has a standard deviation of an average pore diameter of 60 ⁇ m or less. Since the average pore diameter is 100 to 200 ⁇ m and the standard deviation of the average pore diameter is 60 ⁇ m or less, it can be said that the porous body has a small variation in the pore diameter. As a result, the osteogenic cells can smoothly enter the pores of the base body 10.
  • the base body 10 has a compressive strength of 10 MPa or more. If the compressive strength of the base body 10 is less than 10 MPa, the load-bearing capacity in a state of being implanted in the bone is insufficient.
  • the base body 10 has a relative porosity of 50% or more and a compressive strength of 10 MPa or more, has a high penetration property of the bone forming material, and has a sufficient load-bearing capacity when implanted in an osteotomy. Is provided.
  • the DCPD dissolves after the bone filling material 1 is implanted in the bone, and calcium ions and phosphate ions are released around the bone filling material 1. As a result, the osteoblasts are activated, and the osteoconductivity around the bone replacement material 1 is increased.
  • the reaction with the osteogenic cells is suppressed for a certain period after the implantation of the bone replacement material 1 until the DCPD layer 20 is dissolved, and the dissolution of the base body 10 is suppressed. As a result, since the polyhedral shape of the base body 10 is maintained for a certain period, the base body 10 can withstand a load from bone.
  • DCPD is known as a material for artificial bones, but is generally used in a cemented state in most cases. Therefore, it has not been used in applications in which a large load is applied to the bone replacement material after placement in a bone incision, for example, after HTO.
  • the present inventors ensure that the base body 10 containing ⁇ -TCP as a main component secures the basic strength as a bone replacement material, and cover the surface of the base body 10 with the DCPD layer 20 so that the bone conduction after implantation is improved. Performance and load-carrying capacity were improved.
  • the DCPD layer 20 is formed to cover the entire surface of the base body 10.
  • DCPD layer 20 has a thickness of 60 ⁇ m to 120 ⁇ m.
  • the thickness of the DCPD layer 20 is less than 60 ⁇ m, the effect of providing the DCPD layer, that is, the effect of adjusting the osteoconductivity and the rate of bone formation reaction may not be sufficiently obtained. Even if the DCPD layer 20 is formed thicker than 120 ⁇ m, the effect of providing the DCPD layer 20 is not proportionately improved.
  • the thickness of the DCPD layer 20 is preferably 120 ⁇ m or less in consideration of the mechanical strength and the osteoinductive ability of the bone replacement material.
  • FIG. 3 is an SEM photograph of the surface of the bone substitute 1.
  • the surface of the DCPD layer 20 is made of a needle-like crystal. Since the surface of the DCPD layer 20 is a needle-like crystal, the surface area of the DCPD layer 20 is large.
  • calcium ions and phosphate ions can be efficiently released around the bone replacement material 1, and around the bone replacement material 1 in the initial stage after the implantation. Osteoconductivity is improved.
  • the surface of the bone replacement material 1 has needle-like irregularities, a state of being in contact with the surface of the bone replacement material 1 during implantation is favorably maintained.
  • the DCPD layer 20 has a DCPD content of 90% or more, contains few impurities, and is formed of high-concentration DCPD. Therefore, even if the thickness of the DCPD layer 20 is small, the effect by DCPD can be efficiently exhibited. As a result, in the bone replacement material implanted in a limited space, new bone can be reliably generated while securing the volume of the base body 10 and securing osteoconductivity and mechanical strength.
  • FIG. 4 shows a flowchart of a method for manufacturing the bone replacement material 1 according to the present embodiment.
  • the method for manufacturing the bone replacement material 1 includes a first step S1 for preparing the base body 10 and a second step S2 for forming the DCPD layer 20.
  • a polyhedral shape having a plurality of pores as the base body 10, having a relative porosity of 50% or more, an average pore diameter of 100 to 200 ⁇ m, and a compressive strength of 10 MPa or more is provided.
  • a ceramic porous body is prepared.
  • the base body 10 may be manufactured by a known method for manufacturing a porous ceramic body, or an off-the-shelf product may be used.
  • a slurry in which a calcium phosphate compound is dispersed in a solvent is stirred and foamed.
  • the foamed slurry is placed in a mold container conforming to the outer shape of the bone filling material, and dried to obtain a dried body.
  • the solvent in the slurry evaporates to obtain a dried body composed of aggregated ⁇ -TCP powder.
  • the dried body is placed in a heating furnace, heated at a high temperature and sintered to obtain the base body 10.
  • the base body 10 is immersed in a calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution. Specifically, the base body 10 is buried and immersed in a calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution to precipitate calcium hydrogen phosphate dihydrate on the surface of the base body 10. If the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution has a calcium dihydrogen phosphate monohydrate concentration of more than 0.1 mol / L and a pH of less than 4, needle-like crystals can be deposited on the surface of the DCPD layer 20 It is.
  • the immersion time of the base body 10 in the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution is preferably 20 minutes to 60 minutes. When the immersion time is less than 20 minutes, the precipitation of calcium hydrogen phosphate dihydrate is insufficient, and the calcium hydrogen phosphate dihydrate does not precipitate on the entire surface of the base body 10, and a DCPD layer is formed. Not done. If the immersion time exceeds 60 minutes, the replacement of the base body 10 becomes excessive, and the mechanical strength of the base body 10 decreases.
  • the base body on which the calcium hydrogen phosphate dihydrate is precipitated is taken out from the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution, and dried to obtain the bone replacement material 1 in which the DCPD layer 20 is formed on the base body 10.
  • the bone replacement material 1 since the bone replacement material 1 according to the present embodiment includes the DCPD layer 20 that covers the surface of the base body 10 made of a porous ceramic body, the bone replacement material 1 is embedded in a bone defect, and has osteoconductivity, bone formation reaction speed adjustment, and mechanical strength. Can be provided in a well-balanced manner.
  • the DCPD layer 20 covering the surface of the base body 10 suppresses the base body 10 from directly contacting the osteogenic cells,
  • the DCPD dissolves to release calcium ions and phosphate ions, and the osteoconductivity around the bone replacement material 1 is increased.
  • bone formation around the bone replacement material 1 can be preferentially promoted, and the mechanical strength of the bone replacement material 1 is maintained while the base body 10 maintains a polyhedral shape.
  • the bone replacement material 1 is implanted in the treatment target site. After a predetermined period of time, the DCPD is dissolved, and the base body 10 starts to come into direct contact with the osteogenic cells.
  • the base body 10 Since the base body 10 has a relative porosity of 50% or more and an average pore diameter of 100 to 200 ⁇ m, the osteogenic cells can easily enter the pores of the base body 10. Further, since the base body 10 has a relative porosity of 50%, the contact area between the bone cells and ⁇ -TCP is sufficiently large. As a result, the reaction between the osteogenic cells and ⁇ -TCP of the base body 10 is performed in a wide range, and the absorbability of ⁇ -TCP by the bone cells is improved.
  • the bone replacement material 1 since the DCPD layer 20 has a thickness of 60 to 120 ⁇ m, ⁇ -TCP is unlikely to directly contact body fluid for a predetermined period, and the bone replacement material 1 can maintain mechanical strength. . In addition, the efficiency of forming the regenerated bone around the bone replacement material 1 is high, and the regenerated bone can have sufficient strength after the base body 10 has disappeared.
  • the bone replacement material 1 has a calcium hydrogen phosphate dihydrate content of 90% or more in the DCPD layer 20, and contains a high concentration of calcium hydrogen phosphate dihydrate. Since the bone replacement material 1 includes the high-concentration DCPD layer 20, the effect of preventing the ⁇ -TCP of the base body 10 from directly contacting a body fluid or the like is high.
  • the DCPD concentration of the DCPD layer 20 is as high as 90% or more. As a result, even with the thin DCPD layer 20, contact between the ⁇ -TCP of the base body 10 and the osteogenic cells can be suppressed. In addition, since DCPD is provided at a high concentration, calcium ions and phosphate ions can be efficiently released in the initial stage after implantation into a treatment target site, and osteoconductivity can be increased.
  • the DCPD layer 20 is formed by immersing the base body 10 in a calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution to precipitate calcium hydrogen phosphate dihydrate.
  • the concentration of calcium dihydrogen phosphate monohydrate in the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution is higher than 0.1 mol / L and lower than pH 4, the DCPD layer 20 having needle-like crystals can be formed. . Therefore, the DCPD layer 20 having a large surface area is formed over the entire area of the base body 10. As a result, calcium ions and phosphate ions are efficiently released.
  • the frictional force between the bone cut portion and the bone replacement material 1 is high, and the bone replacement material 1 can be stably arranged in the bone cut portion.
  • the time for immersing the base body 10 in the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution is 20 minutes to 60 minutes, so that the surface of the base body 10 is made uniform. , And a predetermined compressive strength can be secured while suppressing a decrease in the strength of the base body 10.
  • Example 1 A base body 10 made of a porous body composed of ⁇ -TCP was prepared (first step S1). The pore diameter of a plurality of pores was measured on the SEM image of the cut surface of the prepared base body 10, and the relative porosity of the base body 10 of Example 1 was calculated.
  • the relative porosity of the base body 10 of Example 1 was 58.1%, the average pore diameter was 119 ⁇ m, and the standard deviation was 60 ⁇ m.
  • the compression strength of the base body 10 was 20.7 MPa.
  • FIG. 2 shows an SEM photograph of a part of the cut surface of the obtained bone replacement material 1.
  • the DCPD layer 20 was formed on the surface of the base body 10.
  • the portion that looks black above the DCPD layer 20 is the surface of the DCPD layer 20 having irregularities.
  • FIG. 3 shows an image obtained by imaging the surface of the bone replacement material of Example 1 using an electron microscope (SU1510, manufactured by Hitachi, Ltd.). As shown in FIG. 3, it was confirmed that needle-like crystals were precipitated on the surface of the bone replacement material of Example 1.
  • FIG. 5 shows an SEM image (an image obtained by capturing a backscattered electron image using an electric microscope (SEM)) of Example 1.
  • SEM electric microscope
  • the DCPD content of the DCPD layer 20 of the bone replacement material 1 of Example 1 was measured. X-ray diffraction analysis was used for the measurement. As a result, the DCPD content of the DCPD layer 20 of the bone replacement material 1 of Example 1 was 96.9%.
  • Example 2 In the second embodiment, the same base body 10 as that of the first embodiment is used, and the time for immersing the base body 10 in the calcium dihydrogen phosphate monohydrate solution in the second step S2 is set to be longer than that of the first embodiment for 60 minutes.
  • a supplement 1 was produced in Example 2
  • a bone replacement material was produced under the same conditions as Example 1 except for the immersion time in the second step S2.
  • FIG. 6 shows an SEM image (an image obtained by capturing a backscattered electron image using an electric microscope (SEM)) of the bone replacement material of Example 2. As a result of analyzing the SEM image shown in FIG. 6, it was confirmed that the bone replacement material of Example 2 had the DCPD layer 20 having a thickness of 120 ⁇ m.
  • Example 1 As a comparative example, a ceramic porous body having no DCPD layer was prepared. That is, the second step of Example 1 was not performed, and the base body 10 manufactured in Example 1 was used as a comparative example.
  • Example 1 a plurality of the bone substitutes of Example 1 were prepared, implanted in the femur of each rabbit, and the changes over time were observed. Specifically, a plurality of samples in which the bone replacement material of Example 1 was implanted in the rabbit femur were prepared, and after 2 weeks (2w), after 4 weeks (4w), after 12 weeks (12w), After a lapse of 24 weeks (24w), each femoral tissue was collected to prepare a hematoxylin-eosin stained specimen. In this specimen, osteogenic cells were stained, and bone was not stained.
  • FIG. 7 shows an image of the prepared hematoxylin and eosin stained sample taken with an optical microscope.
  • ⁇ In the image shown in FIG. 7 from 2w after 2 weeks to 12w after 12 weeks, a portion in which a plurality of spot groups appear in a rectangular shape at the center is the bone replacement material.
  • the bone replacement material of Example 1 the presence of the bone replacement material was confirmed in the images from 2w after 2 weeks to 12w after 12 weeks. At 24w after 24 weeks, the bone replacement material disappeared, and it was confirmed that the bone was regenerated.
  • FIG. 8 shows an image of the hematoxylin-eosin stained sample of the comparative example taken by an optical microscope.
  • the bone replacement material of the comparative example the presence of the bone replacement material was confirmed at 2w after 2 weeks and at 4w after 4 weeks, but disappeared at 12w after 12 weeks. That was confirmed.
  • FIG. 8 and FIG. 9 are compared, in FIG. 8, the thickness and continuity of the cortical bone are poor, and the bone formation is insufficient. If the bone replacement material disappears in less than 12 w after 12 weeks, bone formation may be insufficient in practical use.
  • the bone replacement material and the method for manufacturing the bone replacement material it is possible to provide a bone replacement material capable of exhibiting a good balance of osteoconductivity, bone formation reaction speed adjustment, and mechanical strength after being embedded in a bone defect.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Ceramic Engineering (AREA)
  • Composite Materials (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

この骨補填材（１）は、多面体形状を有し、複数の空孔を備え、相対気孔率が５０％以上であり、平均気孔径が１００～２００μｍであり、圧縮強度が１０ＭＰａ以上であるセラミックス多孔体からなるベース体（１０）と、リン酸水素カルシウム二水和物を含み、前記ベース体の表面を覆うリン酸水素カルシウム二水和物層（２０）と、を備える。

Description

骨補填材及び骨補填材の製造方法
　本発明は、骨補填材及び骨補填材の製造方法に関する。
　歯科、外科等において、骨欠損部等に骨補填材を装填し、骨補填材を経時的に新生骨に置換させて骨を再生する治療が行われている。骨を再生する治療の一例として、高位脛骨骨切り術（Ｈｉｇｈ　Ｔｉｂｉａｌ　Ｏｓｔｅｏｔｏｍｙ：ＨＴＯ）が挙げられる。高位脛骨骨切り術は、下肢の内反変形がある場合に脛骨の一部を切除し、あるいは脛骨に横方向から切り込みを入れ、切除部分あるいは切り込み部分に形成された骨切部に所定の矯正角度に対応する楔形状の骨補填材を埋植する。骨補填材の埋植から所定期間が経過すると、体内の骨形成細胞と接触した骨補填材の成分が置換されて再生骨が形成され、下肢の内反変形を矯正する治療法である。
　骨補填材としてセラミックス多孔体が用いられている。リン酸カルシウム系化合物で構成されたセラミックス多孔体は、毒性がなく、生体組織との親和性が高く、生体組織と結合しやすい。このため、骨再生治療では、リン酸カルシウム系化合物で構成されたセラミックス多孔体が骨補填材として広く用いられている（例えば、特許文献１）。
日本国特許第５７９３０４５号 日本国特開２００１－２５９０１６号公報
　骨補填材には、骨形成を促進させる性能の他、埋植時の圧迫や、移植後に新生骨が形成されるまでの間、患者の動作に伴って生じる骨からの圧迫に耐え得る機械的強度が求められている。
　特許文献１のセラミックス多孔体は、骨補填材として骨芽細胞等を気孔内に均一に浸入させるため、均一な球状気孔構造を有するセラミックス多孔体を提案している。しかし、特許文献１のセラミックス多孔体を骨補填材として使用する場合、骨形成材料の吸収が先行して進行し、骨形成速度が相対的に遅い。その結果、骨形成が十分に進行する前に多孔体が消失し、骨補填材の埋植部の機械的強度が不足する場合がある。
　これに対し、特許文献２には、リン酸カルシウム系化合物に金属イオンを固溶化させ、素材自体の吸収速度を制御する方法が提案されている。しかし、特許文献２の骨補填材は製造方法が煩雑である。また、特許文献２の骨補填材は金属イオンを固溶させているが、より生体適合性に優れた材料からなる骨補填材が望まれていた。
　本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、骨欠損部に埋植後、骨伝導能、骨形成反応速度調整、及び機械的強度をバランスよく発揮可能な骨補填材及び多孔体の製造方法を提供する。
　本発明の第一の態様に係る骨補填材は、多面体形状を有し、複数の空孔を備え、相対気孔率が５０％以上であり、平均気孔径が１００～２００μｍであり、圧縮強度が１０ＭＰａ以上であるセラミックス多孔体からなるベース体と、リン酸水素カルシウム二水和物を含み、前記ベース体の表面を覆うリン酸水素カルシウム二水和物層と、を備える。
　本発明の第二の態様は、第一の態様に係る骨補填材において、前記ベース体は、脛骨の骨切り術で脛骨に形成された骨切部の切断面間に埋植可能な楔形状を有する楔形状を有してもよい。
　本発明の第三の態様は、第一または第二の態様に係る骨補填材において、前記リン酸水素カルシウム二水和物層の厚さが６０～１２０μｍであってもよい。
　本発明の第四の態様は、第一から第三のいずれかの態様に係る骨補填材において、前記リン酸水素カルシウム二水和物層における前記リン酸水素カルシウム二水和物の含有率が９０％以上であってもよい。
　本発明の第五の態様は、第一から第四のいずれかの態様に係る骨補填材において、前記リン酸水素カルシウム二水和物層の表面は針状の結晶からなってもよい。
　本発明の第六の態様に係る骨補填材の製造方法は、多面体形状を有し、複数の空孔を備え、相対気孔率が５０％以上であり、平均気孔径が１００～２００μｍであり、圧縮強度が１０ＭＰａ以上であるセラミックス多孔体からなるベース体をリン酸二水素カルシウム一水和物溶液に浸漬し、前記ベース体の表面にリン酸水素カルシウム二水和物を析出させてリン酸水素カルシウム二水和物層を形成し、前記ベース体の表面をリン酸水素カルシウム二水和物層で被覆して骨補填材を得る。
　本発明の第七の態様は、第六の態様に係る骨補填材の製造方法では、前記ベース体を前記リン酸二水素カルシウム一水和物溶液に浸漬する浸漬時間が２０～６０分の範囲であってもよい。
　本発明の第八の態様は、第六の態様に係る骨補填材の製造方法において、前記リン酸二水素カルシウム一水和物溶液は、リン酸二水素カルシウム一水和物濃度が０．１ｍｏｌ／Ｌより高く、ｐＨ４未満であってもよい。
　本発明の骨補填材及び多孔体の製造方法は、骨欠損部に埋設後、骨伝導能、骨形成反応速度調整及び機械的強度をバランスよく発揮可能である。
本発明の一実施形態に係る骨補填材を模式的に示す斜視図である。 本発明の一実施形態に係る骨補填材の断面を示すＳＥＭ画像である。 本発明の一実施形態に係る骨補填材の表面を示すＳＥＭ画像である。 本発明の一実施形態に係る骨補填材の製造方法を示すフローチャートである。 実施例１の骨補填材のＳＥＭ画像である。 実施例２の骨補填材のＳＥＭ画像である。 実施例１の骨補填材の埋植後の経時変化を示す光学顕微鏡画像である。 比較例の骨補填材の埋植後の経時変化を示す光学顕微鏡画像である。
　以下、本発明の一実施形態に係る骨補填材１について、図１から図４を参照して説明する。図１は、本実施形態に係る骨補填材１を模式的に示す斜視図である。図２は、本実施形態に係る骨補填材１の断面を示す画像であり、電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた二次電子像である。図３は、本実施形態に係る骨補填材１の表面を示すＳＥＭ画像であり、電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた二次電子像である。
　本実施形態に係る骨補填材１は、多面体形状を有するベース体１０と、ベース体１０の表面に形成されたＤＣＰＤ層（リン酸水素カルシウム二水和物層）２０とを備えている。
　ベース体１０は、β型リン酸三カルシウム（β－ＴＣＰ）を主成分として形成され、複数の空孔を備えるセラミックス多孔体である。β－ＴＣＰを骨切部等の骨欠損部に接触させておくと、破骨細胞がβ－ＴＣＰを吸収し、骨芽細胞が新しい骨を形成し、経時的に新生骨に置換される。
　ベース体１０は、所望の多面体形状を有する。例えば、図１に示すように、一辺が６ミリメートル（ｍｍ）以上の三角柱形状である楔形状のベース体１０は、骨補填材をＨＴＯにおいて脛骨に形成された骨切部の切断面間に好適に埋植できる。
　ベース体１０は、相対気孔率が５０％以上である。ベース体１０の相対気孔率の上限は特に限定されないが、ベース体１０の形状及び機械的強度が保持可能な範囲として相対気孔率は６７％以下であればよい。
　ベース体１０は、平均気孔径が１００～２００μｍである。ベース体１０の平均気孔径が１００μｍより小さいと、ベース体１０の気孔内に骨形成細胞が浸入し難く、骨形成速度が遅くなる。ベース体１０の平均気孔径が２００μｍより大きいと、ベース体１０の強度が低下する。
　ベース体１０は、平均気孔径の標準偏差が６０μｍ以下である。平均気孔径が１００～２００μｍであり、かつ、平均気孔径の標準偏差が６０μｍ以下であるため、気孔径のばらつきが小さい多孔体であると言える。この結果、骨形成細胞がベース体１０の気孔内に骨形成細胞が円滑に浸入可能となる。
　ベース体１０は、圧縮強度が１０ＭＰａ以上である。ベース体１０の圧縮強度が１０ＭＰａより小さいと、骨に埋植した状態における耐荷重性が不足する。
　上述の通り、ベース体１０は、相対気孔率が５０％以上かつ圧縮強度が１０ＭＰａ以上であり、骨形成材料の浸入性が高く、かつ骨切部に埋植された場合に十分な耐荷重性を備える。
　ＤＣＰＤ層２０は、ＤＣＰＤ（リン酸水素カルシウム二水和物。dicalcium phosphate dehydrate;　ＣａＨＰＯ４・２Ｈ２Ｏ）を含む層である。ＤＣＰＤは、骨補填材１を骨に埋植した後に溶解し、骨補填材１の周囲にカルシウムイオンおよびリン酸イオンが放出される。その結果、骨芽細胞が活性化され、骨補填材１の周囲における骨伝導能が高められる。一方、ベース体１０は、骨補填材１の埋植後ＤＣＰＤ層２０が溶解するまでの一定期間、骨形成細胞との反応が抑制され、ベース体１０の溶解が抑えられる。その結果、ベース体１０の多面体形状が一定期間維持されるため、骨からの荷重に耐え得る。
　ＤＣＰＤは、人工骨の材料として公知であるが、一般にセメント状の状態で用いられることが殆どであった。したがって、例えばＨＴＯ後のような、骨切部への留置後に、骨補填材に大きな荷重がかかる用途には使用されていなかった。発明者らは、β－ＴＣＰを主成分とするベース体１０で骨補填材としての基本強度を確保しつつ、ベース体１０の表面をＤＣＰＤ層２０で被覆することにより、埋植後の骨伝導能及び耐荷重性を改善することに成功した。
　ＤＣＰＤ層２０は、ベース体１０の表面の全体を覆って形成されている。ＤＣＰＤ層２０の厚さは６０μｍ～１２０μｍである。ＤＣＰＤ層２０の厚さが６０μｍ未満の場合、ＤＣＰＤ層を設ける効果、すなわち、骨伝導能、骨形成反応速度調整効果が十分に得られない可能性がある。ＤＣＰＤ層２０の厚さを１２０μｍより厚く形成しても、ＤＣＰＤ層２０を設ける効果は比例的に向上しない。また、骨補填材は、骨切部等、限られたスペースに埋植するため、ＤＣＰＤ層２０の厚さを１２０μｍより厚くすると相対的にベース体１０の体積が小さくなる。そのため、骨補填材の機械的強度及び骨誘導能を考慮すると、ＤＣＰＤ層２０の厚さは１２０μｍ以下が好ましい。
　図３は、骨補填材１の表面のＳＥＭ写真である。図３に示すように、ＤＣＰＤ層２０の表面は針状の結晶からなる。ＤＣＰＤ層２０の表面が針状の結晶であるため、ＤＣＰＤ層２０の表面積が大きい。この結果、骨補填材１が処置対象部位に埋植された後、骨補填材１の周囲に効率良くカルシウムイオンおよびリン酸イオンが放出でき、埋植後の初期段階における骨補填材１の周囲における骨伝導能が向上する。また、骨補填材１の表面に針状の凹凸を有するため、埋植時に、骨補填材１の表面と接触した状態が良好に保持される。
　ＤＣＰＤ層２０は、ＤＣＰＤの含有率が９０％以上であり、不純物が少なく、高濃度のＤＣＰＤで形成されている。したがって、ＤＣＰＤ層２０の厚さが薄くても、効率的にＤＣＰＤによる効果を発揮できる。この結果、限られたスペースに埋植される骨補填材において、ベース体１０の体積を確保して、骨伝導能及び機械的強度を確保しながら、確実に新生骨を生成できる。
（骨補填材の製造方法）
　次に、本実施形態に係る骨補填材１の製造方法について説明する。図４に本実施形態に係る骨補填材１の製造方法のフローチャートを示す。図４に示すように、骨補填材１の製造方法では、ベース体１０を準備する第一工程Ｓ１と、ＤＣＰＤ層２０を形成する第二工程Ｓ２と、を有する。
　まず、第一工程Ｓ１では、ベース体１０として、複数の空孔を備え、相対気孔率が５０％以上であり、平均気孔径が１００～２００μｍであり、圧縮強度が１０ＭＰａ以上である多面体形状のセラミックス多孔体を準備する。ベース体１０は、公知のセラミックス多孔体の製造方法により作製してもよいし、既製品を用いてもよい。ベース体１０は、例えば、β－ＴＣＰからなるセラミックス多孔体を使用できる。
　ベース体１０を作製する場合、リン酸カルシウム系化合物を溶媒に分散させたスラリーを撹拌して発泡させる。次に、発泡させたスラリーを骨補填材の外形状に沿った型容器内に入れて乾燥させ、乾燥体を得る。乾燥処理により、スラリー内の溶媒が蒸発し、凝集したβ－ＴＣＰ粉からなる乾燥体を得る。次に、乾燥体を加熱炉に入れて高温加熱して焼結させてベース体１０を得る。
　次に、第二工程Ｓ２では、ベース体１０をリン酸二水素カルシウム一水和物溶液に浸漬する。具体的には、ベース体１０をリン酸二水素カルシウム一水和物溶液内に埋没させて浸漬し、ベース体１０の表面にリン酸水素カルシウム二水和物を析出させる。リン酸二水素カルシウム一水和物溶液は、リン酸二水素カルシウム一水和物濃度が０．１ｍｏｌ／Ｌより高く、ｐＨ４未満であると、ＤＣＰＤ層２０の表面に針状の結晶が析出可能である。
　ベース体１０のリン酸二水素カルシウム一水和物溶液への浸漬時間は２０分～６０分が好ましい。上記浸漬時間が２０分未満であると、リン酸水素カルシウム二水和物の析出が不十分でありベース体１０の表面全域にリン酸水素カルシウム二水和物が析出せず、ＤＣＰＤ層が形成されない。上記浸漬時間が６０分を超えると、ベース体１０の置換が過剰となりベース体１０の機械的強度が低下する。
　その後、リン酸水素カルシウム二水和物を析出させたベース体をリン酸二水素カルシウム一水和物溶液から取出し、乾燥させるとベース体１０にＤＣＰＤ層２０が形成された骨補填材１が得られる。
　本実施形態に係る骨補填材１は、セラミックス多孔体からなるベース体１０の表面を覆うＤＣＰＤ層２０を備えるため、骨欠損部に埋設後、骨伝導能、骨形成反応速度調整及び機械的強度をバランスよく発揮可能な骨補填材を提供できる。
　具体的には、骨補填材１を処置対象部位に埋植した初期段階では、ベース体１０の表面を覆うＤＣＰＤ層２０により、ベース体１０が骨形成細胞に直接接触することを抑制すると共に、ＤＣＰＤが溶解してカルシウムイオン及びリン酸イオンを放出し、骨補填材１の周囲の骨伝導能が高められる。その結果、骨補填材１の周囲の骨形成を優先的に促進でき、かつ、ベース体１０が多面体形状を維持して骨補填材１の機械的強度が保持される。続いて、骨補填材１を処置対象部位に埋植し、所定期間経過後、ＤＣＰＤが溶解した結果、ベース体１０が骨形成細胞に直接接触し始める。ベース体１０は、相対気孔率が５０％以上であり、かつ平均気孔径が１００～２００μｍであるため、骨形成細胞がベース体１０の気孔内に浸入しやすい。また、ベース体１０は、相対気孔率が５０％であるため、骨細胞とβ－ＴＣＰとの接触面積が十分に大きい。その結果、骨形成細胞とベース体１０のβ－ＴＣＰとの反応が広い範囲で行われ、骨細胞によるβ－ＴＣＰの吸収性が向上させられる。
　本実施形態に係る骨補填材１は、ＤＣＰＤ層２０の厚みが６０～１２０μｍであるため、所定期間、β－ＴＣＰが直接体液に接触し難く、かつ骨補填材１で機械的強度を保持できる。また、骨補填材１の周囲の再生骨の形成効率が高く、ベース体１０の消失後に再生骨が十分な強度を付与できる。
　本実施形態に係る骨補填材１は、ＤＣＰＤ層２０におけるリン酸水素カルシウム二水和物の含有率が９０％以上であり、高濃度のリン酸水素カルシウム二水和物を含有する。骨補填材１は高濃度のＤＣＰＤ層２０を備えるため、ベース体１０のβ－ＴＣＰが直接体液等に接触することを防ぐ効果が高い。
　本実施形態に係る骨補填材１は、ＤＣＰＤ層２０のＤＣＰＤ濃度が９０％以上と高濃度である。その結果、薄いＤＣＰＤ層２０であっても、ベース体１０のβ－ＴＣＰと骨形成細胞との接触を抑制できる。また、高濃度のＤＣＰＤを備えるため、処置対象部位への埋植後の初期段階では、効率的にカルシウムイオン及びリン酸イオンを放出して骨伝導能を高めることができる。
　本実施形態に係る骨補填材の製造方法は、ベース体１０をリン酸二水素カルシウム一水和物溶液に浸漬させてリン酸水素カルシウム二水和物を析出させてＤＣＰＤ層２０を形成する。また、リン酸二水素カルシウム一水和物溶液のリン酸二水素カルシウム一水和物濃度が０．１ｍｏｌ／Ｌより高く、ｐＨ４未満であるため、針状の結晶を有するＤＣＰＤ層２０を形成できる。したがって、表面積が大きいＤＣＰＤ層２０がベース体１０の全域に形成される。この結果、カルシウムイオン及びリン酸イオンが効率的に放出される。また、骨切部と骨補填材１との摩擦力が高く、骨補填材１を骨切部に安定配置できる。
　本実施形態に係る骨補填材の製造方法によれば、ベース体１０をリン酸二水素カルシウム一水和物溶液に浸漬させる時間が２０分～６０分であるため、ベース体１０の表面を均一に被覆しつつ、ベース体１０の強度低下を抑えて所定の圧縮強度を確保できる。
　以上、本発明の一実施形態について説明したが、本発明の技術範囲は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において、各構成要素に種々の変更を加えたり、削除したり、各実施形態の構成要素を組み合わせたりすることが可能である。
　以下、本発明の実施例及び比較例について説明する。
（実施例１）
　β－ＴＣＰで構成される多孔体からなるベース体１０を準備した（第一工程Ｓ１）。用意したベース体１０の切断面のＳＥＭ画像上で複数の気孔の気孔径を計測し、実施例１のベース体１０の相対気孔率を算出した。
　相対気孔率は以下の方法で算出した。骨補填材の切断面のＳＥＭ画像上で複数の気孔の気孔径を計測し、骨補填材の相対気孔率を算出した。相対気孔率は、以下の方法で測定した。試験片の嵩密度Ｄを求め、相対気孔率＝（１－嵩密度Ｄ／３．０７）×１００の式に基づき相対気孔率を算出した。
　その結果、実施例１のベース体１０の相対気孔率は５８．１％であり、平均気孔径が１１９μｍであり、標準偏差は６０μｍであった。圧縮試験機（島津製作所社製、ＡＵＴＯ　ＧＲＡＰＨ　２０００ＧＥ）を用いてベース体１０の圧縮強度を測定した結果、圧縮強度は２０．７ＭＰａであった。
　準備したベース体１０を０．５ｍｏｌ／ＬのＭＣＰＭ溶液（ｐＨ３）に６０分浸漬することにより、表面がＤＣＰＤ層２０で覆われたβ－ＴＣＰで構成される骨補填材を得た（第二工程Ｓ２）。得られた骨補填材１の切断面の一部のＳＥＭ写真を図２に示す。図２に示すＳＥＭ写真では、ベース体１０の表面にＤＣＰＤ層２０が形成されていることが確認できた。なお、図２において、ＤＣＰＤ層２０の上方（図２の上端部）に黒く見える部分は、凹凸を有するＤＣＰＤ層２０の表面である。
　また、電子顕微鏡（日立製作所社製、ＳＵ１５１０）を用いて実施例１の骨補填材の表面を撮像した画像を図３に示す。図３に示すように、実施例１の骨補填材の表面に針状の結晶が析出していることが確認できた。
　実施例１のＳＥＭ画像（電気顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて反射電子像を撮像した画像）を図５に示す。図５に示すＳＥＭ画像を分析した結果、実施例１の骨補填材は、６０μｍのＤＣＰＤ層２０が形成されていることが確認できた。ＤＣＰＤ層２０の表面は、針状の結晶が存在するため、表面に凹凸を有する。ＤＣＰＤ層２０の厚さは、図５に示すように、ベース体１０とＤＣＰＤ層との境界から、ＤＣＰＤ層２０の針状結晶長軸の先端位置までの距離で特定する。
　実施例１の骨補填材１のＤＣＰＤ層２０のＤＣＰＤ含有率を測定した。測定はＸ線回折分析を用いた。その結果、実施例１の骨補填材１のＤＣＰＤ層２０のＤＣＰＤ含有率は９６．９％であった。
（実施例２）
　実施例２は、実施例１と同じベース体１０を用い、第二工程Ｓ２におけるリン酸二水素カルシウム一水和物溶液にベース体１０を浸漬する時間を、実施例１より長い６０分間として骨補填材１を作製した例である。実施例２は、第二工程Ｓ２における浸漬時間以外の条件は実施例１と同じ条件で骨補填材を作製した。実施例２の骨補填材のＳＥＭ画像（電気顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて反射電子像を撮像した画像）を図６に示す。図６に示すＳＥＭ画像を解析した結果、実施例２の骨補填材は、厚さが１２０μｍのＤＣＰＤ層２０が形成されていることが確認できた。
（比較例）
　比較例として、ＤＣＰＤ層を備えないセラミックス多孔体を用意した。すなわち、実施例１の第二工程を行わず、実施例１で作製したベース体１０を比較例とした。
　次に、実施例１の骨補填材を複数用意し、それぞれウサギ大腿骨に埋植し、経時変化を観察した。具体的には、ウサギ大腿骨に実施例１の骨補填材を埋植したサンプルを複数用意し、２週間経過後（２ｗ）、４週間経過後（４ｗ）、１２週間経過後（１２ｗ）、２４週間経過後（２４ｗ）に、それぞれ大腿骨組織を採取し、ヘマトキシリン・エオジン染色標本を作製した。この標本では、骨形成細胞が染色され、骨は染色されない染色条件とした。作製したヘマトキシリン・エオジン染色標本を光学顕微鏡で撮像した画像を図７に示す。
　図７に示す２週間経過後２ｗ～１２週間経過後１２ｗの画像において、中央部に複数の斑点群が矩形に映っている部分が骨補填材である。実施例１の骨補填材では、２週間経過後２ｗ～１２週間経過後１２ｗの画像において骨補填材の存在が確認できた。２４週間経過後２４ｗでは骨補填材は消失し、骨が再生されていることが確認できた。
　また、実施例１の骨補填材は、２週間経過後２ｗでは、骨補填材の周囲に骨量の増加が認められた。また、ベース体の内部は非染色部分が目立ち、ベース体内への骨形成成分の浸入が抑制されていることが分かった。次に、４週間経過後４ｗでは、ベース体部分が多く染色されており、ベース体内に骨形成細胞が浸入していることが確認できた。１２週間経過後１２ｗでは、ベース体の部分が染色されているが、４週間経過後４ｗに比べて、ベース体の周囲の染色部分は減少して白い部分が多く、ベース体の周囲に骨が形成されていることが確認できた。
　比較例についても実施例１と同じ方法でヘマトキシリン・エオジン染色標本を作製した。比較例のヘマトキシリン・エオジン染色標本を光学顕微鏡で撮像した画像を図８に示す。図８に示すように、比較例の骨補填材は、２週間経過後２ｗ及び４週間経過後４ｗでは骨補填材の存在が確認できたが、１２週間経過後１２ｗでは骨補填材は消失したことが確認できた。図８と図９とを比較すると、図８では皮質骨の厚みと連続性に乏しく、骨形成が不十分である。なお、１２週間経過後１２ｗ未満で骨補填材が消失すると、実用上、骨形成が不十分な場合がある。
　以上より、実施例１の骨補填材は、比較例の骨補填材より長い期間、埋植された骨部分に残存することが確認できた。
　上記骨補填材及び骨補填材の製造方法によれば、骨欠損部に埋設後、骨伝導能、骨形成反応速度調整及び機械的強度をバランスよく発揮可能な骨補填材を提供できる。
　１　　骨補填材
　１０　　ベース体
　２０　　ＤＣＰＤ層（リン酸水素カルシウム二水和物層）

Claims (8)

  1. 　多面体形状を有し、複数の空孔を備え、相対気孔率が５０％以上であり、平均気孔径が１００～２００μｍであり、圧縮強度が１０ＭＰａ以上であるセラミックス多孔体からなるベース体と、
    　リン酸水素カルシウム二水和物を含み、前記ベース体の表面を覆うリン酸水素カルシウム二水和物層と、
    　を備える骨補填材。
  2. 　前記ベース体は、脛骨の骨切り術で脛骨に形成された骨切部の切断面間に埋植可能な楔形状を有する請求項１に記載の骨補填材。
  3. 　前記リン酸水素カルシウム二水和物層の厚さが６０～１２０μｍである請求項１または請求項２に記載の骨補填材。
  4. 　前記リン酸水素カルシウム二水和物層における前記リン酸水素カルシウム二水和物の含有率が９０％以上である請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の骨補填材。
  5. 　前記リン酸水素カルシウム二水和物層の表面は針状の結晶からなる請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の骨補填材。
  6. 　多面体形状を有し、複数の空孔を備え、相対気孔率が５０％以上であり、平均気孔径が１００～２００μｍであり、圧縮強度が１０ＭＰａ以上であるセラミックス多孔体からなるベース体をリン酸二水素カルシウム一水和物溶液に浸漬し、前記ベース体の表面にリン酸水素カルシウム二水和物を析出させてリン酸水素カルシウム二水和物層を形成し、前記ベース体の表面をリン酸水素カルシウム二水和物層で被覆して骨補填材を得る骨補填材の製造方法。
  7. 　前記ベース体を前記リン酸二水素カルシウム一水和物溶液に浸漬する浸漬時間が２０～６０分の範囲である
    　請求項６に記載の骨補填材の製造方法。
  8. 　前記リン酸二水素カルシウム一水和物溶液は、リン酸二水素カルシウム一水和物濃度が０．１ｍｏｌ／Ｌより高く、ｐＨ４未満である請求項６に記載の骨補填材の製造方法。
PCT/JP2018/025350 2018-07-04 2018-07-04 骨補填材及び骨補填材の製造方法 WO2020008558A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2018/025350 WO2020008558A1 (ja) 2018-07-04 2018-07-04 骨補填材及び骨補填材の製造方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2018/025350 WO2020008558A1 (ja) 2018-07-04 2018-07-04 骨補填材及び骨補填材の製造方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2020008558A1 true WO2020008558A1 (ja) 2020-01-09

Family

ID=69060960

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2018/025350 WO2020008558A1 (ja) 2018-07-04 2018-07-04 骨補填材及び骨補填材の製造方法

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2020008558A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114591066A (zh) * 2022-03-14 2022-06-07 卢霄 陶瓷化磷酸钙骨水泥及其制备方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101041087A (zh) * 2007-04-27 2007-09-26 西安交通大学 高强可降解含锶磷酸钙双相陶瓷骨支架及其制备方法
JP2009519052A (ja) * 2005-12-06 2009-05-14 エテックス コーポレーション 多孔性リン酸カルシウム骨材料
JP2012532679A (ja) * 2009-07-10 2012-12-20 バイオ２ テクノロジーズ，インク． 生体組織工学のためのデバイスおよび方法
WO2016035751A1 (ja) * 2014-09-01 2016-03-10 国立大学法人九州大学 製品無機化合物の製造方法及び製品無機化合物

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009519052A (ja) * 2005-12-06 2009-05-14 エテックス コーポレーション 多孔性リン酸カルシウム骨材料
CN101041087A (zh) * 2007-04-27 2007-09-26 西安交通大学 高强可降解含锶磷酸钙双相陶瓷骨支架及其制备方法
JP2012532679A (ja) * 2009-07-10 2012-12-20 バイオ２ テクノロジーズ，インク． 生体組織工学のためのデバイスおよび方法
WO2016035751A1 (ja) * 2014-09-01 2016-03-10 国立大学法人九州大学 製品無機化合物の製造方法及び製品無機化合物

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114591066A (zh) * 2022-03-14 2022-06-07 卢霄 陶瓷化磷酸钙骨水泥及其制备方法

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4680771B2 (ja) リン酸カルシウム含有複合多孔体及びその製造方法
US20100305684A1 (en) Biodegradable stent and method for manufacturing the same
KR100460685B1 (ko) 인산칼슘계 화합물을 이용한 인공 골 충진재 및 그 제조방법
JP3770555B2 (ja) 複合生体材料
US10646619B2 (en) Bone substitute material
JP5008135B2 (ja) アパタイト／コラーゲン複合体からなる多孔体及びその製造方法
US20190192725A1 (en) Magnesium phosphate biomaterials
WO2020008558A1 (ja) 骨補填材及び骨補填材の製造方法
US11357891B2 (en) Collagen matrix or granulate blend of bone substitute material
US10960107B2 (en) Collagen matrix or granulate blend of bone substitute material
WO2020161898A1 (ja) セラミック多孔体及びセラミック多孔体の製造方法
EP2301591A1 (en) Bone prosthetic material and method of producing the same
JPS6040298B2 (ja) 骨欠損部及び空隙部充てん材
JP4925315B2 (ja) リン酸カルシウム含有複合多孔体及びその製造方法
US20200139004A1 (en) Method for coating calcium silicate for preparing bone grafting material having improved biocompatibility
JP7177588B2 (ja) 骨補填材および骨補填材の製造方法
JP2008284349A (ja) インプラント材料
JP3994152B2 (ja) 硬組織代替材料及びその製造方法
JPH11332974A (ja) 生体補綴部材
JP2006087596A (ja) 骨欠損部充填用コラーゲンスポンジ並びにその製造方法
WO2020121518A1 (ja) 骨補填材及び骨補填材の製造方法
US20200108179A1 (en) Bone substitute and method for producing bone substitute
Ku et al. The Effect of Whitlockite as an Osteoconductive Synthetic Bone Substitute Material in Animal Bony Defect Model. Materials 2022, 15, 1921
Tas A review of bone substitutes in bone remodeling: influence of materials chemistry and porosity
WO2018230259A1 (ja) 骨補填材およびその製造方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 18925449

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 18925449

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP