JP2657847B2 - 水酸化アパタイト多孔質生体充▲てん▼材並びにその製造方法 - Google Patents
水酸化アパタイト多孔質生体充▲てん▼材並びにその製造方法Info
- Publication number
- JP2657847B2 JP2657847B2 JP2120554A JP12055490A JP2657847B2 JP 2657847 B2 JP2657847 B2 JP 2657847B2 JP 2120554 A JP2120554 A JP 2120554A JP 12055490 A JP12055490 A JP 12055490A JP 2657847 B2 JP2657847 B2 JP 2657847B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- hydroxyapatite
- drug
- porous
- pores
- diameter
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/28—Bones
-
- 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
-
- 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
- C04B38/009—Porous or hollow ceramic granular materials, e.g. microballoons
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2/3094—Designing or manufacturing processes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
- A61F2002/30667—Features concerning an interaction with the environment or a particular use of the prosthesis
- A61F2002/30677—Means for introducing or releasing pharmaceutical products, e.g. antibiotics, into the body
-
- 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
- A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2250/0058—Additional features; Implant or prostheses properties not otherwise provided for
- A61F2250/0067—Means for introducing or releasing pharmaceutical products into the body
-
- 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
- A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
- A61L2430/38—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of the spine, vertebrae or intervertebral discs
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Ceramic Engineering (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Structural Engineering (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Medicinal Preparation (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、生体の化膿性骨、関節疾患、骨癌の様な悪
性病気や骨腫瘍等の骨欠損を伴う疾患に対して、生体充
填材に薬剤を含有させて、その骨欠損を充填し、薬剤を
徐放させることにより病巣局所へ直接高濃度の薬剤の投
与を可能とすることである。また、本生体材料は、骨伝
導能を有し、骨病巣においてきわめて生体に対する親和
性がよりすぐれており、これにより、画期的早期に病巣
の治癒をはかることを可能とする。
性病気や骨腫瘍等の骨欠損を伴う疾患に対して、生体充
填材に薬剤を含有させて、その骨欠損を充填し、薬剤を
徐放させることにより病巣局所へ直接高濃度の薬剤の投
与を可能とすることである。また、本生体材料は、骨伝
導能を有し、骨病巣においてきわめて生体に対する親和
性がよりすぐれており、これにより、画期的早期に病巣
の治癒をはかることを可能とする。
本発明は、これらを、目的として薬剤の含有能力、薬
剤の徐放能力、および生体親和性をもち局所により効果
的に薬剤を投与するに適した生体充填材および、その製
造方法に関するものである。
剤の徐放能力、および生体親和性をもち局所により効果
的に薬剤を投与するに適した生体充填材および、その製
造方法に関するものである。
尚、ここで用いられる薬剤（液）とは、当然、殺菌性
のあるものに限定される。
のあるものに限定される。
［従来の技術］ 従来、化膿性骨、関節疾患におけるその治療法は、薬
剤の全身投与によっておこなってきたが、とくに慢性化
したものでは、その病巣周囲の血流がわるいため、薬剤
の局所移行はきわめて悪い。したがって、生体内（血液
中）の濃度を一様にあげざる得ないため、病巣局所以外
の健康な部分も薬剤に曝され、同時に副作用が出現する
おそれがある。また血液中の薬剤濃度は、生体における
代謝によってすみやかに***を受けるために、病巣局所
の薬剤を高濃度に維持することは、困難である。
剤の全身投与によっておこなってきたが、とくに慢性化
したものでは、その病巣周囲の血流がわるいため、薬剤
の局所移行はきわめて悪い。したがって、生体内（血液
中）の濃度を一様にあげざる得ないため、病巣局所以外
の健康な部分も薬剤に曝され、同時に副作用が出現する
おそれがある。また血液中の薬剤濃度は、生体における
代謝によってすみやかに***を受けるために、病巣局所
の薬剤を高濃度に維持することは、困難である。
このような問題を解決するために薬剤を徐放するもの
を病巣局所に充填し、治療する方法が考案された。
を病巣局所に充填し、治療する方法が考案された。
そこで従来、人工関節置換術の骨セメントとして使用
されてきたポリメチルメタクリレート（以下PMMAと略
す）が、その基材としてもちいられている。
されてきたポリメチルメタクリレート（以下PMMAと略
す）が、その基材としてもちいられている。
また、抗生剤を、病巣局所に高濃度を与え、かつ、副
作用の発現を抑えるために抗生剤含有骨セメントビース
によるDrug Delivery System（以下DDSと略す）が、考
案され、我々は、1985年以来、この充填法による局所濃
度の維持並びに制御方法についての定量的投与法を報告
してきた。その臨床成績も良好であり、その報告例も多
いが、従来骨セメントは本来、異物であり、また、溶出
する抗生剤の保存は、骨セメントビーズの表層部に限ら
れる。
作用の発現を抑えるために抗生剤含有骨セメントビース
によるDrug Delivery System（以下DDSと略す）が、考
案され、我々は、1985年以来、この充填法による局所濃
度の維持並びに制御方法についての定量的投与法を報告
してきた。その臨床成績も良好であり、その報告例も多
いが、従来骨セメントは本来、異物であり、また、溶出
する抗生剤の保存は、骨セメントビーズの表層部に限ら
れる。
このような観点から、1988年発行の「中部日本整形外
科災害科学会雑誌」第31巻第５号別冊第1882〜1885頁に
は、化膿性骨髄炎の化学療法において、ディデオキシカ
ナマイシンＢを含有させたポリメチルメタクリレートか
らなる骨セメントビーズを、患部骨髄に充填させること
が開示されている。
科災害科学会雑誌」第31巻第５号別冊第1882〜1885頁に
は、化膿性骨髄炎の化学療法において、ディデオキシカ
ナマイシンＢを含有させたポリメチルメタクリレートか
らなる骨セメントビーズを、患部骨髄に充填させること
が開示されている。
しかしながら、PMMAは、薬剤が徐放された後、生体内
では、機能を持たない異物となり、取り出すことが、必
要となる。
では、機能を持たない異物となり、取り出すことが、必
要となる。
この欠点を補うべく、より生体親和性にすぐれたもの
として、骨の損傷、または、骨腫瘍等による比較的大き
な骨欠損にたいする治療としてすでに広く知られている
生体の自然骨との親和性を有する水酸化アパタイトをも
ちいることによって、おこないえるものである。
として、骨の損傷、または、骨腫瘍等による比較的大き
な骨欠損にたいする治療としてすでに広く知られている
生体の自然骨との親和性を有する水酸化アパタイトをも
ちいることによって、おこないえるものである。
また、水酸化アパタイトをもちいることによって、得
られる利点は、血液の凝固を阻害することから、比較的
初期において基材の周囲を湿潤にたもち、内部の薬剤の
徐放をたすけ完全に基材内部の薬剤を放出させることが
可能と考えられ、従来のPMMAでは、その基材の極表層に
存在する薬剤しか放出できないため、無駄となる薬剤が
多かったことに対してきわめて経済的と言える。
られる利点は、血液の凝固を阻害することから、比較的
初期において基材の周囲を湿潤にたもち、内部の薬剤の
徐放をたすけ完全に基材内部の薬剤を放出させることが
可能と考えられ、従来のPMMAでは、その基材の極表層に
存在する薬剤しか放出できないため、無駄となる薬剤が
多かったことに対してきわめて経済的と言える。
また、薬剤の局所の有効濃度の維持も容易におこな
え、その濃度維持期間についても制御しうる。とくに、
抗生剤においては、低濃度が、長期期間つづくと、耐性
菌の発生をうながすことになり、薬剤が、完全に放出さ
れうるものが、さらに好ましい。
え、その濃度維持期間についても制御しうる。とくに、
抗生剤においては、低濃度が、長期期間つづくと、耐性
菌の発生をうながすことになり、薬剤が、完全に放出さ
れうるものが、さらに好ましい。
その上、水酸化アパタイトは、骨伝導能をもち骨以外
のところでは、その周囲に骨をみちびかず、生体内でそ
の局所に応じた生体反応を有するため、その利用価値
は、高い。
のところでは、その周囲に骨をみちびかず、生体内でそ
の局所に応じた生体反応を有するため、その利用価値
は、高い。
また、1989年発行の「中部日本整形外科災害科学会雑
誌」第32巻第３号別冊第1035〜1040頁には、上記合成樹
脂製セメントビーズに各種抗生剤を混入させることが開
示されている。
誌」第32巻第３号別冊第1035〜1040頁には、上記合成樹
脂製セメントビーズに各種抗生剤を混入させることが開
示されている。
更に1989年発行の「関節外科」第８巻第12号第65〜71
頁には、生物体の骨を構成する主成分が水酸化アパタイ
トであることから、無孔粒状の合成水酸化アパタイトを
900［℃］で焼成して、骨の欠損部に移植したところ、
既存の生体内の骨との親和性が高く、優れた治癒効果を
有することが開示されている。
頁には、生物体の骨を構成する主成分が水酸化アパタイ
トであることから、無孔粒状の合成水酸化アパタイトを
900［℃］で焼成して、骨の欠損部に移植したところ、
既存の生体内の骨との親和性が高く、優れた治癒効果を
有することが開示されている。
更にまた、1989年発行の「生体材料」第８巻第１号第
11〜22頁には、湿式合成した無孔粒状の水酸化アパタイ
トを800［℃］で焼成したものを、家兎に移植したとこ
ろ、生体内の骨に対して優れた親和性を示し、合成水酸
化アパタイトに直接接して新生骨の形成が認められ、移
植数週間後まで移植部分の骨の圧縮強度の増加が認めら
れることが開示されている。
11〜22頁には、湿式合成した無孔粒状の水酸化アパタイ
トを800［℃］で焼成したものを、家兎に移植したとこ
ろ、生体内の骨に対して優れた親和性を示し、合成水酸
化アパタイトに直接接して新生骨の形成が認められ、移
植数週間後まで移植部分の骨の圧縮強度の増加が認めら
れることが開示されている。
［発明の目的；解決すべき問題点］ 従来の合成水酸化アパタイトは、焼成条件によって、
生体内の骨と同様に多孔質なものも得られるが、薬剤の
吸着徐放という観点からみれば、その組織はかなり微細
で緻密なものであるから気孔率も小さく従って吸着量が
小さいという問題点があった。
生体内の骨と同様に多孔質なものも得られるが、薬剤の
吸着徐放という観点からみれば、その組織はかなり微細
で緻密なものであるから気孔率も小さく従って吸着量が
小さいという問題点があった。
前記、従来技術中の多孔質なものの中には、平均気孔
径が500［ミクロン］〜10［ミクロン］の気孔を有する
成形焼結体も存在する。しかし、この平均気孔径が、50
0ないし約100［μｍ］以上の孔には薬液などは或程度入
るけれども、約100［μｍ］以上の孔では、すぐに流出
して了うので徐放効果は殆どない。また、約100［μ
ｍ］以下の気孔は毛細管現象のため、通常の大気圧では
球体内部の奥まで薬液が入らないから、その対象と、内
部より外部に放出する徐放効果は全く容易には得られな
い、という問題点がある。
径が500［ミクロン］〜10［ミクロン］の気孔を有する
成形焼結体も存在する。しかし、この平均気孔径が、50
0ないし約100［μｍ］以上の孔には薬液などは或程度入
るけれども、約100［μｍ］以上の孔では、すぐに流出
して了うので徐放効果は殆どない。また、約100［μ
ｍ］以下の気孔は毛細管現象のため、通常の大気圧では
球体内部の奥まで薬液が入らないから、その対象と、内
部より外部に放出する徐放効果は全く容易には得られな
い、という問題点がある。
而もこの従来技術は成形焼結体であるから、臨床使用
時においては骨の欠損部の形状に正確に合わせることが
できないという欠点がある。
時においては骨の欠損部の形状に正確に合わせることが
できないという欠点がある。
更にまた、従来技術中の多孔質人工骨材料の中には、
２［mm］より20［μｍ］の孔径の気孔を有する水酸化ア
パタイトが、焼結粒子も気孔も幾何学的完全球ないし断
面完全円形で発表されているものもある。これも２［m
m］より200［μｍ］位までの孔には常圧薬液は容易に入
るけれども、液体の正常としてすぐ流出して了うから徐
放性は全くない。また孔径約100［μｍ］以下の孔には
常圧で薬液は入らない。これはこの幾何学図形による公
表と相まって、単なる作文であって実験をやっていない
から薬液が常圧では容易には内部深くに入らない。
２［mm］より20［μｍ］の孔径の気孔を有する水酸化ア
パタイトが、焼結粒子も気孔も幾何学的完全球ないし断
面完全円形で発表されているものもある。これも２［m
m］より200［μｍ］位までの孔には常圧薬液は容易に入
るけれども、液体の正常としてすぐ流出して了うから徐
放性は全くない。また孔径約100［μｍ］以下の孔には
常圧で薬液は入らない。これはこの幾何学図形による公
表と相まって、単なる作文であって実験をやっていない
から薬液が常圧では容易には内部深くに入らない。
従って、実用には供しえないという致命的な欠点があ
る。
る。
一方上述のような合成樹脂製骨セメントビーズに薬剤
を含有させたものは、生体内に充填して所要の薬剤を徐
放した後も異物として残り、生体に対して他の好ましく
ない影響を与える。
を含有させたものは、生体内に充填して所要の薬剤を徐
放した後も異物として残り、生体に対して他の好ましく
ない影響を与える。
更に、合成樹脂製骨セメントの保持しうる薬剤の量も
決して充分でなく、薬剤を徐放する期間も不充分という
欠点があった。
決して充分でなく、薬剤を徐放する期間も不充分という
欠点があった。
そこで本発明は、上記従来技術の諸欠点問題点を殆ん
ど除去して、生体に対して決して異物ではなく、それよ
りはむしろ生体に対して優れた親和性を有していて、而
も高い薬剤保持能力を有し、所要の薬剤徐放期間を制御
維持できる生体充填材を提供することを目的とするもの
である。
ど除去して、生体に対して決して異物ではなく、それよ
りはむしろ生体に対して優れた親和性を有していて、而
も高い薬剤保持能力を有し、所要の薬剤徐放期間を制御
維持できる生体充填材を提供することを目的とするもの
である。
即ち、前記諸問題を解決し、より効果的なDDSの基材
として骨形成能を有する多孔質水酸化アパタイトに着目
し、その開発を企図した。
として骨形成能を有する多孔質水酸化アパタイトに着目
し、その開発を企図した。
［発明の構成：問題解決の手段］ 本発明は、このような問題点を解決するため、開口部
直径が１〜100［μｍ］で、深さが開口部直径より長い
多数の孔隙を有し、気孔率が10［％］〜50［％］であっ
て、全体の直径が0.02〜20［mm］の粒状の水酸化アパタ
イト質焼成体を主成分とすることを特徴とする水酸化ア
パタイト多孔質生体充填材、及び、殺菌性薬液に浸漬
し、減圧脱気した後、加圧すること、及びその繰り返し
により、それらの孔隙内の奥まで、その殺菌性薬液を充
填した水酸化アパタイト多孔質生体充填材、それに、加
え殺菌性薬剤を多孔内奥まで圧入させた水酸化アパタイ
ト多孔質生体充填材を、単なるアイディアではなく、実
物を創始し、提供する。
直径が１〜100［μｍ］で、深さが開口部直径より長い
多数の孔隙を有し、気孔率が10［％］〜50［％］であっ
て、全体の直径が0.02〜20［mm］の粒状の水酸化アパタ
イト質焼成体を主成分とすることを特徴とする水酸化ア
パタイト多孔質生体充填材、及び、殺菌性薬液に浸漬
し、減圧脱気した後、加圧すること、及びその繰り返し
により、それらの孔隙内の奥まで、その殺菌性薬液を充
填した水酸化アパタイト多孔質生体充填材、それに、加
え殺菌性薬剤を多孔内奥まで圧入させた水酸化アパタイ
ト多孔質生体充填材を、単なるアイディアではなく、実
物を創始し、提供する。
ビーズの空隙とは、ビーズを形成するHAPフレークの
微細孔隙とHAPフレークの粒度を調整し、成形、焼結し
た時のフレーク相互間の空隙との総和である。
微細孔隙とHAPフレークの粒度を調整し、成形、焼結し
た時のフレーク相互間の空隙との総和である。
更には本発明は、並びに前記の寸法範囲、形状特性を
有する水酸化アパタイト多孔質生体充填材を得るため
の、製造方法を開発提供する。
有する水酸化アパタイト多孔質生体充填材を得るため
の、製造方法を開発提供する。
即ち前記焼成仕上りの寸法と形状を有するためには焼
成前の寸法が前提要件となり、また前記仕上りのサイズ
の孔隙を多数設けるため、粒径74［μｍ］以下の合成樹
脂粉末中と、粒径125［μｍ］以下に水酸化アパタイト
粉末中に、気孔率が10〜50［％］となる割合で小量のバ
インダーと共に均一に混合し900〜1180［℃］で焼成す
ることを特徴とする製造方法である。更にまた、この焼
成で得られた水酸化アパタイト多孔質生体充填材を殺菌
性薬液中で減圧脱気した後、その薬液をその充填材の空
隙に吸着充填させることを特徴とする製造方法を提供す
る。
成前の寸法が前提要件となり、また前記仕上りのサイズ
の孔隙を多数設けるため、粒径74［μｍ］以下の合成樹
脂粉末中と、粒径125［μｍ］以下に水酸化アパタイト
粉末中に、気孔率が10〜50［％］となる割合で小量のバ
インダーと共に均一に混合し900〜1180［℃］で焼成す
ることを特徴とする製造方法である。更にまた、この焼
成で得られた水酸化アパタイト多孔質生体充填材を殺菌
性薬液中で減圧脱気した後、その薬液をその充填材の空
隙に吸着充填させることを特徴とする製造方法を提供す
る。
次に画期的ともいえるこの生体充填材について、若干
の説明を加える。
の説明を加える。
先ず、この新規粒状物の直径を0.02〜20［mm］とした
が、0.02［mm］を下限としたのは、それ以下では、原料
粉末の粒度限界があり、制御製造が困難であるからであ
り、また上限を20［mm］としたのは、巨大な対象でも直
径20［mm］あれば充分であるからである。寸法制御は後
に詳述するように篩別による。また、これらは使用に先
立って細密充填法により粒度の組合わせを行ない、必要
量を準備する。次に、各粒子には多数の寸法を制御され
た孔隙が設けられ、それらの直径の下限を１［μｍ］と
したのは、それ以下では、液体を充填させることが困難
であるからであり、また上限を100［μｍ］としたの
は、それ以上になると圧入液体が薬剤である場合におい
て、毛細管の摩擦力による保持の関係により、急に排出
されてしまうことがあり、徐放効果を保ち得ないからで
ある。
が、0.02［mm］を下限としたのは、それ以下では、原料
粉末の粒度限界があり、制御製造が困難であるからであ
り、また上限を20［mm］としたのは、巨大な対象でも直
径20［mm］あれば充分であるからである。寸法制御は後
に詳述するように篩別による。また、これらは使用に先
立って細密充填法により粒度の組合わせを行ない、必要
量を準備する。次に、各粒子には多数の寸法を制御され
た孔隙が設けられ、それらの直径の下限を１［μｍ］と
したのは、それ以下では、液体を充填させることが困難
であるからであり、また上限を100［μｍ］としたの
は、それ以上になると圧入液体が薬剤である場合におい
て、毛細管の摩擦力による保持の関係により、急に排出
されてしまうことがあり、徐放効果を保ち得ないからで
ある。
並にまた、その製造方法について詳細な説明を加え
る。それは、従来にない、生体親和性に優れ、而も気孔
率が充分で、多くの孔隙についてそのサイズが、薬剤の
徐放に適することを特徴とする製造方法である。具体的
には、焼成物に対する縮小率を考慮して、原料のサイズ
範囲を限定し、また焼成物の気孔率が10〜50［％］とな
るように近似的に水酸化アパタイト粉末を40ないし90重
量［％］として合成樹脂粉末を55ないし５重量［％］と
した。
る。それは、従来にない、生体親和性に優れ、而も気孔
率が充分で、多くの孔隙についてそのサイズが、薬剤の
徐放に適することを特徴とする製造方法である。具体的
には、焼成物に対する縮小率を考慮して、原料のサイズ
範囲を限定し、また焼成物の気孔率が10〜50［％］とな
るように近似的に水酸化アパタイト粉末を40ないし90重
量［％］として合成樹脂粉末を55ないし５重量［％］と
した。
而して焼成温度範囲を900〜1180［℃］したのは900
［℃］未満では粒子の接点強度が小さく、孔隙中への薬
液の圧入に際し摩擦により破壊するものが多いためであ
り、また1180［℃］以下としたのは、それを超えると形
成された毛細管が閉塞するおそれがあり気孔率が10
［％］未満となり薬液の圧入量が少なくなって、骨治療
の促進効果が殆んど得られなくなるためである。ここで
使用する合成樹脂は、加熱した際、流動化することなく
燃焼するものが好ましい。
［℃］未満では粒子の接点強度が小さく、孔隙中への薬
液の圧入に際し摩擦により破壊するものが多いためであ
り、また1180［℃］以下としたのは、それを超えると形
成された毛細管が閉塞するおそれがあり気孔率が10
［％］未満となり薬液の圧入量が少なくなって、骨治療
の促進効果が殆んど得られなくなるためである。ここで
使用する合成樹脂は、加熱した際、流動化することなく
燃焼するものが好ましい。
このような観点からフェノール樹脂のような熱硬化性
の樹脂の方が好ましい。
の樹脂の方が好ましい。
また、バインダーとしては、加熱焼成の際、水酸化ア
パタイト粒子の凝集性、粘着増粒性を良くするため、成
分的に多少のナトリウム分をもつものが望ましい。その
例として、メタアクリル酸ナトリウム等があげられる。
パタイト粒子の凝集性、粘着増粒性を良くするため、成
分的に多少のナトリウム分をもつものが望ましい。その
例として、メタアクリル酸ナトリウム等があげられる。
薬剤の圧入及び徐放に有効な細孔の大きさの範囲は、
開口部直径が前記の如くであり薬剤分子の大きさや薬剤
溶液の粘性等によって多少異なる。
開口部直径が前記の如くであり薬剤分子の大きさや薬剤
溶液の粘性等によって多少異なる。
一般的に、これより小さいと、薬液の圧入に長時間か
かり好ましくない。また、これより大きいと、徐放期間
が短くなり、好ましくない。
かり好ましくない。また、これより大きいと、徐放期間
が短くなり、好ましくない。
また、細孔の深さが開口部直径より長くないと、薬液
の徐放期間を長くすることは出来ず、薬液を充分に圧入
させることも出来ない。
の徐放期間を長くすることは出来ず、薬液を充分に圧入
させることも出来ない。
なお、この気孔率は、合成水酸化アパタイトに混合す
る合成樹脂量を多くするほど大きくなり、少なくすれば
小となるので焼成の温度や、温度保持時間によって必要
な程度に制御する。
る合成樹脂量を多くするほど大きくなり、少なくすれば
小となるので焼成の温度や、温度保持時間によって必要
な程度に制御する。
更に孔隙のサイズの制御は、合成樹脂粉末を細かくす
れば小となり、粗くすれば大となる方法で行なう。
れば小となり、粗くすれば大となる方法で行なう。
素材の形状、粒度、焼成の温度と焼き方などにより安
定して薬剤の保持、徐放の効果の制御可能となる製法技
術と生体親和性水酸化アパタイト多孔質充填材である。
定して薬剤の保持、徐放の効果の制御可能となる製法技
術と生体親和性水酸化アパタイト多孔質充填材である。
［作 用］ 本発明は、上述のような構成を有するので、次のよう
な作用が関与しているものと考えられる。
な作用が関与しているものと考えられる。
合成水酸化アパタイトの親和性については、上述の公
知資料にみられるように、生体内の骨組織と同化現象が
見られるためと考えられる。
知資料にみられるように、生体内の骨組織と同化現象が
見られるためと考えられる。
しかしながらこの自然骨親和性の作用は、従来技術中
最新の前記合成樹脂製骨セメントビーズには全く見られ
ないものである。
最新の前記合成樹脂製骨セメントビーズには全く見られ
ないものである。
また本発明の水酸化アパタイト多孔質生体充填材の粒
子は多数の孔隙を有するから、前記の如く、孔隙内の奥
まで殺菌性薬液を充填することにより、それが抗生物質
等であるときは、孔径が100［μｍ］より小さいから従
来技術と全く異なり、長い徐放効果を有するので、更に
孔隙の表部端で閉塞を生じ、その結果、従来技術とは全
く異なり、長い徐放効果を有するから、治癒に到るま
で、或程度の期間において、少量づつ抗生物質を放出す
るので可成の長期にわたり、化膿を防止し、その他医薬
効果をあげ、結果において治癒を促進する作用をもたら
す。而してこの作用は前記合成樹脂骨セメントビーズ以
前のアパタイトブロックには殆んど見られないものであ
る。
子は多数の孔隙を有するから、前記の如く、孔隙内の奥
まで殺菌性薬液を充填することにより、それが抗生物質
等であるときは、孔径が100［μｍ］より小さいから従
来技術と全く異なり、長い徐放効果を有するので、更に
孔隙の表部端で閉塞を生じ、その結果、従来技術とは全
く異なり、長い徐放効果を有するから、治癒に到るま
で、或程度の期間において、少量づつ抗生物質を放出す
るので可成の長期にわたり、化膿を防止し、その他医薬
効果をあげ、結果において治癒を促進する作用をもたら
す。而してこの作用は前記合成樹脂骨セメントビーズ以
前のアパタイトブロックには殆んど見られないものであ
る。
更にまた、上記の自然骨親和性と薬剤の徐放効果の両
者の作用の長所を兼ね備えた生体充填材は、従来には全
く存在しなかったので、本発明は真に従来技術よりも格
段に進歩した作用を有するものといえる。
者の作用の長所を兼ね備えた生体充填材は、従来には全
く存在しなかったので、本発明は真に従来技術よりも格
段に進歩した作用を有するものといえる。
次に製造方法における作用について、特に従来に見ら
れない点は、水酸化アパタイト粉末とそれよりもやや微
細な樹脂の粉末を均一に配合し粒状として、900〜1180
［℃］で焼成すると、粒子の芯まで達する微細な孔隙を
生じた近似球状粒子が得られるということである。従っ
てこれらの微細な孔隙の多くが、球芯に近い深いところ
でも相互に連通したものとなり、薬液を充填したとき、
毛細管の摩擦力によって保持力と徐放性能をもった従来
には全く見られない優れた生体充填材となるのである。
れない点は、水酸化アパタイト粉末とそれよりもやや微
細な樹脂の粉末を均一に配合し粒状として、900〜1180
［℃］で焼成すると、粒子の芯まで達する微細な孔隙を
生じた近似球状粒子が得られるということである。従っ
てこれらの微細な孔隙の多くが、球芯に近い深いところ
でも相互に連通したものとなり、薬液を充填したとき、
毛細管の摩擦力によって保持力と徐放性能をもった従来
には全く見られない優れた生体充填材となるのである。
［実施例］ 〔実施例１〕 先ず、本発明に係る水酸化アパタイト多孔質生体充填
材の製造方法の１例について説明する。
材の製造方法の１例について説明する。
市販の水酸化アパタイト粉末を磨砕し、65メッシュア
ンダー（0.2［mm］）以下とし、10［％］の同一粒度の
粉末フェノール樹脂を混合し、バインダーとしてその全
量に対して３［％］のメタアクリル酸ナトリウムを加え
て充分混和した。これに約50［％］の水を加えて、充分
練って、直径約12［mm］のほぼ球形の粒子に成形して乾
燥した。
ンダー（0.2［mm］）以下とし、10［％］の同一粒度の
粉末フェノール樹脂を混合し、バインダーとしてその全
量に対して３［％］のメタアクリル酸ナトリウムを加え
て充分混和した。これに約50［％］の水を加えて、充分
練って、直径約12［mm］のほぼ球形の粒子に成形して乾
燥した。
これを４等分（以下、それぞれ「Ａ」、「Ｂ」、
「Ｃ」、「Ｄ」という）して、それぞれ、電気炉に入れ
加熱し、樹脂やバインダーの揮発分を揮発させ、更に、
300〜400［℃」で炭素分が残らぬように充分燃焼させ
て、その後、Ａは900［℃］ではＢは1000［℃］でＣは1
100［℃］でＤは1180［℃］で３時間焼成した後、室温
中で徐冷し、外径が約10［mm］の粒子を得た。
「Ｃ」、「Ｄ」という）して、それぞれ、電気炉に入れ
加熱し、樹脂やバインダーの揮発分を揮発させ、更に、
300〜400［℃」で炭素分が残らぬように充分燃焼させ
て、その後、Ａは900［℃］ではＢは1000［℃］でＣは1
100［℃］でＤは1180［℃］で３時間焼成した後、室温
中で徐冷し、外径が約10［mm］の粒子を得た。
なお、この時使用したメタアクリル酸ナトリウム灰分
組成は第１表のとおりであった。
組成は第１表のとおりであった。
このようにして得られた水酸化アパタイト多孔質生体
充填材を減圧下で空気を抜いた後、水に浸した時の重量
増加から、水の比重を１として、その気孔率を求めた。
充填材を減圧下で空気を抜いた後、水に浸した時の重量
増加から、水の比重を１として、その気孔率を求めた。
このようにして得られた水酸化アパタイト多孔質生体
充填材の気孔率は、Ａでは、約50［％］、Ｂは約36
［％］、Ｃでは約25［％］、Ｄでは約12［％］であっ
た。
充填材の気孔率は、Ａでは、約50［％］、Ｂは約36
［％］、Ｃでは約25［％］、Ｄでは約12［％］であっ
た。
第１図は焼成温度［℃］と吸水率［％］の変化の関係
を示している。
を示している。
なお第２図は、本実施例に係わる水酸化アパタイト多
孔質生体充填材Ｂの1000［℃］における保持時間の変化
による吸水率の変化を示すグラフである。
孔質生体充填材Ｂの1000［℃］における保持時間の変化
による吸水率の変化を示すグラフである。
また、これらの焼成物の物性は下記第２表に示す通り
である。
である。
而して、これらの焼成後の、水酸化アパタイト多孔質
生体充填材の孔隙中に殺菌性薬液を多孔内奥まで圧入す
る工程は、先ずこれらの焼成物を冷却後目的の液に浸漬
し、その物と液の混合系を減圧して液中において脱気を
行なう。この脱気を完全に近く行なった後に、こんどは
逆に大気圧に回復する力により加圧を行ない、薬液等を
該孔隙内の奥まで圧入するという方法で行なう。
生体充填材の孔隙中に殺菌性薬液を多孔内奥まで圧入す
る工程は、先ずこれらの焼成物を冷却後目的の液に浸漬
し、その物と液の混合系を減圧して液中において脱気を
行なう。この脱気を完全に近く行なった後に、こんどは
逆に大気圧に回復する力により加圧を行ない、薬液等を
該孔隙内の奥まで圧入するという方法で行なう。
また、薬剤中にビーズを浸して、これに圧力をかけ
て、ビーズ中に、薬剤の圧入を実施した。薬剤に圧入さ
れたビーズのもつ抗菌効果を継続するやり方で、徐放中
に加えていたが、このビーズの外表面を被う部分の薬剤
が、先ず、即放的に働き、次いで細孔内奥まで圧入され
た殺菌性薬液が浸出すること、即ち、外表部の薬剤効果
が、即放的に働き、ビーズの元来の主目的である徐放効
果が、長期間生じる。
て、ビーズ中に、薬剤の圧入を実施した。薬剤に圧入さ
れたビーズのもつ抗菌効果を継続するやり方で、徐放中
に加えていたが、このビーズの外表面を被う部分の薬剤
が、先ず、即放的に働き、次いで細孔内奥まで圧入され
た殺菌性薬液が浸出すること、即ち、外表部の薬剤効果
が、即放的に働き、ビーズの元来の主目的である徐放効
果が、長期間生じる。
〔実施例２〕 本実施例は、本発明の水酸化アパタイト多孔質生体充
填材を病理学の基材として応用した例である。
填材を病理学の基材として応用した例である。
先ずこの充填材は１例として径約７［mm］のものを選
んで実験を行なったが、その１例の粒子の写真は第３図
に示す通りである。これは赤インクを１ケ所の孔隙に注
入してみたものであるが、粒子の他の多くの孔隙から赤
インクが滲み出していることにより、これらの孔隙は、
球芯まで達しているものが多く、かつ奥部において相互
につながっているような場合が非常に多いことが判明し
た。
んで実験を行なったが、その１例の粒子の写真は第３図
に示す通りである。これは赤インクを１ケ所の孔隙に注
入してみたものであるが、粒子の他の多くの孔隙から赤
インクが滲み出していることにより、これらの孔隙は、
球芯まで達しているものが多く、かつ奥部において相互
につながっているような場合が非常に多いことが判明し
た。
この病理学実験は、抗生剤を、病巣局所に高濃度に与
え、化膿等を防止し、かつ副作用の発現を抑えるため、
抗生剤の徐放を目的とし数年前より研究されて来た「ド
ラッグデリバリシステム」（以下DDSと略称する）の研
究の一環として行なわれたものである。
え、化膿等を防止し、かつ副作用の発現を抑えるため、
抗生剤の徐放を目的とし数年前より研究されて来た「ド
ラッグデリバリシステム」（以下DDSと略称する）の研
究の一環として行なわれたものである。
ここで用いた抗生剤は、ディ、デ、オキシカナマイシ
ンＢ（以下DKBと国際的に略称されている通りに略称す
る）であり、本発明の水酸化アパタイト多孔質生体充填
材粒子について、「真空度によるDKB含有量の変化」の
一例は、第３表に示す通りで真空度が40［mmHg］のとき
が該含有量が最も多い。
ンＢ（以下DKBと国際的に略称されている通りに略称す
る）であり、本発明の水酸化アパタイト多孔質生体充填
材粒子について、「真空度によるDKB含有量の変化」の
一例は、第３表に示す通りで真空度が40［mmHg］のとき
が該含有量が最も多い。
例；径（Φ）約５［mm］，重量0.097［ｇ］粒子の真空
度とDKB含有量の関係。
度とDKB含有量の関係。
また「溶液濃度によるDKB含有量の変化」の１例は、
第４表に示す如くであり、溶液濃度にほぼ比例してい
る。
第４表に示す如くであり、溶液濃度にほぼ比例してい
る。
この測定に供した水酸化アパタイト多孔質生体充填材
は径約５［mm］の粒子を900,1000,1100［℃］で焼成し
たもので、吸水率は14.47〜37.07［％］のものを用い
た。これらを250［mgDKB/ml］力価のDKB溶液に浸析し、
先ず40［mmHg］に減圧し、孔隙中の気体を放出させ、次
に大気圧に戻して、孔隙中に該DKB溶液を圧入させ、凍
結乾燥し、該DKBを含有させた。
は径約５［mm］の粒子を900,1000,1100［℃］で焼成し
たもので、吸水率は14.47〜37.07［％］のものを用い
た。これらを250［mgDKB/ml］力価のDKB溶液に浸析し、
先ず40［mmHg］に減圧し、孔隙中の気体を放出させ、次
に大気圧に戻して、孔隙中に該DKB溶液を圧入させ、凍
結乾燥し、該DKBを含有させた。
次いで、DKB重量および溶出したDKB力価を毎日１回測
定した。その結果、含有DKB重量は、焼成温度1000
［℃］，吸水率37.07［％］の充填材で80［mg］ともっ
とも多く、少ないものでは、1100［℃］吸水率14.47
［％］のもので35［mg］含有し得た。
定した。その結果、含有DKB重量は、焼成温度1000
［℃］，吸水率37.07［％］の充填材で80［mg］ともっ
とも多く、少ないものでは、1100［℃］吸水率14.47
［％］のもので35［mg］含有し得た。
溶出DKB力価は約20〜50［mg/粒子］力価で、同直径の
骨セメントビーズの約２倍以上の力価を持つものであっ
た。この結果から、吸水率は、含有DKB重量を制御する
因子の一つとして示唆された。
骨セメントビーズの約２倍以上の力価を持つものであっ
た。この結果から、吸水率は、含有DKB重量を制御する
因子の一つとして示唆された。
一方最新の従来技術である合成樹脂骨セメントビーズ
によってさえも、抗生剤を含有させ得るのはその表層に
限られるので、その溶出も表層からに限られるから、従
って溶出量も少なく、病巣局所における充分な濃度維持
が困難であったが、上記の結果からすると本発明の水酸
化アパタイト多孔質充填材は、粒子の芯まで抗生剤を圧
入できることにより、抗生剤の含有量も２倍で、徐放性
能に優れ、溶出量は合成樹脂骨セメントに比較して約４
倍となることがわかった。
によってさえも、抗生剤を含有させ得るのはその表層に
限られるので、その溶出も表層からに限られるから、従
って溶出量も少なく、病巣局所における充分な濃度維持
が困難であったが、上記の結果からすると本発明の水酸
化アパタイト多孔質充填材は、粒子の芯まで抗生剤を圧
入できることにより、抗生剤の含有量も２倍で、徐放性
能に優れ、溶出量は合成樹脂骨セメントに比較して約４
倍となることがわかった。
その上に従来最近の、合成樹脂骨セメントビーズは異
物であるから、再手術によってこれを排除しなければな
らないが、本発明の充填材は、生体親和性のある水酸化
アパタイトであるから、再手術の必要がない。従来の骨
セメントビーズでは治療不能であった骨の病気も、本発
明材料によって、より効果的であることが明らかとなっ
た。
物であるから、再手術によってこれを排除しなければな
らないが、本発明の充填材は、生体親和性のある水酸化
アパタイトであるから、再手術の必要がない。従来の骨
セメントビーズでは治療不能であった骨の病気も、本発
明材料によって、より効果的であることが明らかとなっ
た。
［発明の効果］ （１） 本発明に係る水酸化アパタイト多孔質生体充填
材は、上述のような構成と作用を有するので、生体充填
材として、生体組織とくに骨との親和性に優れている
上、最新の従来技術に比しても高濃度に薬剤等を多孔内
奥まで圧入され、孔径が100［μｍ］より小さく、かつ
深さは径よりも長いから、長期にわたりその適量を徐放
することができるので、生体内部の患部等の局所に充填
し、副作用等のおそれもなく、極めて優れた医療効果を
発揮できる素材を提供できる。
材は、上述のような構成と作用を有するので、生体充填
材として、生体組織とくに骨との親和性に優れている
上、最新の従来技術に比しても高濃度に薬剤等を多孔内
奥まで圧入され、孔径が100［μｍ］より小さく、かつ
深さは径よりも長いから、長期にわたりその適量を徐放
することができるので、生体内部の患部等の局所に充填
し、副作用等のおそれもなく、極めて優れた医療効果を
発揮できる素材を提供できる。
（２） 本発明に係る水酸化アパタイト多孔質生体充填
材の製造方法は適度な粉末度の水酸化アパタイトに微細
な合成樹脂粉末を組合わせ焼成するという、従来に見ら
れない独特なものであって、粒状体の芯部にまで連なっ
た孔隙を生じさせるものである。
材の製造方法は適度な粉末度の水酸化アパタイトに微細
な合成樹脂粉末を組合わせ焼成するという、従来に見ら
れない独特なものであって、粒状体の芯部にまで連なっ
た孔隙を生じさせるものである。
また、従来は孔径が100［μｍ］より小さいと常圧で
は薬液等が充填できなかったところ、本発明では、真空
後加圧法により、毛細管の奥まで薬液等を充填すること
ができる。更にビーズ表層部の毛細管孔の調整によって
常圧下の放出の調整が最も大きな効果である。
は薬液等が充填できなかったところ、本発明では、真空
後加圧法により、毛細管の奥まで薬液等を充填すること
ができる。更にビーズ表層部の毛細管孔の調整によって
常圧下の放出の調整が最も大きな効果である。
従って、医療上使用に当たっては、薬剤の徐放、患部
における長期にわたる最適濃度の維持ができるように、
製法上制御ができるという卓越した効果をもたらすもの
である。
における長期にわたる最適濃度の維持ができるように、
製法上制御ができるという卓越した効果をもたらすもの
である。
第１図は本発明の生体充填材の焼成温度と吸水率の変化
を示す図、第２図は本発明の生体充填材の焼成温度1000
［℃］における保持時間の変化による吸水率の変化を示
す図、第３図は本発明の水酸化アパタイト多孔質充填材
粒体の拡大写真である。
を示す図、第２図は本発明の生体充填材の焼成温度1000
［℃］における保持時間の変化による吸水率の変化を示
す図、第３図は本発明の水酸化アパタイト多孔質充填材
粒体の拡大写真である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (73)特許権者 999999999 加藤 孝之 愛知県名古屋市守山区小幡西島125 (73)特許権者 999999999 橋本 晋平 愛知県名古屋市千種区赤坂町４―40―２ (73)特許権者 999999999 澤井 一彦 愛知県名古屋市東区泉１―７―15 泉サ ンハイツ603号 (73)特許権者 999999999 服部 友一 愛知県愛知郡長久手町大字長秋字東原山 25 ライオンズマンション藤ヶ丘ガーデ ン第２―302 (73)特許権者 999999999 丹羽 滋郎 愛知県名古屋市瑞穂区川澄町３―22 (72)発明者 大塚 寅雄 愛知県春日井市藤山台５―４―９ (72)発明者 深谷 誠 愛知県名古屋市天白区表山２―515 (72)発明者 田賀井 秀夫 東京都大田区田園調布２―24―31 (72)発明者 加藤 孝之 愛知県名古屋市守山区小幡西島125 (72)発明者 橋本 晋平 愛知県名古屋市千種区赤坂町４―40―２ (72)発明者 澤井 一彦 愛知県名古屋市東区泉１―７―15 泉サ ンハイツ603号 (72)発明者 服部 友一 愛知県愛知郡長久手町大字長秋字東原山 25 ライオンズマンション藤ヶ丘ガーデ ン第２―302号 (72)発明者 丹羽 滋郎 愛知県名古屋市瑞穂区川澄町３―22 (56)参考文献 特開 昭62−22655（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−79464（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−79462（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】開口部直径が１［μｍ］以上100［μｍ］
以下で、深さが該開口部直径より長い多数の孔隙を有
し、気孔率が10［％］以上50［％］以下であり、直径が
0.02［mm］以上20［mm］以下の粒状の水酸化アパタイト
主成分多孔質焼成体であって、殺菌性薬液に浸漬し、減
圧脱気した後、加圧することにより、前記孔隙内の奥ま
で前記殺菌性薬液を充填したことを特徴とする、水酸化
アパタイト多孔質生体充填材。 - 【請求項２】粒度125［μｍ］以下の水酸化アパタイト
粉末を40ないし90重量［％］と、74［μｍ］以下の合成
樹脂粉末を55ないし５重量［％］と、凝集性樹脂バイン
ダー0.5ないし５重量［％］と混和し、直径が0.03［m
m］以上25［mm］以下の粒状となるように、篩別成形し
た後、900［℃］以上1180［℃］以下の温度で焼成して
得られた水酸化アパタイト多孔質生体充填材を、前記殺
菌性薬液に浸漬し、減圧脱気した後、加圧することによ
り殺菌性薬液を圧入させたことを特徴とする水酸化アパ
タイト多孔質生体充填材の製造方法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2120554A JP2657847B2 (ja) | 1990-05-10 | 1990-05-10 | 水酸化アパタイト多孔質生体充▲てん▼材並びにその製造方法 |
| US07/960,578 US5266248A (en) | 1990-05-10 | 1992-10-13 | Method of producing hydroxylapatite base porous beads filler for an organism |
| US08/535,786 US5728395A (en) | 1990-05-10 | 1995-09-28 | Hydroxylapatite base porous beads filler for organism and method of producing the same |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2120554A JP2657847B2 (ja) | 1990-05-10 | 1990-05-10 | 水酸化アパタイト多孔質生体充▲てん▼材並びにその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04164456A JPH04164456A (ja) | 1992-06-10 |
| JP2657847B2 true JP2657847B2 (ja) | 1997-09-30 |
Family
ID=14789184
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2120554A Expired - Lifetime JP2657847B2 (ja) | 1990-05-10 | 1990-05-10 | 水酸化アパタイト多孔質生体充▲てん▼材並びにその製造方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5728395A (ja) |
| JP (1) | JP2657847B2 (ja) |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5962028A (en) | 1988-04-20 | 1999-10-05 | Norian Corporation | Carbonated hydroxyapatite compositions and uses |
| US5814104A (en) * | 1993-11-26 | 1998-09-29 | Beoni; Franco | Middle ear ossicular chain prosthesis, with a porous hydroxylapatite flange |
| CN1183058C (zh) | 1995-09-01 | 2005-01-05 | 米列姆·贝尔罗吉克公司 | 特别适于维持骨细胞活性的人造稳定的磷酸钙相组合物 |
| US6846493B2 (en) * | 1995-09-01 | 2005-01-25 | Millenium Biologix Inc. | Synthetic biomaterial compound of calcium phosphate phases particularly adapted for supporting bone cell activity |
| US6139585A (en) | 1998-03-11 | 2000-10-31 | Depuy Orthopaedics, Inc. | Bioactive ceramic coating and method |
| US6736849B2 (en) | 1998-03-11 | 2004-05-18 | Depuy Products, Inc. | Surface-mineralized spinal implants |
| GB9821663D0 (en) * | 1998-10-05 | 1998-11-25 | Abonetics Ltd | Foamed ceramics |
| US9220595B2 (en) | 2004-06-23 | 2015-12-29 | Orthovita, Inc. | Shapeable bone graft substitute and instruments for delivery thereof |
| US7937143B2 (en) * | 2004-11-02 | 2011-05-03 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for inducing controlled renal neuromodulation |
| US20100040668A1 (en) * | 2006-01-12 | 2010-02-18 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Biomimetic Hydroxyapatite Composite Materials and Methods for the Preparation Thereof |
| US8287914B2 (en) * | 2006-01-12 | 2012-10-16 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Biomimetic hydroxyapatite synthesis |
| JP5450063B2 (ja) * | 2006-06-29 | 2014-03-26 | オーソヴィータ・インコーポレーテッド | 生体活性骨移植片代替物 |
| GB0813659D0 (en) | 2008-07-25 | 2008-09-03 | Smith & Nephew | Fracture putty |
| US9517136B2 (en) * | 2013-03-15 | 2016-12-13 | Amedica Corporation | Variable-density implants and related methods and systems |
| US9278002B2 (en) * | 2013-06-07 | 2016-03-08 | Gregory Merrell | Elbow antibiotic spacer implant |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE205069C (ja) * | 1907-06-13 | |||
| DE2905878A1 (de) * | 1979-02-16 | 1980-08-28 | Merck Patent Gmbh | Implantationsmaterialien und verfahren zu ihrer herstellung |
| JPS5645814A (en) * | 1979-09-25 | 1981-04-25 | Kureha Chem Ind Co Ltd | Hydroxyapatite, its ceramic material and its manufacture |
| DK154260C (da) * | 1981-02-20 | 1989-05-22 | Mundipharma Gmbh | Fremgangsmaade til fremstilling af et knogleimplantat af braendt tricalciumphosphat, specielt til udfyldning af hulrum eller til sammensaetning af knogledele efter fraktur. |
| JPS56149389A (en) * | 1981-03-18 | 1981-11-19 | Kagaku Gijutsucho Mukizai | Manufacture of porous apatite molding |
| JPS6117409A (ja) * | 1984-07-02 | 1986-01-25 | Meishin Toryo Kk | 非晶質リン酸カルシウムの製法およびこれを主成分とする生体適応性組成物 |
| JPS60253454A (ja) * | 1984-03-24 | 1985-12-14 | 大日本塗料株式会社 | 骨・歯牙充填用組成物 |
| JPS6179464A (ja) * | 1984-09-25 | 1986-04-23 | ティーディーケイ株式会社 | 人工骨材料用組成物 |
| JPS6179462A (ja) * | 1984-09-25 | 1986-04-23 | ティーディーケイ株式会社 | 多孔質人工骨材料 |
| US4629464A (en) * | 1984-09-25 | 1986-12-16 | Tdk Corporation | Porous hydroxyapatite material for artificial bone substitute |
| US4698375A (en) * | 1985-02-19 | 1987-10-06 | The Dow Chemical Company | Composites of unsintered calcium phosphates and synthetic biodegradable polymers useful as hard tissue prosthetics |
| JPS6222655A (ja) * | 1985-07-22 | 1987-01-30 | 株式会社イナックス | 歯・骨補填用アパタイト系焼結体およびその製法 |
| JPH062154B2 (ja) * | 1988-03-30 | 1994-01-12 | 工業技術院長 | リン酸カルシウム系物質コーティング用粉体、コーティング方法及び複合生体セラミックス |
| US5034059A (en) * | 1989-02-17 | 1991-07-23 | Norian Corporation | Composition comprising octacalcium phosphate crystals and polypeptide |
-
1990
- 1990-05-10 JP JP2120554A patent/JP2657847B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-09-28 US US08/535,786 patent/US5728395A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5728395A (en) | 1998-03-17 |
| JPH04164456A (ja) | 1992-06-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2657847B2 (ja) | 水酸化アパタイト多孔質生体充▲てん▼材並びにその製造方法 | |
| Parent et al. | Design of calcium phosphate ceramics for drug delivery applications in bone diseases: A review of the parameters affecting the loading and release of the therapeutic substance | |
| JP4815102B2 (ja) | 機械加工によって予備形成されたリン酸カルシウム骨代用材料インプラント | |
| US5266248A (en) | Method of producing hydroxylapatite base porous beads filler for an organism | |
| CA1340503C (en) | Bone prosthetic material and process for producing same | |
| Komlev et al. | A method to fabricate porous spherical hydroxyapatite granules intended for time-controlled drug release | |
| JP4172883B2 (ja) | 薬物徐放用担体および薬物徐放用担体の製造方法 | |
| US9220595B2 (en) | Shapeable bone graft substitute and instruments for delivery thereof | |
| Paris et al. | Tuning dual-drug release from composite scaffolds for bone regeneration | |
| JP2019088825A (ja) | 生体活性多孔性骨移植インプラント | |
| US20210283301A1 (en) | Bone graft substitute and methods for manufacturing same | |
| CN101461943A (zh) | 一种使药物或生物制剂缓释的微孔陶瓷、方法及其应用 | |
| KR20070010919A (ko) | 다공성의 β-인산삼칼슘 과립의 제조 방법 | |
| Otsuka et al. | Antibiotic delivery system using bioactive bone cement consisting of Bis-GMA/TEGDMA resin and bioactive glass ceramics | |
| US20220395613A1 (en) | Settable bone void filler | |
| JPS60142857A (ja) | 骨セメント組成物 | |
| Sasikumar | Effect of particle size of calcium phosphate based bioceramic drug delivery carrier on the release kinetics of ciprofloxacin hydrochloride: an in vitro study | |
| JP2922667B2 (ja) | 徐放性薬剤含有セラミックス多孔体 | |
| Obadia et al. | Calcium-deficient apatite: influence of granule size and consolidation mode on release and in vitro activity of vancomycin | |
| Araújo et al. | Low‐temperature particulate calcium phosphates for bone regeneration | |
| JPH0215221B2 (ja) | ||
| JPH02200628A (ja) | 徐放性抗腫瘍剤およびその製造方法 | |
| JP2007290952A (ja) | リン酸カルシウム系焼結多孔体およびその製造方法並びにリン酸カルシウム系焼結多孔体顆粒物 | |
| US20210402056A1 (en) | Bone graft substitute | |
| JPH03161429A (ja) | 薬物徐放材 |