WO2020121518A1 - 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

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WO2020121518A1
WO2020121518A1 PCT/JP2018/046103 JP2018046103W WO2020121518A1 WO 2020121518 A1 WO2020121518 A1 WO 2020121518A1 JP 2018046103 W JP2018046103 W JP 2018046103W WO 2020121518 A1 WO2020121518 A1 WO 2020121518A1
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slurry
surface layer
main body
glass
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真生 林
達郎 杉野
琢也 中越
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オリンパス株式会社
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    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/28—Bones
    • 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
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    • 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 filling material and a method for manufacturing the bone filling material.
  • bone defect is caused by reconstructing bone by replenishing bone by filling bone defect portion caused by trauma such as excision of bone tumor or fracture and bone defect portion caused by spinal surgery or artificial joint surgery. Treatment to repair the part is being performed.
  • a high tibial osteotomy HTO
  • High-order tibial osteotomy is performed by removing part of the tibia when there is varus deformity in the lower limb, or by making a cut in the tibia from the lateral direction and making a prescribed correction to the cut part or the bone cut part formed in the cut part.
  • Patent Documents 1 to 3 disclose bone substitute materials used for tibial osteotomy.
  • Patent Document 1 discloses a bone filling material which has a wedge shape made of a ceramic material and is arranged in a space formed after osteotomy in osteotomy.
  • Patent Document 2 discloses a technique of arranging a dense bone-like bone filling material having high strength in a space opened on the cortical bone side that is wider in the space opened after osteotomy in osteotomy.
  • Patent Document 3 discloses a bone prosthetic material that has a wedge shape and that is placed in close contact with the cancellous bone side where the distance between the cut surfaces is narrow in the bone cut portion.
  • Japanese Patent No. 3100455 Japanese Patent No. 4315789 Japanese Patent Laid-Open No. 2017-159116
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and provides a bone prosthesis and a method for manufacturing the bone prosthesis, which have high adhesion to the cut surface of the bone cutting portion and can realize short-term bone union. With the goal.
  • the bone filling material according to the present invention is formed of a porous ceramic body, has a wedge shape, and has a main body having a compressive strength of 10 MPa or more, and at least a part of the main body, and has a compressive strength of less than 10 MPa. And a surface layer portion.
  • the method for producing a bone filling material comprises a first preparing step of preparing a first slurry having a weight ratio of a first powder composed of a calcium phosphate compound and an aqueous solvent of 2/1 or more, A bulk body forming step of forming a bulk body by stirring and foaming one slurry, and a second preparing step of preparing a second slurry in which the weight ratio of the first powder to the aqueous solvent is less than 2/1. And a step of applying the foamed second slurry to the bulk body after stirring and foaming the second slurry, and a firing step of firing the bulk body coated with the second slurry to obtain a bone filling material. And, including.
  • a bone prosthesis and a method for producing the bone prosthesis which have high adhesion to the cut surface of the bone cut portion and can realize short-term bone union. it can.
  • 3 is an image showing the adhesion of the bone prosthetic material of Example 1.
  • 5 is an image showing the adhesion of the bone prosthetic material of Example 2. It is an image which shows the adhesiveness of the bone substitute material of a comparative example.
  • FIG. 1 is a perspective view schematically showing a bone prosthetic material 1 according to this embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram schematically showing the bone prosthetic material 1 according to the present embodiment, and is a vertical cross-sectional view taken along the first direction D1.
  • FIG. 3 is a flowchart showing a method for manufacturing a bone prosthetic material according to this embodiment.
  • the bone prosthetic material 1 is used, for example, in a tibial osteotomy. That is, it is a bone filling material that opens a cut surface formed by cutting from one side surface of the tibia and gradually expands toward one side surface of the tibia and is filled in a bone cutting portion that is a space formed in a wedge shape. The details of how to use the bone filling material will be described later.
  • the bone filling material 1 includes a main body 2 having a three-dimensional shape and a surface layer 3 that covers the main body 2.
  • the surface layer portion 3 is formed on the entire surface of the body portion 2. Specifically, each surface of the trapezoidal quadrangular prism-shaped main body portion 2 is covered with the surface layer portion 3.
  • the main body 2 has a wedge shape whose dimension gradually decreases from the first side surface 21 in the first direction D1 orthogonal to the first side surface 21.
  • the bone filling material 1 has a wedge shape because it is used by being inserted into a bone cut portion formed in a bone.
  • the wedge shape may be a shape in which the dimension in the vertical direction gradually decreases from the first end portion 22 where the first side surface 21 is located toward the second end portion 23 side opposite to the first direction D1. Therefore, in addition to the trapezoidal quadrangular prism shape shown in FIG.
  • a triangular prism shape that does not have a second side surface and becomes an acute-angled end, and a vertical direction from the first side surface toward the second side surface on the second end side, It may have a truncated pyramid shape in which the upper and lower surfaces and the front and rear surfaces are inclined so that the dimension in the front-rear direction becomes gradually smaller. Further, one of the upper and lower surfaces may be inclined with respect to the first direction D1 and the other may be a surface parallel to the first direction D1.
  • the two sides of the trapezoid in the main body portion 2 are referred to as front and rear surfaces 20c and 20d, and the side surface of the front and rear surfaces 20c and 20d on the side of the base 20a having the larger dimension is referred to as the first side surface 21.
  • the side surface on the side of the bottom 20b having a smaller value is referred to as the second side surface 23, and the two inclined surfaces between the first side surface 21 and the second side surface 23 are referred to as the upper and lower surfaces 24 and 25.
  • the wedge shape of the bone filling material 1 is not limited to the rectangular column shape shown in FIG. 1, and may be formed into a shape suitable for the shape of the embedded portion such as a polyhedron or a pyramid, depending on the shape of the place where the bone filling material is embedded. Good.
  • the bone filling material may be formed into a wedge shape having a side of 6 millimeters (mm) or more and a substantially triangular prism shape.
  • the main body 2 is made of a ceramic porous body having a plurality of pores.
  • the ceramic porous body is made of a material containing a calcium phosphate compound as a main component, and is a porous body having a plurality of pores (illustrated) formed therein.
  • Examples of the calcium phosphate compound constituting the ceramic porous body include ⁇ -type tricalcium phosphate ( ⁇ -TCP), ⁇ -type tricalcium phosphate ( ⁇ -TCP), hydroxyapatite (HAP), calcium-deficient hydroxyapatite, and fluoroapatite.
  • ⁇ -TCP ⁇ -type tricalcium phosphate
  • ⁇ -TCP ⁇ -type tricalcium phosphate
  • HAP calcium-deficient hydroxyapatite
  • fluoroapatite Tetracalcium phosphate, octacalcium phosphate (OCP), calcium carbonate, calcium hydrogen phosphate anhydrate, calcium hydrogen phosphate dihydrate, tetracalcium phosphate (TTCP), calcium diphosphate, calcium metaphosphate, and carbonic acid
  • TTCP tetracalcium phosphate
  • CHA group-substituted hydroxyapatite
  • ⁇ -TCP is used. When ⁇ -TCP is kept in
  • the body 2 has a compressive strength of 10 MPa or more.
  • the compressive strength is an index showing load bearing performance (load bearing strength) when the bone prosthetic material 1 is placed in a bone cut portion.
  • load bearing strength load bearing strength
  • the bone filling material 1 has sufficient strength to withstand the force applied to the bone filling material 1 from above when the bone filling material 1 is transplanted to the bone cut portion.
  • the porosity of the main body 2 is, for example, 50% or more and 69% or less.
  • the porosity of the main body 2 is 50% or more and 69% or less, the flow rate of osteoblasts in the main body 2 and the compressive strength of the main body 2 can be compatible with each other.
  • the porosity of the main body portion 2 is less than 50%, the flow rate of osteoblasts is low, and it takes a long time for bone regeneration.
  • the porosity of the main body exceeds 69%, it is difficult to maintain the compressive strength of the main body 2 until the bone regeneration is completed.
  • the surface layer 3 covers the surface of the main body 2 with a thickness of 0.5 mm or more and 2.0 mm or less. If the surface layer portion 3 is less than 0.5 mm, it is difficult to obtain the effect of closely adhering to the irregularities of the bone cut surfaces f1 and f2 described later. Considering the general roughness of the bone cut surfaces f1 and f2, it can be said that the upper limit of the thickness of the surface layer portion 3 that enhances the adhesion to the bone cut surfaces f1 and f2 is 2.0 mm. Further, if the thickness of the surface layer portion 3 exceeds 2.0 mm, it takes a long time to form the surface layer portion 3.
  • the surface layer part 3 may cover at least a part of the main body part 2. In particular, the surface layer portion 3 may be provided on the upper and lower surfaces of the main body portion 2 to which a load is applied from the bone when the bone filling material 1 is loaded into the bone cutting portion.
  • the surface layer portion 3 is composed of a ceramic porous body.
  • the porosity of the surface layer portion 3 is higher than that of the main body portion 2.
  • the porosity of the surface layer portion 3 is 70% or more.
  • the surface layer portion 3 may have a multi-layer structure in which any layer is laminated. By increasing the porosity toward the surface of the bone filling material 1, it becomes easier to be crushed from the surface, and higher adhesion can be obtained.
  • the compressive strength of the surface layer 3 is less than 10 MPa.
  • the compressive strength of the surface layer portion 3 is 10 MPa or more, the difference from the compressive strength of the main body portion 2 becomes small, and the effect of crushing the surface layer portion 3 to enhance the adhesion between the bone cut surface and the bone prosthetic material 1 can be obtained. It will be difficult.
  • the surface layer portion 3 is made of a material having a lower elastic modulus than the body portion 2.
  • the elastic modulus of the surface layer portion 3 is, for example, 30 GPa or less.
  • the surface layer portion 3 is made of a ceramic containing bioactive glass.
  • Bioactive glass has an amorphous structure and is composed only of silicon, calcium, sodium, phosphorus, and oxygen.
  • the surface layer portion 3 is a living body containing at least one of a conveyorite glass ceramic, 45S5 glass, 45S5 glass ceramic, 58S5 glass, S53P4 glass, apatite-wollastonite glass, and apatite-wollastonite glass ceramic.
  • the main body 2 may also contain bioactive glass.
  • the surface layer portion 3 is formed of a material having a lower elastic modulus than that of the main body portion 2. Therefore, when a load is applied from the bone when the bone prosthetic material 1 is loaded into the bone cutting portion. The surface layer portion 3 is crushed before the main body portion 2. As a result, although the details will be described later, the crushed surface layer portion 3 enters into the unevenness of the surface of the bone cutting portion generated during the formation of the bone cutting portion, and the surface layer portion 3 adheres to the cut surface. Therefore, the bone prosthetic material 1 and the cut surface of the bone cut portion have high adhesion, and bone fusion can be shortened.
  • the bone prosthetic material 1 has a compressive strength of 20 MPa or more, high permeability of the bone forming material into the bone prosthetic material 1, and is sufficient when the bone prosthetic material 1 is implanted in a bone defect portion. With excellent load resistance.
  • FIG. 3 shows a flowchart of the method for manufacturing a bone prosthetic material according to this embodiment.
  • a first slurry is prepared (first preparation step S1).
  • the first slurry is a mixed slurry in which the weight ratio of the first powder composed of the calcium phosphate compound and the aqueous solvent is 2/1 or more.
  • ⁇ -TCP powder can be preferably used as the first powder composed of the calcium phosphate-based compound. When ⁇ -TCP powder is used, it has high bone affinity and can promote the binding to bone.
  • the weight ratio of the first powder and the aqueous solvent By setting the weight ratio of the first powder and the aqueous solvent to be 2/1 or more, the main body 2 having high compressive strength can be formed.
  • a uniform slurry can be obtained if the average particle size of the powder of the calcium phosphate compound contained in the first powder is 0.5 ⁇ m to 20 ⁇ m.
  • the average particle diameter of the powder of the calcium phosphate compound is less than 0.5 ⁇ m, the powder easily aggregates and it is difficult to obtain a slurry having high dispersibility.
  • the average particle diameter of the calcium phosphate-based compound powder is more than 20 ⁇ m, the calcium phosphate-based compound powder is likely to precipitate in the slurry, and it is difficult to obtain a slurry having high dispersibility.
  • the solid content concentration in the first slurry may be 10% to 70%. When the solid content concentration of the first slurry is less than 10%, the viscosity of the mixed slurry is low and foaming becomes difficult. When the solid content concentration of the first slurry is more than 70%, the viscosity of the first slurry is too high and foaming becomes difficult.
  • the viscosity of the first slurry may be 1 cp to 200 cp. When the viscosity of the first slurry is less than 1 cp, the viscosity of the first slurry is low and foaming becomes difficult. When the viscosity of the mixed slurry is more than 200 cp, the viscosity of the first slurry is low and foaming becomes difficult.
  • the surfactant is not particularly limited, polyoxyethylene alkyl ether, polyoxyethylene nonylphenyl ether, polyoxyethylene alkyl allyl ether, polyoxyethylene alkyl amine, polyethylene glycol fatty acid ester, decaglycerin monolaurate, alkanolamide, and Nonionic surfactants such as polyethylene glycol and polypropylene glycol copolymers, or those obtained by adding ethylene oxide to these nonionic surfactants can be used.
  • the surfactant functions as a dispersant and a foaming agent for the first slurry.
  • a heat-gelling organic binder may be further added to the first slurry.
  • the heat-gelling binder is added, if the first slurry is heated to the gelation temperature of the heat-gelling organic binder or higher, the dispersibility of bubbles in the foamed slurry is stabilized even after the bulk body forming step S2.
  • the addition amount of the surfactant is 1 wt% to 30 wt% with respect to the first slurry, the dispersibility of the slurry is excellent, and the foaming effect in the bulk body forming step S2 is stable. If the addition amount of the surfactant is less than 1 wt %, foaming in the bulk body forming step S2 becomes insufficient. If the added amount of the surfactant is less than 30 wt %, the surfactant may be separated in the first slurry and it may not be possible to maintain a uniform slurry.
  • the first slurry is stirred and foamed, and then dried to form a bulk body (bulk body forming step S2). Specifically, the first slurry is stirred for a predetermined time and foamed to obtain a foamed slurry. The obtained foamed slurry is put into a mold that conforms to the shape of the main body 2 and dried to obtain a bulk body. The solvent in the foamed slurry is evaporated by drying, and a bulk body made of aggregated ⁇ -TCP powder is obtained.
  • a second slurry in which the weight ratio of the first powder and the aqueous solvent is less than 2/1 is prepared (second preparation step S3).
  • the second slurry uses the same first powder as the first slurry, and the weight ratio with the aqueous solvent is different from that of the first slurry.
  • the second slurry can form the surface layer portion 3 having a lower compressive strength than the main body portion 2.
  • the powder of bioactive glass is added to the first powder at a ratio of 1% by weight to 50% by weight. That is, the second slurry is a slurry in which a mixed powder of the first powder and bioactive glass is dispersed in an aqueous solvent. If the amount of bioactive glass added to the first powder is less than 1% by weight, the effect of adding bioactive glass cannot be obtained. When the amount of the bioactive glass added to the first powder is more than 50% by weight, the surface layer portion 3 formed on the surface of the main body portion 2 is densified and the compressive strength exceeds 10 MPa, and the desired surface layer portion 3 is obtained. Absent.
  • the order of the bulk body forming step S2 and the second preparing step S3 is not limited to this order.
  • the second preparation step S3 may be performed before the bulk body formation step S2, or the bulk body formation step S2 and the second preparation step S3 may be performed in parallel.
  • the foamed second slurry is applied to the bulk body (application step S4). Specifically, the second slurry is stirred for a predetermined time and foamed to obtain a foamed slurry. The obtained foamed slurry is applied to the bulk body obtained by drying in the bulk body forming step S2.
  • the method of coating the foamed second slurry on the bulk body is a spin coating method, a spray coating method, a dip coating method, a flow coating method, a roll coating method, a film applicator method, a screen printing method, a bar coater.
  • Method, brush coating method or sponge coating method can be considered.
  • the bulk body coated with the second slurry in the coating step S4 is baked to obtain the bone filling material 1 (baking step S5).
  • the obtained bulk body coated with the second slurry is put in a heating furnace and heated at a high temperature to be fired.
  • the bone filling material 1 is a sintered body obtained by sintering ⁇ -TCP powder in a bulk body by heating.
  • the main body portion 2 having sufficient porosity and compressive strength as the bone prosthetic material 1 can be formed by the first preparing step S1 and the bulk body forming step S2.
  • the second preparation step S3 can prepare the second slurry that forms the surface layer portion 3 having lower compressive strength than the main body portion 2.
  • the coating step S4 the second slurry that becomes the surface layer portion 3 can be applied to the surface of the bulk body that becomes the main body portion 2 at a desired position and thickness.
  • the bone prosthesis 1 having high adhesion to the cut surface of the bone cut portion and capable of achieving a short bone fusion can be obtained.
  • FIGS. 4 and 5 are schematic views showing how to use the bone prosthetic material 1 according to the present embodiment.
  • This correction angle is usually set in the range of 10 to 20°, more preferably 12 to 15°.
  • the knee is incised and osteotomy is performed.
  • a linear cut is made from the lateral direction inside the position near the joint of the tibia 100 to form a bone cut portion.
  • the inside, the anterior side, and the posterior side of the cortical bone of the tibia 100 are excised to the maximum depth, and a part of the outside is left without being excised.
  • a wedge-shaped bone-cutting wedge G whose tip side is set to a predetermined angle is inserted into the bone-cut portion to open the bone-cut portion.
  • the “predetermined angle” on the distal end side needs to be set to an opening angle that matches the correction angle of the tibia 100.
  • an opening 110W in which the bone cut surface f1 and the bone cut surface f2 are opened vertically in a wedge shape is formed inside the tibia 100.
  • the bone prosthetic material 1 is first inserted into the opening 110W, and the bone prosthetic material 1 is placed at the osteotomy.
  • the bone cutting surfaces f1 and f2 are not smooth surfaces but rough surfaces having irregularities.
  • the surface layer portion 3 of the bone filling material 1 has a low compressive strength of less than 10 MPa. Therefore, when a load is applied to the bone prosthetic material 1 from above the tibia 100, the surface layer portion 3 is compressed and crushed, and a slight gap between the bone cut surfaces f1 and f2 is buried in the surface layer portion 3. As a result, it is possible to improve the adhesion between the bone cutting surfaces f1 and f2 and the bone filling material 1.
  • the surface layer 3 has a higher porosity than the main body 2. Therefore, while being easily crushed by the load, osteoblasts are easily distributed.
  • the wedge-shaped bone prosthetic material 1 is inserted into the bone cut portion of the tibia 100, a large load is applied to the cortical bone 101 portion located outside. Therefore, the surface layer portion 3 abutting on the cortical bone 101 portion is crushed by the load and adheres to the bone cut surfaces f1 and f2, and the surface layer portion 3 abutting on the cancellous bone 102 inside the cortical bone 101 is the region of the first end portion 22. It is hard to be crushed compared to. As a result, in the superficial layer portion 3 in contact with the cancellous bone 102, osteoblasts are more likely to flow than in the first end portion 22, and bone formation can be promoted.
  • the surface layer portion 3 that covers the entire surface of the body portion 2 is illustrated, but the surface layer portion 3 may cover at least a part of the body portion 2 and can absorb the irregularities of the bone cut surface.
  • the bone prosthetic material 1 may be one in which the first end portion 22 on the first side face 21 side of the main body portion 2 is covered with the surface layer portion 3. 6 and 7, the surface layer portion 3A that covers the surface of the first end portion on the first side face 21 side of the main body portion 2 of the above embodiment is provided.
  • the first side surface 21 has the largest vertical dimension in the first direction D1 (vertical dimension in FIG. 7).
  • the surface layer portion 3A comes into contact with the bone cutting surfaces f1 and f2 of the cortical bone 101 portion (see FIG. 5). As a result, the adhesion between the cortical bone 101 and the bone filling material 1A can be enhanced.
  • only the surface of the main body 2 facing the bone cutting surfaces f1 and f2 may be covered with the surface layer.
  • Example 1 To 100 parts by weight of ⁇ -TCP powder, 50 parts by weight of an aqueous solution containing a peptizing agent (dispersing agent) and 1 part by weight of a foaming agent were added and mixed to prepare a first slurry (first preparation step S1).
  • aqueous solution containing the deflocculant an aqueous solution prepared by adding 10 parts by weight of a polycarboxylic acid ammonium salt as a deflocculant to 40 parts by weight of purified water was used.
  • Polyoxyethylene alkyl ether was used as a foaming agent.
  • the first slurry was poured into a mold and dried to produce a bulk body made of a porous body (bulk body forming step S2).
  • the obtained bulk body was a porous body having a skeleton bonded by a deflocculant while maintaining continuous fine pores.
  • aqueous solution containing a peptizing agent (dispersing agent) and 1 part by weight of a foaming agent were added to 80 parts by weight of ⁇ -TCP powder and mixed to prepare a second slurry (second preparation step S3).
  • aqueous solution containing the deflocculant an aqueous solution prepared by adding 10 parts by weight of a polycarboxylic acid ammonium salt as a deflocculant to 40 parts by weight of purified water was used.
  • the second slurry was dip-coated on the bulk body obtained in the bulk body forming step S2 (application step S4).
  • the bulk body coated with the second slurry was fired at a high temperature to obtain a porous sintered body, and a bone filling material was obtained (firing step S5).
  • Example 2 In the second preparation step S3, 70 parts by weight of ⁇ -TCP powder, 50 parts by weight of an aqueous solution containing a peptizing agent, 1 part by weight of a foaming agent, and 30 parts by weight of bioglass 45s5 powder were added and mixed to prepare a second slurry. .. Other conditions were the same as in Example 1 to obtain a bone prosthetic material.
  • Example 1 Using a stereomicroscope, the cross-sections of the bone prosthetic materials obtained in Example 1 and Example 2 were observed, and the thickness of the surface layer portion was measured. The measurement results are shown in Table 1.
  • the relative porosity, the average pore diameter, and the compressive strength of the bone filling material were measured.
  • the measurement results are shown in Table 1.
  • the adhesiveness of the bone filling materials obtained in Example 1 and Example 2 was evaluated.
  • Comparative example As a comparative example, a conventionally known commercially available bone prosthesis having a relative porosity of 57% was used and the same properties as those of the example were measured. The measurement results are shown in Table 1. The thickness of the surface layer portion was not measured because the comparative example does not include the surface layer portion.
  • Relative porosity, average pore size, compressive strength and adhesiveness of bone filling material were measured by the following methods.
  • the pore diameters of a plurality of pores were measured on the SEM images of the cut surfaces of the bone filling materials of Example 1 and Example 2 to calculate the relative porosity of the bone filling material.
  • micro X-ray CT images of three cross sections of the bone prosthetic material of Example 1 and Example 2 were obtained. Image analysis of the obtained micro X-ray CT image was performed to calculate the average pore diameter.
  • a pressure measuring film (manufactured by Fuji Film Co., Ltd., trade name Prescale) was placed on the upper surface of the bone prosthetic material of Example 1 and Example 2 and 10 MPa was used using a compression tester (manufactured by Shimadzu Corporation, AUTO GRAPH 2000GE). Then, the pressure distribution was confirmed, and the adhesion was evaluated.
  • FIGS. 8 to 10 Images of the pressure measuring films of the bone prosthetic materials of Examples 1, 2 and Comparative Example after being pressed are shown in FIGS. 8 to 10.
  • 8 is an image of the pressure measuring film of Example 1
  • FIG. 9 is an image of the pressure measuring film of Example 2
  • FIG. 10 is an image of the pressure measuring film of Comparative Example.
  • the portion where the pressure measuring film is dyed red shows the portion where the pressure is applied.
  • Example 1 shown in FIG. 8 and Example 2 shown in FIG. 9 it was confirmed that the entire area was dyed red and pressure was uniformly applied to the entire surface, and that the adhesion was high.
  • the comparative example shown in FIG. 10 many non-dyed white parts were scattered, and it was confirmed that the adhesion was poor.
  • the bone filling materials of Examples 1 and 2 had a relative porosity of 60% or more and a compressive strength of 27 Mpa or more. Therefore, a bone filling material having a high relative porosity and a high compressive strength was obtained.
  • the bone filling material of the comparative example was inferior in the relative porosity and the compressive strength to those of the example.
  • the bone filling materials of Examples 1 and 2 had higher adhesion after the pressure was applied, as compared with the bone filling materials of Comparative Example. Therefore, it is presumed that the bone prosthetic material has high adhesiveness with the bone cutting surfaces f1 and f2 when inserted into the bone cutting portion.
  • the cross section has a sufficient average porosity, it is presumed that osteoblasts and the like necessary for bone formation can be uniformly infiltrated into the pores.
  • the compressive strength is high, the result that the risk of breakage or the like can be expected to be reduced can be obtained as a bone substitute material to be implanted in a load site such as a lower limb.

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Abstract

この骨補填材（１）は、セラミックス多孔体により構成され、楔形状を有し、１０ＭＰａ以上の圧縮強度を有する本体部（２）と、前記本体部の少なくとも一部を覆い、圧縮強度が１０ＭＰａ未満である表層部（３）とを有する。

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。
　医療の分野において、骨腫瘍の摘出や骨折等の外傷により生じた骨欠損部、及び、脊椎手術や人工関節手術で生じた骨欠損部に骨補填材を補填し、骨を再生させて骨欠損部を修復する治療が行われている。この他、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り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。
　例えば、特許文献１から特許文献３には、脛骨骨切術に使用される骨補填材が開示されている。
　特許文献１には、セラミック材料により構成された楔形状を有し、骨切術において、骨切後に形成された空間内に配置する骨補填材が開示されている。
　特許文献２には、骨切術において骨切後に開かれた空間内において、強度の強い緻密体状の骨補填材を、より広く開口している皮質骨側の空間に配置する技術が開示されている。
　特許文献３には、楔状を有し、骨切部の内、切断面同士の間隔が狭い海綿骨側に密着させて配置する骨補填材が開示されている。
日本国特許３１００４５５号公報 日本国特許４３１５７８９号公報 日本国特開２０１７－１５９１１６号公報
　骨補填材を用いた治療において、骨補填材が新生骨に置換されるまでの期間の短期化が望まれている。しかし、骨切り後の骨切部の断面は通常平坦ではない。このため、特許文献１～特許文献３に開示されている骨補填材では、骨切り面と骨補填材が必ずしも密着せず、骨切り面と骨補填材とが癒合するまでに時間を要する場合がある。
　本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、骨切り部の切断面との密着性が高く、骨癒合の短期化が実現できる骨補填材及び骨補填材の製造方法を提供することを目的とする。
　本発明に係る骨補填材は、セラミックス多孔体により形成され、楔形状を有し、１０ＭＰａ以上の圧縮強度を有する本体部と、前記本体部の少なくとも一部を覆い、圧縮強度が１０ＭＰａ未満である表層部と、を有する。
　本発明に係る骨補填材の製造方法は、リン酸カルシウム系化合物で構成される第一粉体と水性溶媒との重量比が２／１以上の第一スラリーを調製する第一調製工程と、前記第一スラリーを攪拌発泡した後、乾燥させてバルク体を形成するバルク体形成工程と、前記第一粉体と水性溶媒との重量比が２／１未満の第二スラリーを調製する第二調製工程と、前記第二スラリーを攪拌発泡した後、発泡した前記第二スラリーを前記バルク体に塗布する塗布工程と、前記第二スラリーを塗布した前記バルク体を焼成して骨補填材を得る焼成工程と、を含む。
　本発明の骨補填材及び骨補填材の製造方法によれば、骨切り部の切断面との密着性が高く、骨癒合の短期化が実現できる骨補填材及び骨補填材の製造方法を提供できる。
本発明の一実施形態に係る骨補填材を模式的に示した斜視図である。 本発明の一実施形態に係る骨補填材を模式的に示した図であり、第一方向に沿う縦断面図である。 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。 本発明の一実施形態に係る骨補填材の使用方法を示す模式図である。 本発明の一実施形態に係る骨補填材の使用方法を示す模式図である。 本発明の一実施形態に係る骨補填材の使用方法の変形例を示す模式図である。 本発明の一実施形態に係る骨補填材の変形例を模式的に示した斜視図である。 実施例１の骨補填材の密着性を示す画像である。 実施例２の骨補填材の密着性を示す画像である。 比較例の骨補填材の密着性を示す画像である。
　以下、本発明の一実施形態に係る骨補填材１について、図面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を模式的に示した斜視図である。図１では、表層部３の一部を破断して示している。図２は、本実施形態に係る骨補填材１を模式的に示した図であり、第一方向Ｄ１に沿う縦断面図である。図３は、本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。
　本実施形態に係る骨補填材１は、例えば、脛骨の骨切術において使用される。つまり、脛骨の一側面から切り込んで形成された切断面を開き、脛骨の一側面に向かって漸次広がり楔状に形成された空間である骨切り部内に補填される骨補填材である。骨補填材の使用方法の詳細は後述する。
　骨補填材１は、立体形状を有する本体部２と、本体部２を覆う表層部３とを備える。本実施形態では、本体部２の表面の全域に表層部３が形成されている。具体的には、台形の四角柱形状の本体部２の各表面が表層部３で覆われている。
　本体部２は、第一側面２１と直交する第一方向Ｄ１に向かって第一側面２１から漸次寸法が小さくなる楔形状である。骨補填材１は骨に形成される骨切部に挿入して使用される為、楔形状を有する。楔形状とは、第一側面２１が位置する第一端部２２から第一方向Ｄ１の反対側の第二端部２３側に向かって上下方向の寸法が漸次小さくなる形状であればよい。したがって、図１に示す台形の四角柱形状の他、第二側面を有さず鋭角な端部となる三角柱形状や、第一側面から第二端部側の第二側面に向かって上下方向及び前後方向の寸法が漸次小さくなるように上下面及び前後面が傾斜する四角錘台形状であってもよい。また、上下面のうちの一方が第一方向Ｄ１に対して傾斜し、他方が第一方向Ｄ１に平行な面であってもよい。
　以下の説明では、本体部２における台形の二面を前後面２０ｃ，２０ｄと称し、前後面２０ｃ，２０ｄにおける台形の底辺のうち寸法が大きい底辺２０ａ側の側面を第一側面２１と称し、寸法が小さい底辺２０ｂ側の側面を第二側面２３と称し、第一側面２１と第二側面２３との間の２つの傾斜面を上下面２４,２５と称する。
　骨補填材１の楔形状は図１に示す四角柱形状に限定されず、骨補填材を埋設する箇所の形状に応じて、多面体、角錐等、埋設箇所の形状に合わせた形状に成形すればよい。例えば、骨補填材がＨＴＯに使用される場合、骨補填材は一辺が６ミリメートル（ｍｍ）以上の略三角柱形状の楔状に成形されてもよい。
　本体部２は、複数の気孔を有するセラミックス多孔体からなる。セラミックス多孔体は、リン酸カルシウム化合物を主成分として含む材料で構成され、空孔（付図示）が複数形成された多孔質体である。
　セラミックス多孔体を構成するリン酸カルシウム化合物は、例えば、β型リン酸三カルシウム（β－ＴＣＰ）、α型リン酸三カルシウム（α－ＴＣＰ）、ハイドロキシアパタイト（ＨＡＰ）、カルシウム欠損型ハイドロキシアパタイト、フルオロアパタイト、リン酸四カルシウム、リン酸八カルシウム（ＯＣＰ）、炭酸カルシウム、リン酸水素カルシウム無水和物、リン酸水素カルシウム二水和物、リン酸四カルシウム（ＴＴＣＰ）、二リン酸カルシウム、メタリン酸カルシウム、及び炭酸基置換型ハイドロキシアパタイト（ＣＨＡ）のうちのいずれかであればよい。本実施形態では、β－ＴＣＰを用いる。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する。すなわち、骨欠損部に補填された骨補填材は、経時的に新生骨に置換される。
　本体部２は、圧縮強度が１０ＭＰａ以上である。圧縮強度は、骨補填材１を骨切部に配置した際の耐荷重性能（耐荷重強度）を示す指標となる。本体部２の圧縮強度が１０ＭＰａ以上であれば、骨補填材１が骨切部に移植された際に、骨補填材１へ上方から掛かる力に耐え得る十分な強度を有する。
　本体部２の気孔率は、例えば、５０％以上６９％以下である。本体部２の気孔率が５０％以上６９％以下であると、本体部２内の骨芽細胞の流通量と、本体部２の耐圧縮強度とを両立できる。一方、本体部２の気孔率が５０％未満であると、骨芽細胞の流通量が低く、骨再生に時間が掛かる。本体部の気孔率が６９％を上回ると、骨再生が完了するまで本体部２の圧縮強度を維持することが難しい。
　表層部３は、０．５ｍｍ以上２．０ｍｍ以下の厚さで本体部２の表面を覆っている。表層部３が０．５ｍｍ未満であると、後述する骨切面ｆ１，ｆ２の凹凸と密着する効果が得難い。骨切面ｆ１，ｆ２の一般的な粗度を考慮すると、骨切面ｆ１，ｆ２との密着性を高める表層部３の厚さの上限は２．０ｍｍといえる。また、表層部３の厚さが２．０ｍｍ超となると、表層部３を形成する工程に時間が掛かる。表層部３は、本体部２の少なくとも一部を覆えばよい。特に、骨補填材１が骨切部に装填されたときに、骨から荷重が掛かる本体部２の上下面に表層部３が設けられていればよい。
　表層部３は、セラミックス多孔体で構成されている。表層部３の気孔率は、本体部２の気孔率より高い。例えば、表層部３の気孔率は、７０％以上である。
　表層部３は任意の階層に積層された多層構造で構成されていても良い。骨補填材１の表面に向かって気孔率を高めることで、表面から、つぶれやすくなり、より高い密着性が得られる。
　表層部３の圧縮強度は１０ＭＰａ未満である。表層部３の圧縮強度が１０ＭＰａ以上であると、本体部２の圧縮強度との差が小さくなり、表層部３をつぶして骨切面と骨補填材１との密着性を高めるという効果が得られ難くなる。
　表層部３は、本体部２よりも弾性率の低い材料で構成されている。表層部３の弾性率は例えば、３０ＧＰａ以下である。
　表層部３は、生体活性ガラスを含むセラミックスで構成されている。生体活性ガラスは、アモルファス構造を有し、ケイ素、カルシウム、ナトリウム、リン、及び酸素のみで構成されている。具体的には、表層部３は、コンベアイトガラスセラミック、４５Ｓ５ガラス、４５Ｓ５ガラスセラミック、５８Ｓ５ガラス、Ｓ５３Ｐ４ガラス、アパタイト－ワラストナイトガラス、およびアパタイト－ワラストナイトガラスセラミックの少なくとも一つを含む生体活性ガラスが含まれている。
　なお、本体部２にも生体活性ガラスが含まれていてもよい。
　表層部３は、上述のように、本体部２よりも弾性率が低い材料で形成されているため、骨補填材１を骨切部に装填した際に、骨から荷重が付加されたときに、本体部２よりも先に表層部３が潰れる。その結果、詳細は後述するが、骨切部形成時に生じる骨切部の表面の凹凸内に潰れた表層部３が進入し、表層部３が切断面に密着する。したがって、骨補填材１と骨切り部の切断面との密着性が高く、骨癒合の短期化が実現できる。
　上述の通り、骨補填材１は、圧縮強度が２０ＭＰａ以上であり、骨形成材料の骨補填材１への浸透性が高く、かつ骨補填材１が骨欠損部に埋植された場合に十分な耐荷重性を備える。
（骨補填材の製造方法）
　次に、本実施形態に係る骨補填材の製造方法について説明する。図３に本実施形態に係る骨補填材の製造方法のフローチャートを示す。
　まず、第一スラリーを作製する（第一調製工程Ｓ１）。第一スラリーは、リン酸カルシウム系化合物で構成される第一粉体と水性溶媒との重量比が２／１以上の混合スラリーである。リン酸カルシウム系化合物で構成される第一粉体としては、β－ＴＣＰ粉が好適に使用できる。β－ＴＣＰ粉を用いると、骨親和性が高く、骨との結合を促進できる。第一粉体と水性溶媒との重量比が２／１以上とすることで、圧縮強度の高い本体部２が形成可能である。
　第一粉体に含まれるリン酸カルシウム系化合物の粉体の平均粒子径は０．５μｍ～２０μｍを用いると、均一なスラリーが得られる。リン酸カルシウム系化合物の粉体の平均粒子径が０．５μｍ未満であると、粉体が凝集し易く、分散性の高いスラリーが得難い。リン酸カルシウム系化合物の粉体の平均粒子径が２０μｍ超であると、リン酸カルシウム系化合物の粉体がスラリー中に沈殿し易く、分散性の高いスラリーが得難い。
　第一スラリーにおける固形分濃度は１０％～７０％とすればよい。第一スラリーの固形分濃度が１０％未満であると、混合スラリーの粘度が低く、発泡が困難となる。第一スラリーの固形分濃度が７０％超であると、第一スラリーの粘度が高過ぎて、発泡が困難となる。
　第一スラリーの粘度は１ｃｐ～２００ｃｐであればよい。第一スラリーの粘度が１ｃｐ未満であると、第一スラリーの粘度が低く、発泡が困難となる。混合スラリーの粘度が２００ｃｐ超であると、第一スラリーの粘度が低く、発泡が困難となる。
　界面活性剤は特に限定しないが、ポリオキシエチレンアルキルエーテル、ポリオキシエチレンノニルフェニルエーテル、ポリオキシエチレンアルキルアリルエーテル、ポリオキシエチレンアルキルアミン、ポリエチレングリコール脂肪酸エステル、デカグリセリンモノラウレート、アルカノールアミド、およびポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール共重合体等の非イオン性界面活性剤、またはこれら非イオン性界面活性剤に酸化エチレンを添加したものが使用出来る。界面活性剤は第一スラリーの分散剤及び発泡剤として機能する。
　第一スラリーには、さらに、加熱ゲル化有機バインダーを添加してもよい。加熱ゲル化バインダーを添加する場合、第一スラリーを加熱ゲル化有機バインダーのゲル化温度以上に加熱すると、バルク体形成工程Ｓ２後も発泡したスラリー中の気泡の分散性が安定する。
　界面活性剤の添加量は、第一スラリーに対して１ｗｔ％～３０ｗｔ％とすると、スラリーの分散性に優れ、また、バルク体形成工程Ｓ２における発泡効果が安定する。界面活性剤の添加量が１ｗｔ％未満であるとバルク体形成工程Ｓ２における発泡が不十分となる。界面活性剤の添加量が３０ｗｔ％未満であると、第一スラリー中で界面活性剤が分離し、均一なスラリーが保持できない可能性がある。
　次に、第一スラリーを撹拌させて発泡させた後、乾燥させてバルク体を形成する（バルク体形成工程Ｓ２）。具体的には、第一スラリーを所定時間撹拌して発泡させて発泡スラリーを得る。得られた発泡スラリーを本体部２の形状に沿った型枠に入れて乾燥させてバルク体を得る。乾燥により発泡スラリー内の溶媒が蒸発し、凝集したβ－ＴＣＰ粉からなるバルク体を得る。
　次に、第一粉体と水性溶媒との重量比が２／１未満の第二スラリーを調製する（第二調製工程Ｓ３）。第二スラリーは、第一スラリーと同じ第一粉体を用い、水性溶媒との重量比が第一スラリーと異なる。第二スラリーは、第一粉体と水性溶媒との重量比を２／１未満とすることにより、本体部２よりも圧縮強度が小さい表層部３を形成できる。
　第二スラリーは、第一粉体に生体活性ガラスの粉体を１重量％～５０重量％の割合で添加する。すなわち、第二スラリーは、第一粉体と生体活性ガラスとの混合粉を水性溶媒に分散させたスラリーである。第一粉体に対する生体活性ガラスの添加量が１重量％未満であると、生体活性ガラスを添加する効果が得られない。第一粉体に対する生体活性ガラスの添加量が５０重量％超であると、本体部２表面に形成される表層部３が緻密化し、圧縮強度が１０Ｍｐａを超え、所望の表層部３が得られない。
　なお、バルク体形成工程Ｓ２と第二調製工程Ｓ３の順序はこの順に限定されない。バルク体形成工程Ｓ２よりも先に、第二調製工程Ｓ３を行ってもよいし、バルク体形成工程Ｓ２および第二調製工程Ｓ３を並行して行ってもよい。
　次に、第二スラリーを攪拌発泡した後、発泡した第二スラリーをバルク体に塗布する（塗布工程Ｓ４）。具体的には、第二スラリーを所定時間撹拌して発泡させて発泡スラリーを得る。得られた発泡スラリーを、バルク体形成工程Ｓ２で乾燥させて得られたバルク体に塗布する。
　塗布工程Ｓ４において、バルク体に発泡させた第二スラリーを塗布する方法は、スピンコーティング法、スプレーコーティング法、ディップコーティング法、フローコーティング法、ロールコーティング法、フィルムアプリケーター法、スクリーン印刷法、バーコーター法、刷毛塗り法、スポンジ塗り法のいずれかの方法が考えられる。これらの方法を用いて第二スラリーをバルク体に塗布すると、本体部２の表面を覆う表層部３の厚さや、被覆形状を任意の条件で形成できる。
　次に、塗布工程Ｓ４にて第二スラリーを塗布したバルク体を焼成して骨補填材１を得る（焼成工程Ｓ５）。具体的には、得られた第二スラリーを塗布したバルク体を加熱炉に入れて高温加熱し焼成する。加熱により、バルク体のβ－ＴＣＰ粉を焼結させて得られた焼結体が骨補填材１である。
　本実施形態に係る骨補填材の製造方法では、第一調製工程Ｓ１およびバルク体形成工程Ｓ２により、骨補填材１として十分な気孔率と圧縮強度とを備える本体部２を形成できる。また、第二調製工程Ｓ３により、本体部２よりも圧縮強度が低い表層部３を形成する第二スラリーを調製できる。また、塗布工程Ｓ４により、本体部２となるバルク体の表面に、表層部３となる第二スラリーを所望の位置および厚さに塗布可能である。
　本実施形態に係る骨補填材の製造方法によれば、骨切り部の切断面との密着性が高く、骨癒合の短期化が実現できる骨補填材１が得られる。
　次に、骨補填材１の使用方法について高位脛骨骨切り術を例に説明する。図４及び図５は、本実施形態に係る骨補填材１の使用方法を示す模式図である。
　先ず事前に、患者の下肢全体のＸ線透視あるいは外部検査を行い、脛骨の矯正角度を予め確認しておく。この矯正角度は、通常は１０～２０°、より好ましくは１２～１５°の範囲内に設定される。
　矯正角度の確認後、膝を切開して骨切り術を実施する。
　骨切り術用の治具等を用いて、脛骨１００の関節近傍位置の内側に横方向から直線状の切れ目を入れて、骨切り部を形成する。具体的には、脛骨１００の皮質骨の内側、前側及び後側を最大限の深さまで切除し、外側の一部は切除せずに残しておく。このとき、脛骨１００の海綿骨を過剰に傷付けないように留意する必要があるため、例えばＸ線透視像を随時確認しながら慎重に切除していく。
　次に図４に示すように、先端側が所定角度に設定された楔状をなす骨切りウェッジＧを、骨切部に挿入して、骨切部を開口する。この先端側の「所定角度」とは、脛骨１００の矯正角度に合致した開き角度に設定されている必要がある。こうして、脛骨１００の内側には、骨切面ｆ１と骨切面ｆ２とが上下に楔状に開いた状態の開口部１１０Ｗが形成される。
　図５に示すように、開口部１１０Ｗに骨補填材１を先に挿入して、骨切部に骨補填材１を配置する。図５に模式的に示すように、一般に各骨切面ｆ１，ｆ２は、平滑面ではなく凹凸を有する粗面である。開口部１１０Ｗに骨補填材１を挿入すると、骨補填材１の表面、すなわち、表層部３の表面と各骨切面ｆ１，ｆ２との間に僅かな隙間が生じる。
　骨補填材１の表層部３は、圧縮強度が１０Ｍｐａ未満と耐圧縮強度が低い。そのため、脛骨１００の上方から骨補填材１に荷重が掛かると、表層部３が圧縮されて潰れ、各骨切面ｆ１，ｆ２の僅かな隙間が表層部３で埋設される。この結果、各骨切面ｆ１，ｆ２と骨補填材１との密着性を高めることができる。
　また、表層部３は、本体部２より気孔率が高い。そのため、荷重により潰れやすい反面、骨芽細胞が流通し易い。脛骨１００の骨切部に楔形状の骨補填材１が挿入される場合、外側に位置する皮質骨１０１部分に大きな荷重が掛かる。そのため、皮質骨１０１部分に当接する表層部３は荷重により潰れて骨切面ｆ１，ｆ２に密着し、皮質骨１０１の内側の海綿骨１０２に当接する表層部３は、第一端部２２の領域に比べて潰れ難い。その結果、海綿骨１０２と当接する表層部３は、第一端部２２に比べて骨芽細胞が流通し易く、骨形成を促進できる。
　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。
　上記実施形態では、本体部２の全面を覆う表層部３を例示したが、表層部３は本体部２の少なくとも一部を覆い、骨切面の凹凸を吸収可能であればよい。例えば、図６および図７に示す変形例のように、本体部２の第一側面２１側の第一端部２２を表層部３で覆う骨補填材１であってもよい。図６および図７に示す変形例では、上記実施形態の本体部２の第一側面２１側の第一端部の表面を覆う表層部３Ａが設けられている。第一側面２１は、第一方向Ｄ１における上下方向の寸法（図７における上下方向の寸法）が最も大きい。骨補填材１Ａを骨切部に挿入すると、表層部３Ａは皮質骨１０１部分（図５参照）の骨切面ｆ１，ｆ２に当接する。この結果、皮質骨１０１と骨補填材１Ａとの密着性を高めることができる。
　この他、図示は省略するが、本体部２が骨切面ｆ１，ｆ２と対向する面のみ（例えば、図２に示す上下面２４，２５のみ）が表層部で覆われる構成であってもよい。
　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粉１００重量部に解膠剤（分散剤）を含む水溶液５０重量部、気泡剤１重量部を添加、混合して第一スラリーを作製した（第一調製工程Ｓ１）。解膠剤を含む水溶液は、精製水４０重量部に、解膠剤としてポリカルボン酸アンモニウム塩を１０重量部添加した水溶液を用いた。気泡剤として、ポリオキシエチレンアルキルエーテルを用いた。
　次に、第一スラリーを型枠に流し込み、乾燥処理を行い、多孔質体からなるバルク体を作製した（バルク体形成工程Ｓ２）。得られたバルク体は、連続した微細気孔を保持した状態で解膠剤によって結合された骨格を有する多孔体となっていた。
　次に、β－ＴＣＰ粉８０重量部に解膠剤（分散剤）を含む水溶液５０重量部、気泡剤１重量部を添加、混合して第二スラリーを作製した（第二調製工程Ｓ３）。解膠剤を含む水溶液は、精製水４０重量部に、解膠剤としてポリカルボン酸アンモニウム塩を１０重量部添加した水溶液を用いた。
　バルク体形成工程Ｓ２で得られたバルク体に、第二スラリーをディップコーティングした（塗布工程Ｓ４）。
　第二スラリーがコーティングされたバルク体を高温焼成して多孔質焼結体とし、骨補填材を得た（焼成工程Ｓ５）。
（実施例２）
　第二調製工程Ｓ３において、β－ＴＣＰ粉７０重量部に解膠剤を含む水溶液５０重量部、気泡剤１重量部、バイオガラス４５ｓ５粉末３０重量部を添加、混合して第二スラリーを作製した。その他の条件は実施例１と同様の条件で骨補填材を得た。
　実体顕微鏡を用いて、実施例１および実施例２で得られた骨補填材の断面を観察し、表層部の厚みを計測した。計測結果を表１に示す。
　実施例１および実施例２で得られた骨補填材について、相対気孔率、平均気孔径、および骨補填材の圧縮強度を測定した。測定結果を表１に示す。また、実施例１および実施例２で得られた骨補填材の密着性について評価した。
（比較例）
　比較例として、相対気孔率５７％の従来公知の市販の骨補填材を用い、実施例と同様の特性を測定した。測定結果を表１に示す。なお、比較例は表層部を備えないため、表層部の厚みは測定しなかった。
　相対気孔率、平均気孔径、骨補填材の圧縮強度および密着性は以下の方法で測定した。
　（相対気孔率）
　実施例１および実施例２の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。
　（平均気孔径）
　マイクロフォーカスＸ線ＣＴ装置（日立製作所社製、ＳＵ１５１０）を用いて実施例１および実施例２の骨補填材の３か所の断面のマイクロＸ線ＣＴ画像を得た。得られたマイクロＸ線ＣＴ画像の画像解析を行い、平均気孔径を算出した。
　（圧縮強度）
　圧縮試験機（島津製作所社製、ＡＵＴＯ　ＧＲＡＰＨ　２０００ＧＥ）を用いて、実施例１および実施例２の骨補填材の圧縮強度を計測した。
　（密着性）
　実施例１および実施例２の骨補填材の上面に圧力測定フィルム（富士フィルム社製、商品名プレスケール）を載置し、圧縮試験機（島津製作所社製、ＡＵＴＯ　ＧＲＡＰＨ　２０００ＧＥ）を用いて１０ＭＰａで加圧し、圧力分布を確認し、密着性を評価した。
　実施例１、実施例２、および比較例の骨補填材の加圧後の圧力測定フィルムの画像を図８から図１０に示す。図８が実施例１の圧力測定フィルムの画像であり、図９が実施例２の圧力測定フィルムの画像であり、図１０が比較例の圧力測定フィルムの画像である。圧力測定フィルムが赤く染色されている部分は圧力が加わっている部分を示す。図８に示す実施例１および図９に示す実施例２は、全域が赤く染色され、面全体に均一に圧力が加わっており、密着性が高いことが確認できた。
　一方、図１０に示す比較例は、染色されない白い部分が多く点在し、密着性が劣ることが確認できた。
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　実施例１および実施例２の骨補填材は、相対気孔率が６０％以上であり、かつ、圧縮強度が２７Ｍｐａ以上となっていた。したがって、相対気孔率が高く、圧縮強度が高い骨補填材が得られた。
　一方、比較例の骨補填材は、相対気孔率及び圧縮強度が実施例より劣る結果となった。
　実施例１および実施例２の骨補填材は、比較例の骨補填材と比較して、圧力が加わった後の密着性が高かった。したがって、骨切部に挿入した状態で、骨切面ｆ１，ｆ２との密着性が高い骨補填材であることが推察される。また、断面において、十分な平均気孔率を有するため、骨形成に必要な骨芽細胞等を気孔内に均一に浸入させることができると推察される。また、圧縮強度が高いことから、例えば、下肢などの荷重部位に埋植する骨補填材として、破損などのリスク低減が期待できる結果が得られた。
　骨切り部の切断面との密着性が高く、骨癒合の短期化が実現できる骨補填材及び骨補填材の製造方法を提供できる。
　１　　骨補填材
　２　　本体部
　３　　表層部
　Ｓ１　第一調製工程
　Ｓ２　バルク体形成工程
　Ｓ３　第二調製工程
　Ｓ４　塗布工程
　Ｓ５　焼成工程

Claims (11)

  1. 　セラミックス多孔体により形成され、楔形状を有し、１０ＭＰａ以上の圧縮強度を有する本体部と、
    　前記本体部の少なくとも一部を覆い、圧縮強度が１０ＭＰａ未満である表層部と、
    　を有する骨補填材。
  2. 　前記表層部の厚みが０．５ｍｍ以上２．０ｍｍ以下である
    　請求項１の骨補填材。
  3. 　前記本体部は第一側面を有し、前記第一側面が位置する第一端部側から第二端部側に向かって前記第一側面と直交する第一方向に沿って漸次寸法が小さくなっており、
    　前記表層部は、少なくとも前記第一端部を覆う
    　請求項１に記載の骨補填材。
  4. 　前記本体部は、リン酸カルシウム系化合物で構成されている
    　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. 　前記表層部が、生体活性ガラスを含む
    　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. 　前記生体活性ガラスが、コンベアイトガラスセラミック、４５Ｓ５ガラス、４５Ｓ５ガラスセラミック、５８Ｓ５ガラス、Ｓ５３Ｐ４ガラス、アパタイト－ワラストナイトガラス、およびアパタイト－ワラストナイトガラスセラミックの少なくとも一つを含む
    　請求項５に記載の骨補填材。
  7. 　前記表層部は、セラミックス多孔体により構成され、前記本体部よりも気孔率が高い請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の骨補填材。
  8. 　前記表層部は、前記本体部よりも弾性率の低い材料で構成される
    　請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の骨補填材。
  9. 　リン酸カルシウム系化合物で構成される第一粉体と水性溶媒との重量比が２／１以上の第一スラリーを調製する第一調製工程と、
    　前記第一スラリーを攪拌発泡した後、乾燥させてバルク体を形成するバルク体形成工程と、
    　前記第一粉体と水性溶媒との重量比が２／１未満の第二スラリーを調製する第二調製工程と、
    　前記第二スラリーを攪拌発泡した後、発泡した前記第二スラリーを前記バルク体に塗布する塗布工程と、
    　前記第二スラリーを塗布した前記バルク体を焼成して骨補填材を得る焼成工程と、を含む骨補填材の製造方法。
  10. 　前記第二調製工程において、前記第一粉体に生体活性ガラスの粉体を１重量％～５０重量％の割合で添加する
    　請求項９に記載の骨補填材の製造方法。
  11. 　前記塗布工程が、スピンコーティング法、スプレーコーティング法、ディップコーティング法、フローコーティング法、ロールコーティング法、フィルムアプリケーター法、スクリーン印刷法、バーコーター法、刷毛塗り法、スポンジ塗り法のいずれかの方法を含む
    　請求項１０に記載の骨補填材の製造方法。
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