JPH08280789A - Bioactive cement composition and two paste bioactive cement - Google Patents
Bioactive cement composition and two paste bioactive cementInfo
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、整形外科分野、脳神経
外科分野、口腔外科分野等で用いられる人工生体材料の
固定や骨欠損部の充填等に使用される生体活性セメント
に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a bioactive cement used for fixing artificial biomaterials and filling bone defects in the fields of orthopedics, neurosurgery and oral surgery.
【0002】[0002]
【従来の技術】整形外科分野において、骨折や骨腫瘍等
によって部分的に骨が欠損したり、また手術によって骨
の一部を切除した場合、あるいは口腔外科分野におい
て、抜歯や歯槽膿漏等によって顎骨に欠損を生じた場
合、このような部所を修復するために金属、セラミック
ス、結晶化ガラス等からなる人工生体材料が使用され
る。2. Description of the Related Art In the field of orthopedics, when bone is partially lost due to a fracture or bone tumor, or when part of the bone is excised by surgery, or in the field of oral surgery due to tooth extraction or alveolar pyorrhea. When a defect occurs in the jawbone, an artificial biomaterial made of metal, ceramics, crystallized glass or the like is used to repair such a part.
【0003】このような人工生体材料は、修復部に早期
に適合性良く埋入固定されることが望ましく、そのため
には修復部の形状に合わせて加工する必要があるが、こ
のような研削や加工を正確に施すことは非常に困難であ
る。[0003] It is desirable that such an artificial biomaterial be embedded and fixed in the repaired portion at an early stage with good compatibility. For that purpose, it is necessary to process it according to the shape of the repaired portion. It is very difficult to perform the processing accurately.
【0004】このため一般に人工生体材料を使用する場
合、それと生体骨とを接着固定する目的で生体用骨セメ
ントが使用されている。例えば整形外科分野ではポリメ
チルメタクリレート(PMMA)セメントが広く使用さ
れ、口腔外科分野ではリン酸亜鉛セメントやカルボキシ
レートセメントが使用されている。Therefore, when an artificial biomaterial is used, a biomedical bone cement is generally used for the purpose of adhering and fixing the artificial biomaterial. For example, polymethylmethacrylate (PMMA) cement is widely used in the orthopedic field, and zinc phosphate cement and carboxylate cement are used in the oral surgery field.
【0005】しかしながら上記した各種の生体用骨セメ
ントは、人工生体材料とは強固に接着するが生体骨とは
化学的に結合しないため、長期間の使用によって生体骨
との間に緩みが生じたり、周囲組織に炎症反応を引き起
こすおそれがある。However, the above-mentioned various types of biomedical bone cements firmly adhere to the artificial biomaterials but do not chemically bond to the biomedical bones. , May cause inflammatory reaction in surrounding tissues.
【0006】近年このような事情から、生体骨と化学的
に結合する生体用骨セメントが種々開発されている。例
えば、Caを含むガラス粉末とジメタクリレート系モノ
マーと重合開始剤と重合促進剤とからなる生体活性セメ
ントが提案されている。Under these circumstances, various bone cements for living body which are chemically bonded to living bone have been developed in recent years. For example, a bioactive cement composed of a glass powder containing Ca, a dimethacrylate monomer, a polymerization initiator and a polymerization accelerator has been proposed.
【0007】[0007]
【発明が解決しようとする課題】上記した生体活性セメ
ントは、生体内で硬化した後、Caイオンを溶出するた
め、これが体液中のPO4-イオンと反応して水酸アパタ
イトが析出する。このため自然骨と容易に結合するもの
である。The above-mentioned bioactive cement, which hardens in the living body and then elutes Ca ions, reacts with PO 4- ions in the body fluid to precipitate hydroxyapatite. Therefore, it is easily combined with natural bone.
【0008】しかしながらこのセメントは、生体内で長
期間に亙って連続的にイオンを放出する結果、セメント
硬化体の機械的特性が著しく劣化してしまう。また形状
維持性が悪く、例えば脳神経外科で頭蓋骨等の曲面部分
に使用した場合、液垂れを起こし易いという欠点を有し
ている。However, as a result of this cement releasing ions continuously in the living body over a long period of time, the mechanical properties of the hardened cement material deteriorate significantly. Further, it has a drawback that the shape retention property is poor, and when it is used for a curved surface portion such as a skull in neurosurgery, dripping is likely to occur.
【0009】本発明の目的は、生体内に長期間埋入した
場合でも機械的特性が劣化せず、しかも形状維持性に優
れた生体活性セメントを提供することである。An object of the present invention is to provide a bioactive cement which does not deteriorate in mechanical properties even when it is embedded in a living body for a long period of time and is excellent in shape retention.
【0010】[0010]
【課題を解決するための手段】本発明者等は種々の実験
を行った結果、生体活性ガラス粉末の一部を生体為害性
のない溶融シリカ粉末と置換することにより、上記目的
が達成できることを見いだした。As a result of various experiments, the inventors of the present invention have found that the above object can be achieved by substituting a part of bioactive glass powder with a fused silica powder which is not harmful to human body. I found it.
【0011】即ち、本発明の生体活性セメント組成物
は、Ca含有無アルカリガラス粉末と、溶融シリカ粉末
と、ジメタクリレート系モノマーと、重合開始剤と、重
合促進剤とからなることを特徴とする。That is, the bioactive cement composition of the present invention is characterized by comprising a Ca-containing alkali-free glass powder, a fused silica powder, a dimethacrylate monomer, a polymerization initiator, and a polymerization accelerator. .
【0012】また本発明の2ペースト系生体活性セメン
トは、Ca含有無アルカリガラス粉末と溶融シリカ粉末
とジメタクリレート系モノマーと重合開始剤を混合して
なる第一のペーストと、Ca含有無アルカリガラス粉末
と溶融シリカ粉末とジメタクリレート系モノマーと重合
促進剤を混合してなる第二のペーストからなることを特
徴とする。The two-paste bioactive cement of the present invention comprises a Ca-containing alkali-free glass powder, a fused silica powder, a first paste prepared by mixing a dimethacrylate monomer and a polymerization initiator, and a Ca-containing alkali-free glass. It is characterized by comprising a second paste formed by mixing powder, fused silica powder, dimethacrylate monomer and polymerization accelerator.
【0013】Caを含む無アルカリガラス粉末は、生体
内でCaイオンを溶出し、生体活性を示すものである
が。このようなガラス粉末として、重量百分率でCaO
30〜70%、SiO2 30〜70%、P2 O5 0〜
40%、MgO 0〜20%、CaF2 0〜5%、特に
CaO 40〜50%、SiO2 30〜40%、P2 O
5 10〜20%、MgO 0〜10%、CaF2 0〜2
%の組成を有するガラス又は結晶化ガラスを使用するこ
とが望ましい。なお上記組成を有する結晶化ガラス粉末
には、内部にアパタイト結晶やウォラストナイト結晶が
析出する。Alkali-free glass powder containing Ca is one which elutes Ca ions in the living body and exhibits bioactivity. As such glass powder, CaO in weight percentage
30~70%, SiO 2 30~70%, P 2 O 5 0~
40%, MgO 0-20%, CaF 2 0-5%, especially CaO 40-50%, SiO 2 30-40%, P 2 O
5 10-20%, MgO 0-10%, CaF 2 0-2
It is desirable to use glass or crystallized glass with a% composition. In the crystallized glass powder having the above composition, apatite crystals and wollastonite crystals are deposited inside.
【0014】ガラス組成をこのように限定したのは次の
理由による。CaOが30%より少ないとCa2+イオン
が溶出し難くなって生体活性が低下し、骨との結合力が
低下する。また、70%より多いと失透性が強くなり過
ぎてガラス化し難くなる。SiO2 が30%より少ない
場合及び70%より多い場合は失透性が強くなり過ぎて
ガラス化が困難になる。P2 O5 はガラスの溶融性を向
上させる成分であるが、40%より多い場合は化学耐久
性が悪くなって生体内で侵食され易くなる。MgOもガ
ラスの溶融性を向上させる成分であるが、20%より多
いとガラスの強度が低下するとともに骨との化学的結合
力が低下する。CaF2 は5%より多いと失透性が著し
くなり、均質なガラスが得難くなる。また無アルカリガ
ラスに限定した理由は以下の通りである。即ち、ガラス
粉末や結晶化ガラス粉末がアルカリ成分を含んでいる
と、ガラスの化学耐久性が著しく低下してしまい、生体
内への長期間に亙る埋入中に粉末が崩壊してしまう。こ
の結果、セメント硬化体そのものの強度も劣化してしま
うからである。加えて溶出したアルカリ成分によって体
液のpHが上昇し、周辺組織に悪影響を及ぼすおそれも
ある。またアルカリ成分を含んでいると、これが溶出し
てガラス粉末表面に厚く脆いシリカゲル層が生じる結
果、生体骨と強固に結合することができなくなるという
不都合が生じる。The reason for limiting the glass composition in this way is as follows. When CaO is less than 30%, Ca 2+ ions are difficult to elute, bioactivity is reduced, and the binding force with bone is reduced. If it is more than 70%, the devitrification becomes too strong and it becomes difficult to vitrify. If the SiO 2 content is less than 30% or more than 70%, the devitrification becomes too strong and vitrification becomes difficult. P 2 O 5 is a component that improves the meltability of the glass, but if it is more than 40%, the chemical durability becomes poor and it tends to be eroded in the living body. MgO is also a component that improves the meltability of glass, but if it exceeds 20%, the strength of the glass decreases and the chemical bond strength with bone also decreases. When CaF 2 is more than 5%, devitrification becomes remarkable, and it becomes difficult to obtain a homogeneous glass. The reason for limiting the use to non-alkali glass is as follows. That is, when the glass powder or the crystallized glass powder contains an alkaline component, the chemical durability of the glass is significantly lowered, and the powder collapses during long-term implantation in the living body. As a result, the strength of the hardened cement itself is also deteriorated. In addition, the eluted alkaline component may raise the pH of the body fluid, which may adversely affect the surrounding tissues. In addition, when an alkaline component is contained, this elutes to form a thick and brittle silica gel layer on the surface of the glass powder, resulting in the inconvenience that it cannot be firmly bonded to the living bone.
【0015】なおCa含有無アルカリガラス粉末の粒径
は、小さいほど高強度のセメントが得られるので好まし
く、具体的には44μm以下のものが好ましい。またそ
の表面をシランカップリング処理しておくと、ジメタク
リレート系モノマーとの馴染みがよくなってセメント硬
化物の強度が大きくなるとともに、粉末表面が疎水基を
持つために血液の阻害性がなくなり、セメントが硬化し
易くなる。The Ca-containing alkali-free glass powder preferably has a smaller particle size because a higher strength cement can be obtained. Specifically, it is preferably 44 μm or less. In addition, if the surface is subjected to silane coupling treatment, the compatibility with the dimethacrylate-based monomer will be improved and the strength of the cement hardened product will be increased, and since the powder surface has a hydrophobic group, there will be no inhibitory effect on blood, The cement will harden easily.
【0016】溶融シリカ粉末は、生体為害性がなく、し
かも機械的強度や化学耐久性に優れたものである。溶融
シリカ粉末は、破砕状、ビーズ状等どのような形状のも
のでも使用可能であるが、充填率を高めて機械的強度及
び形状維持性を向上させるためにビーズ状のものを使用
することが望ましい。またその大きさは、機械的強度の
向上や作業時の良好な手触り感を得るために1〜10μ
mであることが好ましい。The fused silica powder is not harmful to the living body and is excellent in mechanical strength and chemical durability. The fused silica powder can be used in any shape such as a crushed shape or a bead shape, but it is preferable to use a bead shape in order to increase the filling rate and improve the mechanical strength and shape retention. desirable. Moreover, the size is 1 to 10 μm in order to improve the mechanical strength and to obtain a good feeling during work.
It is preferably m.
【0017】本発明において、Ca含有無アルカリガラ
ス粉末と溶融シリカ粉末の含有割合は、重量比で25:
75〜95:5であることが好ましい。これは溶融シリ
カ粉末の割合がこの範囲より多くなると生体内において
骨と結合する能力が極度に低下してしまう。逆に溶融シ
リカ粉末が少なすぎるとセメント硬化体の機械的強度の
劣化を防止することが困難になるとともに形状維持性が
悪くなる。In the present invention, the content ratio of Ca-containing alkali-free glass powder and fused silica powder is 25:
It is preferably from 75 to 95: 5. This is because if the proportion of fused silica powder exceeds this range, the ability to bind to bone in vivo will be extremely reduced. On the other hand, if the amount of the fused silica powder is too small, it becomes difficult to prevent the mechanical strength of the hardened cement product from being deteriorated, and the shape maintainability is deteriorated.
【0018】本発明において使用するジメタクリレート
系モノマーは、多官能性モノマーであり、重合すると非
常に機械的強度の高いポリマーとなる。ジメタクリレー
ト系モノマーとしては、入手が容易で、しかも生体為害
性のない2,2ビス[4−(3メタクリロキシ−2−ハ
イドロキシプロボキシ)フェニル]プロパン(Bis−
GMA)が特に好ましいが、これ以外にも2,2−ビス
(4−メタクリロキシフェニル)プロパン(BPDM
A)、2,2−ビス(4−メタクリロキシエトキシフェ
ニル)プロパン(Bis−MEPP)、2,2−ビス
(4−メタクリロキシポリエトキシフェニル)プロパン
(BiS−MPEPP)等を使用することができる。な
おモノマーの粘度が高すぎて取り扱い難い場合、粘度の
低いモノマーとともに使用すればよい。このようなモノ
マーとしては、トリエチレングリコールジメタクリレー
ト(TEGDMA)が好ましいが、これ以外にもジエチ
レングリコールジメタクリレート、エチレングリコール
ジメタクリレート等の重合性モノマーを使用することが
可能である。The dimethacrylate-based monomer used in the present invention is a polyfunctional monomer and, when polymerized, becomes a polymer having a very high mechanical strength. As a dimethacrylate-based monomer, 2,2 bis [4- (3methacryloxy-2-hydroxypropoxy) phenyl] propane (Bis- is easily available and is not harmful to the body.
GMA) is particularly preferable, but other than this, 2,2-bis (4-methacryloxyphenyl) propane (BPDM
A), 2,2-bis (4-methacryloxyethoxyphenyl) propane (Bis-MEPP), 2,2-bis (4-methacryloxypolyethoxyphenyl) propane (BiS-MPEPP) and the like can be used. . If the monomer has a too high viscosity and is difficult to handle, it may be used together with a monomer having a low viscosity. As such a monomer, triethylene glycol dimethacrylate (TEGDMA) is preferable, but it is also possible to use a polymerizable monomer such as diethylene glycol dimethacrylate or ethylene glycol dimethacrylate.
【0019】なお、粉末とモノマーとの粉液比は、重量
比で粉末:モノマーが50:50〜90:10であるこ
とが望ましい。これは、モノマーの割合がこの範囲より
大きくなると粘性が低くなり過ぎてモノマー中への粉末
の分散状態が不均一になったり、硬化が終了する迄に粉
末が沈降してまうといった不都合が生じ易くなる。一方
粉末の割合が大きくなり過ぎるとモノマーが不足して粉
末の界面にマトリックスが作成できず、硬化体が脆くな
り易い。The powder-liquid ratio of the powder to the monomer is preferably 50:50 to 90:10 by weight: powder: monomer. This is because when the proportion of the monomer is higher than this range, the viscosity becomes too low, and the dispersion state of the powder in the monomer becomes non-uniform, or the powder tends to settle by the time the curing is completed. Become. On the other hand, when the proportion of the powder is too large, the monomer is insufficient and a matrix cannot be formed at the interface of the powder, so that the cured body tends to become brittle.
【0020】重合開始剤としては過酸化ベンゾイルが最
も好ましいが、その他にもトリ−n−ブチルボラン等を
使用することができる。またdl−カンファーキノン等
の増感剤を用いることにより光重合型にすることもでき
る。これらの重合開始剤の添加量はモノマー100重量
部に対して0.1〜5重量部であることが好ましい。添
加量をこのように限定した理由は、重合開始剤が0.1
重量部より少ないと効果が殆どなく、5重量部より多い
と重合抑制剤を多量に使用しても硬化時間が速くなり過
ぎて作業性が低下するためである。As the polymerization initiator, benzoyl peroxide is most preferable, but tri-n-butylborane and the like can be used in addition. It is also possible to use a photopolymerization type by using a sensitizer such as dl-camphorquinone. The addition amount of these polymerization initiators is preferably 0.1 to 5 parts by weight with respect to 100 parts by weight of the monomer. The reason for limiting the amount added in this way is that the polymerization initiator is 0.1
If the amount is less than 5 parts by weight, there is almost no effect, and if the amount is more than 5 parts by weight, the curing time becomes too fast and the workability deteriorates even if a large amount of the polymerization inhibitor is used.
【0021】重合促進剤としては、ジメチル−p−トル
イジン等の第3級アミンを使用することができ、その添
加量はモノマー100重量部に対して0.1〜5重量部
であることが好ましい。添加量をこのように限定した理
由は、重合促進剤が0.1重量部より少ないとモノマー
を重合させる際に100℃以上に加熱しなければ硬化し
ないので実際の手術場では使用が困難となり、また5重
量部より多いと重合抑制剤を多量に使用しても硬化時間
が速くなり過ぎて作業性が低下するためである。As the polymerization accelerator, a tertiary amine such as dimethyl-p-toluidine can be used, and the addition amount thereof is preferably 0.1 to 5 parts by weight with respect to 100 parts by weight of the monomer. . The reason for limiting the amount added in this way is that if the polymerization accelerator is less than 0.1 parts by weight, it will not cure unless heated to 100 ° C. or higher when the monomer is polymerized, which makes it difficult to use in an actual operating room. On the other hand, if it is more than 5 parts by weight, the curing time will be too fast and the workability will be deteriorated even if a large amount of the polymerization inhibitor is used.
【0022】さらに本発明においては、上記成分の他に
種々の成分を添加することができる。Further, in the present invention, various components can be added in addition to the above components.
【0023】例えば重合抑制剤としてフェノチアジンや
その誘導体を添加することができる。フェノチアジンや
その誘導体は、生体に対する毒性が殆どなく、また比較
的少量で目的とする硬化時間に調整でき、しかも硬化時
間を長くしても作業時間が長くなるのみで、ゲル化開始
から硬化終了までの時間には殆ど影響を与えないため重
合抑制剤として好ましいものである。重合抑制剤の添加
量は、モノマー100重量部に対して10ppm〜0.
2重量部が適当である。For example, phenothiazine or its derivative can be added as a polymerization inhibitor. Phenothiazine and its derivatives have almost no toxicity to the living body and can be adjusted to a target curing time with a comparatively small amount. Moreover, even if the curing time is lengthened, the working time only increases, from the start of gelation to the end of curing. Since it hardly affects the time, it is preferred as a polymerization inhibitor. The amount of the polymerization inhibitor added is from 10 ppm to 0.
2 parts by weight is suitable.
【0024】また、本発明の生体活性セメントは、重合
抑制剤以外にもコロイダルシリカ、樹脂粉末、薬剤、骨
形成促進物質等を添加することができる。In addition to the polymerization inhibitor, colloidal silica, resin powder, drug, bone formation promoting substance and the like can be added to the bioactive cement of the present invention.
【0025】なお本発明の生体活性セメント組成物の提
供形態には、粉末−液体系(粉末系がガラス粉末と重合
開始剤、液体系がモノマーと重合促進剤)や、2ペース
ト系(一方のペーストがガラス粉末とモノマーと重合開
始剤、他方のペーストがガラス粉末とモノマーと重合促
進剤)等があり、ユーザーは各形態において粉末と液体
とを、またペースト同士を混合して使用すればよい。な
お何れの形態を採用するかは種々の条件を考慮して決定
すればよいが、手術場での粉末と樹脂との混合性を考慮
すれば2ペースト系の方が好ましい。The bioactive cement composition of the present invention is provided in a powder-liquid system (a powder system is a glass powder and a polymerization initiator, a liquid system is a monomer and a polymerization accelerator) or a two-paste system (one of The paste has glass powder, a monomer, and a polymerization initiator, and the other paste has a glass powder, a monomer, a polymerization accelerator, etc., and the user may use the powder and the liquid in each form, or mix the pastes with each other. . It should be noted that which form should be adopted may be determined in consideration of various conditions, but the two-paste system is preferable in consideration of the mixing property of the powder and the resin in the operating room.
【0026】[0026]
【作用】本発明の生体活性セメント組成物は、硬化させ
ると硬化体の表面に露出しているガラス粉末からCa2+
イオンが溶出し、これが体液中のPO4-イオンと反応し
て水酸アパタイトが析出する。このため硬化体と自然骨
とが容易に結合する。一方、溶融シリカ粉末は、生体内
でイオンを放出しないために劣化が起こらず、硬化体の
骨格として残存し、硬化体の強度の低下を防止する。When the bioactive cement composition of the present invention is cured, Ca 2+ is produced from the glass powder exposed on the surface of the cured product.
Ions are eluted and react with PO 4- ions in the body fluid to precipitate hydroxyapatite. Therefore, the hardened body and natural bone are easily bonded. On the other hand, the fused silica powder does not release ions in the living body, so that it does not deteriorate and remains as a skeleton of the cured product, which prevents the strength of the cured product from decreasing.
【0027】[0027]
【実施例】以下、本発明を実施例に基づいて詳細に説明
する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, the present invention will be described in detail based on embodiments.
【0028】表1は本発明の実施例(試料No.1〜
5)及び表2は比較例(試料No.6及び7)を示すも
のである。Table 1 shows examples of the present invention (Sample Nos. 1 to 1).
5) and Table 2 show comparative examples (Sample Nos. 6 and 7).
【0029】[0029]
【表1】 [Table 1]
【0030】[0030]
【表2】 [Table 2]
【0031】実施例の各試料は次のようにして調製し
た。Each sample of the examples was prepared as follows.
【0032】まず重量百分率で、CaO 44.7%、
SiO2 34.0%、P2 O5 16.2%、MgO
4.6%、CaF2 0.5%の組成を有するガラスとな
るように調合した原料を1500℃で2時間溶融し、ガ
ラス化した後、ロール成形した。次いでこのガラス成形
体をボールミルで粉砕した後、分級して最大粒径が44
μm以下のガラス粉末を得た。また上記と同様のガラス
成形体を1050℃で4時間焼成することによって結晶
化させた後、ボールミルを用いて粉砕し、分級して最大
粒径が44μm以下の結晶化ガラス粉末を得た。次いで
ガラス粉末や結晶化ガラス粉末にγ−メタクリロキシプ
ロピルトリメトキシシランを1重量%添加してボールミ
ルにて混合し、120℃で2時間乾燥させることによ
り、粉末表面にシラン処理を施した。First, in terms of weight percentage, CaO 44.7%,
SiO 2 34.0%, P 2 O 5 16.2%, MgO
The raw material prepared so as to be a glass having a composition of 4.6% and CaF 2 0.5% was melted at 1500 ° C. for 2 hours, vitrified, and then roll-formed. Next, this glass molded body was crushed with a ball mill and then classified to obtain a maximum particle size of 44.
A glass powder having a size of μm or less was obtained. Further, the same glass molded body as above was fired at 1050 ° C. for 4 hours to be crystallized, then crushed using a ball mill and classified to obtain crystallized glass powder having a maximum particle size of 44 μm or less. Then, 1% by weight of γ-methacryloxypropyltrimethoxysilane was added to the glass powder or the crystallized glass powder, mixed in a ball mill, and dried at 120 ° C. for 2 hours to subject the powder surface to silane treatment.
【0033】また平均粒径が3μmのビーズ状の溶融シ
リカ粉末を用意した。なお溶融シリカ粉末についてもガ
ラス粉末と同様にして表面にシラン処理を施した。Further, a bead-like fused silica powder having an average particle diameter of 3 μm was prepared. The surface of the fused silica powder was treated with silane in the same manner as the glass powder.
【0034】次にモノマーとしてBis−GMAとTE
G−DMAを重量比で1:1の割合で混合し、これを2
つに等分した。同様にガラス粉末及び溶融シリカ粉末を
それぞれ2つに等分した。Next, Bis-GMA and TE are used as monomers.
G-DMA was mixed at a weight ratio of 1: 1 and mixed with 2: 1.
Divided into two equal parts. Similarly, each of the glass powder and the fused silica powder was equally divided into two.
【0035】続いて一方のモノマーとガラス粉末の半分
と溶融ガラス粉末の半分と過酸化ベンゾイルを添加して
混練し、第一のペーストとした。また他方のモノマーと
残りの粉末とジメチル−p−トルイジンとフェノチアジ
ンを添加して混練して第二のペーストとし、試料を得
た。Subsequently, one monomer, half of the glass powder, half of the molten glass powder and benzoyl peroxide were added and kneaded to obtain a first paste. Further, the other monomer, the remaining powder, dimethyl-p-toluidine and phenothiazine were added and kneaded to obtain a second paste, and a sample was obtained.
【0036】なお表中の粉末の構成比はガラス粉末と溶
融シリカ粉末の構成割合を重量%で示したものである。
また約7分で硬化するように、過酸化ベンゾイル、ジメ
チル−p−トルイジン、フェノチアジンの添加量をそれ
ぞれモノマーの総量100重量部に対して2重量部、
1.4重量部、300ppmとした。The composition ratios of the powders in the table are the composition ratios of the glass powder and the fused silica powder in% by weight.
Further, in order to cure in about 7 minutes, benzoyl peroxide, dimethyl-p-toluidine, and phenothiazine were added in an amount of 2 parts by weight per 100 parts by weight of the total amount of the monomers, respectively.
It was 1.4 parts by weight and 300 ppm.
【0037】比較例である試料No.6は、粉末成分と
してガラス粉末のみを用い、他は実施例のNo.5の試
料と同様にして調製した。また試料No.7は、市販の
PMMAセメントを使用した。Sample No. which is a comparative example. No. 6 uses only glass powder as a powder component, and the others use No. 6 of the example. It was prepared in the same manner as the sample of No. 5. In addition, sample No. No. 7 used commercially available PMMA cement.
【0038】このようにして作製した各試料について、
生体内埋入後3ヵ月及び6ヵ月での曲げ強度、炎症反応
の有無、生体活性についてそれそれ評価した。For each of the samples thus produced,
The flexural strength, the presence or absence of an inflammatory reaction, and the bioactivity at 3 and 6 months after the in vivo implantation were evaluated.
【0039】なお曲げ強度は3点曲げ試験にて評価した
ものであり、各試料を混練して硬化させ、3×4×20
mmの試料片を作製して初期強度を測定し、さらにラッ
トの皮下に埋入した後、3ヵ月及び6ヵ月経過後に取り
出して測定を行った。炎症反応の有無については、ラッ
トの皮下に埋入した試料片の周囲の軟部組織を顕微鏡で
観察し、腫瘍の発現及び壊死の有無により評価した。生
体活性については、Ca−Pリッチな層が生成したかど
うかによって判断した。Ca−Pリッチな層は、埋入し
た試料片の表面を電子顕微鏡で観察し、EPMAの線分
析にて確認した。The bending strength was evaluated by a three-point bending test, and each sample was kneaded and cured to obtain 3 × 4 × 20.
mm specimens were prepared to measure the initial strength, and after being implanted subcutaneously in the rat, the specimens were taken out after 3 months and 6 months, and then measured. The presence or absence of an inflammatory reaction was evaluated by observing a soft tissue around a sample piece implanted subcutaneously in a rat with a microscope and evaluating the appearance of tumor and the presence of necrosis. The bioactivity was judged by whether a Ca-P rich layer was formed. The Ca-P rich layer was confirmed by observing the surface of the embedded sample piece with an electron microscope and performing an EPMA line analysis.
【0040】その結果、表2から明らかなように、溶融
シリカ粉末を含有していない試料No.6の比較例で
は、周囲組織の炎症反応を起こさず、生体活性を示すこ
とが分かった。しかしながら初期強度が107MPa、
生体内埋入後3ヵ月で85MPa、6ヵ月経過後には3
6MPaと著しく強度が劣化していた。またPMMAセ
メントからなる試料No.7は、周囲組織の炎症反応を
起こさず、曲げ強度についても初期強度が92MPa、
生体内埋入後3ヵ月が88MPa、6ヵ月で87MPa
と殆ど強度劣化を起こしていなかった。しかしながらこ
のセメントは、硬化体表面にCa−Pリッチな層の生成
が全く認められず、生体活性がないことが明らかであ
る。As a result, as is apparent from Table 2, Sample No. containing no fused silica powder. It was found that Comparative Example 6 did not cause an inflammatory reaction in the surrounding tissues and exhibited bioactivity. However, the initial strength is 107 MPa,
85 MPa 3 months after implantation in the body, 3 after 6 months
The strength was remarkably deteriorated to 6 MPa. Sample No. made of PMMA cement. No. 7 did not cause an inflammatory reaction of surrounding tissues, and had an initial bending strength of 92 MPa,
88 MPa 3 months after implantation in the living body, 87 MPa 6 months after implantation
And there was almost no deterioration in strength. However, this cement does not show any formation of a Ca-P rich layer on the surface of the hardened body, and it is clear that it has no bioactivity.
【0041】一方、本発明の実施例である試料No.1
〜5は、周囲組織の炎症反応を起こさず、生体活性を示
すことが分かった。曲げ強度についても初期強度が12
0〜142MPa、生体内埋入後3ヵ月で110〜13
1MPa、6ヵ月経過後で104〜120MPaであ
り、試料No.6に比べて強度劣化がかなり少ないこと
が分かる。また6ヵ月経過後の強度が最も低かった試料
No.2についても、PMMAセメントからなる試料N
o.7より高い値を示した。On the other hand, sample No. which is an example of the present invention. 1
It was found that -5 showed bioactivity without causing an inflammatory reaction of surrounding tissues. Regarding bending strength, the initial strength is 12
0 to 142 MPa, 110 to 13 within 3 months after implantation in vivo
1 MPa, 104 to 120 MPa after 6 months, and sample No. It can be seen that the strength deterioration is considerably less than that of No. 6. In addition, the sample No. that had the lowest strength after 6 months had elapsed. Sample 2 made of PMMA cement
o. The value was higher than 7.
【0042】[0042]
【発明の効果】以上説明したように、本発明の生体活性
セメント組成物は、生体毒性がないために生体組織に対
して炎症反応を誘起しないのは勿論のこと、高い生体活
性を示し、生体骨と化学結合することができる。また高
い機械的強度を有しており、生体内に長期間埋入しても
機械的特性が殆ど劣化しない。さらに形状維持性に優れ
ており、患部に充填しても液垂れが起こり難い。Industrial Applicability As described above, the bioactive cement composition of the present invention does not induce an inflammatory reaction to living tissues because it has no biotoxicity, and exhibits high bioactivity. Can chemically bond with bone. Further, it has high mechanical strength, and its mechanical characteristics are hardly deteriorated even when it is implanted in a living body for a long period of time. Furthermore, the shape retention property is excellent, and even if the affected area is filled, dripping is unlikely to occur.
【0043】それゆえ整形外科分野、脳神経外科分野、
口腔外科分野等の領域における人工骨、人工関節、人工
歯根等を適用する際の接着剤、或は骨や歯の欠損部への
充填剤等として好適である。Therefore, the fields of orthopedics, neurosurgery,
It is suitable as an adhesive when applying artificial bones, artificial joints, artificial tooth roots, etc. in the field of the field of oral surgery, etc., or as a filler for filling defect parts of bones and teeth.
【0044】また2ペースト系の形態で提供することに
より、混合作業が容易であり、手術場で効率良く作業で
きる。By providing in the form of 2 pastes, the mixing work is easy and the work can be performed efficiently in the operating room.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 FI 技術表示箇所 C08F 4/34 C08F 4/34 20/26 MMV 20/26 MMV (72)発明者 渋谷 武宏 滋賀県大津市晴嵐2丁目7番1号 日本電 気硝子株式会社内─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 6 Identification code Internal reference number FI Technical display location C08F 4/34 C08F 4/34 20/26 MMV 20/26 MMV (72) Inventor Takehiro Shibuya Shiga Prefecture 2-7-1, Harashira, Otsu-shi NIPPON Glass Glass Co., Ltd.
Claims (14)
シリカ粉末と、ジメタクリレート系モノマーと、重合開
始剤と、重合促進剤とからなることを特徴とする生体活
性セメント組成物。1. A bioactive cement composition comprising a Ca-free alkali-free glass powder, a fused silica powder, a dimethacrylate monomer, a polymerization initiator, and a polymerization accelerator.
百分率でCaO 30〜70%、SiO2 30〜70
%、P2 O5 0〜40%、MgO 0〜20%、CaF
2 0〜5%の組成を有することを特徴とする請求項1の
生体活性セメント組成物。2. A Ca-containing alkali-free glass powder comprising CaO 30 to 70% and SiO 2 30 to 70% by weight.
%, P 2 O 5 0~40% , 0~20% MgO, CaF
The bioactive cement composition according to claim 1, having a composition of 20 to 5%.
mのビーズ状であることを特徴とする請求項1の生体活
性セメント組成物。3. The fused silica powder has an average particle size of 1 to 10 μm.
2. The bioactive cement composition according to claim 1, which is in the form of beads of m.
リカ粉末の割合が、重量比で25:75〜95:5であ
ることを特徴とする請求項1の生体活性セメント組成
物。4. The bioactive cement composition according to claim 1, wherein the weight ratio of the Ca-containing alkali-free glass powder to the fused silica powder is 25:75 to 95: 5.
ビス[4−(3メタクリロキシ−2−ハイドロキシプロ
ボキシ)フェニル]プロパンとトリエチレングリコール
ジメタクリレートからなることを特徴とする請求項1の
生体活性セメント組成物。5. The dimethacrylate-based monomer is 2,2
The bioactive cement composition according to claim 1, comprising bis [4- (3methacryloxy-2-hydroxypropoxy) phenyl] propane and triethylene glycol dimethacrylate.
ことを特徴とする請求項1の生体活性セメント組成物。6. The bioactive cement composition according to claim 1, wherein the polymerization initiator is benzoyl peroxide.
ンであることを特徴とする請求項1の生体活性セメント
組成物。7. The bioactive cement composition according to claim 1, wherein the polymerization accelerator is dimethyl-p-toluidine.
リカ粉末とジメタクリレート系モノマーと重合開始剤を
混合してなる第一のペーストと、Ca含有無アルカリガ
ラス粉末と溶融シリカ粉末とジメタクリレート系モノマ
ーと重合促進剤を混合してなる第二のペーストからなる
ことを特徴とする2ペースト系生体活性セメント。8. A first paste obtained by mixing Ca-containing alkali-free glass powder, fused silica powder, dimethacrylate-based monomer and a polymerization initiator, Ca-containing alkali-free glass powder, fused silica powder and dimethacrylate-based monomer. A two-paste bioactive cement, characterized in that it comprises a second paste obtained by mixing the above with a polymerization accelerator.
百分率でCaO 30〜70%、SiO2 30〜70
%、P2 O5 0〜40%、MgO 0〜20%、CaF
2 0〜5%の組成を有することを特徴とする請求項8の
2ペースト系生体活性セメント。9. A Ca-containing alkali-free glass powder comprising CaO 30-70% and SiO 2 30-70 in weight percentage.
%, P 2 O 5 0~40% , 0~20% MgO, CaF
The two-paste bioactive cement according to claim 8, which has a composition of 20 to 5%.
μmのビーズ状であることを特徴とする請求項8の2ペ
ースト系生体活性セメント。10. The fused silica powder has an average particle size of 1-10.
9. The two-paste bioactive cement according to claim 8, which is in the form of beads having a diameter of μm.
シリカ粉末の割合が、重量比で25:75〜95:5で
あることを特徴とする請求項8の2ペースト系生体活性
セメント。11. The two-paste bioactive cement according to claim 8, wherein the weight ratio of the Ca-containing alkali-free glass powder and the fused silica powder is 25:75 to 95: 5.
2ビス[4−(3メタクリロキシ−2−ハイドロキシプ
ロボキシ)フェニル]プロパンとトリエチレングリコー
ルジメタクリレートからなることを特徴とする請求項8
の2ペースト系生体活性セメント。12. The dimethacrylate-based monomer is 2,
9. Bis [4- (3methacryloxy-2-hydroxypropoxy) phenyl] propane and triethylene glycol dimethacrylate.
No. 2 paste bioactive cement.
ることを特徴とする請求項8の2ペースト系生体活性セ
メント。13. The two-paste bioactive cement according to claim 8, wherein the polymerization initiator is benzoyl peroxide.
ジンであることを特徴とする請求項8の2ペースト系生
体活性セメント。14. The two-paste bioactive cement according to claim 8, wherein the polymerization accelerator is dimethyl-p-toluidine.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7113749A JPH08280789A (en) | 1995-04-13 | 1995-04-13 | Bioactive cement composition and two paste bioactive cement |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7113749A JPH08280789A (en) | 1995-04-13 | 1995-04-13 | Bioactive cement composition and two paste bioactive cement |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08280789A true JPH08280789A (en) | 1996-10-29 |
Family
ID=14620155
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP7113749A Pending JPH08280789A (en) | 1995-04-13 | 1995-04-13 | Bioactive cement composition and two paste bioactive cement |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH08280789A (en) |
-
1995
- 1995-04-13 JP JP7113749A patent/JPH08280789A/en active Pending
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