JPH0526504B2 - - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、骨補綴成形体に係り、特に、人体、
動物等の生体の骨欠損部、骨空隙部、骨折部、骨
腫瘍部を切除したことによる欠損部、老化部等に
適合可能な形状に形成した燐酸カルシウム化合物
の焼結多孔体から成る骨補綴成形体に関するもの
である。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Field of Application] The present invention relates to a bone prosthesis molded article, and particularly relates to a bone prosthesis molded body,
A bone prosthesis made of a sintered porous body of a calcium phosphate compound formed into a shape that can be adapted to bone defects, bone voids, fractures, defects resulting from removal of bone tumors, aging areas, etc. of living organisms such as animals. This invention relates to a molded article.
燐酸カルシウム化合物、例えばヒドルキシアパ
タイトおよびその固溶体は生体との親和性が良好
であつて、医療用材料、例えば骨または歯根等の
代替材料または補綴材料として有用である。例え
ば特開昭56−54841号公報には、アパタイト型結
晶構造燐酸カルシウム化合物粉流体を用いた骨欠
損部、および空隙部充填材が開示されている。
Calcium phosphate compounds, such as hydroxyapatite and solid solutions thereof, have good affinity with living organisms and are useful as medical materials, such as substitute materials for bones or tooth roots, or prosthetic materials. For example, Japanese Unexamined Patent Publication No. 56-54841 discloses a material for filling bone defects and voids using a powder of a calcium phosphate compound having an apatite crystal structure.
また、特開昭56−166843号公報には、燐酸カル
シウム化合物の多孔体からなる骨欠損部および空
隙部充填材が開示されている。この燐酸カルシウ
ム化合物の多孔体に含まれる空孔は、その最大孔
径3.00mm、最少孔径0.05mmであつて、生体の骨形
成成分が進入しやすい形状寸法を有し、実質的に
連続した三次元の網状構造を形成しているもので
ある。 Further, Japanese Patent Application Laid-Open No. 166843/1984 discloses a bone defect and void filler made of a porous body of a calcium phosphate compound. The pores contained in this porous body of calcium phosphate compound have a maximum pore diameter of 3.00 mm and a minimum pore diameter of 0.05 mm, and have a shape and size that allows the bone-forming components of the living body to easily enter, and are substantially continuous three-dimensional. It forms a network structure.
しかしながら、上記のような従来の燐酸カルシ
ウム化合物セラミツク材料は、充填、補綴などの
外科的手術を施した後に経時的変形を生じたり、
或は、充填または補綴部分の近傍の軟組織の硬質
化を促進し、このため異常を生じた部分の切除を
余儀なくされるなどの問題があつた。
However, the above-mentioned conventional calcium phosphate compound ceramic materials tend to deform over time after undergoing surgical procedures such as fillings and prosthetics.
Alternatively, there is a problem in that it promotes hardening of the soft tissue near the filling or prosthetic part, which necessitates the removal of the abnormal part.
また、金属またはセラミツク材料から作られた
人工骨または人工関節などを、生体内で固定する
ときに用いられる骨セメントとしては、従来、メ
チルメタクリレート系接着セメントが用いられて
いるが、これら従来の骨セメントは若干量の未反
応モノマーを含み、それが生体内で溶け出して生
体組織を害し、発熱、手術部位の固定のゆるみ或
は余病の併発などを生ずることがあり、満足でき
るものではなかつた。 In addition, methyl methacrylate-based adhesive cement has traditionally been used as bone cement to fix artificial bones or joints made from metal or ceramic materials in vivo; Cement contains a small amount of unreacted monomer, which may dissolve in the living body and harm the living tissue, causing heat generation, loosening of fixation at the surgical site, or complications of secondary diseases, so it is not satisfactory. Ta.
一般に、生体の硬組織の欠損、例えば骨腫瘍部
分の切除や、骨の外的損傷による欠損などの治療
において、自然治癒を促進することが最も好まし
く、人工物による代替や補綴は必ずしも好ましく
ことではない。たとえ人工骨セメントを用いて生
体内に充填または補綴されたとしても、そのよう
な骨セメントがやがて生体内で食いつくされ、そ
の代りに自然の生体組織が再生して固定が完成す
ることが最も望ましいことである。この場合、骨
セメントの生体組織による入れ代わり速度（ター
ンオーバー速度）が適当であることが重要であつ
て、ターンオーバー速度が過度に速いときは、局
所に炎症等の障害を生じ、それに起因する余病、
例えば癌の発生などを併発することがある。ま
た、ターンオーバー速度が低く長期間にわたつて
骨セメントが生体内に存在する場合、局所の生体
組織（骨）の変形や、その近傍の軟組織の硬質化
などを生じ、このため切除手術を要することなど
がある。 Generally, in the treatment of hard tissue defects in living organisms, such as the removal of bone tumors or defects caused by external bone damage, it is most preferable to promote natural healing, and replacement with artificial materials or prosthetics is not necessarily preferable. do not have. Even if artificial bone cement is used to fill or prosthesis in a living body, it is most desirable that such bone cement will eventually be eaten up by the living body and natural living tissue will regenerate in its place to complete the fixation. That's true. In this case, it is important that the rate at which bone cement is replaced by living tissue (turnover rate) is appropriate; if the turnover rate is excessively high, local inflammation and other disorders may occur, resulting in excess waste. disease,
For example, cancer may occur. In addition, if the turnover rate is low and bone cement remains in the body for a long period of time, deformation of local living tissue (bone) and hardening of nearby soft tissues may occur, requiring surgical excision. There are many things.
上記のような問題点に対処するためには、生体
内に挿入された骨セメントが生体組織の誘起と置
換に要する要件を細胞レベルで満足させ得ること
が重要である。すなわち、生体組織に対する骨食
細胞（オステオリーシス）、骨再生細胞（オステ
オプラスト）の活性化を適切に促進し、骨破壊細
胞（オステオクラスト）、および軟組織の硬質化
を促進するコラーゲン繊維の侵入、発達並びに骨
組織の硬質化を抑制し、かつ、赤血球、体液など
の進入や、毛細血管の発達を阻害しないことが重
要である。 In order to address the above-mentioned problems, it is important that bone cement inserted into a living body can satisfy the requirements for inducing and replacing living tissue at the cellular level. In other words, it appropriately promotes the activation of bone phagocytes (osteolysis) and bone regenerating cells (osteoplasts) in living tissues, and the invasion of bone destroying cells (osteocrusts) and collagen fibers that promote the hardening of soft tissues. It is important to suppress the development and hardening of bone tissue, and not to inhibit the entry of red blood cells, body fluids, etc., or the development of capillaries.
上記のような要件を満たすためには、生体内に
挿入される骨セメントは、生体に対し良好な親和
性、特に生体的対応性（バイオレスポンシビリテ
イ）を有するとともに、所望細胞の活性化のため
に良好な居住増殖空間を与え得ると共に、忌避す
べき細胞の侵入を防止し、かつコラーゲン繊維の
異常発達による骨組織の硬質化を防止できるもの
であることが必要である。 In order to meet the above requirements, the bone cement inserted into a living body must have good affinity for the living body, especially bioresponsibility, and be effective in activating desired cells. Therefore, it is necessary to be able to provide a good living space for growth, to prevent the invasion of unwanted cells, and to prevent the hardening of bone tissue due to abnormal development of collagen fibers.
本発明の目的は人体、動物等の生体の骨折部、
骨の欠損部、骨空隙部、骨腫瘍の切除部位に適合
充填可能な形状に形成した燐酸カルシウム化合物
の多孔質焼結体から成る骨補綴成形体を提供する
ことにある。 The purpose of the present invention is to provide bone fractures in living bodies such as humans and animals;
It is an object of the present invention to provide a bone prosthesis molded body made of a porous sintered body of a calcium phosphate compound formed into a shape that can be fitted and filled into bone defects, bone voids, and bone tumor resection sites.
本発明の骨補綴成形体は、燐酸カルシウム化合
物の焼結体からなり、該焼結体内部には、１個以
上の１〜600ミクロンの孔径を有している空孔と、
この空孔を外部空間に連通する通路径が１〜30ミ
クロンの範囲内にある微細空隙通路とを有し、人
体、動物の骨の骨折部、骨の欠損部、骨の空隙
部、骨腫瘍の切除部、老化部位に適合可能な形状
に成形したものである。
The bone prosthesis molded body of the present invention is made of a sintered body of a calcium phosphate compound, and inside the sintered body, there is one or more pores having a pore diameter of 1 to 600 microns;
It has a micro-void passageway with a passage diameter within the range of 1 to 30 microns that communicates the pores with the external space, and is used for human body, animal bone fractures, bone defects, bone voids, and bone tumors. It is molded into a shape that can be adapted to the excised and aging parts of the body.
本発明に使用される燐酸カルシウム化合物は、
CaHPO4
Ca3（PO4）2
Ca5（PO4）3OH
Ca4Ｏ（PO4）2
Ca10（PO4）6（OH）2
CaP4O11
Ca（PO3）2
Ca2P2O7
Ca（H2PO4）2・H2Ｏ
などを主成分とするもので、ヒドロキシアパタイ
トと呼ばれる一群の化合物を包含する。ヒドロキ
シアパタイトは組成式Ca5（PO4）3OHまたはCa10
（PO4）6（OH）2を有する化合物を基本成分とする
もので、Ca成分の一部分はSr，Ba，Mg，Fe，
Al，Ｙ，La，Na，Ｋ，Ｈなどの１種以上で置換
されていてもよく、また（PO4）成分の一部分
が、VO4，BO3，SO4，CO3，SiO4などの１種以
上で置換されていてもよく、更に、（OH）成分
の一部分が、Ｆ，Cl，Ｏ，CO3などの１種以上で
置換されていてもよい。ヒドロキシアパタイトは
通常の結晶体でもよく、或は、同型固溶体、置換
型固溶体、および侵入型固溶体のいずれであつて
もよく、また比量論的格子欠陥を含むものであつ
てもよい。
The calcium phosphate compound used in the present invention is CaHPO4Ca3 ( PO4 ) 2Ca5 ( PO4 ) 3OHCa4O ( PO4 ) 2Ca10 ( PO4 ) 6 (OH) 2CaP4O The main component is 11 Ca(PO 3 ) 2 Ca 2 P 2 O 7 Ca(H 2 PO 4 ) 2.H 2 O, and includes a group of compounds called hydroxyapatite. Hydroxyapatite has the composition formula Ca 5 (PO 4 ) 3 OH or Ca 10
The basic component is a compound containing (PO 4 ) 6 (OH) 2 , and a portion of the Ca component is Sr, Ba, Mg, Fe,
It may be substituted with one or more of Al, Y, La, Na, K, H, etc., and a part of the (PO 4 ) component may be substituted with VO 4 , BO 3 , SO 4 , CO 3 , SiO 4 etc. It may be substituted with one or more kinds, and furthermore, a part of the (OH) component may be substituted with one or more kinds of F, Cl, O, CO 3 and the like. Hydroxyapatite may be a normal crystal, or may be any of a isomorphic solid solution, a substitutional solid solution, and an interstitial solid solution, and may contain stoichiometric lattice defects.
一般に、本発明に用いる燐酸カルシウム化合物
は、そのカルシウム（Ca）と燐（Ｐ）との原子
比（Ca／Ｐ）が1.30〜1.80の範囲内にあるものが
好ましく、1.60〜1.67の範囲内にあるものがより
好ましい。 Generally, the calcium phosphate compound used in the present invention preferably has an atomic ratio of calcium (Ca) to phosphorus (P) (Ca/P) in the range of 1.30 to 1.80, and preferably in the range of 1.60 to 1.67. Some are more preferable.
本発明に用いられる燐酸カルシウム化合物とし
ては燐酸三カルシウム〔Ca3（PO4）2〕、ヒドロキ
シアパタイト〔Ca5（PO4）3OH〕およびCa10
（PO4）6（OH）2が好ましく、特にゾルゲル法によ
つて合成され凍結乾燥されたものが好ましい。ま
た、燐酸カルシウム化合物は800〜1450℃の温度
で焼結されたものであることが好ましく、焼結温
度は850〜1250℃がより好ましい。 Calcium phosphate compounds used in the present invention include tricalcium phosphate [Ca 3 (PO 4 ) 2 ], hydroxyapatite [Ca 5 (PO 4 ) 3 OH], and Ca 10
(PO 4 ) 6 (OH) 2 is preferred, and one synthesized by a sol-gel method and freeze-dried is particularly preferred. Further, the calcium phosphate compound is preferably sintered at a temperature of 800 to 1450°C, and the sintering temperature is more preferably 850 to 1250°C.
また、本発明に係る骨補綴成形体の内部には１
個以上の１〜600ミクロンの孔径からなる空孔が
形成されており、この空孔は微細空隙通路によつ
て外部空間に連通している。この微細空隙通路の
径は１〜30ミクロンであり、１〜20ミクロンの範
囲にあることが望ましい。成形体内の内孔は真球
またはそれに近い形状を有することが好ましく、
またそれらが複数個存在するときは成形体内に均
一に分布していることが好ましい。この空孔は、
セラミツク材料が生体内に埋め込まれたとき、骨
食細胞、骨再生細胞などを生物学的に活性化する
ための居住空間を提供するものである。骨再生細
胞等はこの空孔、特に球形空孔に帯留するのを非
常に好むものである。このために空孔の孔径は１
〜600ミクロンの範囲にあることが必要であり、
10〜300ミクロンであることが好ましい。孔径が
１〜600ミクロンの範囲外の空孔は、上記細胞に
対し良好な居住空間を与えることができない。 Moreover, inside the bone prosthesis molded article according to the present invention, there is 1
A plurality of pores having a pore diameter of 1 to 600 microns are formed, and these pores communicate with the external space through microscopic pore passages. The diameter of this microvoid passage is 1 to 30 microns, preferably in the range of 1 to 20 microns. It is preferable that the inner hole in the molded object has a shape of a perfect sphere or a shape close to it,
Moreover, when a plurality of them are present, it is preferable that they are uniformly distributed within the molded object. This hole is
When a ceramic material is implanted in a living body, it provides a living space for biologically activating bone phagocytes, bone regenerating cells, etc. Bone regenerating cells and the like very much prefer to be anchored in these pores, especially in spherical pores. For this reason, the pore diameter is 1
Must be in the range of ~600 microns,
Preferably it is between 10 and 300 microns. Pores having a diameter outside the range of 1 to 600 microns cannot provide a good living space for the cells.
空孔の形状が真球、またはそれに近い球形であ
る場合、得られた多孔質材料の機械強度が高い。
従つて、この骨補綴成形体が生体内に埋め込まれ
たとき、それが新生骨によつてターンオーバーさ
れるまで、高い機械的強度と接着強度を保持し続
けることができる。 When the shape of the pores is a true sphere or a sphere close to it, the resulting porous material has high mechanical strength.
Therefore, when this bone prosthesis molded body is implanted in a living body, it can continue to maintain high mechanical strength and adhesive strength until it is turned over by new bone.
骨補綴成形体内の微細空隙通路は少なくとも空
孔と成形体の外部空間とを連通するものであつ
て、この通路を通つて、前記骨食細胞、骨再生細
胞、赤血球、体液などが自由に多孔質体内に進入
することができ、かつ毛細血管の発達が促進され
る。このため、この微細空隙通路の径は１〜30ミ
クロンの範囲にあることが必要であり、１〜20ミ
クロンの範囲にあることが望ましい。上記のよう
な微細空隙通路は骨破壊細胞やコラーゲン繊維は
多孔質体内の毛細血管状空隙通路へ進入し難く、
コラーゲン繊維の異常発達並びに骨組織の硬質化
を防ぐことができる。すなわち、本発明に係る骨
補綴成形体において、微細空隙通路はバイオフイ
ルターとしての機能を兼ねそなえるものである。 The microvoid passages in the bone prosthetic molded body communicate at least the pores with the external space of the molded body, and through these passages, the bone phagocytes, bone regenerating cells, red blood cells, body fluids, etc. can freely enter the porous pores. It can enter the plastid body, and the development of capillaries is promoted. For this reason, the diameter of this fine void passage must be in the range of 1 to 30 microns, preferably in the range of 1 to 20 microns. The micro-void passages described above make it difficult for bone destruction cells and collagen fibers to enter the capillary-like cavity passages within the porous body.
Abnormal development of collagen fibers and hardening of bone tissue can be prevented. That is, in the bone prosthesis molded article according to the present invention, the micro-void passages also function as a biofilter.
上記微細空隙通路の径が１ミクロンよりも小さ
くなると、骨食細胞、骨再生細胞、赤血球、体液
などの多孔質進入が困難となるおそれがあり、ま
た30ミクロンより大きくなると破壊細胞やコラー
ゲン繊維の侵入および発達を許し、このため骨の
再生を阻害し、また再生骨組織やその近傍の組織
の硬質化を招くことがある。本発明に係る骨補綴
成形体は、40〜90％気孔率で構成される。本発明
に係る骨補綴成形体に用いられる燐酸カルシウム
化合物からなる焼結多孔質成形体は種々の方法で
製造することができる。以下に本発明の製造方法
の様々な態様について説明する。 If the diameter of the microporous passage is smaller than 1 micron, it may be difficult for bone phagocytes, bone regenerating cells, red blood cells, body fluids, etc. to enter the porous structure, and if it is larger than 30 microns, broken cells and collagen fibers may be difficult to enter. This allows for invasion and development, thereby inhibiting bone regeneration and may lead to hardening of the regenerated bone tissue and surrounding tissue. The bone prosthesis molded body according to the present invention has a porosity of 40 to 90%. The sintered porous molded body made of a calcium phosphate compound used in the bone prosthesis molded body according to the present invention can be produced by various methods. Various aspects of the manufacturing method of the present invention will be described below.
(1) 100重量部卵白を泡立てて、孔径１〜600ミク
ロンの多数の気泡を形成し、卵白気泡体を30〜
120重量部の燐酸カルシウム化合物粉末に混合
し、この混合物を所望形状の型枠に流し込むこ
とにより第１図乃至第５２図に示す形状に成形
し、成形された前記混合物を120〜150℃の温度
に加熱して卵白を硬化させ、次に500〜700℃の
温度に加熱して卵白を炭化し、次に酸素含有雰
囲気中で800〜1350℃の温度に加熱して、前記
炭化物を燃焼除去するとともに前記燐酸カルシ
ウム化合物粉末を焼結することにより製造する
ことができる。(1) Whip 100 parts by weight of egg white to form a large number of bubbles with a pore size of 1 to 600 microns, and make the egg white bubbles of 30 to 600 microns.
The mixture is mixed with 120 parts by weight of calcium phosphate compound powder and molded into the shapes shown in FIGS. heating to a temperature of 500-700°C to carbonize the albumen, then heating to a temperature of 800-1350°C in an oxygen-containing atmosphere to burn off the char. It can also be produced by sintering the calcium phosphate compound powder.
この場合、前記卵白硬化加熱工程が30〜70％
の相対湿度を有する雰囲気内において、５〜10
℃／分の昇温速度で行うこともできる。 In this case, the egg white curing heating step is 30 to 70%
In an atmosphere with a relative humidity of 5 to 10
It can also be carried out at a heating rate of °C/min.
また、前記燐酸カルシウム化合物粉末が0.05
〜10ミクロンの粒径から成るものであれば好適
である。 In addition, the calcium phosphate compound powder is 0.05
Particle sizes of ~10 microns are preferred.
(2) 100重量部の卵白を泡立てて孔径１〜600ミク
ロンの多数の気泡を形成し、この卵白気泡体
と、30〜120重量部の燐酸カルシウム化合物粉
末と１〜５重量部の長さ５mm以下と直径１〜30
ミクロンとを有する有機繊維とを混合し、この
混合物を第１図乃至第５２図の様々な所望形状
に成形し、成形された前記混合物を120〜150℃
の温度に加熱して卵白を硬化させ、次に500〜
700℃の温度に加熱して前記卵白および繊維を
炭化し、次に、酸素含有雰囲気中で800〜1350
℃の温度に加熱して、前記炭化物を燃焼除去す
るとともに前記燐酸カルシウム化合物粉末を焼
結することにより製造することができる。(2) 100 parts by weight of egg white is whipped to form a large number of bubbles with a pore size of 1 to 600 microns, and this egg white foam is combined with 30 to 120 parts by weight of calcium phosphate compound powder and 1 to 5 parts by weight of 5 mm in length. Below and diameter 1-30
The mixture is molded into various desired shapes as shown in FIGS. 1 to 52, and the molded mixture is heated to 120 to 150°C.
Harden the egg whites by heating to a temperature of 500~
The egg white and fibers are carbonized by heating to a temperature of 700 °C, and then heated to a temperature of 800-1350 °C in an oxygen-containing atmosphere.
It can be produced by heating the powder to a temperature of .degree. C. to burn off the carbide and sinter the calcium phosphate compound powder.
この場合、前記有機繊維が、動物繊維、絹繊
維、セルローズ繊維および／または有機合成繊
維であつて、前記有機繊維の長さが１ミクロン
〜５mmであるものであれば好適である。 In this case, the organic fibers are preferably animal fibers, silk fibers, cellulose fibers and/or organic synthetic fibers, and the organic fibers have a length of 1 micron to 5 mm.
(3) 20〜300重量部の１〜600ミクロンの粒径を有
する昇華性固体物質粉末を、100重量部の燐酸
カルシウム化合物粉末に混合し、この混合物を
所望形状（第１図乃至第５２図に示す形状）に
プレス成形し、この成形物を300〜500℃の温度
に加熱して前記昇華性物質を昇華除去し、次に
800〜1350℃の温度に加熱して、前記燐酸カル
シウム化合物粉末を焼結することにより製造す
ることができる。(3) Mix 20 to 300 parts by weight of sublimable solid substance powder with a particle size of 1 to 600 microns with 100 parts by weight of calcium phosphate compound powder, and form this mixture into a desired shape (Figs. 1 to 52). The molded product is heated to a temperature of 300 to 500°C to remove the sublimable substance by sublimation, and then
It can be manufactured by heating to a temperature of 800 to 1350°C and sintering the calcium phosphate compound powder.
この場合、前記燐酸カルシウム化合物が0.05
〜10ミクロンの粒径を有すると共に前記昇華性
固体物質が、樟脳、薄荷脳、ナフタレン、およ
びこれらの２種以上の混合物から選ばれるもの
であれば好適である。 In this case, the calcium phosphate compound is 0.05
Preferably, the sublimable solid material has a particle size of ˜10 microns and is selected from camphor, camphor, naphthalene, and mixtures of two or more thereof.
(4) 20〜300重量部の１〜600ミクロンの粒径を有
する昇華性固体物質粉末と、１〜５重量部の５
mm以下の長さと１〜30ミクロンの直径を有する
有機繊維とを100重量部の燐酸カルシウム化合
物に混合し、この混合物を所望形状（第１図乃
至第５２図に示す形状）にプレス成形し、この
成形物を200〜800℃の温度に加熱して前記昇華
性物質を昇華除去するとともに前記有機繊維を
炭化し、次に酸素含有雰囲気中で800〜1350℃
の温度に加熱して、前記炭化物を燃焼除去する
とともに前記燐酸カルシウム化合物粉末を焼結
することにより製造できる。(4) 20 to 300 parts by weight of a sublimable solid material powder having a particle size of 1 to 600 microns and 1 to 5 parts by weight of 5
Mixing organic fibers having a length of less than mm and a diameter of 1 to 30 microns with 100 parts by weight of a calcium phosphate compound, press-molding this mixture into a desired shape (the shape shown in FIGS. 1 to 52), This molded product is heated to a temperature of 200 to 800°C to sublimate and remove the sublimable substance and carbonize the organic fiber, and then heated to 800 to 1350°C in an oxygen-containing atmosphere.
It can be produced by heating to a temperature of 100 to burn off the carbide and sinter the calcium phosphate compound powder.
この場合、前記有機繊維が、動物繊維、絹繊
維、セルローズ繊維および／または有機合成繊
維であるとともに、前記有機繊維の長さが１ミ
クロン〜５mmであるものであれば好適である。 In this case, it is preferable that the organic fibers are animal fibers, silk fibers, cellulose fibers and/or organic synthetic fibers, and the organic fibers have a length of 1 micron to 5 mm.
(5) 25〜380重量部の１〜600ミクロンの粒径を有
する有機合成樹脂粒子を、100重量部の燐酸カ
ルシウム化合物に混合し、この混合物を所望形
状（第１図乃至第５２図に示す形状）にプレス
成形し、得られた成形物を200〜800℃の温度に
加熱して前記有機合成樹脂粒子を熱分解除去
し、次に酸素含有雰囲気中で800〜1350℃の温
度に加熱して、前記燐酸カルシウム化合物粉末
を焼結することにより製造することができる。(5) 25 to 380 parts by weight of organic synthetic resin particles having a particle size of 1 to 600 microns are mixed with 100 parts by weight of a calcium phosphate compound, and this mixture is shaped into the desired shape (as shown in Figures 1 to 52). shape), the resulting molded product is heated to a temperature of 200 to 800°C to thermally decompose and remove the organic synthetic resin particles, and then heated to a temperature of 800 to 1350°C in an oxygen-containing atmosphere. It can be manufactured by sintering the calcium phosphate compound powder.
この場合、前記燐酸カルシウム化合物粉末が
0.05〜10ミクロンの粒径を有するものであれば
好適であり、また、前記有機合成樹脂球径粒子
の粒径が10〜300ミクロンの範囲内にあるもの
であれば好適であり、さらに、前記有機合成樹
脂がポリメチルメタクリレート、ポリプロピレ
ンおよびポリスチレンから選ばれた少なくとも
１種であるものであれば好適である。 In this case, the calcium phosphate compound powder is
It is preferable that the organic synthetic resin spherical particles have a particle size of 0.05 to 10 microns, and it is preferable that the organic synthetic resin spherical particles have a particle size of 10 to 300 microns. It is preferable that the organic synthetic resin is at least one selected from polymethyl methacrylate, polypropylene, and polystyrene.
(6) 25〜380重量部の１〜600ミクロンの粒径を有
する有機合成樹脂粒子と、１〜５重量部の５mm
以下の長さと１〜30ミクロンの直径を有する有
機繊維とを、100重量部の燐酸カルシウム化合
物粉末に混合し、得られた混合物を所望形状
（第１図乃至第５２図に示す形状）にプレス成
形し、得られた成形物を200〜800℃の温度に加
熱して、前記合成樹脂を熱分解除去するととも
に前記有機繊維を炭化し、次に酸素含有雰囲気
中で800〜1350℃の温度に加熱して、前記炭化
物を燃焼除去するとともに、前記燐酸カルシウ
ム化合物粉末を焼結することにより製造するこ
とができる。(6) 25 to 380 parts by weight of organic synthetic resin particles having a particle size of 1 to 600 microns and 1 to 5 parts by weight of 5 mm
Organic fibers having the following lengths and diameters of 1 to 30 microns are mixed with 100 parts by weight of calcium phosphate compound powder, and the resulting mixture is pressed into the desired shape (the shape shown in Figures 1 to 52). The resulting molded product is heated to a temperature of 200 to 800°C to thermally decompose and remove the synthetic resin and carbonize the organic fiber, and then heated to a temperature of 800 to 1350°C in an oxygen-containing atmosphere. It can be manufactured by heating to burn off the carbide and sinter the calcium phosphate compound powder.
この場合、前記有機繊維が動物繊維、絹繊
維、セルローズ繊維および／または有機合成繊
維から選ばれるものであれば好適であり、また
前記有機繊維の長さが１ミクロン〜５mmから成
るものであれば好適であり、さらに、前記有機
合成樹脂粒子の粒径が10〜300ミクロンの範囲
内にあれば好適である。 In this case, it is preferable that the organic fiber is selected from animal fibers, silk fibers, cellulose fibers and/or organic synthetic fibers, and the organic fibers have a length of 1 micron to 5 mm. It is preferable that the particle size of the organic synthetic resin particles is within the range of 10 to 300 microns.
(7) 25〜380ミクロン重量部の１〜600ミクロンの
粒径を有する有機合成樹脂粒子と、２〜５重量
部の１〜600ミクロンの粒径を有する昇華性固
形物質粒子とを、100重量部の燐酸カルシウム
化合物粉末に混合し得られた混合物を所望形状
（第１図乃至第５２図に示す形状）にプレス成
形し、得られた成形物を200〜800℃の温度に加
熱して前記合成樹脂粒子を熱分解除去するとと
もに、前記昇華性物質粒子を昇華除去し、次に
酸素含有雰囲気中で800〜1350℃の温度に加熱
して、前記前記燐酸カルシウム化合物粉末を焼
結することにより製造することができる。(7) 25 to 380 parts by weight of organic synthetic resin particles having a particle size of 1 to 600 microns and 2 to 5 parts by weight of sublimable solid material particles having a particle size of 1 to 600 microns; The mixture obtained by mixing with the calcium phosphate compound powder of 1. is press-molded into a desired shape (the shape shown in FIGS. 1 to 52), and the obtained molded product is heated to a temperature of 200 to 800 ° C. By thermally decomposing and removing the synthetic resin particles, sublimating and removing the sublimable material particles, and then heating to a temperature of 800 to 1350°C in an oxygen-containing atmosphere to sinter the calcium phosphate compound powder. can be manufactured.
この場合、前記昇華性物質が、樟脳、薄荷
脳、ナフタレン、およびこれらの２種以上の混
合物から選ばれるものであれば好適である。さ
らに、前記有機合成樹脂粒子の粒径が10〜300
ミクロンの範囲内にあるものであれば好適であ
る。 In this case, it is preferable that the sublimable substance is selected from camphor, camphor, naphthalene, and a mixture of two or more thereof. Furthermore, the particle size of the organic synthetic resin particles is 10 to 300.
Anything within the micron range is suitable.
(8) 25〜380重量部の１〜600ミクロンの粒径を有
する有機合成樹脂粒子と、２〜５重量部の１〜
600ミクロンの粒径を有する昇華性固形物質粒
子と、１〜５重量部の５mm以下の長さと１〜30
ミクロンの直径を有する有機繊維とを、100重
量部の燐酸カルシウム化合物粉末に混合し、得
られた混合物を所望形状（第１図乃至第５２図
に示す形状）にプレス成形し、得られた成形物
を200〜800℃の温度に加熱して前記有機合成樹
脂粒子を熱分解除去し、前記昇華性物質粒子を
昇華除去し、かつ前記有機繊維を炭化し、次に
酸素含有雰囲気中で800〜1350℃の温度に加熱
して、前記炭化物を燃焼除去するとともに前記
燐酸カルシウム化合物粉末を焼結することによ
り製造することができる。(8) 25 to 380 parts by weight of organic synthetic resin particles having a particle size of 1 to 600 microns and 2 to 5 parts by weight of 1 to 600 microns;
Sublimable solid material particles having a particle size of 600 microns and a length of 5 mm or less and 1 to 30 parts by weight of
Organic fibers having a diameter of microns are mixed with 100 parts by weight of calcium phosphate compound powder, and the resulting mixture is press-molded into a desired shape (the shape shown in FIGS. 1 to 52). The material is heated to a temperature of 200 to 800°C to remove the organic synthetic resin particles by thermal decomposition, the sublimable material particles are removed by sublimation, and the organic fibers are carbonized, and then heated to a temperature of 800 to 800°C in an oxygen-containing atmosphere. It can be produced by heating to a temperature of 1350° C. to burn off the carbide and sinter the calcium phosphate compound powder.
この場合、前記有機合成樹脂球形粒子の粒径
が10〜300ミクロンの範囲内にあるものであれ
ば好適であり、さらに前記有機繊維の長さが１
ミクロン〜５mmであるものであれば好適であ
る。 In this case, it is preferable that the particle size of the organic synthetic resin spherical particles is within the range of 10 to 300 microns, and the length of the organic fiber is 1
It is suitable if it is between microns and 5 mm.
本発明に係る骨補綴成形体の製造方法を詳述す
ると、例えば、１〜600ミクロンの粒径を有する
昇華性固体物質粉末を残余の量の燐酸カルシウム
化合物粉末に混合し、この混合物を高速度攪拌機
でアルコール媒体とともに加温しながら攪拌をく
りかえして昇華性固体物質を含む混合物を人体、
動物等の生体の骨欠損部、骨空隙部、骨折部、骨
腫瘍部分の切除の部位、骨の老化部等に適合可能
な形状（第１図乃至第５２図に示す）の型枠に入
れて成形し、押出成形、CIP成形、プレス成形及
びラバープレス成形し、乾燥後300〜500℃で加熱
して前記昇華性固体物質を昇華除去し、次に800
〜1450℃の温度、好ましくは850〜1250℃の温度
に加熱焼結することによつて製造される。 In detail, the method for manufacturing the bone prosthesis molded article according to the present invention is as follows: For example, a sublimable solid substance powder having a particle size of 1 to 600 microns is mixed with the remaining amount of calcium phosphate compound powder, and this mixture is mixed at high speed. The mixture containing the sublimable solid substance is heated and stirred repeatedly with an alcohol medium using a stirrer, and the mixture is mixed with the human body.
Placed in a mold having a shape (as shown in FIGS. 1 to 52) that can be adapted to bone defects, bone voids, fractures, resection sites for bone tumors, aging bones, etc. of living organisms such as animals. extrusion molding, CIP molding, press molding, and rubber press molding, and after drying, heat at 300 to 500°C to sublimate and remove the sublimable solid substance, and then
It is manufactured by heating and sintering at a temperature of ~1450°C, preferably 850~1250°C.
上記製造方法に用いられる燐酸カルシウム化合
物粉末としては、0.05〜10ミクロンの粒形を有す
るものが好ましい。特に好ましい燐酸カルシウム
化合物粉末は、板状に発達した結晶部分を含むこ
とが好ましく、SEM（走査型電子顕微鏡）に基づ
く観測結果によれば粉末粒子の30％以下が１ミク
ロン以上の粒形を有し、70％以上が１ミクロン以
下の粒形を有するような粒径分布を有するものが
好ましい。 The calcium phosphate compound powder used in the above production method preferably has a particle size of 0.05 to 10 microns. A particularly preferable calcium phosphate compound powder preferably contains a crystal part that has developed into a plate shape, and according to observation results based on an SEM (scanning electron microscope), 30% or less of the powder particles have a particle size of 1 micron or more. However, it is preferable that the particle size distribution is such that 70% or more has a particle size of 1 micron or less.
また、昇華性固体物質粉末は、骨補綴成形体中
に１〜600ミクロンの所望寸法の空孔を形成する
ためのものであつて、200〜800℃の温度において
容易に昇華し、実質的に残渣を残さないものであ
れば種類に格別の限定はない。その種類として
は、樟脳、薄荷脳、ナフタレン、およびこれらの
２種以上の混合物から選ばれる。前記混合物を
200〜800℃の温度に好ましくは120〜180分間加熱
すると昇華性物質は昇華逃散して空孔を形成する
が、このときに空孔から昇華性物質の微粉末の昇
華逃散により多孔質体の外部に連通する微細空隙
通路が形成される。また空孔相互間を連通する微
細空隙空間も形成される。 Furthermore, the sublimable solid substance powder is used to form pores with a desired size of 1 to 600 microns in the bone prosthesis molded body, and is easily sublimed at a temperature of 200 to 800°C, and substantially There is no particular limitation on the type as long as it does not leave any residue. Its type is selected from camphor, camphor, naphthalene, and mixtures of two or more of these. the mixture
When heated to a temperature of 200 to 800°C, preferably for 120 to 180 minutes, the sublimable substance sublimates and escapes, forming pores. At this time, the fine powder of the sublimable substance sublimates and escapes from the pores, causing the porous body A fine void passage communicating with the outside is formed. Furthermore, microscopic void spaces are also formed that communicate between the holes.
次に成形物を更に800〜1450℃、好ましくは850
〜1200℃に、好ましくは１〜３時間加熱して燐酸
カルシウム化合物粉末を焼結する。 Next, the molded product is further heated to 800 to 1450℃, preferably 850℃.
The calcium phosphate compound powder is sintered by heating to ~1200°C, preferably for 1 to 3 hours.
上記昇華性物質粉末を使用する方法において、
100重量部の燐酸カルシウム化合物粉末に対して、
１〜５重量部の１ミクロン〜５mmの長さと１〜30
ミクロンの直径を有する有機繊維を添加混合して
もよい。このような混合物を200〜800℃の温度に
好ましくは120〜180分間加熱すれば、昇華性物質
は昇華逃散し、かつ有機繊維は炭化する。次に、
800〜1450℃の温度に、好ましくは１〜３時間加
熱すれば、炭化物は燃焼消失し燐酸カルシウム化
合物粉末は焼結する。 In the method using the above sublimable substance powder,
For 100 parts by weight of calcium phosphate compound powder,
1 to 5 parts by weight of 1 micron to 5 mm length and 1 to 30
Organic fibers having a diameter of microns may be added and mixed. If such a mixture is heated to a temperature of 200 to 800° C., preferably for 120 to 180 minutes, the sublimable substance sublimates and escapes and the organic fibers are carbonized. next,
When heated to a temperature of 800 to 1450°C, preferably for 1 to 3 hours, the carbide is burned out and the calcium phosphate compound powder is sintered.
この方法において、有機繊維の混用は１〜30ミ
クロンの直径を有する毛細管状空隙通路を確実に
形成する上で有効である。この有機繊維は前述の
ものと同様である。 In this method, the incorporation of organic fibers is effective in ensuring the formation of capillary void channels having a diameter of 1 to 30 microns. This organic fiber is the same as that described above.
有機繊維や昇華性物質粉末を燐酸カルシウム化
合物粉末と混合するとき、メタノール、エタノー
ルなどの揮発性低級アルコールを添加すると、容
易に均一な混合部が得られるばかりでなく、昇華
性物質粒子の粒径を制御し、かつ昇華性物質粒子
と有機繊維との接触を良好にし、これによつて空
孔に連通する微細空隙通路の形成を促進すること
ができる。 When mixing organic fibers or sublimable material powder with calcium phosphate compound powder, adding a volatile lower alcohol such as methanol or ethanol not only makes it easier to obtain a uniform mixture, but also reduces the particle size of the sublimable material particles. It is possible to control this and improve the contact between the sublimable material particles and the organic fibers, thereby promoting the formation of microvoid passages communicating with the pores.
本発明に係る骨補綴成形体を製造するための他
の方法は１〜600ミクロンの粒径を有する有機合
成樹脂粒子を、100重量部の燐酸カルシウム化合
物粉末に混合し、この混合物を前述の方法と同様
の方法によつて所望形状（第１図乃至第５２図に
示す）寸法に成形し、得られた成形物を200〜800
℃の温度に加熱して前記有機合成樹脂粒子を熱分
解除去し、次に、酸素含有雰囲気中で800〜1450
℃の温度に加熱して前記燐酸カルシウム化合物粉
末を焼結することを含むものである。 Another method for manufacturing the bone prosthesis molded article according to the present invention is to mix organic synthetic resin particles having a particle size of 1 to 600 microns with 100 parts by weight of calcium phosphate compound powder, and to mix this mixture with the method described above. The molded product is molded into the desired shape (as shown in FIGS. 1 to 52) using a method similar to that of
The organic synthetic resin particles are removed by thermal decomposition by heating to a temperature of 800 to 1450 °C, and then heated to a temperature of 800 to 1450 °C in an oxygen-containing atmosphere.
The method includes sintering the calcium phosphate compound powder by heating to a temperature of .degree.
上記の方法に用いられる１〜600ミクロンの粒
径を有する有機合成樹脂粒子は、成形体内に１〜
600ミクロンの空孔を形成するために有効なもの
である。有機合成樹脂の種類については、それが
200〜400℃の温度において熱分解し、多孔質体か
ら逃散するものであれば格別の限定はないが、一
般には、メチルメタクリレート、ポリプロピレ
ン、ポリスチレンなどの熱加塑性合成樹脂から選
ばれ、特にメチルメタクリレートが好ましい。上
記のような有機合成樹脂は相当の硬度を有してい
るので、その粒子を燐酸カルシウム化合物粉末と
混合したり、この混合物をプレス成形するときに
球形粒子が変形や破砕することがなく、従つて使
用した粒子の寸法形状に正確に対応した寸法形状
の空孔を形成することができる。 The organic synthetic resin particles having a particle size of 1 to 600 microns used in the above method are contained in the molded body.
It is effective for forming pores of 600 microns. Regarding the type of organic synthetic resin, it is
There is no particular limitation as long as it thermally decomposes at a temperature of 200 to 400°C and escapes from the porous body, but it is generally selected from thermoplastic synthetic resins such as methyl methacrylate, polypropylene, and polystyrene, especially methyl methacrylate. Methacrylate is preferred. The organic synthetic resin described above has considerable hardness, so when the particles are mixed with calcium phosphate compound powder or when this mixture is press-molded, the spherical particles are not deformed or crushed. Thus, it is possible to form pores having a size and shape that exactly correspond to the size and shape of the particles used.
有機合成樹脂球形粒子と燐酸カルシウム化合物
粉末との混合物は、生体の骨欠損部位に適合可能
な形状（第１図乃至第５２図に示す形状）を作成
できる型枠に入れ、またはプレス成形、ラバープ
レス、その他公知の方法等で成形する。次に200
〜500℃の温度で、好ましくは300〜350℃で、120
〜180分間加熱し、有機合成樹脂粒子を熱分解除
去し、対応する空孔を形成するとともに、この空
孔から伸び出る微細空隙通路を形成する。 The mixture of organic synthetic resin spherical particles and calcium phosphate compound powder is placed in a mold that can create a shape that can be adapted to the bone defect site of a living body (shapes shown in FIGS. 1 to 52), or press molded or rubberized. Shape by pressing or other known methods. then 200
At a temperature of ~500℃, preferably 300-350℃, 120
Heating is performed for ~180 minutes to thermally decompose and remove the organic synthetic resin particles, forming corresponding pores and forming microporous passages extending from the pores.
更に、この成形物を酸素含有雰囲気中で800〜
1450℃、好ましくは850〜1250℃で、好ましくは
１〜３時間加熱し、燐酸カルシウム化合物粉末を
焼結する。このとき有機合成樹脂粒子の熱分解残
渣があつても、これは焼結加熱間に燃焼除去され
る。 Furthermore, this molded product was heated to 800 ~
The calcium phosphate compound powder is sintered by heating at 1450°C, preferably 850-1250°C, preferably for 1-3 hours. Even if there is a thermal decomposition residue of the organic synthetic resin particles at this time, this is burned off during sintering and heating.
上記有機合成樹脂粒子を使用する方法におい
て、100重量部の燐酸カルシウム化合物粉末に対
し、１〜５重量部の１ミクロン〜５mmの長さと、
１〜30ミクロンの直径を有する有機繊維を追加す
ることができる。この有機繊維の種類や効用は前
述と同じである。 In the method using the organic synthetic resin particles, 1 to 5 parts by weight of 1 micron to 5 mm length for 100 parts by weight of calcium phosphate compound powder;
Organic fibers with a diameter of 1 to 30 microns can be added. The types and effects of this organic fiber are the same as described above.
更に、上記有機合成樹脂粒子を使用する方法に
おいて、100重量部の燐酸カルシウム化合物粉末
に対し、２〜５重量部の１〜600ミクロンの粒径
を有する昇華性固形物質粒子を追加添合すること
ができる。この昇華性物質の種類は前述と同一で
ある。この方法においては、昇華性物質粒子は１
ミクロン〜600ミクロンの粒径を有するものであ
つて毛細管状空隙通路の形成に有効である。 Furthermore, in the method using the above organic synthetic resin particles, 2 to 5 parts by weight of sublimable solid material particles having a particle size of 1 to 600 microns are additionally added to 100 parts by weight of the calcium phosphate compound powder. I can do it. The type of this sublimable substance is the same as described above. In this method, the sublimable material particles are 1
It has a particle size of microns to 600 microns and is effective in forming capillary-like void passages.
更にまた、上記有機合成樹脂粒子を使用する方
法において、100重量部の燐酸カルシウム化合物
粉末に対し、２〜５重量部の１ミクロン〜５mmの
長さと、１〜30ミクロンの直径を有する有機繊維
と、２〜５重量部の１ミクロン〜600ミクロンの
粒径を有する昇華性固形粒子とを追加混合しても
よい。これら有機繊維および昇華性固形粒子の種
類および効用は前述と同様である。 Furthermore, in the method using the organic synthetic resin particles, 2 to 5 parts by weight of organic fibers having a length of 1 micron to 5 mm and a diameter of 1 to 30 microns are added to 100 parts by weight of the calcium phosphate compound powder. , 2 to 5 parts by weight of sublimable solid particles having a particle size of 1 micron to 600 microns may be additionally mixed. The types and effects of these organic fibers and sublimable solid particles are the same as described above.
尚、本発明に係る骨補綴成形体は型枠への流し
込みによる成形法は、ラバープレス成形機（２
Kg／cm2の静圧下でプレスし約10分間放置する）に
よる成形法、押出成形法、CIP法、静圧プレス成
形法等により成形されるものである。次に、本発
明に係る骨補綴成形体の具体的形状につき説明す
る。 The molded bone prosthesis according to the present invention can be molded by pouring it into a mold using a rubber press molding machine (2
It is molded by a molding method such as pressing under static pressure of Kg/cm 2 and leaving for about 10 minutes), extrusion molding method, CIP method, static pressure press molding method, etc. Next, the specific shape of the bone prosthesis molded body according to the present invention will be explained.
第１図、第３図及び第５図に示す骨補綴成形体
１は直方体に形成されれいる。第２図に示す骨補
綴成形体２は全体直方体に形成され、長さ方向に
沿つて適宜分割して使用できるように、上面及び
底面には軸方向に沿つて溝２ａが形成されてお
り、第４図に示す骨補綴成形体３は直方体に形成
され、上面及び底面には長さ方向及び幅方向に沿
つて溝４，５が設けられている。また、第６図に
示す骨補綴成形体６は直方体に形成され、上面及
び底面には長さ方向及び幅方向及び斜方向に溝６
ａ，６ｂ，６ｃが設けられている。次に第７図に
示す骨補綴成形体７は平面正方形からなる平板と
して形成されており、第８図に示す骨補綴成形体
８は直方体に形成され、第９図に示す骨補綴成形
体９は立方体に形成され、第１０図に示す骨補綴
成形体１０は円筒状に形成され、第１１図に示す
骨補綴成形体１１は球状に形成され、第１２図に
示す骨補綴成形体１２は円盤状に形成されてい
る。また、第１３図に示す骨補綴成形体１３は断
面正方形の角材状に形成され、第１４図に示す骨
補綴成形体１４は同様に断面正方形の角材状に形
成されているが、上面及び下面には複数の条溝１
４ａ，１４ｂが形成されており、適宜の長さに切
断して使用できるように構成され、第１５図に示
す骨補綴成形体１５も断面正方形の角材に形成さ
れているが、上面、下面及び両側面には複数の溝
１５ａが形成されている。第１６図に示す骨補綴
成形体１６は断面二等辺三角形から成る三角柱状
に形成されており、第１７図に示す骨補綴成形体
１７は断面直角三角形から成る三角柱状に形成さ
れており、第１８図に示す骨補綴成形体１８は四
角錘に形成されている。また、第１９図に示す骨
補綴成形体１９は中空円筒状に形成され、第２０
図に示す骨補綴成形体２０は厚肉円筒状に形成さ
れ、第２１図に示す骨補綴成形体２１は円筒を長
さ方向に切断した形状から成り、また第２２図に
示す骨補綴成形体２２は円錐状に形成されてお
り、第２３図に示す骨補綴成形体２３は円柱部２
３ａと円錐部２３ｂとから成る。第２４図に示す
骨補綴成形体２４は全体とつくり形状に形成さ
れ、第２５図に示す骨補綴成形体２５は全体形状
は第２４図に示す骨補綴成形体２４と同様である
が、内部には長さ方向に沿つて細長孔部２５ａが
形成されており、第２６図に示す骨補綴成形体２
６は円筒部２６ａと該円筒部２６ａの中間部位に
設けられた円盤状のフランジ部２６ｂとから成
る。次に第２７図に示す骨補綴成形体２７は全体
クサビ状に形成され、側面台形状に形成された脚
部２７ａと上部が曲面により形成された略直方体
から成る頭部２７ｂとから成る。上記脚部２７ａ
は脚部下方へ向つてテーパ状に形成されている。
また第２８図に示す骨補綴成形体２８は全体形状
は第２７図に示す骨補綴成形体２７と略同様であ
るが、頭部２８ｂの上端縁２８ｃから脚部２８ａ
の下端縁２８に至るまで同一平面上に形成され下
方へ向つてテーパが付されている。第２９図及び
第３０図に示す骨補綴成形体２９，３０は、第２
７図に示す骨補綴成形体２７を基本形状としたも
ので、さらに補綴用の糸を通すための孔部２９
ａ，３０ａが複数開設されている。尚、骨補綴成
形体３０は骨補綴成形体２９よりも幅太に形成さ
れているものである。第３１図及び第３２図に示
す骨補綴成形体３１，３２は、第２９図に示す骨
補綴成形体２９を基本形状とし、さらに頭部３１
ａ，３２ａには切欠部３１ｂ，３２ｂが設けられ
ている。これらの切欠部３１ｂ，３２ｂは頭部３
１ａ，３２ａの両側端３１ｃ，３２ｃにおいて互
いに反対側の部位に設けられている。尚、骨補綴
成形体３２は骨補綴成形体３１よりも幅太に形成
されている。第３３図及び第３４図に示す骨補綴
成形体３３，３４それぞれ切欠部３３ｂ，３４ｂ
が骨補綴成形体３１，３２の切欠部３１ｃ，３２
ｃとは、それぞれ頭部３３ａ，３４ａの反対側に
設けられている他は、骨補綴成形体３１及び骨補
綴成形体３２と同一の構成から成る。尚、骨補綴
成形体３４は骨補綴成形体３３よりも幅太に形成
されているものである。第３５図及び第３６図に
示す骨補綴成形体３５，３６は、第２８図に示す
骨補綴成形体２８を基本形状とし、補綴用の糸を
通すための孔部３５ａ，３６ａが複数開設されて
いる。第３７図及び第３８図に示す骨補綴成形体
３７，３８は、頭部３７ａ，３８ａの両端部には
孔部３７ｂ，３８ｂが開設されると共に脚部３７
ｃ，３８ｃには、その幅方向に三本の条溝３７
ｄ，３８ｄが設けられ、骨の摘要部位に応じた大
きさに切断形成して使用できるように構成されて
いる。また、骨補綴成形体３８は骨補綴成形体３
７よりも幅太に形成されている。第３９図及び第
４０図に示す骨補綴成形体３９及び骨補綴成形体
４０は、骨補綴成形体３７及び骨補綴成形体３８
を基本形状とし、さらに補綴用の糸を通すための
複数の孔部３９ａ，４０ａを条溝３９ｂ，４０ｂ
の近傍に設けたものである。尚、骨補綴成形体４
０は骨補綴成形体３９よりも幅太に形成されてい
る。第４１図及び第４２図に示す骨補綴成形体４
１及び骨補綴成形体４２は骨補綴成形体３５及び
骨補綴成形体３６を基本形状として、さらに切欠
部４１ａ，４２ａが頭部４１ｂ，４２ｂに設けら
れたものである。第４３図及び第４４図に示す骨
補綴成形体４３及び骨補綴成形体４４は、切欠部
４３ａ，４４ａが骨補綴成形体４１及び骨補綴成
形体４２とはそれぞれ反対側に設けられているこ
とを除いて、全て骨補綴成形体４１及び骨補綴成
形体４２と同様の構成である。第４５図及び第４
６図に示す骨補綴成形体４５及び骨補綴成形体４
６は、骨補綴成形体３７及び骨補綴成形体３８同
様に、頭部４５ａ，４６ａには孔部４５ｂ，４６
ｂが開設されていると共に、脚部４５ｃ，４６ｃ
には条溝４５ｄ，４６ｄが設けられている。第４
７図及び第４８図に示す骨補綴成形体４７及び骨
補綴成形体４８は、切欠部４７ａ，４８ａが反対
側に設けられていることを除いては、骨補綴成形
体４５及び骨補綴成形体４６と同様の構成であ
る。第４９図及び第５０図に示す骨補綴成形体４
９及び骨補綴成形体５０は、骨補綴成形体４５及
び骨補綴成形体４６を基本形状として、さらに幅
方向に複数の切断用の条溝４９ａ，５０ａを設け
たものである。第５１図及び第５２図に示す骨補
綴成形体５１及び骨補綴成形体５２は、切欠部５
１ａ，５２ａが骨補綴成形体４９，５０とは反対
側に設けられている点を除いては同様の構成であ
る。 The bone prosthesis molded body 1 shown in FIGS. 1, 3, and 5 is formed into a rectangular parallelepiped. The bone prosthesis molded body 2 shown in FIG. 2 is formed into a rectangular parallelepiped as a whole, and grooves 2a are formed along the axial direction on the top and bottom surfaces so that it can be divided and used as appropriate along the length direction. The bone prosthesis molded body 3 shown in FIG. 4 is formed into a rectangular parallelepiped, and grooves 4 and 5 are provided on the top and bottom surfaces along the length and width directions. The bone prosthesis molded body 6 shown in FIG.
a, 6b, and 6c are provided. Next, the molded bone prosthesis 7 shown in FIG. 7 is formed as a flat plate with a square plane, the molded bone prosthesis 8 shown in FIG. 8 is formed into a rectangular parallelepiped, and the molded bone prosthesis 9 shown in FIG. The bone prosthesis molded body 10 shown in FIG. 10 is formed in a cylindrical shape, the bone prosthesis molded body 11 shown in FIG. 11 is formed in a spherical shape, and the bone prosthesis molded body 12 shown in FIG. It is formed into a disk shape. Further, the bone prosthesis molded body 13 shown in FIG. 13 is formed in the shape of a square member with a square cross section, and the bone prosthesis molded body 14 shown in FIG. 14 is similarly formed in the shape of a square member with a square cross section, but the upper and lower surfaces has multiple grooves 1
4a and 14b are formed, and are configured so that they can be cut to an appropriate length for use.The bone prosthesis molded body 15 shown in FIG. A plurality of grooves 15a are formed on both side surfaces. The bone prosthesis molded body 16 shown in FIG. 16 is formed into a triangular prism shape with an isosceles triangle cross section, and the bone prosthesis molded body 17 shown in FIG. 17 is formed into a triangular prism shape with a right triangle cross section. The bone prosthesis molded body 18 shown in FIG. 18 is formed into a square pyramid. The bone prosthesis molded body 19 shown in FIG. 19 is formed in a hollow cylindrical shape, and the 20th
The bone prosthesis molded body 20 shown in the figure is formed into a thick-walled cylindrical shape, the bone prosthesis molded body 21 shown in FIG. 22 is formed into a conical shape, and the bone prosthesis molded body 23 shown in FIG.
3a and a conical portion 23b. The bone prosthesis molded body 24 shown in FIG. 24 is formed in the overall shape, and the bone prosthesis molded body 25 shown in FIG. 25 has the same overall shape as the bone prosthesis molded body 24 shown in FIG. An elongated hole 25a is formed along the length direction of the bone prosthesis molded body 2 shown in FIG.
6 consists of a cylindrical portion 26a and a disc-shaped flange portion 26b provided at an intermediate portion of the cylindrical portion 26a. Next, the bone prosthesis molded body 27 shown in FIG. 27 is formed into a wedge shape as a whole, and consists of leg portions 27a having trapezoidal sides and a head portion 27b having a substantially rectangular parallelepiped shape with a curved upper portion. The leg portion 27a
is formed in a tapered shape toward the bottom of the leg.
The bone prosthesis molded body 28 shown in FIG. 28 has a general shape that is substantially the same as the bone prosthesis molded body 27 shown in FIG.
It is formed on the same plane up to the lower end edge 28 and is tapered downward. The bone prosthesis molded bodies 29 and 30 shown in FIGS. 29 and 30 are
The bone prosthesis molded body 27 shown in FIG.
A, 30a has been established. The bone prosthesis molded body 30 is formed to be wider than the bone prosthesis molded body 29. The bone prosthesis molded bodies 31 and 32 shown in FIGS. 31 and 32 have the basic shape of the bone prosthesis molded body 29 shown in FIG.
A, 32a are provided with cutout portions 31b, 32b. These notches 31b and 32b are
They are provided at opposite sides of both ends 31c and 32c of 1a and 32a. Note that the bone prosthesis molded body 32 is formed to be wider than the bone prosthesis molded body 31. Bone prosthesis molded bodies 33 and 34 shown in FIGS. 33 and 34, respectively, with cutout portions 33b and 34b
are notches 31c, 32 of bone prosthesis molded bodies 31, 32.
C has the same structure as the bone prosthesis molded body 31 and the bone prosthesis molded body 32, except that it is provided on the opposite side of the heads 33a and 34a, respectively. The bone prosthesis molded body 34 is formed to be wider than the bone prosthesis molded body 33. The bone prosthesis molded bodies 35 and 36 shown in FIGS. 35 and 36 have the basic shape of the bone prosthesis molded body 28 shown in FIG. 28, and have a plurality of holes 35a and 36a for passing prosthetic threads. ing. The bone prosthesis molded bodies 37 and 38 shown in FIGS. 37 and 38 have holes 37b and 38b formed at both ends of the heads 37a and 38a, and leg portions 37 and 38.
c, 38c have three grooves 37 in the width direction.
d and 38d, and is configured so that it can be cut and formed into a size according to the bone extraction site. Moreover, the bone prosthesis molded body 38 is the bone prosthesis molded body 3
It is formed wider than 7. The bone prosthesis molded body 39 and bone prosthesis molded body 40 shown in FIGS. 39 and 40 are the bone prosthesis molded body 37 and the bone prosthesis molded body 38.
is the basic shape, and grooves 39b, 40b are provided with a plurality of holes 39a, 40a for passing prosthetic threads.
It is installed near the. In addition, the bone prosthesis molded body 4
0 is formed to be wider than the bone prosthesis molded body 39. Bone prosthesis molded body 4 shown in FIGS. 41 and 42
1 and the bone prosthesis molded body 42 have the basic shapes of the bone prosthesis molded body 35 and the bone prosthesis molded body 36, and have notches 41a and 42a provided in the heads 41b and 42b. The bone prosthesis molded body 43 and the bone prosthesis molded body 44 shown in FIGS. 43 and 44 have cutout portions 43a and 44a provided on opposite sides of the bone prosthesis molded body 41 and the bone prosthesis molded body 42, respectively. Except for this, the structure is the same as that of the bone prosthesis molded body 41 and the bone prosthesis molded body 42. Figure 45 and 4
Bone prosthesis molded body 45 and bone prosthesis molded body 4 shown in Fig. 6
Similarly to the bone prosthesis molded body 37 and the bone prosthesis molded body 38, the heads 45a and 46a have holes 45b and 46.
b is opened, and the legs 45c, 46c
are provided with grooves 45d and 46d. Fourth
The bone prosthesis molded body 47 and the bone prosthesis molded body 48 shown in FIGS. It has the same configuration as No. 46. Bone prosthesis molded body 4 shown in FIGS. 49 and 50
The bone prosthesis molded body 9 and the bone prosthesis molded body 50 have the basic shapes of the bone prosthesis molded body 45 and the bone prosthesis molded body 46, and are further provided with a plurality of cutting grooves 49a and 50a in the width direction. The bone prosthesis molded body 51 and the bone prosthesis molded body 52 shown in FIGS. 51 and 52 have a notch 5
The structure is similar except that 1a and 52a are provided on the opposite side from the bone prosthesis molded bodies 49 and 50.
尚、骨補綴成形体４２，４４，４６，４８，５
０，５２は骨補綴成形体４１，４３，４５，４
７，４９，５１よりもそれぞれ幅太に形成されて
いる点を除き、全て同様に構成されている。尚、
本発明に係る骨補綴成形体の具体的形状について
は、以上の形状に限定されず、適宜設計変更して
差支えない。 In addition, the bone prosthesis molded bodies 42, 44, 46, 48, 5
0, 52 are bone prosthesis molded bodies 41, 43, 45, 4
7, 49, and 51, except that they are each formed to have a wider width than those of 7, 49, and 51. still,
The specific shape of the bone prosthesis molded body according to the present invention is not limited to the above shape, and the design may be changed as appropriate.
次に、これら骨補綴成形体１〜５２のそれぞれ
の摘要部位について説明する。 Next, the essential parts of each of these bone prosthesis molded bodies 1 to 52 will be explained.
第１図乃至第９図に示す骨補綴成形体１〜９は
第５３図１〜３に示すように、例えば腸骨５３の
欠損部に適宜使用することができる。尚、図中
５′は骨補綴成形体５の切片を示す。また、腸骨
に限定されず、あらゆる骨の損傷部に一種のスペ
ーサとして使用することがてきる。また、第５４
図１〜６に示すように、第１０図、１１図、１６
図、１７図、１８図、１９図、２０図、２１図、
２２図、２３図に示す骨補綴成形体１０，１１，
１６，１７，１８，１９，２０，２１，２２，２
３は、例えば大腿骨５４の損傷部位に応じて適宜
使用することができる。この内、骨補綴成形体１
９，２０，２６は、上腕骨、大腿骨等が骨折した
場合に骨内部の髄腔中へ挿入して使用するもので
ある。また、大腿骨５４に限定されず、鎖骨、上
腕骨、脛骨、腓骨、橈骨、その他の適宜の部位へ
使用することができる。特に、骨補綴成形体２６
は骨折した場合の骨と骨とをつなぐために使用さ
れる。更に、第１１図に示す球状の骨補綴成形体
１１は種々の径に形成され、例えば、小球状のも
のは髄腔中に充填して周囲の新生骨の発生を誘起
させるものである。また、第５４図２に示すよう
に、骨補綴成形体１１及び２１を組合わせて使用
することもできる。この場合には、それぞれの骨
補綴成形体１１，２１が組合わせられることによ
り、より新生骨の誘起を効果的に行うことができ
る。第１２図に示す骨補綴成形体１２は、第５４
図に示すように、例えば胸椎５５の損傷部位に水
平に挿入充填して使用するものであり、また、腰
椎に使用することもできる。さらに、第１３図、
第１４図、第１５図に示す骨補綴成形体１３，１
４，１５は、第５５図に示す頸椎５６、第５６図
乃至第５８図に示す胸椎５７の損傷部位に脊椎の
上下方向に沿つて充填する。この場合、骨補綴成
形体１４、骨補綴成形体１５は損傷部位の規模に
応じて適宜の大きさに切断形成して使用すること
ができる。即ち、第５９図に示すように、胸椎５
７のそれぞれの接合部５７ａの軟骨部位に埋め込
んで使用することもできる。尚、図中５８は各胸
椎を接合するための接合具である。 The bone prosthesis molded bodies 1 to 9 shown in FIGS. 1 to 9 can be appropriately used, for example, in a defective part of the iliac bone 53, as shown in FIGS. 1 to 3. In the figure, 5' indicates a section of the bone prosthesis molded body 5. Furthermore, it can be used as a kind of spacer for damaged parts of any bone, not just the ilium. Also, the 54th
As shown in Figures 1 to 6, Figures 10, 11, 16
Figure 17, Figure 18, Figure 19, Figure 20, Figure 21,
Bone prosthesis molded bodies 10, 11, shown in FIGS. 22 and 23,
16, 17, 18, 19, 20, 21, 22, 2
3 can be used as appropriate depending on the damaged part of the femur 54, for example. Among these, bone prosthesis molded body 1
9, 20, and 26 are used by being inserted into the medullary cavity inside the bone when the humerus, femur, etc. are fractured. Further, the present invention is not limited to the femur 54, and can be used for the clavicle, humerus, tibia, fibula, radius, and other appropriate sites. In particular, the bone prosthesis molded body 26
are used to connect bones in case of fractures. Further, the spherical bone prosthesis molded body 11 shown in FIG. 11 is formed in various diameters, for example, a small spherical shape is filled into the medullary cavity to induce the generation of new bone around it. Furthermore, as shown in FIG. 54, the bone prosthesis molded bodies 11 and 21 can be used in combination. In this case, by combining the respective bone prosthesis molded bodies 11 and 21, new bone can be induced more effectively. The bone prosthesis molded body 12 shown in FIG.
As shown in the figure, it is used by horizontally inserting and filling a damaged site in the thoracic vertebrae 55, for example, and can also be used in the lumbar vertebrae. Furthermore, Figure 13,
Bone prosthesis molded body 13, 1 shown in FIGS. 14 and 15
4 and 15, the damaged parts of the cervical vertebrae 56 shown in FIG. 55 and the thoracic vertebrae 57 shown in FIGS. 56 to 58 are filled along the vertical direction of the vertebrae. In this case, the molded bone prosthesis 14 and the molded bone prosthesis 15 can be cut and formed into an appropriate size depending on the scale of the damaged area. That is, as shown in FIG. 59, the thoracic vertebrae 5
It can also be used by being implanted in the cartilage site of each joint 57a of 7. In addition, numeral 58 in the figure is a joining tool for joining each thoracic vertebrae.
また、第２９図乃至第５２図に示す骨補綴成形
体２９乃至骨補綴成形体５２は、第５３図１に骨
補綴成形体３５に代表されるように、腸骨５３の
欠損部位に挿入充填して使用するものである。即
ち、人体、動物等の他の部位の手術のために腸骨
５３の一部を切削して使用する場合等に、切削後
の欠損部位に充填して使用することもできる。ま
た、腸骨５３そのものに発生した欠損部位に充填
して使用することもできる。また第２４図及び第
２５図に示す骨補綴成形体２４及び骨補綴成形体
２５は、上記各骨補綴成形体と同様に各骨の欠損
部に使用することができるが、特に、骨補綴成形
体２５は第６０図に示すように、人工心臓、人工
肝臓もしくはペースメーカー等を使用する場合、
皮膚５９中に埋め込み、外部電線６０を骨補綴成
形体２５の孔部６１を介して配設するものであ
り、皮膚埋め込み用保護環として使用することも
可能である。 In addition, the bone prosthesis molded bodies 29 to 52 shown in FIGS. 29 to 52 are inserted and filled into the defective part of the iliac bone 53, as represented by the bone prosthesis molded body 35 shown in FIG. 53. It is used as follows. That is, when a part of the ilium 53 is cut and used for surgery on other parts of the human body, animals, etc., it can also be used by filling the defective part after cutting. Moreover, it can also be used by filling a defect site generated in the iliac bone 53 itself. Furthermore, the bone prosthesis molded body 24 and the bone prosthesis molded body 25 shown in FIGS. As shown in FIG. 60, when the body 25 uses an artificial heart, an artificial liver, a pacemaker, etc.
It is embedded in the skin 59, and the external electric wire 60 is disposed through the hole 61 of the bone prosthesis molded body 25, and it can also be used as a protective ring for skin implantation.
さらに、本発明を実施例に基づき詳述するが、
本発明は本実施例に限定されるものではない。 Furthermore, although the present invention will be explained in detail based on examples,
The present invention is not limited to this example.
公知の湿式法により、水酸化カルシウムスラリ
ーに燐酸溶液を滴下してCa／Ｐ＝1.65の燐酸カル
シウムを合成し、乾燥後150ミクロン以下の燐酸
カルシウム粉を得た。この燐酸カルシウム100ｇ
に対し、５〜300ミクロンの粒径をもつポリメチ
ルメタクリレート樹脂37ｇを混合し、さらに直径
５ミクロン、長さ10ミクロンの有機繊維を同時に
混合して、この混合物に対し高速度攪拌機でメタ
ノールを媒体とする加温度攪拌をくり返し施し、
混合物を作成し、生体の腸骨の欠損部位に摘要可
能な形状（第２９図の形状）に成形できる型枠に
該混合物を流し込んで成形し、加熱・乾燥したも
のである（300℃により24時間乾燥させた）。その
後、有機合成樹脂粒子を熱分解除去し、５〜300
ミクロンの空孔を有する多孔体を得、さらに1000
℃で１時間焼結して孔径５〜300ミクロンの空孔
を有する骨補綴成形体を得た。
By a known wet method, a phosphoric acid solution was added dropwise to a calcium hydroxide slurry to synthesize calcium phosphate with Ca/P=1.65, and after drying, a calcium phosphate powder of 150 microns or less was obtained. 100g of this calcium phosphate
Then, 37 g of polymethyl methacrylate resin with a particle size of 5 to 300 microns was mixed, and organic fibers with a diameter of 5 microns and a length of 10 microns were mixed at the same time, and methanol was added to this mixture as a medium using a high-speed stirrer. Repeated heating and stirring to
A mixture was prepared, poured into a mold that could be molded into a shape (the shape shown in Figure 29) that could be extracted into the defective part of the iliac bone of a living body, and heated and dried (at 300°C for 24 hours). time). After that, the organic synthetic resin particles are removed by thermal decomposition, and the
A porous body with micron pores was obtained, and further 1000
A bone prosthesis molded body having pores with a pore diameter of 5 to 300 microns was obtained by sintering at a temperature of 1 hour.
この骨補綴成形体を生体（人）の腸骨の欠損部
位に充填して使用し、本発明の成形体による新生
骨の誘起等について観察した。２週間後、手術を
行い、生体の腸骨における当該補綴部位の経過を
観察した。その結果、新生骨の誘起生成が多くみ
られた。13週経過後に観察した結果、当該補綴部
位はほとんど新生骨で置き替わり経過は良好であ
つた。 This bone prosthesis molded article was used by filling a defective site in the iliac bone of a living body (human), and the induction of new bone by the molded article of the present invention was observed. Two weeks later, surgery was performed, and the progress of the prosthetic site in the ilium of the living body was observed. As a result, many induced formations of new bone were observed. Observation after 13 weeks showed that the prosthesis site was mostly replaced by new bone and progress was good.
本発明に係る骨補綴成形体は、１〜600ミクロ
ン、好ましくは３〜300ミクロンの孔径を有する
空孔と、１〜30ミクロン、好ましくは１〜20ミク
ロンの径を有する毛細管状空隙通路とを有するも
のであるが、この毛細管状空隙通路は、バイオフ
イルターとしての機能を果たすことができるの
で、コラーゲン繊維の侵入による異常発達やコラ
ーゲン繊維の触媒作用による骨組織の硬質化や新
生骨の有機阻害骨破壊細胞の毛細管状空隙通路へ
の侵入を難しくし、コラーゲン繊維の異常発達に
よるコラーゲン繊維自身の硬質化を防止し、骨食
細胞、骨再生細胞、赤血球、体液等だけを選択的
に通過させることができる。また特定孔径を有す
る空孔は、骨食細胞や骨再生細胞の細胞レベルで
の活性化を促進させることができる。従つて、本
発明に係る骨補綴成形体を用いることによつて、
生体との良好な親和性を保ちながら新生骨の誘起
を促進し、骨のターンオーバーを促進することが
できる。
The bone prosthesis molded article according to the present invention has pores having a pore diameter of 1 to 600 microns, preferably 3 to 300 microns, and capillary-like void passages having a diameter of 1 to 30 microns, preferably 1 to 20 microns. However, this capillary-like void passage can function as a biofilter, so it prevents abnormal development due to the invasion of collagen fibers, hardening of bone tissue due to the catalytic action of collagen fibers, and organic inhibition of new bone formation. It makes it difficult for bone destroying cells to enter the capillary cavity passage, prevents the collagen fibers from hardening due to abnormal development of collagen fibers, and selectively allows only bone phagocytes, bone regenerating cells, red blood cells, body fluids, etc. to pass through. be able to. Further, pores having a specific pore diameter can promote activation of bone phagocytes and bone regenerating cells at the cellular level. Therefore, by using the bone prosthesis molded article according to the present invention,
It can promote the induction of new bone and promote bone turnover while maintaining good compatibility with living organisms.
また、本発明に係る骨補綴成形体は、各空孔間
が毛細管状空隙通路で連通し、更にこの空孔と本
発明に係る骨補綴成形体の外部空間とが毛細管状
空隙通路で連通していると共に、空孔と外部空間
とが毛細管状空隙通路により連通しており、該毛
細管状空隙通路が１〜30ミクロン、好ましくは１
〜20ミクロンと極めて小さい通路となつているの
で新生骨を有効に誘起させることができる。即
ち、既にある骨に本発明に係る骨補綴成形体を充
填したとき、従来のアパタイト多孔体では孔の粒
径および形状のコントロールが不完全であるばか
りか、コラーゲン繊維が孔の中に入る程度の大き
な孔となつている。従つてコラーゲン繊維が入り
込み新生骨が誘起されても、コラーゲン繊維の触
媒効果によりコラーゲンが異常に発達し、かつ硬
質化してしまうので埋め込んだ周辺から炎症を発
生させたり、癌の発生が懸念されるものであつた
が、本発明に係る骨補綴成形体は上記した通り、
毛細管状空隙通路の径が１〜30ミクロン、好まし
くは１〜20ミクロンと極めて小さいのでコラーゲ
ン繊維の毛細管状空隙通路への侵入を防止でき、
コラーゲン繊維の硬化、硬質化を阻止し得ると共
に、新生骨の誘起に有効となる骨食細胞、骨再生
細胞、赤血球、体液のみを選択的に通過させるこ
とができるので、当初非常にやわらかい骨を形成
させ、外方へ向うに従つて硬くなる骨の組織化が
可能である（人、動物の自然骨と同じ構造で中心
部に骨髄、その周辺に硬質化した骨）。それゆえ、
人、動物の自然骨と全く同じ構造、すなわち骨の
中心部を骨髄の形とし、外周部は組織化された骨
であつて、骨密度の増加された骨を形成すること
ができるので、従来の硬質化骨のみからなるアパ
タイト骨とは異なり自然骨と全く同じ構造にして
強靱な新生骨を作ることができる。これは本発明
に係る骨補綴成形体が既存の骨に埋め込まれる
と、本発明の骨が食いつくされて消失し、その代
りに自然骨と同じ構造の新生骨が誘起され、長期
使用しても全く無毒な強靱かつ柔軟な骨が形成さ
れる。 Furthermore, in the bone prosthesis molded article according to the present invention, each of the pores communicates with each other through a capillary cavity passage, and further, the pores and the external space of the bone prosthesis molded article according to the present invention communicate with each other through a capillary cavity passage. At the same time, the pores and the external space are communicated with each other by a capillary-like void passage, and the capillary-like void passage has a diameter of 1 to 30 microns, preferably 1 to 30 microns.
Since the passageway is extremely small at ~20 microns, new bone formation can be effectively induced. That is, when an existing bone is filled with the bone prosthesis molded article according to the present invention, not only is the particle size and shape of the pores incompletely controlled with the conventional apatite porous material, but the collagen fibers are not able to enter the pores. It is a large hole. Therefore, even if the collagen fibers enter and new bone is induced, the catalytic effect of the collagen fibers causes the collagen to develop abnormally and harden, leading to inflammation around the implant and the risk of cancer. However, as described above, the bone prosthesis molded article according to the present invention has the following characteristics:
Since the diameter of the capillary void passageway is extremely small, 1 to 30 microns, preferably 1 to 20 microns, it is possible to prevent collagen fibers from entering the capillary void passageway.
It can prevent the hardening and hardening of collagen fibers, and selectively allow only bone phagocytes, bone regenerating cells, red blood cells, and body fluids that are effective in inducing new bone to pass through, so bones that are initially very soft can be prevented. It is possible to form bones that become harder as they move outward (same structure as the natural bones of humans and animals, with bone marrow in the center and hardened bone around it). therefore,
The structure is exactly the same as the natural bones of humans and animals, that is, the center of the bone is in the shape of bone marrow, and the outer periphery is organized bone, making it possible to form bones with increased bone density. Unlike apatite bone, which consists only of hardened bone, it is possible to create strong new bone with exactly the same structure as natural bone. This is because when the bone prosthesis molded article according to the present invention is embedded in an existing bone, the bone of the present invention is eaten away and disappears, and in its place, new bone with the same structure as natural bone is induced, and even after long-term use. Completely non-toxic, strong and flexible bones are formed.
さらに、本発明に係る骨補綴成形体は、人体、
動物等の生体の骨欠損部、骨空隙部、骨折部、骨
腫瘍部を切除したことによる欠損部等に適合可能
な形状に成形されているため、容易に上記骨欠損
部等へ充填することができ、当該部位での新生骨
の誘起及び形成がより促進されると共に、外科手
術における骨折部、その他の部位への骨補綴成形
体の使用量が無駄にならず、しかも骨の補綴作業
を効率良く短時間で行うことが可能となる。 Furthermore, the bone prosthesis molded article according to the present invention can be applied to a human body,
It is molded into a shape that can be adapted to bone defects, bone voids, fractures, defects caused by resection of bone tumors, etc. in living organisms such as animals, so it can be easily filled into the bone defects, etc. This will further promote the induction and formation of new bone at the site, and will not waste the amount of bone prosthesis molded material used at the fracture site or other sites during surgery, and will also reduce the amount of bone prosthesis work. This can be done efficiently and in a short time.
また、従来いずれかの部位に骨折等の事態が発
生した場合には、他の部位（例えば腸骨）から、
充填するための骨片を切除摘出し、骨折部へ挿入
充填することとしていたため、摘出時及び充填時
の二度にわたり手術を行う必要があつたが、本発
明に係る骨補綴成形体を使用した場合には、骨の
摘出を行うことなく骨折部の補綴を行うことが可
能となるため、外科手術が一度だけで済むことが
可能となるばかりか、手術そのものの効率を向上
させることが可能となる。 In addition, conventionally, if a situation such as a fracture occurs in any part, from another part (for example, the ilium),
Since the bone fragments for filling were to be removed and inserted into the fracture site for filling, it was necessary to perform surgery twice, once for extraction and once for filling. In such cases, it is possible to perform a prosthesis on the fractured part without removing the bone, which not only allows only one surgical operation to be performed, but also improves the efficiency of the surgery itself. becomes.
さらに、本発明によれば、極めて多種類の形状
の骨補綴成形体を形成し、予め準備しておくこと
ができるため、交通事故や急病等の緊急を要する
外科手術が必要な場合に都市部、地方の区別なく
同等にしかも迅速に対応することが可能となると
いう効果をも奏する。 Furthermore, according to the present invention, it is possible to form bone prosthesis molded bodies in an extremely wide variety of shapes and prepare them in advance. This also has the effect of making it possible to respond equally and quickly, regardless of region.
第１図は本発明に係る骨補綴成形体を直方体に
形成した場合を示す斜視図、第２図は第１図に示
す形状の骨補綴成形体の上面及び底面に溝を形成
した場合を示す斜視図、第３図は本発明に係る骨
補綴成形体をやや幅太の直方体に形成した場合を
示す斜視図、第４図は第３図に示す骨補綴成形体
の上面底面に溝を形成した場合を示す斜視図、第
５図は同様に本発明に係る骨補綴成形体を直方体
に形成した場合を示す斜視図、第６図は直方体に
形成された骨補綴成形体の上面及び底面に溝部が
形成された場合を示す斜視図、第７図は骨補綴成
形体を平面正方形から成る平板に形成した場合を
示す斜視図、第８図は同様に直方体に形成した場
合を示す斜視図、第９図は同様に立方体に形成し
た場合を示す斜視図、第１０図は同様に円柱状に
形成した場合を示す斜視図、第１１図は同様に球
状に形成した場合を示す斜視図、第１２図は同様
に円盤状に形成された場合を示す斜視図、第１３
図は同様に断面正方形の角材状に形成された場合
を示す斜視図、第１４図は第１３図に示す骨補綴
成形体の上面及び下面に条溝を形成した場合を示
す斜視図、第１５図は同様に第１３図に示す骨補
綴成形体の上面、下面及び両側面に溝を形成した
場合を示す斜視図、第１６図は断面二等辺三角形
から成る三角柱状に形成された場合を示す斜視
図、第１７図は断面直角三角形から成る三角柱状
から成る場合を示す斜視図、第１８図は四角錐に
形成された場合を示す斜視図、第１９図は中空円
筒状に形成された場合を示す斜視図、第２０図は
厚肉円筒状に形成された場合を示す斜視図、第２
１図は円筒を長さ方向に切断した形状に形成した
場合を示す斜視図、第２２図は円錐状に形成され
た場合を示す斜視図、第２３図は円柱部と円錐部
とにより形成した場合を示す斜視図、第２４図は
全体とつくり状に形成された場合を示す斜視図、
第２５図は第２４図の骨補綴成形体内に細長孔部
を形成した場合を示す断面図、第２６図は円筒部
とフランジ部とにより形成した場合を示す斜視
図、第２７図は本発明に係る骨補綴成形体を、全
体クサビ状であつて脚部と頭部とにより形成した
場合を示す斜視図、第２８図は頭部から脚部にか
けてテーパ状に形成した場合を示す斜視図、第２
９図は第２７図に示す骨補綴成形体を基本形状と
し補綴用の糸を通すための孔部を開設した場合を
示す斜視図、第３０図は第２９図に示す骨補綴成
形体を基本形状としやや幅太に形成した場合を示
す斜視図、第３１図は第２９図の骨補綴成形体を
基本形状とし、頭部両端部に切欠部を設けた場合
を示す斜視図、第３２図は第３１図に示す骨補綴
成形体を基本形状とし、やや幅太に形成した場合
を示す斜視図、第３３図は第３１図に示す骨補綴
成形体を基本形状とし、切欠部を反対側に設けた
場合を示す斜視図、第３４図は第３２図に示す骨
補綴成形体を基本形状とし、切欠部を反対側に設
けた場合を示す斜視図、第３５図は第２８図に示
す骨補綴成形体を基本形状とし、孔部を開設した
場合を示す斜視図、第３６図は第３５図に示す骨
補綴成形体をやや幅太に形成した場合を示す斜視
図、第３７図は脚部に３本の条溝が形成された場
合を示す斜視図、第３８図は第３７図に示す骨補
綴成形体をやや幅太に形成した場合を示す斜視
図、第３９図は第３７図に示す骨補綴成形体の脚
部に孔部を開設した場合を示す斜視図、第４０図
は第３８図に示す骨補綴成形体の脚部に孔部を開
設した場合を示す斜視図、第４１図は第３５図に
示す骨補綴成形体を基本形状とし、頭部に切欠部
を設けた場合を示す斜視図、第４２図は第３６図
に示す骨補綴成形体を基本形状とし、頭部に切欠
部を設けた場合を示す斜視図、第４３図は第４１
図に示す骨補綴成形体とは切欠部が反対側に設け
られた場合を示す斜視図、第４４図は第４２図に
示す骨補綴成形体とは切欠部を反対側に設けられ
た場合を示す斜視図、第４５図は第３７図に示す
骨補綴成形体を基本形状とし、頭部に切欠部を示
す場合を示す斜視図、第４６図は第３８図に示す
骨補綴成形体を基本形状とし、頭部に切欠部を設
けた場合を示す斜視図、第４７図は第４５図に示
す骨補綴成形体とは切欠部が反対側に設けられた
場合を示す斜視図、第４８図は第４６図に示す骨
補綴成形体とは切欠部が反対側に設けられた場合
を示す斜視図、第４９図は第４５図に示す骨補綴
成形体の脚部に補綴用の糸を通すための孔部を形
成した場合を示す斜視図、第５０図は第４６図に
示す骨補綴成形体の脚部に補綴用の糸を通すため
の孔部を形成した場合を示す斜視図、第５１図は
第４７図に示す骨補綴成形体の脚部に補綴用の糸
を通すための孔部を開設した場合を示す斜視図、
第５２図は第４８図に示す骨補綴成形体の脚部に
補綴用の糸を通すための孔部を開設した場合を示
す斜視図、第５３図１乃至３は骨補綴成形体１乃
至９及び３５の使用状態を示す説明図、第５４図
１乃至６は本発明に係る骨補綴成形体１０，１
１，１６，１７，１８，１９，２０，２１，２
２，２３，２４，２６の使用状態を示す斜視図、
第５５図は本発明に係る骨補綴成形体１３，１
４，１５の使用状態を示す平面図、第５６図は本
発明に係る骨補綴成形体１３の使用状態を示す側
面図、第５７図は本発明に係る骨補綴成形体１５
の使用状態を示す側面図、第５８図は本発明に係
る骨補綴成形体１４の使用状態を示す側面図、第
５９図は本発明に係る骨補綴成形体１５を切断形
成してその一部を使用する場合を示す説明図、第
６０図は本発明に係る骨補綴成形体６１を皮膚埋
め込み用保護環として使用する状態を示す説明図
である。
１，２，３，６〜５２……骨補綴成形体。
FIG. 1 is a perspective view showing a case in which the molded bone prosthesis according to the present invention is formed into a rectangular parallelepiped, and FIG. 2 shows a case in which grooves are formed on the top and bottom surfaces of the molded bone prosthesis having the shape shown in FIG. FIG. 3 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body according to the present invention is formed into a slightly wide rectangular parallelepiped, and FIG. 4 is a perspective view showing grooves formed on the top and bottom surfaces of the bone prosthesis molded body shown in FIG. 3. Similarly, FIG. 5 is a perspective view showing a case in which the bone prosthesis molded body according to the present invention is formed into a rectangular parallelepiped, and FIG. FIG. 7 is a perspective view showing the case where the bone prosthesis molded body is formed into a flat plate with a square plane, FIG. 8 is a perspective view showing the case where the bone prosthesis molded body is similarly formed into a rectangular parallelepiped, FIG. 9 is a perspective view showing a case in which it is similarly formed into a cube, FIG. 10 is a perspective view showing a case in which it is similarly formed into a columnar shape, FIG. Figure 12 is a perspective view showing a case in which it is similarly formed into a disk shape;
14 is a perspective view showing the case where the bone prosthesis molded body shown in FIG. 13 is formed with grooves on the upper and lower surfaces; FIG. The figure is a perspective view showing a case in which grooves are formed on the upper surface, lower surface and both side surfaces of the bone prosthesis molded body shown in FIG. 13, and FIG. 16 shows a case in which grooves are formed in the shape of a triangular prism having an isosceles triangular cross section. FIG. 17 is a perspective view showing the case of a triangular prism shape with a right triangle cross section, FIG. 18 is a perspective view of the case formed into a quadrangular pyramid, and FIG. 19 is a perspective view showing the case formed into a hollow cylindrical shape. FIG. 20 is a perspective view showing the case where it is formed into a thick cylindrical shape.
Fig. 1 is a perspective view showing a case in which a cylinder is formed into a shape cut in the length direction, Fig. 22 is a perspective view showing a case in which a cone is formed, and Fig. 23 is a perspective view showing a case in which a cylinder is formed into a cone shape. FIG. 24 is a perspective view showing the case where the whole structure is formed;
FIG. 25 is a sectional view showing the case where the elongated hole is formed in the bone prosthesis molded body shown in FIG. FIG. 28 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body according to the above is formed into a wedge shape as a whole and includes a leg part and a head part, FIG. Second
Figure 9 is a perspective view showing the basic shape of the bone prosthesis molded body shown in Figure 27 and a hole for passing the prosthetic thread, and Figure 30 is a basic view of the bone prosthesis molded body shown in Figure 29. FIG. 31 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body of FIG. 29 is formed into a basic shape with notches provided at both ends of the head, FIG. 32 31 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body shown in FIG. 31 is used in the basic shape and is formed to be slightly wider. FIG. 33 is a perspective view showing the bone prosthesis molded body shown in FIG. 31 in the basic shape, with the notch on the opposite side FIG. 34 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body shown in FIG. 32 is in the basic shape and a notch is provided on the opposite side, and FIG. 35 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body shown in FIG. FIG. 36 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body has a basic shape and a hole is opened, FIG. 36 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body shown in FIG. A perspective view showing the case where three grooves are formed in the leg part, FIG. 38 is a perspective view showing the case where the bone prosthesis molded body shown in FIG. FIG. 40 is a perspective view showing a case where holes are opened in the legs of the molded bone prosthesis shown in FIG. 38; FIG. 41 is a perspective view showing a case where the bone prosthetic molded body shown in FIG. 35 has a basic shape and a notch is provided in the head, and FIG. 42 has the bone prosthetic molded body shown in FIG. 36 in its basic shape, A perspective view showing the case where a notch is provided in the head, FIG. 43 is the same as FIG.
Figure 44 is a perspective view showing a case where the notch is provided on the opposite side from the bone prosthesis molded body shown in Figure 44, and Fig. 44 is a perspective view showing a case where the notch is provided on the opposite side from the bone prosthesis molded body shown in Figure 42. FIG. 45 is a perspective view showing a case where the bone prosthesis molded body shown in FIG. 37 has a basic shape and a notch is shown in the head, and FIG. 46 is a perspective view showing the bone prosthesis molded body shown in FIG. 38 as a basic shape. Fig. 47 is a perspective view showing the case where the notch is provided on the head, and Fig. 47 is a perspective view showing the case where the notch is provided on the opposite side from that of the bone prosthesis molded body shown in Fig. 46 is a perspective view showing the case where the notch is provided on the opposite side from the bone prosthesis molded body shown in FIG. 46, and FIG. 49 is a perspective view showing the case where the prosthesis thread is passed through the leg part of the bone prosthesis molded body shown in FIG. 45. FIG. 50 is a perspective view showing a case where a hole for passing a prosthetic thread is formed in the leg of the bone prosthesis molded body shown in FIG. FIG. 51 is a perspective view showing a case where a hole for passing a prosthetic thread is opened in the leg of the bone prosthesis molded body shown in FIG. 47;
FIG. 52 is a perspective view showing a case where a hole for passing a prosthetic thread is formed in the leg of the bone prosthesis molded body shown in FIG. and 35, and FIGS. 54 1 to 6 show the bone prosthesis molded bodies 10, 1 according to the present invention.
1, 16, 17, 18, 19, 20, 21, 2
A perspective view showing the usage state of 2, 23, 24, 26,
FIG. 55 shows a bone prosthesis molded body 13, 1 according to the present invention.
4 and 15, FIG. 56 is a side view showing the state of use of the molded bone prosthesis 13 according to the present invention, and FIG. 57 shows the molded bone prosthesis 15 according to the present invention.
FIG. 58 is a side view showing how the molded bone prosthesis 14 according to the present invention is used, and FIG. 59 shows a part of the molded bone prosthesis 15 according to the present invention cut and formed. FIG. 60 is an explanatory diagram showing a state in which the bone prosthesis molded body 61 according to the present invention is used as a protection ring for skin implantation. 1, 2, 3, 6 to 52... Bone prosthesis molded body.
Claims (1)
焼結体内部には１個以上の１〜600ミクロンの孔
径からなる空孔と、これらの空孔と焼結体外部ま
たは各空孔間を結ぶ通路径が１〜30ミクロンの範
囲内にある微細空隙通路とを有し、人体または動
物の骨の骨折部、欠損部、空隙部、老化部、骨腫
瘍部の切除部位等に適合充填可能な形状に形成し
たことを特徴とする骨補綴成形体。 ２ 前記燐酸カルシウム化合物におけるカルシウ
ムと燐との原子比が1.30〜1.80の範囲内にあるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の骨補
綴成形体。 ３ 前記燐酸カルシウム化合物がヒドロキシアパ
タイトであることを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載の骨補綴成形体。 ４ 前記空孔の孔径が、３〜300ミクロンの範囲
内にあることを特徴とする特許請求の範囲第１項
記載の骨補綴成形体。 ５ 前記微細空隙通路の径が１〜20ミクロンの範
囲内にあることを特徴とする特許請求の範囲第１
項記載の骨補綴成形体。 ６ 前記燐酸カルシウム化合物の焼結体が40〜90
％の気孔率を有することを特徴とする特許請求の
範囲第１項記載の骨補綴成形体。 ７ 前記燐酸カルシウム化合物の焼結体が複数個
の空孔を有し、これらの空孔が微細空隙通路によ
り相互に連通していることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の骨補綴成形体。 ８ 上記空孔が外部空間と微細空隙通路を介して
連通することを特徴とする特許請求の範囲第７項
記載の骨補綴成形体。 ９ 前記燐酸カルシウム化合物の焼結体が800〜
1450℃の温度で焼結されたものであることを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の骨補綴成形
体。[Claims] 1. Consisting of a sintered body of a calcium phosphate compound, the inside of the sintered body has one or more pores with a pore diameter of 1 to 600 microns, and these pores and the outside of the sintered body or It has a micro-void passageway with a passage diameter within the range of 1 to 30 microns between each pore, and is a resection site of a fracture, defect, void, aging part, or bone tumor of a human or animal bone. 1. A bone prosthesis molded article, characterized in that it is formed into a shape that can be filled to fit the body. 2. The bone prosthesis molded article according to claim 1, wherein the atomic ratio of calcium to phosphorus in the calcium phosphate compound is within the range of 1.30 to 1.80. 3. The bone prosthesis molded article according to claim 1, wherein the calcium phosphate compound is hydroxyapatite. 4. The bone prosthesis molded article according to claim 1, wherein the pores have a diameter in the range of 3 to 300 microns. 5. Claim 1, characterized in that the diameter of the fine void passage is within the range of 1 to 20 microns.
The bone prosthesis molded article described in Section 1. 6 The sintered body of the calcium phosphate compound is 40 to 90
The bone prosthesis molded article according to claim 1, characterized in that it has a porosity of %. 7. The bone prosthesis according to claim 1, characterized in that the sintered body of the calcium phosphate compound has a plurality of pores, and these pores communicate with each other through fine pore passages. Molded object. 8. The bone prosthesis molded article according to claim 7, wherein the pores communicate with the external space through micro-cavity passages. 9 The sintered body of the calcium phosphate compound is 800~
The bone prosthesis molded article according to claim 1, which is sintered at a temperature of 1450°C.
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ID=11796760
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Also Published As
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