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JP4669932B2 - Biomaterial composition and cured product thereof - Google Patents

Biomaterial composition and cured product thereof Download PDF

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JP4669932B2
JP4669932B2 JP2000133911A JP2000133911A JP4669932B2 JP 4669932 B2 JP4669932 B2 JP 4669932B2 JP 2000133911 A JP2000133911 A JP 2000133911A JP 2000133911 A JP2000133911 A JP 2000133911A JP 4669932 B2 JP4669932 B2 JP 4669932B2
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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体材料用組成物、特に人工骨、人工関節、人工歯根、骨補修材用の組成物、及び該組成物を硬化してなる多孔質硬化体に関する。
【0002】
【従来の技術】
リン酸カルシウムは歯や骨などの無機主要成分であり、生体親和性、生体適合性に優れるため、人工骨や骨補修材などの生体材料への応用が期待されている。
特に、水酸アパタイト(Ca10(PO)(OH),HAp)は、生体骨の主成分であり、人工骨、骨補修材等の生体材料として研究が進められている。
しかしながら、そのような生体材料には、生体親和性だけでなく、時間の経過に伴い生体骨と結合し、最終的には生体骨に取り込まれ完全に置換される性質(以下、生体置換性と記す)が要求されるのに対し、埋入したHApは生体に吸収されにくいことが明らかとなっている。
一方、α型リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウム、β型リン酸三カルシウム等、水和硬化性を有するリン酸カルシウム材料が開発されており、これらは加工性の点で優れている。
【0003】
また、本発明の発明者は、生体親和性、生体置換性、強度、加工性等の点で上記リン酸カルシウム系化合物に比べて格段に優れた生体材料である、非晶質リン酸三カルシウム(Ca(PO),ATCP)を開発している。これは、水和硬化性を有し、しかも上記α−TCP、β−TCP等と比較して強度が高い。
さらに、ATCPは、ACPを200〜700℃に加熱することにより得られ、ACPはメカノケミカル法により合成できるため、全体として製造のためのエネルギー消費量が少ない。例えば、結晶化に1100〜1450℃という高温を要するα−TCP、β−TCP等の材料と比べると、製造において著しい省エネルギー化を図ることができることがわかる。
【0004】
ところで、一般に、脊椎動物の骨の形成には、繊維芽細胞や骨芽細胞が関与しており、これらの細胞がカルシウムイオンやリン酸イオンを取り込み、タンパク質と複合化しながら新生骨を形成する。このため、生体材料の骨への置換を促進させるためには、これらの細胞が侵入しやすく、体液との接触面積が大きい多孔体であることが望ましい。
従って、さらに速い生体置換性を得るためには、例えば20μm以上、特に100μm以上の平均孔径を有するリン酸カルシウム系多孔質硬化体を形成する必要がある。一方、人工骨、骨補修材等の生体材料には、生体内で機能するために一定の強度が要求される。従って、リン酸カルシウム材料による人工骨、骨補修材を実用化していくためには、孔径が大きく、しかも高強度の多孔質硬化体を開発する必要がある。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、リン酸カルシウム系多孔質硬化体において、そのような大きい孔径を有し、且つ高強度の材料は得られていなかった。
本発明は、人工骨または骨補修材として使用するに足る強度を有し、且つ生体置換性の高い生体材料となり得る、孔径が大きく高強度の多孔質リン酸カルシウム系材料を得ることを目的とする。
そのようなリン酸カルシウム系多孔質硬化体を人工骨や骨補修材として使用する場合に、孔径を大きくすると、強度が低下することが予想されるため、高強度で孔径の大きいリン酸カルシウム系多孔質硬化体を得ることは困難であると考えられていた。
【0006】
本発明者は、炭酸カルシウムを添加して水和硬化性非晶質リン酸カルシウム系化合物を水和硬化した場合、その添加量の増加に伴い、平均気孔径は大きくなるが、曲げ強度は低下することがなく、圧縮強度については寧ろ高くなり、さらに添加量を増やすと、圧縮強度は多少低下するが、その後、さらに添加量を増やしても強度の低下を来すことがないという事実を見出した。即ち、本発明者により、水和硬化性リン酸カルシウム系化合物、特に非晶質の水和硬化性リン酸カルシウム系化合物の水溶液に炭酸カルシウムを添加して硬化すると、著しい強度の低下を来すことなく、孔径の大きい硬化体が得られることが見出された。本発明者は、さらに炭酸カルシウムを添加して得られた硬化体についての研究を進めた結果、炭酸カルシウムを添加して得られた水和硬化体の表面には、テープ状のリン酸カルシウム系化合物の結晶が絡み合っていることを見出した。従って、上記材料において、気孔径が大きくなっても強度が低下しない理由は、このテープ状結晶の絡み合いによるものと推定される。
【0007】
【課題を解決するための手段】
従って、本発明は、下記の組成物に関する。
(1)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物、炭酸カルシウム及び水を少なくとも含有する生体材料用組成物。
(2)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物、炭酸カルシウム、キトサン、有機酸及び水を少なくとも含有する生体材料用組成物。
(3)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物が非晶質リン酸三カルシウムである(1)または(2)の組成物。
(4)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物に対する炭酸カルシウムのモル比が0.01以上である(1)〜(3)のいずれかに記載の組成物。
(5)液体/固体重量比が1.0〜3.0である(1)〜(4)のいずれかに記載の組成物。
(6)キトサン含有量が0.1〜4.0重量%である(2)〜(5)のいずれかに記載の組成物。
(7)生体材料が人工骨、人工関節、人工歯根または骨補修材である(1)〜(6)のいずれかに記載の組成物。
また、本発明は、下記の多孔質硬化体、特に生体材料用多孔質硬化体に関する。
(8)(1)〜(6)のいずれかに記載の組成物を硬化してなる多孔質硬化体。
(9)人工骨、人工関節、人工歯根または骨補修材である(8)の多孔質硬化体。
(10)平均気孔径が10μm以上である(8)または(9)の多孔質硬化体。
【0008】
さらに、本発明は、下記の組成物に関する。
(11)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物及び炭酸カルシウムを少なくとも含有する生体材料用組成物。
(12)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物、炭酸カルシウム、キトサン及び有機酸を少なくとも含有する生体材料用組成物。
(13)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物が非晶質リン酸三カルシウムである(11)または(12)の組成物。
(14)水和硬化性を有するリン酸カルシウム系化合物に対する炭酸カルシウムのモル比(炭酸カルシウム/リン酸カルシウム系化合物)が0.01以上である(11)〜(13)のいずれかに記載の組成物。
(15)さらに、骨材として水酸アパタイト(HAp)を含有する(1)〜(7)及び(11)〜(14)のいずれかに記載の組成物。
【0009】
【発明の実施の形態】
上記本発明の各組成物において、炭酸カルシウム/リン酸カルシウム系化合物のモル比は、好ましくは0.05〜0.50、特に0.09〜0.11である。
ただし、人工骨、人工関節、人工歯根、骨補修材等のような生体材料に要求される強度及び気孔径は、その部位等により異なるため、用途に応じて、炭酸カルシウムの添加量を調整するのが好ましい。
上記本発明の組成物において、水和硬化性リン酸カルシウム系化合物とは、水と混練し、一定時間養生させることにより硬化するリン酸カルシウム系化合物であり、特に非晶質のリン酸カルシウム系化合物である。
例えば、α型リン酸三カルシウム(α−Ca(PO),α−TCP)、リン酸四カルシウム(Ca(PO)O,TeCP)、β型リン酸三カルシウム(β−Ca(PO),β−TCP)、非晶質リン酸三カルシウム(Ca(PO),ATCP)であり、ATCPが特に好ましい。
【0010】
このATCPは、例えば、ACPを150℃〜800℃、好ましくは200℃〜700℃に加熱することにより得られる。
別の観点から言えば、本発明で使用され得る水和硬化性リン酸カルシウム系化合物には、ACPを150℃〜800℃、好ましくは200℃〜700℃に加熱することにより得られるリン酸カルシウム系化合物が含まれる。
【0011】
なお、ACPは、カルシウム塩溶液とリン酸溶液とを混合する方法、例えばCa(NO水溶液に(NHHPO水溶液を急速混合する急速混合法(梅垣高士,山下新一,金澤孝文,石膏と石灰,No.183,11(1983).)、急速沈殿法(E. Lerner, R. Azoury, S. Sarig, J. Cryst. Growth, 97,725(1989).)、ゾル・ゲル法(増田善男,松原一夫,作花済夫,セラミックス論文誌,98,1225(1990).)、ゲル育成法(V. L. Acevedo, J. M. G. Ruiz, Estudices geol.,38,227(1982).)、加水分解法(安江任,榊田順子,吉山明裕,荒井康夫,石膏と石灰,No.229,387(1990).)、(Y. Kojima,K. Sakama,T. Toyama,T. Yasue,Y. Arai,Phos. Res. Bull.,4,47(1994).)等により製造することができる。
【0012】
また、ACPは、予め加熱(例えば500℃以上)等の方法によりタンパク質を除去した牛骨等の骨を原料として、これにリン酸二水素アンモニウムを添加して1時間以上、好ましくは20時間以上混合粉砕することにより得ることもできる。
【0013】
上記本発明の組成物において、キトサンの含有量は、例えば0.1〜10重量%、好ましくは0.1〜4.0重量%、特に2.0〜4.0重量%である。
また、液体/固体重量比は、好ましくは1.0〜1.8、特に1.4〜1.5である。
【0014】
上記本発明の組成物において、有機酸は、例えば、カルボン酸、好ましくは、クエン酸であり得る。有機酸の濃度は、例えば0.1〜5.0mol/dm、好ましくは1.0〜2.0mol/dm、特に1.5〜2.0mol/dmである。
上記本発明の組成物において、HApを骨材として含む場合、HApは板状、柱状、繊維状(ホイスカー)、微粉状であり得る。HApホイスカーが特に好ましい。HApホイスカーの添加量は、特に限定されないが、例えばHAp/ATCP重量比として0.01〜5、好ましくは0.1〜1であり得る。
なお、上記本発明の組成物(1)〜(7)及び(11)〜(15)において、「少なくとも含有する生体材料用組成物」は、上記組成物が、列挙された各成分のみを含有する組成物のほか、列挙された成分に加えて用途に応じて慣用的に適宜選択される添加剤等の成分を含有する組成物をも含むものであることを意図する。
【0015】
本発明の多孔質硬化体は、上記組成物を混練し、一定時間養生することにより得られる。養生時間は、組成物の組成等により異なるが、例えば40〜120時間であり得る。
本発明の多孔質硬化体は、好ましくは平均孔径が50μm以上であり、好ましくは100μm以上である。また、本発明の多孔質硬化体の気孔率は、好ましくは30%以上、好ましくは50〜70%である。
また、本発明の多孔質硬化体においては、80μm以上、より好ましくは200μm以上、特に300μm以上の孔径を有する気孔が、硬化体の表面積に対して5%以上、より好ましくは10%以上、特に20%以上存在するのが好ましい。
また、本発明の多孔質硬化体において、気孔間径は10μm以上のものが全気孔間パスの10%以上存在するのが好ましい。ここで「気孔間径」とは、気孔間パス、即ち、気孔と気孔を繋ぐ通路の径を意味であり、骨芽細胞等が骨補修材等の内部まで侵入していくためには、骨補修材表面の気孔の径の大きいことだけでなく、気孔同士が連続しており、しかも、その通路が骨芽細胞等が侵入していくに足る広さを有している必要があるからである。
さらに、本発明の多孔質硬化体の圧縮強度は好ましくは5MPa以上、曲げ強度は好ましくは3MPa以上である。
そのような平均孔径、気孔率、大気孔の存在率、気孔間径及び強度を有する多孔質硬化体は、上記本発明の組成物の炭酸カルシウムの添加量等を本発明の範囲内で選択することにより得ることができる。
【0016】
本発明の多孔質硬化体は、人工骨、人工関節、骨補修剤等として、ヒト、またはヒト以外の動物の骨の修復に、また、人工歯根として、また歯の欠損の修復のため等、ヒトまたはヒト以外の動物の歯科治療の分野で使用することができる。
なお、本発明の上記(1)〜(7)及び(15)の組成物は、水及びそれ以外の成分が別々に包装され、使用時に混合して使用される形態で製剤化されていてもよい。また、本発明の組成物は、さらに保存時の硬化を妨げる当該分野で周知の化合物を含有していてもよく、その場合、例えばチューブ等の容器に保存された液状またはペースト状の上記組成物を使用時に適量取り出して使用することができる。
また、本発明の上記(11)〜(15)の組成物は、使用時に適量の水を添加して使用することができる。
【0017】
本発明の組成物は、硬化させて人工骨等として成形したものを、患部に埋め込むことにより使用し得る。
また、本発明の組成物は、骨折等の手術の際に、患部に塗布し、硬化させることにより使用し得る。
また、本発明の組成物は患部に直接注入する注射剤として製剤化されてもよい。この場合、注射剤は、上記本発明の組成物において、水が注射用滅菌水であるものを、用時調製して用い得るように製剤化したものであり得る。該注射剤の固形成分、即ち、水和硬化性リン酸カルシウム化合物、HAp等は、注射剤として適した粒径、例えば80〜200μmの粉末とする。該注射剤は、所望により、安定剤、溶解補助剤、等張化剤等の添加剤を適宜含有し得る。また、注射剤は、保存時の硬化を防ぐ化合物を含有させることにより使用時にそのまま使用できる形態で製剤化されてもよく、また、注射用滅菌水と他の成分が別々に注射剤用滅菌容器に保存され、注射時に滅菌状態を保ったまま混合され得る形態で製剤化されてもよい。
【0018】
【実施例】
以下、本発明を実施例により詳細に説明するが、これらは本発明を限定するものではない。
なお、下記の全ての試験例及び参考試験例において、多孔質硬化体の圧縮強度は圧縮強度試験機(CT−1000,丸菱科学機器(株)製)を用いて試験し、曲げ強度は曲げ強度試験機(PL−300,丸菱科学機器(株)製)を用いて試験した。
【0019】
また、下記の全ての実施例及び比較例において、ACP、HApホイスカー及びATCPは下記の方法により製造したものを用いた。
ACP(Ca/Pモル比1.50)を、0.17モル/dmの硝酸カルシウム(Ca(NO)溶液を0.10モル/dmリン酸水素二アンモニウム((NHHPO)溶液と混合することにより合成した。
HApホイスカーの凝集物(平均長さ50μm、平均幅2μm、アスペクト比25)を、上記ACPの水熱合成により製造した。
上記ACPを500℃で60分間熱処理することによりATCPを得た。
【0020】
実施例1:
上記の方法で合成したATCP及びHApホイスカー、炭酸カルシウム、クエン酸(2.0モル/dm)、キトサン(4.0重量%)を、HAp/ATCP重量比が0.4、炭酸カルシウム/ATCPモル比が各々0.03、0.06、0.09、0.11、0.13、0.22、0.25、0.27、0.28、0.34、水/固体重量比が1.5となるように水に添加し、混練した。
これらを25℃で3日間養生することにより、硬化させ、10×10×20mmの多孔質硬化体を得た。
【0021】
比較例1:
炭酸カルシウムを添加しないこと以外は実施例1と同じ方法により多孔質硬化体を製造した。
【0022】
試験例1
実施例1及び比較例1で製造された多孔質硬化体の圧縮強度、曲げ強度及び平均気孔径を測定した。結果を図1に示す。
圧縮強度は、炭酸カルシウム/ATCPモル比を0.09とした時に最大(13MPa)となり、その後、低下して、7MPaで一定となった。曲げ強さは約5MPaでほぼ一定であった。
得られた多孔質硬化体の表面の電子顕微鏡写真を図2〜5に示す。
図2は比較例1の多孔質硬化体の表面、図3は実施例1の多孔質硬化体のうち、炭酸カルシウム/ATCPモル比0.09で製造した多孔質硬化体の表面、図4は実施例1の多孔質硬化体のうち炭酸カルシウム/ATCPモル比0.34で製造した多孔質硬化体の表面を示す電子顕微鏡写真であり、図5は図3と同じ多孔質硬化体をさらに拡大した電子顕微鏡写真である。これらの写真から、炭酸カルシウムを添加せずに製造した多孔質硬化体には骨芽細胞が侵入し得るような大きな孔径を有する気孔は認められず、炭酸カルシウムを添加して製造した多孔質硬化体には孔径300μm以上の大きな気孔が見られた。また、炭酸カルシウムの添加量が多い方が大きな気孔が形成されることがわかる。図3の多孔質硬化体の表面をさらに拡大した電子顕微鏡写真(図5)を見ると、長さ約2〜3μmのテープ状の結晶が硬化体表面で絡み合っているのがわかる。X線回析により、これらのテープ状の結晶がリン酸八カルシウム(Ca(PO・5HO,OCP)及びリン酸一水素カルシウム二水和物(CaHPO・2HO,DCPD)であることがわかった。
また、図3及び図5の多孔質硬化体のX線回析の結果を図6に示す。
【0023】
試験例2
実施例1で炭酸カルシウム/ATCPモル比を0.09とした場合の多孔質硬化体及び比較例1の多孔質硬化体について、気孔間径を調べた。結果を図7のグラフに示す。このグラフに示されるように、炭酸カルシウムを添加しない場合は、気孔は水分子の脱水及び消失によるものであり、気孔間径は約0.5〜1.0μmの範囲であり小さい。炭酸カルシウムを添加した場合は、気孔間径は約20〜30μmとなる。
【0024】
試験例3
実施例1の多孔質硬化体のうち炭酸カルシウム/ATCPモル比0.09、0.22で製造した多孔質硬化体及び比較例1の多孔質硬化体について、硬化時間をJIS T 6604により測定した。結果を図8に示す。このグラフにより明らかなように、炭酸カルシウムの添加がない場合には始発が7分間、終結が27分間であったが、炭酸カルシウムを添加した場合には終結が18分間であった。
この結果より、実施例1の炭酸カルシウム/ATCP比が0.09及び0.22の多孔質硬化体の凝結時間は、比較例1の炭酸カルシウム/ATCP比が0の多孔質硬化体の凝結時間に比べて短いことが明らかである。
【0025】
実施例2:
上記の方法で合成したATCP、炭酸カルシウム、クエン酸(2.0モル/dm)を、炭酸カルシウム/ATCPモル比が0.09、水/固体重量比が3.0となるように水に添加し、混練した。
これを25℃で3日間養生することにより、硬化させ、10×10×20mmの多孔質硬化体を得た。
【0026】
比較例2:
炭酸カルシウムを添加しないこと以外は実施例2と同じ方法により多孔質硬化体を製造した。
【0027】
試験例4
実施例2及び比較例2の多孔質硬化体を硬化する際の、時間の経過によるpHの変化を調べ、図9のグラフに示した。
図9のグラフに示すように、添加直後は、実施例2及び比較例2の多孔質硬化体は共にpH3であったが、実施例2の多孔質硬化体については、60分後に急激に低下し始め、80分後には2.2となった。比較例2の多孔質硬化体については、pHの低下が遅く、最終pHは2.3であった。これは、炭酸カルシウムの添加により水和速度が促進されることを意味する。
【0028】
試験例5:
実施例2及び比較例2で得られた多孔質硬化体表面のX線回析パターンを図10に示す。これは、30分後(a)にはブロードであり、非晶質であるが、60分後(b)には2θ=4.8°でOCPのピークが現れた。さらに、75分後(c)の溶液のpHが急降下する時には、DCPDが生じる。そして、110分間後(d)には、無水リン酸二カルシウム(CaHPO,DCPA)が見出された。DCPD及びDCPAの結晶化が養生時間と共に増加することが明らかである。一方、比較例2で得られた多孔質硬化体表面のX線回析パターンを同図の(e)に示す。
上記(a)〜(d)における走査型電子顕微鏡写真を各々図11〜14に示す。この写真に示されるように、30分後(図11)の粒子は、形状が不定であり、互いに凝集している。これが、60分後(図12)には板状に変化し、大きさも約2μmとなる。粒子の形状はOCPの形成と共に変化したと思われる。その後、75分後の状態である図13に示すように、結晶は養生によりさらに成長し、最後、110分後(図14)には3〜5μmのテープ状及び板状の結晶となる。
【0029】
試験例6
炭酸カルシウム添加のDTA曲線に対する影響を図15に示した。これより明らかなように、ACP(a)は670℃に加熱するとβ−TCPに結晶化した。
炭酸カルシウムを添加せずにATCPを水和硬化してなる硬化体の場合(b)は、β−TCPへの結晶化(685℃)のため発熱反応を含み、これは、この硬化体に結晶化していない部分が含まれていることを意味する。しかしながら、0.05(c)、0.09(d)の炭酸カルシウム/ATCPモル比の炭酸カルシウムを添加してATCPを水和硬化してなる硬化体は、β−TCPには結晶化しないので発熱反応を含まなかった。なお、(c)(d)の硬化体の吸熱反応は炭酸イオン基の消失による。従って、炭酸カルシウムの添加が非晶質相からDCPD及びOCPへの結晶化を促進することがわかる。
【0030】
試験例7
硬化体の強度に及ぼす水/固体重量比の影響を調べるため、下記の試験を行った。
上記方法により製造されたATCP及びHApホイスカー、クエン酸(2.0モル/dm)、キトサン(4.0重量%)を、HAp/ATCP重量比が0.4、水/固体重量比が1.0〜1.6となるように水に添加し、混練した。
これを25℃で3日間養生することにより、硬化させ、10×10×20mmの硬化体を得た。この硬化体の圧縮強度及び曲げ強度、並びに気孔率を調べた。結果を図16に示す。
【0031】
試験例8
硬化体の強度に及ぼすキトサン含有量の影響を調べるため、下記の試験を行った。
上記方法により製造されたATCP及びHApホイスカー、クエン酸(2.0モル/dm)、キトサン(0〜4.0重量%)を、HAp/ATCP重量比が0.4、水/固体重量比が1.5となるように水に添加し、混練した。
これを25℃で3日間養生することにより、硬化させ、10×10×20mmの硬化体を得た。この硬化体の圧縮強度及び曲げ強度を調べた。結果を図17に示す。
【0032】
【発明の効果】
本発明の組成物により、孔径が大きく、しかも強度の高いリン酸カルシウム系多孔質硬化体が提供される。これは、人工骨や骨補修材のような生体材料として利用するのに適している。特に、これらの多孔質硬化体の平均孔径が100μm以上である場合は、骨芽細胞がこれらの材料の気孔に容易に侵入することができるため、生体置換性が高い。従って、本発明の組成物を骨折等の治療に用いた場合、完治するまで期間が非常に短くて済む。また、炭酸カルシウムの添加量を適宜選択することにより、人工骨、骨補修材を適用する部分に要求される強度及び生体置換性に応じて、最適な気孔の孔径及び強度を達成することが可能である。さらに、本発明の組成物は硬化時間が短いため、治療に要する時間が短くて済む。
また、リン酸カルシウム系化合物として、ATCPを利用した場合、ATCPの製造には他の水和硬化性リン酸カルシウム系化合物のような高温を必要としないため、製造に要するエネルギーを低減できる。また、リン酸カルシウム系化合物としてATCPのような非晶質リン酸カルシウムを使用した場合、生体親和性が極めて高い材料となる。
さらに、リン酸カルシウム系化合物として、牛骨等の廃棄骨からメカノケミカル法により製造したACPを加熱してなるATCPを使用した場合は、資源の有効活用を達成でき、製造コストを低減できる。
【0033】
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の一実施例及び比較例の多孔質硬化体の気孔径及び圧縮強度及び曲げ試験の結果を示すグラフである。
【図2】比較例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図3】本発明の一実施例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図4】本発明の一実施例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図5】本発明の一実施例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図6】本発明の一実施例の多孔質硬化体のX線回析パターンである。
【図7】本発明の一実施例及び比較例の多孔質硬化体の気孔間径分布を示すグラフである。
【図8】本発明の一実施例及び比較例の多孔質硬化体の凝結時間を示すグラフである。
【図9】本発明の一実施例及び比較例の多孔質硬化体の硬化時のpH変化を示すグラフである。
【図10】本発明の一実施例及び比較例の多孔質硬化体のX線回析パターンである。
【図11】本発明の一実施例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図12】本発明の一実施例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図13】本発明の一実施例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図14】本発明の一実施例の多孔質硬化体の電子顕微鏡写真である。
【図15】本発明の一実施例及び比較例の多孔質硬化体のDTA曲線である。
【図16】多孔質硬化体の圧縮強度及び曲げ強度に及ぼす水/固体重量比の影響を示すグラフである。
【図17】多孔質硬化体の圧縮強度及び曲げ強度に及ぼすキトサン添加量の影響を示すグラフである。
[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a composition for biomaterials, particularly a composition for artificial bones, artificial joints, artificial tooth roots, bone repair materials, and a porous cured body obtained by curing the composition.
[0002]
[Prior art]
Calcium phosphate is an inorganic main component such as teeth and bones, and is excellent in biocompatibility and biocompatibility. Therefore, it is expected to be applied to biomaterials such as artificial bones and bone repair materials.
In particular, hydroxyapatite (Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 , HAp) is a main component of living bone, and research is being conducted as a living material such as artificial bone and bone repair material.
However, such a biomaterial has not only biocompatibility but also a property of binding to a living bone with the passage of time, and finally being taken into the living bone and completely replaced (hereinafter referred to as a bioreplaceability). It is clear that the embedded HAp is difficult to be absorbed by the living body.
On the other hand, calcium phosphate materials having hydration curability such as α-type tricalcium phosphate, tetracalcium phosphate, β-type tricalcium phosphate have been developed, and these are excellent in terms of workability.
[0003]
The inventor of the present invention also provides amorphous tricalcium phosphate (Ca), which is a biomaterial that is far superior to the above calcium phosphate compounds in terms of biocompatibility, biosubstitution, strength, processability, and the like. 3 (PO 4 ) 2 , ATCP). This has hydration sclerosis | hardenability, and also has high intensity | strength compared with said alpha-TCP, beta-TCP, etc.
Furthermore, ATCP is obtained by heating ACP to 200 to 700 ° C., and ACP can be synthesized by a mechanochemical method, so that the energy consumption for production as a whole is small. For example, as compared with materials such as α-TCP and β-TCP that require a high temperature of 1100 to 1450 ° C. for crystallization, it can be seen that significant energy saving can be achieved in production.
[0004]
By the way, in general, fibroblasts and osteoblasts are involved in the formation of vertebrate bones, and these cells take up calcium ions and phosphate ions and form new bones while being complexed with proteins. For this reason, in order to promote the replacement of the biomaterial with bone, it is desirable that the porous body has a large contact area with body fluids because these cells can easily enter.
Therefore, in order to obtain faster biosubstitution, it is necessary to form a calcium phosphate porous cured body having an average pore diameter of, for example, 20 μm or more, particularly 100 μm or more. On the other hand, biomaterials such as artificial bones and bone repair materials are required to have a certain strength in order to function in vivo. Therefore, in order to put the artificial bone and bone repair material made of the calcium phosphate material into practical use, it is necessary to develop a porous hardened body having a large pore diameter and high strength.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the calcium phosphate based porous cured body, a material having such a large pore diameter and high strength has not been obtained.
An object of the present invention is to obtain a porous calcium phosphate-based material having a large pore size and high strength, which has sufficient strength to be used as an artificial bone or a bone repair material and can be a biomaterial with high biosubstitution.
When such a calcium phosphate porous cured body is used as an artificial bone or bone repair material, it is expected that the strength will decrease if the pore size is increased. Therefore, the calcium phosphate porous cured body having a high strength and a large pore diameter is expected. It was considered difficult to obtain.
[0006]
When the present inventor added hydrated and cured hydrate-curable amorphous calcium phosphate compound by adding calcium carbonate, the average pore diameter increases with the increase of the addition amount, but the bending strength decreases. However, the compressive strength was rather high, and when the amount added was further increased, the compressive strength was somewhat lowered, but thereafter, the fact that the strength was not decreased even when the amount added was further increased was found. That is, when the present inventors add and harden calcium carbonate to an aqueous solution of a hydrated curable calcium phosphate compound, particularly an amorphous hydrated curable calcium phosphate compound, the pore size does not decrease significantly. It has been found that a cured product having a large size can be obtained. As a result of further research on a cured product obtained by adding calcium carbonate, the present inventor has found that the surface of the hydrated cured product obtained by adding calcium carbonate has a tape-like calcium phosphate compound. We found that the crystals were intertwined. Therefore, in the above material, the reason why the strength does not decrease even when the pore diameter is increased is presumed to be due to the entanglement of the tape-like crystals.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
Accordingly, the present invention relates to the following composition.
(1) A biomaterial composition containing at least a calcium phosphate compound having hydration curability, calcium carbonate, and water.
(2) A biomaterial composition containing at least a calcium phosphate compound having hydration curability, calcium carbonate, chitosan, an organic acid and water.
(3) The composition according to (1) or (2), wherein the calcium phosphate compound having hydration curability is amorphous tricalcium phosphate.
(4) The composition according to any one of (1) to (3), wherein the molar ratio of calcium carbonate to the calcium phosphate compound having hydration curability is 0.01 or more.
(5) The composition according to any one of (1) to (4), wherein the liquid / solid weight ratio is 1.0 to 3.0.
(6) The composition according to any one of (2) to (5), wherein the chitosan content is 0.1 to 4.0% by weight.
(7) The composition according to any one of (1) to (6), wherein the biomaterial is an artificial bone, an artificial joint, an artificial tooth root, or a bone repair material.
Moreover, this invention relates to the following porous hardening body, especially the porous hardening body for biomaterials.
(8) A porous cured body obtained by curing the composition according to any one of (1) to (6).
(9) The porous cured body according to (8), which is an artificial bone, an artificial joint, an artificial tooth root, or a bone repair material.
(10) The porous cured body according to (8) or (9), wherein the average pore diameter is 10 μm or more.
[0008]
Furthermore, this invention relates to the following composition.
(11) A biomaterial composition containing at least a calcium phosphate compound having hydration curability and calcium carbonate.
(12) A biomaterial composition containing at least a calcium phosphate compound having hydration curability, calcium carbonate, chitosan and an organic acid.
(13) The composition according to (11) or (12), wherein the calcium phosphate compound having hydration curability is amorphous tricalcium phosphate.
(14) The composition according to any one of (11) to (13), wherein a molar ratio of calcium carbonate to calcium phosphate compound having hydration curability (calcium carbonate / calcium phosphate compound) is 0.01 or more.
(15) The composition according to any one of (1) to (7) and (11) to (14), which further contains hydroxyapatite (HAp) as an aggregate.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
In each composition of the present invention, the molar ratio of calcium carbonate / calcium phosphate compound is preferably 0.05 to 0.50, particularly 0.09 to 0.11.
However, since the strength and pore diameter required for biomaterials such as artificial bones, artificial joints, artificial tooth roots, bone repair materials, etc. vary depending on the site, etc., the amount of calcium carbonate added is adjusted according to the application. Is preferred.
In the composition of the present invention, the hydrated and curable calcium phosphate compound is a calcium phosphate compound that is hardened by kneading with water and curing for a certain period of time, particularly an amorphous calcium phosphate compound.
For example, α-type tricalcium phosphate (α-Ca 3 (PO 4 ) 2 , α-TCP), tetracalcium phosphate (Ca 4 (PO 4 ) 2 O, TeCP), β-type tricalcium phosphate (β- Ca 3 (PO 4 ) 2 , β-TCP) and amorphous tricalcium phosphate (Ca 3 (PO 4 ) 2 , ATCP), and ATCP is particularly preferable.
[0010]
This ATCP is obtained, for example, by heating ACP to 150 ° C. to 800 ° C., preferably 200 ° C. to 700 ° C.
From another viewpoint, the hydrated curable calcium phosphate compound that can be used in the present invention includes a calcium phosphate compound obtained by heating ACP to 150 ° C. to 800 ° C., preferably 200 ° C. to 700 ° C. It is.
[0011]
In addition, ACP is a method of mixing a calcium salt solution and a phosphoric acid solution, for example, a rapid mixing method in which (NH 4 ) 2 HPO 4 aqueous solution is rapidly mixed into Ca (NO 3 ) 2 aqueous solution (Umegaki Takashi, Yamashita Shinichi, Takafumi Kanazawa, gypsum and lime, No. 183, 11 (1983)), rapid precipitation method (E. Lerner, R. Azoury, S. Sarig, J. Cryst. Growth, 97,725 (1989)), sol-gel Method (Yoshio Masuda, Kazuo Matsubara, Sakuo Sakuhana, Journal of Ceramics, 98,1225 (1990)), Gel breeding method (VL Acevedo, JMG Ruiz, Estudices geol., 38,227 (1982).), Hydrolysis method (Yasue, Junko Hamada, Akihiro Yoshiyama, Yasuo Arai, Gypsum and Lime, No.229,387 (1990))) (Y. Kojima, K. Sakama, T. Toyama, T. Yasue, Y. Arai, Phos. Res) Bull., 4, 47 (1994)).
[0012]
In addition, ACP is made from bone such as bovine bone from which protein has been removed in advance by a method such as heating (for example, 500 ° C. or higher), and ammonium dihydrogen phosphate is added thereto for 1 hour or longer, preferably 20 hours or longer. It can also be obtained by mixing and grinding.
[0013]
In the composition of the present invention, the content of chitosan is, for example, 0.1 to 10% by weight, preferably 0.1 to 4.0% by weight, and particularly 2.0 to 4.0% by weight.
The liquid / solid weight ratio is preferably 1.0 to 1.8, particularly 1.4 to 1.5.
[0014]
In the composition of the present invention, the organic acid may be, for example, a carboxylic acid, preferably citric acid. The concentration of the organic acid is, for example, 0.1 to 5.0 mol / dm 3 , preferably 1.0 to 2.0 mol / dm 3 , particularly 1.5 to 2.0 mol / dm 3 .
In the composition of the present invention, when HAp is included as an aggregate, the HAp may be in the form of a plate, a column, a fiber (whisker), or a fine powder. HAp whiskers are particularly preferred. Although the addition amount of a HAp whisker is not specifically limited, For example, HAp / ATCP weight ratio may be 0.01-5, Preferably it may be 0.1-1.
In the compositions (1) to (7) and (11) to (15) of the present invention, “at least the composition for biomaterial” contains only each of the listed components. In addition to the listed components, it is intended to include compositions containing components such as additives that are conventionally appropriately selected depending on the use in addition to the listed components.
[0015]
The porous cured body of the present invention can be obtained by kneading the above composition and curing for a certain time. The curing time varies depending on the composition of the composition, but can be, for example, 40 to 120 hours.
The porous cured body of the present invention preferably has an average pore diameter of 50 μm or more, preferably 100 μm or more. Further, the porosity of the porous cured body of the present invention is preferably 30% or more, and preferably 50 to 70%.
Further, in the porous cured body of the present invention, the pores having a pore diameter of 80 μm or more, more preferably 200 μm or more, particularly 300 μm or more, are 5% or more, more preferably 10% or more, particularly with respect to the surface area of the cured body. It is preferably present at 20% or more.
In the porous cured body of the present invention, it is preferable that the pore diameter is 10 μm or more and 10% or more of the total pore paths. Here, the “interstitial diameter” means the path between the pores, that is, the diameter of the passage connecting the pores, and in order for osteoblasts or the like to enter the inside of the bone repair material etc. Not only is the diameter of the pores on the surface of the repair material large, but the pores are continuous, and the passage must be wide enough for osteoblasts and the like to enter. is there.
Furthermore, the compressive strength of the porous cured body of the present invention is preferably 5 MPa or more, and the bending strength is preferably 3 MPa or more.
The porous cured body having such an average pore diameter, porosity, abundance of atmospheric pores, pore-to-pore diameter and strength is selected within the scope of the present invention such as the amount of calcium carbonate added to the composition of the present invention. Can be obtained.
[0016]
The porous cured body of the present invention is used as an artificial bone, artificial joint, bone repair agent, etc., for the repair of bones of humans or animals other than humans, as an artificial tooth root, for the repair of tooth defects, etc. It can be used in the field of dental treatment of humans or non-human animals.
The compositions of the above (1) to (7) and (15) of the present invention may be formulated in a form in which water and other components are separately packaged and mixed and used at the time of use. Good. In addition, the composition of the present invention may further contain a compound well known in the art that prevents curing during storage. In that case, for example, the liquid or paste-like composition stored in a container such as a tube An appropriate amount can be taken out and used at the time of use.
Moreover, the composition of said (11)-(15) of this invention can add and use a suitable quantity of water at the time of use.
[0017]
The composition of the present invention can be used by being hardened and molded as an artificial bone or the like by embedding it in the affected area.
Moreover, the composition of this invention can be used by apply | coating to an affected part and making it harden | cure at the time of surgery, such as a fracture.
The composition of the present invention may be formulated as an injection that is directly injected into the affected area. In this case, the injection may be formulated in such a manner that the water of the composition of the present invention, which is sterile water for injection, can be prepared and used at the time of use. The solid component of the injection, that is, the hydrated curable calcium phosphate compound, HAp, etc., is a powder having a particle size suitable for injection, for example, 80 to 200 μm. The injection may appropriately contain additives such as a stabilizer, a solubilizing agent, and an isotonic agent as required. In addition, the injection may be formulated in a form that can be used as it is at the time of use by containing a compound that prevents curing during storage, and sterile water for injection and other components are separately provided in a sterile container for injection. And may be formulated in a form that can be mixed while maintaining sterility at the time of injection.
[0018]
【Example】
EXAMPLES Hereinafter, although an Example demonstrates this invention in detail, these do not limit this invention.
In all the following test examples and reference test examples, the compressive strength of the porous cured body was tested using a compressive strength tester (CT-1000, manufactured by Maruhishi Scientific Instruments Co., Ltd.), and the bending strength was determined by bending. The strength tester (PL-300, manufactured by Maruhishi Scientific Instruments Co., Ltd.) was used for testing.
[0019]
In all the following Examples and Comparative Examples, ACP, HAp whisker and ATCP were manufactured by the following method.
ACP (Ca / P molar ratio 1.50), 0.17 mol / dm 3 calcium nitrate (Ca (NO 3 ) 2 ) solution was added to 0.10 mol / dm 3 diammonium hydrogen phosphate ((NH 4 ) It was synthesized by mixing with 2 HPO 4 ) solution.
Aggregates of HAp whiskers (average length 50 μm, average width 2 μm, aspect ratio 25) were produced by hydrothermal synthesis of the ACP.
The ACP was heat-treated at 500 ° C. for 60 minutes to obtain ATCP.
[0020]
Example 1:
ATCP and HAp whisker synthesized by the above method, calcium carbonate, citric acid (2.0 mol / dm 3 ), chitosan (4.0 wt%), HAp / ATCP weight ratio is 0.4, calcium carbonate / ATCP Molar ratios are 0.03, 0.06, 0.09, 0.11, 0.13, 0.22, 0.25, 0.27, 0.28, 0.34, respectively, and the water / solid weight ratio is The mixture was added to water so as to be 1.5 and kneaded.
These were cured by curing at 25 ° C. for 3 days to obtain a 10 × 10 × 20 mm porous cured body.
[0021]
Comparative Example 1:
A porous cured body was produced by the same method as in Example 1 except that calcium carbonate was not added.
[0022]
Test example 1
The compressive strength, bending strength, and average pore diameter of the porous cured bodies produced in Example 1 and Comparative Example 1 were measured. The results are shown in FIG.
The compressive strength reached its maximum (13 MPa) when the calcium carbonate / ATCP molar ratio was 0.09, then decreased and became constant at 7 MPa. The bending strength was approximately constant at about 5 MPa.
The electron micrograph of the surface of the obtained porous hardening body is shown to FIGS.
2 is the surface of the porous cured body of Comparative Example 1, FIG. 3 is the surface of the porous cured body manufactured at a calcium carbonate / ATCP molar ratio of 0.09, among the porous cured bodies of Example 1, FIG. It is an electron micrograph which shows the surface of the porous hardening body manufactured by calcium carbonate / ATCP molar ratio 0.34 among the porous hardening bodies of Example 1, FIG. 5 further expands the same porous hardening body as FIG. It is the electron micrograph which carried out. From these photographs, the porous hardened body produced without the addition of calcium carbonate does not have pores with large pore sizes that allow osteoblasts to enter, and the porous hardening produced by adding calcium carbonate. Large pores having a pore diameter of 300 μm or more were observed in the body. It can also be seen that larger pores are formed when the amount of calcium carbonate added is larger. When the electron micrograph (FIG. 5) which expanded the surface of the porous hardening body of FIG. 3 further is seen, it turns out that the tape-like crystal | crystallization of about 2-3 micrometers in length is entangled on the hardening body surface. The X-ray diffraction, these tape-shaped crystals octacalcium phosphate (Ca 8 H 2 (PO 4 ) 6 · 5H 2 O, OCP) and calcium hydrogen phosphate dihydrate (CaHPO 4 · 2H 2 O, DCPD).
Moreover, the result of the X-ray diffraction of the porous hardening body of FIG.3 and FIG.5 is shown in FIG.
[0023]
Test example 2
The pore diameters of the porous cured body and the porous cured body of Comparative Example 1 when the calcium carbonate / ATCP molar ratio was 0.09 in Example 1 were examined. The results are shown in the graph of FIG. As shown in this graph, when calcium carbonate is not added, the pores are caused by dehydration and disappearance of water molecules, and the pore size is in the range of about 0.5 to 1.0 μm and is small. When calcium carbonate is added, the pore size is about 20 to 30 μm.
[0024]
Test example 3
Of the porous cured body of Example 1, the curing time was measured according to JIS T 6604 for the porous cured body manufactured at a calcium carbonate / ATCP molar ratio of 0.09 and 0.22 and the porous cured body of Comparative Example 1. . The results are shown in FIG. As is apparent from this graph, the start time was 7 minutes and the end time was 27 minutes when no calcium carbonate was added, but the end time was 18 minutes when the calcium carbonate was added.
From this result, the setting time of the porous cured body of Example 1 with the calcium carbonate / ATCP ratio of 0.09 and 0.22 is the setting time of the porous cured body of Comparative Example 1 with the calcium carbonate / ATCP ratio of 0. It is clear that it is shorter than
[0025]
Example 2:
ATCP, calcium carbonate, and citric acid (2.0 mol / dm 3 ) synthesized by the above method were added to water so that the calcium carbonate / ATCP molar ratio was 0.09 and the water / solid weight ratio was 3.0. Added and kneaded.
This was cured by curing at 25 ° C. for 3 days to obtain a 10 × 10 × 20 mm porous cured body.
[0026]
Comparative Example 2:
A porous cured body was produced by the same method as in Example 2 except that calcium carbonate was not added.
[0027]
Test example 4
The changes in pH over time when the porous cured bodies of Example 2 and Comparative Example 2 were cured were examined and shown in the graph of FIG.
As shown in the graph of FIG. 9, immediately after the addition, both of the porous cured bodies of Example 2 and Comparative Example 2 were at pH 3, but the porous cured body of Example 2 rapidly decreased after 60 minutes. After 80 minutes, it became 2.2. The porous cured body of Comparative Example 2 had a slow pH drop and a final pH of 2.3. This means that the addition of calcium carbonate accelerates the hydration rate.
[0028]
Test Example 5:
The X-ray diffraction pattern on the surface of the porous cured body obtained in Example 2 and Comparative Example 2 is shown in FIG. This was broad and amorphous after 30 minutes (a), but after 60 minutes (b), an OCP peak appeared at 2θ = 4.8 °. Furthermore, DCPD occurs when the pH of the solution after 75 minutes (c) drops sharply. And 110 minutes later (d), anhydrous dicalcium phosphate (CaHPO 4 , DCPA) was found. It is clear that the crystallization of DCPD and DCPA increases with curing time. On the other hand, the X-ray diffraction pattern on the surface of the porous cured body obtained in Comparative Example 2 is shown in FIG.
Scanning electron micrographs in the above (a) to (d) are shown in FIGS. As shown in this photograph, the particles after 30 minutes (FIG. 11) have an indefinite shape and are agglomerated with each other. This changes to a plate shape after 60 minutes (FIG. 12), and the size is about 2 μm. The shape of the particles appears to have changed with the formation of OCP. Thereafter, as shown in FIG. 13 which is in a state after 75 minutes, the crystal is further grown by curing, and finally, after 110 minutes (FIG. 14), it becomes 3-5 μm tape-like and plate-like crystals.
[0029]
Test Example 6
The influence of calcium carbonate addition on the DTA curve is shown in FIG. As is clear from this, ACP (a) crystallized into β-TCP when heated to 670 ° C.
In the case of a cured product obtained by hydrating and curing ATCP without adding calcium carbonate, (b) includes an exothermic reaction due to crystallization into β-TCP (685 ° C.), It means that the part which is not converted is included. However, a cured product obtained by hydrating and hardening ATCP by adding calcium carbonate / ATCP molar ratio of 0.05 (c) and 0.09 (d) does not crystallize in β-TCP. Exothermic reaction was not included. The endothermic reaction of the cured bodies (c) and (d) is due to the disappearance of carbonate ion groups. Therefore, it can be seen that the addition of calcium carbonate promotes crystallization from the amorphous phase to DCPD and OCP.
[0030]
Test Example 7
In order to investigate the influence of the water / solid weight ratio on the strength of the cured product, the following test was conducted.
ATCP and HAp whisker, citric acid (2.0 mol / dm 3 ) and chitosan (4.0 wt%) produced by the above method have a HAp / ATCP weight ratio of 0.4 and a water / solid weight ratio of 1. It added to water so that it might become 0.0-1.6, and knead | mixed.
This was cured by curing at 25 ° C. for 3 days to obtain a cured product of 10 × 10 × 20 mm. The cured body was examined for compressive strength, bending strength, and porosity. The results are shown in FIG.
[0031]
Test Example 8
In order to investigate the influence of the chitosan content on the strength of the cured product, the following test was conducted.
ATCP and HAp whisker produced by the above method, citric acid (2.0 mol / dm 3 ), chitosan (0-4.0 wt%), HAp / ATCP weight ratio of 0.4, water / solid weight ratio Was added to water so as to be 1.5 and kneaded.
This was cured by curing at 25 ° C. for 3 days to obtain a cured product of 10 × 10 × 20 mm. The compression strength and bending strength of this cured product were examined. The results are shown in FIG.
[0032]
【The invention's effect】
The composition of the present invention provides a calcium phosphate based porous cured body having a large pore size and high strength. This is suitable for use as a biomaterial such as an artificial bone or a bone repair material. In particular, when the average pore diameter of these porous cured bodies is 100 μm or more, osteoblasts can easily enter the pores of these materials, so that the bioreplaceability is high. Therefore, when the composition of the present invention is used for the treatment of fractures and the like, the period of time is very short until it is completely cured. In addition, by appropriately selecting the amount of calcium carbonate added, it is possible to achieve the optimum pore diameter and strength according to the strength and biosubstitution required for the part to which the artificial bone and bone repair material are applied. It is. Furthermore, since the composition of the present invention has a short curing time, the time required for treatment is short.
Further, when ATCP is used as the calcium phosphate compound, the production of ATCP does not require a high temperature unlike other hydrated and curable calcium phosphate compounds, so that the energy required for the production can be reduced. Moreover, when amorphous calcium phosphate like ATCP is used as a calcium phosphate type compound, it becomes a material with extremely high biocompatibility.
Furthermore, when ATCP obtained by heating ACP produced by mechanochemical method from waste bone such as beef bone is used as the calcium phosphate compound, effective utilization of resources can be achieved and production cost can be reduced.
[0033]
[Brief description of the drawings]
BRIEF DESCRIPTION OF DRAWINGS FIG. 1 is a graph showing the pore diameter and compressive strength of a cured porous body according to an example of the present invention and a result of a bending test.
FIG. 2 is an electron micrograph of a porous cured body of a comparative example.
FIG. 3 is an electron micrograph of a porous cured body of one example of the present invention.
FIG. 4 is an electron micrograph of a porous cured body of one example of the present invention.
FIG. 5 is an electron micrograph of a porous cured body of one example of the present invention.
FIG. 6 is an X-ray diffraction pattern of a porous cured body according to an example of the present invention.
FIG. 7 is a graph showing a pore size distribution of porous cured bodies of one example and a comparative example of the present invention.
FIG. 8 is a graph showing the setting time of the porous cured bodies of one example and a comparative example of the present invention.
FIG. 9 is a graph showing changes in pH during curing of porous cured bodies of one example and a comparative example of the present invention.
FIG. 10 is an X-ray diffraction pattern of porous cured bodies of one example and a comparative example of the present invention.
FIG. 11 is an electron micrograph of a porous cured body of one example of the present invention.
FIG. 12 is an electron micrograph of a porous cured body of one example of the present invention.
FIG. 13 is an electron micrograph of a porous cured body of one example of the present invention.
FIG. 14 is an electron micrograph of a porous cured body of one example of the present invention.
FIG. 15 is a DTA curve of porous cured bodies of one example and a comparative example of the present invention.
FIG. 16 is a graph showing the influence of the water / solid weight ratio on the compressive strength and bending strength of a porous cured body.
FIG. 17 is a graph showing the influence of the amount of chitosan added on the compressive strength and bending strength of a porous cured body.

Claims (15)

非晶質リン酸三カルシウム、炭酸カルシウム及び水を少なくとも含有する生体材料用組成物。A biomaterial composition comprising at least amorphous tricalcium phosphate, calcium carbonate and water. 非晶質リン酸三カルシウム、炭酸カルシウム、キトサン、有機酸及び水を少なくとも含有する生体材料用組成物。A biomaterial composition containing at least amorphous tricalcium phosphate, calcium carbonate, chitosan, an organic acid and water. 非晶質リン酸三カルシウムに対する炭酸カルシウムのモル比が0.01以上である請求項1または2記載の組成物。The composition according to claim 1 or 2, wherein the molar ratio of calcium carbonate to amorphous tricalcium phosphate is 0.01 or more. 液体/固体重量比が1.0〜1.6である請求項1〜のいずれか1項に記載の組成物。A composition according to any one of claims 1 to third liquid / solid weight ratio is 1.0 and 1.6. キトサン含有量が0.1〜4.0重量%である請求項2〜のいずれか1項に記載の組成物。The composition according to any one of claims 2 to 4 , wherein the chitosan content is 0.1 to 4.0% by weight. 生体材料が平均気孔径10μm以上の多孔質硬化体である請求項1〜5のいずれか1項に記載の組成物。The composition according to any one of claims 1 to 5, wherein the biomaterial is a porous cured body having an average pore diameter of 10 µm or more. 生体材料が人工骨、人工関節、人工歯根または骨補修材である請求項1〜6のいずれか1項に記載の組成物。The composition according to any one of claims 1 to 6, wherein the biomaterial is an artificial bone, an artificial joint, an artificial tooth root, or a bone repair material. 請求項1〜のいずれか1項に記載の組成物を硬化してなる多孔質硬化体。The porous hardening body formed by hardening | curing the composition of any one of Claims 1-5 . 人工骨、人工関節、人工歯根または骨補修材である請求項8記載の多孔質硬化体。The porous hardened body according to claim 8, which is an artificial bone, an artificial joint, an artificial tooth root or a bone repair material. 平均気孔径が10μm以上である請求項8または9項に記載の多孔質硬化体。The porous cured body according to claim 8 or 9, wherein the average pore diameter is 10 µm or more. 非晶質リン酸三カルシウム及び炭酸カルシウムを少なくとも含有する生体材料用組成物。A biomaterial composition containing at least amorphous tricalcium phosphate and calcium carbonate. 非晶質リン酸三カルシウム、炭酸カルシウム、キトサン及び有機酸を少なくとも含有する生体材料用組成物。A biomaterial composition comprising at least amorphous tricalcium phosphate, calcium carbonate, chitosan and an organic acid. 非晶質リン酸三カルシウムに対する炭酸カルシウムのモル比が0.01以上である請求項11または12記載の組成物。The composition according to claim 11 or 12, wherein the molar ratio of calcium carbonate to amorphous tricalcium phosphate is 0.01 or more. 生体材料が平均気孔径10μm以上の多孔質硬化体である請求項11〜13のいずれか1項に記載の組成物。The composition according to any one of claims 11 to 13, wherein the biomaterial is a porous cured body having an average pore diameter of 10 µm or more. さらに、骨材として水酸アパタイトを含有する請求項1〜7及び11〜14のいずれか1項に記載の組成物。Furthermore, the composition of any one of Claims 1-7 and 11-14 containing a hydroxyapatite as an aggregate.
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