JP3820396B2

JP3820396B2 - Structure made of biocompatible material impregnated with fine bone powder and method for producing the same

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Publication number: JP3820396B2
Application number: JP2003052004A
Authority: JP
Inventors: 誠小木曽
Original assignee: 誠小木曽
Priority date: 2002-02-27
Filing date: 2003-02-27
Publication date: 2006-09-13
Anticipated expiration: 2023-02-27
Also published as: JP2003320014A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、人工骨および人工歯根用途に適する多孔質構造体または表面粗造構造体およびその製造方法に関する。さらに詳しくは、骨粉を含浸させた生体適合性材料からなる多孔質構造体または表面粗造構造体およびそれらの製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体における高度の外傷や骨腫瘍等による骨摘出に伴う広範囲の骨欠損部に対しては骨移植が行われており、骨を再生させるためには自家骨を用いるのが最も良いとされている。しかし、採骨量に限界があるばかりでなく、採骨部に対する侵襲はその量が多くなるほど大きくなる。
【０００３】
多量の採骨を伴う自家骨に代わるものとして、生体適合性材料からなる人工骨が適用されているが、この人工骨に骨誘導能はなくその適用には限界がある。また、歯が喪失した後の治療法の一つとして人工歯根の適用が行われているが、顎骨の吸収や萎縮が進行している場合には人工歯根の適用は不可能で従来の可撤性義歯を装用せざるを得ない状況である。
【０００４】
現在、骨誘導因子となりうる様々な細胞増殖因子の局所への適用、さらに骨髄の間葉系幹細胞を様々な因子を用い培養増殖して骨芽細胞に分化させた後、局所に移植する方法等が検討されている。
【０００５】
細胞増殖因子を局所へ適用する研究は、Ｕｒｉｓｔが１９６０年代に脱灰骨を筋肉内に移植し、骨形成が生ずることを認め、骨の基質内に異所性の新規骨誘導活性を示す蛋白質が含まれていることを見出したことに端を発する。以後、骨内に含まれる骨形成に関与する様々な増殖・分化因子の精製、部分アミノ酸配列の決定、そして遺伝子クローニング等へ発展してきた。特に骨形成に関与すると考えられる一群の増殖因子（ＢＭＰｓ）が明らかにされるとともに、代表的な組み換えＢＭＰ−２（ｒｈＢＭＰ−２）が製品化され入手出来るようになった。ラット筋肉内に５ｍｍ立法程度の骨を作るのには数十マイクログラムのｒｈＢＭＰ−２が必要とされるが、現時点では非常に高価である。また、マウスやラットでは良好な骨形成が異所性に得られるものの大型の動物、特に霊長類のサルでは、良好な結果が得られず、ヒトにおける効果も疑問視されている（例えば、非特許文献１参照。）。このため、ＢＭＰを含浸させた徐放性材料の開発（例えば、非特許文献２を参照。）や、ＢＭＰ以外の増殖因子の検討（例えば、非特許文献３および４を参照。）も行われているが、いずれも臨床的有効性は明らかにされていない。
【０００６】
骨芽細胞に分化させた後、局所に移植する方法とは、まず骨髄液を採取しその中の幹細胞を培養系で増殖させるとともに骨芽細胞に分化させ、その細胞を移植するか（例えば、非特許文献５参照。）、細胞を人工骨に含浸または混和し、生体の局所に移植しようとする組織工学的手法を用いるものである（例えば、非特許文献６参照。）。
【０００７】
しかしながら、幹細胞から骨芽細胞への増殖・分化には限界があり、骨髄液からいかに大量の幹細胞を確保するかがネックとなる。現段階では形成可能な骨の量が少なく、臨床応用は限定的な範囲でやっと始まった段階である。また、この方法では培養下の幹細胞に対し、各種の増殖因子やステロイドホルモンが加えられており、培養系で分化した骨芽細胞が生体内のものと同一なものか否かに疑問がある。最近では、成体幹細胞が既存の組織中の細胞と融合して遺伝的にごちゃ混ぜの細胞が出来るリスクのあることが報告され成体幹細胞の臨床応用に疑問が投じられた（例えば、非特許文献７、８参照。）。さらに培養液をして動物（ウシ）の血清が使われる場合には未知の感染の危険性がある。
【０００８】
また、骨内に埋入される人工骨頭などの人工骨や人工歯根では、それらが埋入後早期に周囲の骨と一体化して強固な植率の得られることが望まれる。人工骨や人工歯根の表面を粗造にしたり多孔性にする試みがなされている（例えば、非特許文献９、１０参照。）。この試みは人工骨や人工歯根埋入後におけるそれら周囲の骨形成活性が高い場合に有効である。しかし、周囲の骨の活性が低い場合にはこれらの方法もその効果に疑問がある（例えば、非特許文献１１参照。）。
【０００９】
【非特許文献１】
野田正樹、二藤彰、辻邦和、“骨の再生とBMP”、炎症・再生、21（4）：425,2001
【００１０】
【非特許文献２】
田畑泰彦、“細胞増殖因子による骨修復”、第23回日本バイオマテリアル学会予稿集、48, 2001
【００１１】
【非特許文献３】
田中浩、脇坂敦彦、溝上士、他、“bFGF ( basic fibroblast growth factor )による骨髄間質細胞の分化・増殖に対する効果”、日整会誌、72（8）：S1498、1998
【００１２】
【非特許文献４】
岡崎賢、神宮司誠也、占部憲、他、“実験的関節症での骨棘形成におけるInsulin-like Growth Factor 1の発現”、日整会誌、72（8）：S1484、1998
【００１３】
【非特許文献５】
梅澤明広、“骨髄間質細胞を用いた臓器再生と細胞移植”、炎症・再生、21（4）：437, 2001
【００１４】
【非特許文献６】
大串始、三宅淳、立石哲也“骨髄幹細胞を用いた骨再生”、炎症・再生、21（4）：434, 2001
【００１５】
【非特許文献７】
Terada, N., Hamazaki, T., Oka, M., Hoki, M., Mastalerz, D..M., Nakano, Y.,Meyer, E.M., Morel, L., Petersen, B.E. & Scott, E.W.“Bone marrow cells adopt phenotype of other cells by spontaneous cell fusion.” Nature 416, 542-545 (2002).
【００１６】
【非特許文献８】
Ying, Q-L., Nichols, J., Evans, E. & Smith, A. G. Changing potency by spontaneous fusion. Nature 416, 545-548 (2002).
【００１７】
【非特許文献９】
Hall, J. & Lausmaa, J. "Properties of a new porous oxide surface on titanium implants" Applied Osseointegration Research 1(1), 5-8 (2000)
【００１８】
【非特許文献１０】
Wieland, M., Textor, M., Spencer, N. D. & Brunette, D. M. "Wavelength-dependent roughness: a quantitative approach to characterizing the topography of rough titanium surfaces" Int J oral Maxillofac Implants 16(2), 163-181 (2001)
【００１９】
【非特許文献１１】
Ogiso, M., Yamashita, Y., Tabata,T., Lee, R. & Borgese, A. D. "The delay method: a new surgical technique for enhancing the bone-binding capability of HAP implants to bone surrounding implant cavity preparations" J Biomed Mater Res 18, 805-812 (1994)
【００２０】
【発明が解決しようとする課題】
上述のように、大きな骨欠損部に対する生体適合性材料からなる人工骨の適用には限界がある。また顎骨の吸収や萎縮が進行している症例に人工歯根を適用する場合にも多量の採骨を必要としない骨再生の技術が求められている。さらに骨内に埋入される人工骨頭などの人工骨や人工歯根の適用に際しては、埋入後速やかに周囲の骨と一体化し強固な植立が得られるための人工骨や人工歯根の確立が求められている。
【００２１】
従って、本発明では従来技術における上記のような種々の問題点を解決し、臨床応用可能な自発的骨形成を誘導する人工骨および人工歯根に適する生体適合性材料からなる多孔質構造体または表面粗造構造体、ならびにそれらの製造方法の提供を目的とするものである。
【００２２】
【課題を解決するための手段】
本発明は、以下に示す手段により上記課題を解決するものである。
【００２４】
本発明の第１の態様は、サブミクロンサイズを含む平均２０μｍ以下の微細骨粉を含浸させた生体適合性材料からなる多孔質構造体であって、平均孔径０．００５〜５０μｍの微細な連続気孔を構造体の全体にわたって有し、該微細な連続気孔は、構造体の外部表面の５０μｍ平方の範囲内に少なくとも１つ以上存在していることを特徴とする。
【００２５】
本発明の第２の態様は、サブミクロンサイズを含む平均２０μｍ以下の微細骨粉を含浸させた生体適合性材料からなる多孔質構造体であって、構造体の外部表面とつながる平均孔径１００〜１０００μｍのマクロな連続気孔を構造体の全体にわたって有するとともに、マクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の全体にマクロな気孔と連続する平均孔径０．００５〜５０μｍの微細な連続気孔を有し、該マクロな連続気孔は構造体の外部表面１０００μｍ平方の範囲内に少なくとも１つ以上存在し、かつ該微細な連続気孔はマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面５０μｍ平方の範囲内に少なくとも１つ以上存在していることを特徴とする。
【００２６】
本発明の第３の態様は、サブミクロンサイズを含む平均２０μｍ以下の微細骨粉を含浸させた生体適合性材料からなる多孔質構造体であって、構造体の外部表面とつながる平均孔径１００〜１０００μｍのマクロな連続気孔を構造体の全体にわたって有するとともに、マクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面に大きさおよび深さがそれぞれ平均０．００５〜５０μｍの微細な陥凹部を表面の５０μｍ平方の範囲内に少なくとも一つ以上有し、該マクロな連続気孔は多孔質構造体の外部表面１０００μｍ平方の範囲内に少なくとも１つ以上存在することを特徴とする。
【００２７】
本発明の第４の態様は、本発明の第１から第３の態様の多孔質構造体であって、前記生体適合性材料は、セラミックス、金属、および高分子材料からなる群の少なくとも１つから選ばれることを特徴とする。
【００２８】
本発明の第５の態様は、本発明の第４の態様の多孔質構造体であって、前記セラミックスは、リン酸カルシウム系セラミックスであることを特徴とする。
【００２９】
本発明の第６の態様は、本発明の第１から第５の態様の多孔質構造体であって、前記骨粉が脱灰処理を施していない生の骨を粉砕して得た骨粉であることを特徴とする。
【００３０】
本発明の第７の態様は、本発明の第１から第５の態様の多孔質構造体であって、前記骨粉が脱灰骨粉であることを特徴とする。
【００３２】
本発明の第８の態様は、本発明の第１から第７の態様における多孔質構造体の製造方法であって、骨粉を作製する工程と、多孔質構造体に骨粉を含浸させる工程を含むことを特徴とする。
【００３３】
本発明の第９の態様は、人工骨であって、本発明の第１から第７の態様の多孔質構造体であることを特徴とする。
【００３４】
本発明の第１０の態様は、人工骨または人工歯根であって、本発明の１、４、５、６または７の態様の多孔質構造体を人工骨または人工歯根の外表面部に平均１００μｍ未満の厚さで用いることを特徴とする。
【００３５】
本発明の第１１の態様は、人工骨または人工歯根であって、本発明の１、２、３、４、５、６または７の態様の多孔質構造体を人工骨または人工歯根の外表面部に平均１００μｍ以上の厚さで用いることを特徴とする。
【００３７】
本発明の第１２の態様は、サブミクロンサイズを含む平均２０μｍ以下の骨粉を含浸させた生体適合性材料からなる表面粗造構造体であって、構造体の外部表面の５０μｍ平方の範囲内に大きさおよび深さがそれぞれ平均０．００５〜５０μｍの微細な陥凹部を少なくとも一つ以上有することを特徴とする。
【００３８】
本発明の第１３の態様は、本発明の第１２の態様の表面粗造構造体であって、前記生体適合性材料は、セラミックス、金属、および高分子材料からなる群の少なくとも１つから選ばれることを特徴とする。
【００３９】
本発明の第１４の態様は、本発明の第１３の態様の表面粗造構造体であって、前記セラミックスは、リン酸カルシウム系セラミックスであることを特徴とする。
【００４０】
本発明の第１５の態様は、本発明の第１２から第１４の態様の表面粗造構造体であって、前記骨粉が脱灰処理を施していない生の骨を粉砕して得た骨粉であることを特徴とする。
【００４１】
本発明の第１６の態様は、本発明の第１２から第１４の態様の表面粗造構造体であって、前記骨粉は脱灰骨粉であることを特徴とする。
【００４３】
本発明の第１７の態様は、本発明の第１２から第１６の態様の表面粗造構造体の製造方法であって、骨粉を作製する工程と、構造体に骨粉を含浸させる工程を含むことを特徴とする。
【００４４】
本発明の第１８の態様は、人工骨または人工歯根であって、本発明の第１２から第１６の態様の表面粗造構造体を人工骨または人工歯根の外表面部に用いることを特徴とする。
【００４５】
【発明の実施の形態】
次に、本発明についてさらに詳細に説明する。
【００４６】
健常な動物の骨ではリモデリングが繰り返されており、通常、骨吸収と骨再生のカップリングが成立している。しかし、吸収と再生は常にバランスが取れているわけではない。
【００４７】
骨折に際して外傷部での骨吸収はわずかであるのに対し、形成される骨の量は多い。骨に穴を開けると骨切削面での骨吸収はわずかであるのに骨形成は穴を満たす程に生ずる。また、海綿骨域の黄色骨髄を洗浄除去するとその骨髄域に大量の骨が形成されるのに対し骨形成中心となる元来の骨表面での骨吸収は少ない。これらのことは、吸収を受けた量以上の骨を再生させる能力、つまり過剰な自己再生能力を骨自身が本来的に有していることを示している。
【００４８】
骨基質内には骨形成に関係する様々な増殖因子が含まれている。ＢＭＰは骨形成プロセスの上流にあると考えられている増殖因子であるが、ＢＭＰ単独の投与により骨形成を生じさせることは上述のようにヒトでは困難である。前述のような吸収以上の骨再生は、骨吸収に伴ってＢＭＰを含む様々な骨増殖因子が骨から遊離・活性化され、それらが外傷部で増殖した間葉系幹細胞に複合的にかつ効率良く作用し、骨再生が可能な環境を骨吸収部の周囲に作り出すことに始まると考えられる。またこのような環境域での骨形成の直接的な開始は、骨面もしくは骨吸収を受けた骨面に沿って骨芽細胞が分化・出現することで始まり、骨から離れた部位で骨芽細胞がいきなり出現することは通常ない。
【００４９】
また、骨芽細胞に分化し得る間葉系幹細胞は骨組織内にのみ存在するわけではない。骨の発生学的起源である間葉組織に由来する脂肪組織を含む結合組織また筋肉などの軟組織にも、骨芽細胞を含むさまざまな細胞に分化し得る未分化間葉細胞または間葉系幹細胞が残っていると考えられている。
【００５０】
一方、健常な骨のリモデリングに際して吸収と再生はバランスが取れており、必要以上の骨が再生されない、また脂肪組織や筋肉内で通常骨が形成されないのは、骨形成に対する因子の欠如また阻止因子の作用によると考えられる。
【００５１】
以上のことは、骨組織内のみならず脂肪組織、線維性結合組織また筋肉組織内においても、骨形成阻止因子を排除できる人為的なスペースを確保しそのスペースで骨をうまく使えば、大量の骨形成が可能になることを示唆している。その際、スペース内で骨から遊離する一連の骨増殖因子が豊富になりしかも骨の一部が残在する条件が満たされなければならない。
【００５２】
よって、本発明は、骨の再生能力を最大限発揮させ得るような特殊な環境を設定することにより、わずかな骨から大量の骨を再生させることの可能な生体適合性材料からなる構造体を提供するものである。
【００５３】
より具体的には、骨を増殖させるための上記構造体は、多孔質構造体のマクロな気孔内、およびマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の全体もしくは表面に分布する微細な気孔内または表面の微細な陥凹部に、少量の骨から調整された微細な骨粉を分散し含浸させた生体適合性材料からなる構造体である。該構造体は、軟組織内、骨内、または骨に接触させて移植することにより用いる。
【００５４】
移植後早期に、マクロな気孔内で破骨細胞やマクロファージによって骨粉を効率良く吸収させ、骨形成に必須である骨増殖因子が豊富な環境を多孔質構造体内に作り出させるとともに、微細な気孔内もしくは陥凹部に含浸させた骨粉については破骨細胞やマクロファージの攻撃から身をかわさせ、マクロな気孔内で増殖した間葉系幹細胞に対して骨芽細胞への分化を誘導させようとするものである。つまり微細な気孔もしくは表面に微細な陥凹部を持つ生体適合性材料とそれらの気孔もしくは陥凹部に入り込んだ微細な骨粉の複合体を骨芽細胞分化のための足場（スカッフォールド）とする。またこれらの現象を多孔質構造体内で生じさせることで、多孔質構造体の外部組織にいると考えられる骨形成阻止因子の影響を排除し、多孔質構造体内での多量の骨形成を可能にする。
【００５５】
また骨内に埋入される人工骨頭などの人工骨や人工歯根ではそれらが埋入後早期に周囲の骨と癒合することが望まれる。最も有効な手段は、人工骨や人工歯根に自発的な骨形成能を持たせておくことであり、周囲の骨組織や骨切削面から始まる骨形成が人工骨や人工歯根に達し両者が結合するのを待つことではない。自発的な骨形成能を持たない人工骨や人工歯根が骨形活性が低い骨に埋入された場合、埋入後に元来の骨からの骨形成が人工骨や人工歯根に達する前に人工骨や人工歯根の周囲に繊維性結合組織が形成されてしまい、その後の骨結合は困難になる（非特許文献１１参照。）。しかし、人工骨や人工歯根の表面を多孔性や粗造にし、その微細な気孔内や陥凹部に骨粉を含浸させ、骨芽細胞が分化・出現する足場をあらかじめ設定しておくことで人工骨や人工歯根に自発的骨形成能を持たせることが出来、その結果繊維性結合組織による被包化を防ぐことが出来る。人工骨や人工歯根の内部にも太い骨の形成を図る場合には、それらの表面部に、マクロな気孔およびマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面に微細な気孔もしくは微細な陥凹のある多孔質構造の厚い層を設け、その多孔質構造内に骨粉を含浸させる。
【００５６】
また、骨形成を誘導するものは骨だけではない。骨と発生学的に近いとともに、組織構造的にも類似した歯の大部分を占める象牙質やセメント質も有効である。実際、脱灰歯根が骨誘導能を有することがすでに報告されている（Monica, F. G., Mario, S. A. & Terezinha O N,“Histologic evaluation of the osteoinductive property of autogeneous demineralized dentin matrix on surgical bone defects in rabbit skulls using human amniotic membrane for guided bone regeneration”, Int J Maxillofac Implants, 16:563-571、2001）。したがって、本発明において歯の粉砕体を人工骨および人工歯根用生体材料に含浸させてもよい。
【００５７】
Ａ．粉砕体用の生体由来の硬組織
本発明の粉砕体用の生体由来の硬組織には、骨または歯を用いることができる。
【００５８】
１）粉砕体用の骨：
骨はヒトの骨以外にも、ウシなどの哺乳類はもとより魚なども含め脊椎動物全般の広範囲な動物の骨も抗原性の減弱化処理により利用することが出来る。好ましくは、ヒトの骨を用いる。ヒトの骨は、米国等より商業的に入手することもできるが、自己由来の骨が最も好ましい。
【００５９】
また、骨の採取部位としては、腸骨、顎骨、脛骨、大腿骨が含まれるが、特にこれらの部位に限定されない。
【００６０】
一般に、自家骨の移植には、活性の高い骨髄を含む海綿骨もしくは海綿骨を含む骨が好まれ、皮質骨は細胞成分が少ないため移植に適さない。しかしながら、本発明に用いる骨は、海綿骨に限られず、皮質骨を用いることもできる。
【００６１】
本発明において粉砕体用の骨には、生の状態に限られず、それを化学処理したもの、例えば脱灰骨等をも含むことを意図する。
【００６２】
脱灰骨とは、酸処理した骨をいう。脱灰処理をすると、抗原性が減弱化すること、骨基質中の分化増殖因子が活性化すること等の理由から移植したときに良い結果を生むと考えられている。具体的には、０．５〜０．６モル程度の濃度の塩酸を用い温度４℃の条件で脱灰する。脱灰時間は骨片の大きさ、量により異なるが、直径０．５ｍｍの骨粉１キログラムを完全に脱灰するには、攪拌機でよく攪拌しながら１０リットルの塩酸を１度交換し合計２０リットル用いた場合に２日位である。脱灰後、大量の生理的食塩水で洗浄、もしくは大量の水道水でｐＨが中性になるまで洗浄し最後に蒸留水で洗浄することにより中和する。さらに、アセトンで水を置換すると同時に脱脂し乾燥させる。アセトンの脱脂処理は行ったほうが好ましい。その後の保管はフリーザーを用いる。滅菌処理としてエチレンオキサイドガスを用いることも可能である。
【００６３】
２）粉砕体用の歯：
歯の場合には、象牙質を有する動物のものならばいずれの動物の歯も利用できる。
【００６４】
Ｂ．骨粉の作製
本明細書においては、骨粉という場合には、骨の粉砕体に限られず、歯の粉砕体をも含むことを意味する。
【００６５】
メス、トレパンバー等を用いて生体の骨から骨片を摘出する。歯は顎からヘーベル、鉗子等で抜歯する。粉砕には乳鉢もしくは粉砕機等を用いる。乳鉢・粉砕機の容器はいずれも、骨や歯の無機質成分であるアパタイトより硬い材質のものが好ましい。また粉砕に先立ちペンチ等で細片化しておき、粉砕機を用いる場合には容器を低温にするとともに骨や歯の細片を凍結させた後に行うと効率が良い。骨粉のサイズはそれが大きいことによるメリットは特にない。少量の骨からの骨粉を広範囲にかつ分布密度が高い状態で分散させられ、しかも多孔質構造体の内部にまで容易に含浸させられるサイズでなければならない。また、多孔質構造体のマクロな気孔内に含浸された骨粉が破骨細胞やマクロファージによって速やかに吸収されるサイズであり、かつ骨粉の一部はマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の全体もしくは表面に分布する微細な気孔あるいは陥凹部に入り込み細胞攻撃から身をかわすことの出来るようなサイズでなければならない。したがって、粉砕は粉体のサイズが平均５０μｍ以下、好ましくはサブミクロンサイズを含む２０μｍ以下になるまで行う。化学処理した脱灰骨の粉砕体を使用する場合は、大き目のサイズの骨を脱灰した後に微粉化させるのが微粉の採取の観点から好ましい。
【００６６】
本明細書においては、骨の粉砕体という場合には、生の状態の粉体に限られず、それを化学処理して抽出されたもの、例えば脱灰骨粉等をも含むことを意味する。
【００６７】
Ｃ．多孔質構造体および表面粗造構造体
１）人工骨の全体が多孔性をなす多孔質構造体：
骨再生を目的としたもので、多孔質構造体の内部の全体に骨形成を促すことを目的とした比較的大きなブロック状のものと、骨欠損部や骨陥凹部に比較的小さな顆粒状の多孔質構造体を補填して補填域全体に骨形成を促そうとする顆粒状多孔質骨補填材の双方を含むことを意図する。本発明の多孔質構造体は、生体適合性材料からなる。
【００６８】
生体適合性材料は、セラミックス、高分子材料、および金属からなる群の少なくとも一つから選ばれる。
【００６９】
セラミックスは、ヒドロキシアパタイトおよび三リン酸カルシウムなどリン酸カルシウム系セラミックスや動物の焼成骨を用いることができるが、これに限定されない。
【００７０】
高分子材料は、キチンやキトサン、コラーゲンやゼラチン、ポリ乳酸、ポリグリコール酸等を主成分とする生分解性高分子材料が好ましいが、メチルメタクリレート、２−ヒドロキシエチルメタクリレートを主成分とする重合体等これに限定されない。
【００７１】
金属は、チタン、チタン合金等を用いることができるが、これらに限定されない。
【００７２】
ブロック状の多孔質構造体は、構造体の外部表面とつながる平均孔径１００〜１０００μｍ、好ましくは１００〜５００μｍのマクロな連続気孔を構造体の全体にわたって有するとともに、かつマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の全体にマクロな気孔と連続する平均孔径０．００５〜５０μｍの微細な連続気孔を有し、そのマクロな連続気孔は構造体の外部表面１０００μｍ平方の範囲内に少なくとも１つ以上存在し、かつその微細な連続気孔は該生体適合性材料の表面の５０μｍ平方に少なくとも１個以上存在していることが好ましい。またはマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面に大きさおよび深さがそれぞれ平均０．００５〜５０μｍの微細な陥凹部を表面の５０μｍ平方の範囲内に少なくとも一つ以上有するものであっても良い。
【００７３】
マクロな気孔の孔径が１００μｍ以下では多孔質構造体深部への栄養血管の侵入形成が遅れ、骨粉を含浸させても多孔質構造体内での良好な骨形成が得られない。多孔質構造体の肉厚が５ｍｍ以上の場合には、マクロな気孔の孔径は１００μｍより大きい方が好ましい。一方、このような構造の多孔質構造体内での骨形成は主としてマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面に沿って形成され、マクロな気孔の中央部分では骨髄が形成される。従って、マクロな気孔の孔径が１０００μｍ以上の場合、多孔質構造体内での実質的な骨の形成量が少なくなり、また１０００μｍ以上では周囲軟組織の骨形成阻止因子の影響が多孔質構造体内に及ぶリスクがある。よって、多孔質構造体の肉厚が１０ｍｍ以下の場合には５００μｍを上限にすることが望ましい。またマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面の微細な気孔もしくは陥凹部では微細な骨粉が含浸するとともに、その骨粉が破骨細胞やマクロファージの攻撃にさらされてもそれらの攻撃が不十分で一部残ることが肝要であるため、気孔径もしくは陥凹部の大きさが５０μｍ以下であることが望ましい。気孔径もしくは陥凹部の大きさが０．００５μｍ以下では骨の最小の有形物である骨結晶の含浸が不可能であるばかりか、そのような気孔もしくは陥凹部には細胞突起も入れず、骨芽細胞の分化が不可能となる。
【００７４】
リン酸カルシウム系セラミックスによる多孔質構造体の場合、多孔質構造体内での骨形成量を多くすることに重点を置き、多孔質構造体そのものの強度をそれほど必要としない用い方の場合には高気孔率のものが良く、気孔率が６０〜９５パーセントが好ましい。また多孔質構造体の強度が必要な場合には気孔率が４０〜６０パーセントが好ましい。
【００７５】
顆粒状多孔質骨補填材では補填域において、顆粒内や顆粒相互間の間隙で良好な骨形成が生ずることが望まれる。顆粒状多孔質骨補填材の構造は、平均孔径０．００５〜５０μｍの微細な連続気孔を構造体の全体にわたって有し、その微細な連続気孔を表面の５０μｍ平方に少なくとも１つ以上有しているもの、または前述のマクロな気孔を有する多孔質構造体を粉砕して得られたものいずれでも良い。
【００７６】
前者の構造の場合、顆粒のサイズは骨形成が主として顆粒の表面に形成され内部での骨形成がそれほど期待されないこと、また顆粒が補填された場合の顆粒相互間隙の広さおよび補填域全体における骨形成から考えて、１ｍｍ以上のものは間隙が広くなることで骨形成量が少なくなるとともに骨が形成されない顆粒部分が広くなり好ましくない。一方１００μｍ以下のものは間隙が狭くなり過ぎ栄養血管の侵入形成が遅れる危険性がある。両者の間のサイズが好ましい。しかし、顆粒がマクロな気孔を有する多孔質構造体を粉砕して得られたものの場合、１ｍｍ以上のものでも顆粒内で骨が形成されるため、１ｍｍ以上のものと１ｍｍ以下のものとを混在させて補填することで、補填域全体における良好な骨形成が得られる。したがって、１００μｍ以上、数ｍｍまでのサイズが可能である。
【００７７】
２）人工骨または人工歯根の表面部が多孔性の多孔質構造体：
これには多孔質部分の厚みが外部表面から平均１００μｍ未満のものと、平均１００μｍ以上のものがあり、いずれも骨内に埋入される人工骨頭などの人工骨や人工歯根として用いられる。本発明の多孔質構造体は金属、セラミックス、高分子材料、およびこれらの複合体から選ばれる。
【００７８】
セラミックスは、ヒドロキシアパタイトおよび三リン酸カルシウムなどリン酸カルシウム系セラミックス、アルミナ、ジルコニア等を用いることができるが、これらに限定されない。
【００７９】
金属は、チタン、チタン合金等を用いることができるが、多孔質層を形成できる生体適合性金属であれば、これらに限定されない。
【００８０】
高分子材料は、メチルメタクリレート、２−ヒドロキシエチルメタクリレートを主成分とする重合体が好ましいが、キチンやキトサン、コラーゲンやゼラチン、ポリ乳酸、ポリグリコール酸等を主成分とする生分解性高分子材料等これに限定されない。
【００８１】
▲１▼多孔質部分の厚みが外部表面から平均１００μｍ未満の人工歯根・人工骨：多孔質部分の厚みが外部表面から平均１００μｍ未満の多孔質構造体は平均孔径が０．００５〜５０μｍの微細な連続気孔を多孔質部分の全体にわたって有し、その微細な連続気孔が表面の５０μｍ平方に少なくとも１つ以上存在していることが好ましい。本発明の人工骨・人工歯根では表面に骨粉を含浸させることで、埋入後に人工歯根・人工骨の表面で骨芽細胞の分化・出現を自発的に生じさせ、周囲骨との結合をより早期にまた確実に得させようとするものである。
全体が多孔性である多孔質構造体での良好な骨形成のためには、前述の通り、マクロな気孔に含浸した骨粉を吸収させて多孔質体内に骨増殖因子の高濃度な環境を作り出すことが重要である。しかし、人工歯根・人工骨は骨内に埋入されるもので、それらの周囲は基本的に骨形成環境である。したがって、人工歯根・人工骨の周囲に骨増殖因子の高濃度な環境を人為的に作り出す必要は特にない。
【００８２】
▲２▼多孔質部分の厚みが外部表面から平均１００μｍ以上の人工歯根・人工骨：多孔質部分の厚みが外部表面から平均１００μｍ以上の多孔質構造体は、構造体の外部表面とつながる平均孔径１００〜１０００μｍ、好ましくは１００〜５００μｍのマクロな連続気孔を多孔質部分の全体にわたって有するとともに、マクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の全体にマクロな気孔と連続する平均孔径０．００５〜５０μｍの微細な連続気孔を有し、そのマクロな連続気孔は構造体の外部表面１０００μｍ平方の範囲内に少なくとも１つ以上存在し、かつその微細な連続気孔はマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面５０μｍ平方の範囲内に少なくとも１個以上存在していることが好ましい。またはマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面に大きさおよび深さがそれぞれ平均０．００５〜５０μｍの微細な陥凹部を表面の５０μｍ平方の範囲内に少なくとも一つ以上有するものであっても良い。本発明の人工骨・人工歯根では、表面の厚い多孔質部分に骨粉を含浸させることで多孔質部分の内部及び表面に強い骨を自発的に形成させ、その骨と人工骨・人工歯根周囲の骨が結合することによって、骨内での強固な植立を得ようとするものである。
【００８３】
３）表面粗造構造体：
骨内に埋入される人工骨頭などの人工骨や人工歯根の外表面部に用いられる。本発明の表面粗造構造体は生体適合性材料からなる。
【００８４】
生体適合性材料は、金属、セラミックス、高分子材料、およびこれらの複合体から選ばれる。
【００８５】
セラミックスは、ヒドロキシアパタイトおよび三リン酸カルシウムなどリン酸カルシウム系セラミックス、アルミナ、ジルコニア等を用いることができるが、これらに限定されない。
【００８６】
金属は、チタン、チタン合金等を用いることができるが、これらに限定されない。
【００８７】
高分子材料は、メチルメタクリレート、２−ヒドロキシエチルメタクリレートを主成分とする重合体が好ましいが、キチンやキトサン、コラーゲンやゼラチン、ポリ乳酸、ポリグリコール酸等を主成分とする生分解性高分子材料等これに限定されない。
【００８８】
表面構造は表面に大きさおよび深さがそれぞれ平均０．００５〜５０μｍの微細な陥凹部を少なくとも表面の５０μｍ平方の範囲内に一つ以上有する粗造面であることが好ましい。これは表面の陥凹部に骨粉を含浸させることで、埋入後に人工歯根・人工骨の表面で自発的な骨芽細胞の分化・出現を生じさせるための足場を提供する。
【００８９】
金属の場合、具体的には、金属表面の王水処理や陽極酸化処理、またこれらとグリットブラスト処理の併用により、表面に平均０．００５〜５０μｍの大きさの微細な陥凹部を作成することができ、またリン酸カルシウム系セラミックスの場合グリットブラスト処理、酸処理及び両者の併用で作成できるが、これに限定されない。
【００９０】
Ｄ．多孔質構造体および表面粗造構造体への骨粉の含浸
多孔質構造体および表面粗造構造体への骨粉の含浸には、骨粉の浮遊液を含浸させることで行うのが適切で以下にその方法を説明する。
【００９１】
１）骨粉浮遊液の調整：粉砕機もしくは乳鉢で粉砕された骨粉または脱灰骨粉に生理食塩水もしくは移植対象者の血漿、血清を加えた後、撹拌機および超音波を用い骨粉を拡散させる。この際、骨形成に関わる特定の増殖・分化因子、抗ウィルス性薬剤、抗菌剤及び抗生物質、免疫抑制剤を添加することも出来る。
【００９２】
２）骨粉の含浸：骨粉の浮遊液を多孔質構造体および表面粗造構造体へ含浸させるためには、単なる浸漬のみならずバイブレーター、減圧装置、撹拌機及び超音波を用いる。まず多孔質構造体および表面粗造構造体の入った容器をバイブレーターにあてがい骨粉浮遊液を少しずつ滴下する。肉厚５ｍｍ以上の多孔質構造体の場合には多孔質構造体に貫通性の穴を設けるのが良い。また肉厚１０ｍｍ以上の場合には一端が閉鎖系の穴を開け穴の開放部に注射針もしくはチュウブを取り付けておき、滴下後注射筒などの減圧装置で骨粉浮遊液を多孔質構造体内に誘導することが好ましい。その後オイルレス真空ポンプ等の減圧機で構造体から残る気泡を脱泡し大気圧に戻すことで骨粉浮遊液の含浸を促進する。この際、撹拌機の併用は骨粉の凝集、沈殿を防ぐ。さらに容器を超音波槽に浸し多孔質構造体および表面粗造構造体に含浸した骨粉を分散させ、微細な骨粉が多孔質構造体および表面粗造構造体の微細な気孔内または陥凹部へ含浸するのを促進する。
【００９３】
３）骨粉含浸多孔質構造体および表面粗造構造体の保管：骨粉含浸多孔質構造体および表面粗造構造体は、原則として含浸後直ちに移植もしくは埋入するのが好ましいが、数日以内であれば通常の冷蔵庫で保管可能である。それ以上の期間の保管に際しては−８０℃以下のフリーザーで保管するのが好ましく、この場合数ヶ月程度の保管が可能である。なお、骨粉浮遊液の調整に際し生理的食塩水で行った場合には使用時に生理的食塩水を移植対象者の全血、血漿もしくは血清と置換するのが好ましい。
【００９４】
また、骨粉浮遊液の調整に際し用いる液を生理的食塩水で行い、骨粉含浸後に凍結乾燥してフリーザーで保管し、使用時に対象者の全血、血漿や血清を気孔内や粗造面に浸透させる方法もある。この方法は、不特定多数の症例に対し前もって製造し保管するのに適している。
【００９５】
さらに本発明を具体的に説明するが、以下の実施例に限定されるものでない。
【００９６】
【実施例】
（実施例１）
成犬の脛骨から歯科用電気エンジンに取り付けたトレパンバーを用い骨片を摘出し、これを無菌的環境下、生理的食塩水中でアルミナ製乳鉢を用い粉砕した。生理的食塩水中で撹拌した骨粉入り生理的食塩水１４ｃｃを１５ｃｃコニカルチューブに入れ、これを遠心分離機で３０００回転（約１０００ｇ）に達するまで回転させた。３０００回転に達した時点でブレーキをかけ、生理的食塩水を除去した。この条件で沈殿した骨粉体積の１０〜３０倍（骨粉作製以前の緻密骨の体積に対し約８０倍〜２４０倍）になるまで血漿を加えて骨粉を拡散させ骨粉浮遊液を調整した。骨粉浮遊液を、マクロな気孔および微細な気孔を有するハイドロキシアパタイトを成分とする大きさ約６ｍｍ立法で気孔率約８５パーセントの多孔質構造体の入った容器にバイブレーター使用下で滴下し、その後１００Ｗ、２８ｋｈｚの超音波および撹拌機を併用し、１０℃以下の冷却下で１０分間の含浸操作を行った。多孔質構造体に貫通性の穴は設けなかった。骨粉の含浸後血漿１ｃｃあたりヒト由来のトロンビンを１単位加え、凝血させた。その後多孔質構造体のみを同一犬の背部皮下の脂肪組織内に移植した。移植後２週、４週、６週、８週で多孔質構造体を周囲脂肪組織とともに摘出して多孔質構造体内の組織形成の状態を観察した。
【００９７】
その結果、移植後２週では多孔質構造体内部の広範な領域に未だ血液成分が残存し周辺部においても骨形成は見られない。しかし、４週になると多孔質構造体内部の各所でマクロな気孔内に含浸した骨粉はすでにほとんどが吸収・消失し、マクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面を基盤として骨形成が見られるようになる（図１）。８週になると多孔質構造体内の全域で骨が形成されるとともに、マクロな気孔の中央部では洞様毛細血管、造血を伴う骨髄も形成され、多孔質構造体が正常な骨組織で満たされた状態となった。また、多孔質構造体の周囲には移植床である通常の脂肪組織が見られる（図２）。
【００９８】
（実施例２）
表面粗造構造体を外表面部に有する緻密質アパタイト人工歯根と、厚さ１００μｍ未満の多孔質構造体を外表面部に有するチタン人工歯根に、実施例１と同様な方法でそれらの粗造面または多孔質内へ骨粉の含浸を行った。前者アパタイト人工歯根はペンタックス社製人工歯根アパセラム（登録商標）の表面を５０μｍアルミナビーズを用い２気圧でブラスト処理を行い、さらに１００Ｗ、２８ｋｈｚの超音波下でｐＨ約２．５の塩酸テトラサイクリン水溶液中で５分間エッチング処理を行ったものである。ブラスト処理による大きさ約１０μm、深さ約５μｍの陥凹が全面に生じている（図３）とともにエッチング処理により焼結体を構成する約０．５μｍの一次粒子の相互間に陥凹が生じ（図４）、２相性の粗造面が形成されている。また後者チタン人工歯根はスウェーデン、ノーベルバイオケア−社製のチタン人工歯根タイユナイト（登録商標）で、表面部に陽極酸化方式によるＴｉＯ_２の多孔質層を有し、多孔質層の厚さは１０〜１μｍ、気孔のサイズは１０μｍ以下でピークが１〜２μｍ、表面粗さが平均１．２μｍのものである。２種人工歯根への骨粉含浸後、採骨した成犬の坐骨にそれらを埋入した。４週後人工歯根を含む坐骨を摘出し、人工歯根の表面周囲における骨形成状態を観察した。
【００９９】
その結果、表面粗造のアパタイト人工歯根ではそのほぼ全表面に骨が添加形成され（図５）、またその骨はアパタイトの粗造な面に直接結合している（図６）。また表面多孔質のチタン人工歯根においても、その広範な表面に骨が形成され（図７）、しかもその骨と粗造な表面を持つ酸化チタン層は直接接しており両者間に未石灰化層の存在は光学顕微鏡レベルでは認められない部分が多い（図８）。
【０１００】
上記アパタイト人工歯根の骨形成状態は無処理のものに比べ勝るとも劣らない所見で、またチタン人工歯根の骨形成状態も骨粉を含浸させていないものの骨接着率が５割程度とされているのに比べかなり優れている。
【０１０１】
【発明の効果】
本発明の骨粉含浸多孔質構造体によれば、わずかな骨を骨粉化し、その潜在的骨形成能を最大限有効に生かす環境を設定することにより、多量の骨再生が可能となる。付加的侵襲を伴う自家骨を用いたとしても、採取する骨の何十倍か以上の骨を形成させられることにより、画期的な骨再生法として利用できる。しかも骨再生のプロセスを生体内の骨内または骨面などの局所で進行させられるばかりでなく、皮下の脂肪組織などの異所性でも進行させられるため、方法的に安全であるとともに応用範囲が非常に広い。
【０１０２】
さらに、本発明の生体由来の骨粉を含浸させた多孔質構造体や表面粗造構造体は人工骨頭などの人工骨や人工歯根の外表面部として用いることが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】移植４週間後における多孔質構造体のマクロな気孔相互間に存在する生体適合性材料の表面に沿った骨形成を示す顕微鏡写真である（倍率：２００倍）。
【図２】移植８週間後における多孔質構造体の全域での骨形成を示す顕微鏡写真である（倍率：１６倍）。
【図３】表面粗造のアパタイト人工歯根の表面性状を示す弱拡大の電子顕微鏡写真である（倍率：３６０倍）。
【図４】表面粗造のアパタイト人工歯根の表面にアパタイトの一次粒子が浮き出ている状態を示す強拡大の電子顕微鏡写真である（倍率：５１７０倍）。
【図５】埋入４週後における表面粗造のアパタイト人工歯根の全表面に骨が添加形成されていることを示す顕微鏡写真である（倍率：４０倍）。
【図６】埋入４週後における表面粗造のアパタイト人工歯根の微細な凹凸に一致して骨が形成されていることを示す顕微鏡写真である（倍率：２００倍）。
【図７】埋入４週後における多孔質構造体を表面部に有するチタン人工歯根で、広範な表面に沿って骨が形成されていることを示す顕微鏡写真である（倍率：５３倍）。
【図８】埋入４週後における多孔質構造体を表面部に有するチタン人工歯根で、ＴｉＯ_２からなる多孔質構造体の表面の微細な凹凸に一致して骨が形成されていることを示す顕微鏡写真である（倍率：２００倍）。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a porous structure or a rough surface structure suitable for artificial bone and artificial tooth root use, and a method for producing the same. More specifically, the present invention relates to a porous structure or a rough surface structure made of a biocompatible material impregnated with bone powder and a method for producing them.
[0002]
[Prior art]
Bone transplantation has been performed for a wide range of bone defects associated with bone removal due to severe trauma or bone tumors in the living body, and autologous bone is best used to regenerate bone . However, not only is the amount of bone collection limited, but the invasion of the bone collection portion increases as the amount increases.
[0003]
An artificial bone made of a biocompatible material has been applied as an alternative to autologous bone with a large amount of bone collection, but this artificial bone has no ability to induce bone and its application is limited. In addition, artificial roots are applied as one of the treatment methods after tooth loss. However, artificial jaws cannot be applied if the jaw bone is being resorbed or atrophied. This is a situation where sexual dentures must be worn.
[0004]
Currently, various cell growth factors that can become osteoinductive factors are applied locally, and further, bone marrow mesenchymal stem cells are cultured and grown using various factors to differentiate into osteoblasts, and then transplanted locally. Is being considered.
[0005]
A study on the topical application of cell growth factors has shown that Urist transplanted demineralized bone into muscle in the 1960s and found that bone formation occurred, and showed ectopic novel osteoinductive activity within the bone matrix It originates in having found out that it is included. Since then, it has developed into purification of various growth / differentiation factors involved in bone formation contained in bone, determination of partial amino acid sequences, and gene cloning. In particular, a group of growth factors (BMPs) considered to be involved in bone formation have been clarified, and representative recombinant BMP-2 (rhBMP-2) has been commercialized and can be obtained. Several tens of micrograms of rhBMP-2 are required to make a bone of about 5 mm in the rat muscle, but at the present time it is very expensive. In mice and rats, good bone formation can be obtained ectopically, but in large animals, especially primate monkeys, good results have not been obtained, and human effects have been questioned (for example, (See Patent Document 1). For this reason, development of a sustained release material impregnated with BMP (for example, see Non-Patent Document 2) and examination of growth factors other than BMP (for example, see Non-Patent Documents 3 and 4) are also performed. However, neither clinical efficacy has been clarified.
[0006]
The method of transplanting locally after differentiation into osteoblasts is to collect bone marrow fluid and proliferate the stem cells in the culture system and differentiate into osteoblasts and transplant the cells (for example, Non-patent document 5), and a tissue engineering technique in which cells are impregnated or mixed into an artificial bone and transplanted locally in a living body is used (for example, refer to non-patent document 6).
[0007]
However, there is a limit to the proliferation and differentiation from stem cells to osteoblasts, and how to secure a large amount of stem cells from bone marrow fluid becomes a bottleneck. At this stage, the amount of bone that can be formed is small, and clinical application has finally started to a limited extent. In this method, various growth factors and steroid hormones are added to the stem cells in culture, and there is a question as to whether the osteoblasts differentiated in the culture system are the same as those in vivo. Recently, it has been reported that adult stem cells have a risk of fusing with cells in existing tissues to form genetically mixed cells, and doubts have been placed on the clinical application of adult stem cells (eg, non-patent literature). 7 and 8). In addition, when animal (bovine) serum is used in culture, there is a risk of unknown infection.
[0008]
In addition, in an artificial bone and an artificial tooth root such as an artificial bone head embedded in a bone, it is desired that they are integrated with surrounding bones at an early stage after implantation to obtain a strong planting rate. Attempts have been made to roughen or make the surfaces of artificial bones and artificial tooth roots porous (for example, see Non-Patent Documents 9 and 10). This trial is effective when the bone formation activity around the artificial bone or the artificial tooth root is high. However, when the activity of the surrounding bone is low, these methods also have doubts about the effect (for example, refer nonpatent literature 11).
[0009]
[Non-Patent Document 1]
Masaki Noda, Akira Nito, Kunikazu Tsuji, “Bone Regeneration and BMP”, Inflammation / Regeneration, 21 (4): 425,2001
[0010]
[Non-Patent Document 2]
Yasuhiko Tabata, “Bone Repair by Cell Growth Factor”, Proceedings of the 23rd Annual Meeting of the Biomaterial Society of Japan, 48, 2001
[0011]
[Non-Patent Document 3]
Hiroshi Tanaka, Yasuhiko Wakisaka, Shigeru Mizokami, et al., “Effects of bFGF (basic fibroblast growth factor) on differentiation and proliferation of bone marrow stromal cells”, Nikkankai, 72 (8): S1498, 1998
[0012]
[Non-Patent Document 4]
Ken Okazaki, Seiya Jingu, Ken Ken Urabe, et al., “Expression of Insulin-like Growth Factor 1 in Osteophyte Formation in Experimental Arthropathy”, Nikkeikai, 72 (8): S1484, 1998
[0013]
[Non-Patent Document 5]
Amehiro Umezawa, “Organ regeneration and cell transplantation using bone marrow stromal cells”, Inflammation / Regeneration, 21 (4): 437, 2001
[0014]
[Non-Patent Document 6]
Hajime Ogushi, Satoshi Miyake, Tetsuya Tateishi “Bone regeneration using bone marrow stem cells”, inflammation and regeneration, 21 (4): 434, 2001
[0015]
[Non-Patent Document 7]
Terada, N., Hamazaki, T., Oka, M., Hoki, M., Mastalerz, D..M., Nakano, Y., Meyer, EM, Morel, L., Petersen, BE & Scott, EW “ Bone marrow cells adopt phenotype of other cells by spontaneous cell fusion. ”Nature 416, 542-545 (2002).
[0016]
[Non-Patent Document 8]
Ying, QL., Nichols, J., Evans, E. & Smith, AG Changing potency by spontaneous fusion.Nature 416, 545-548 (2002).
[0017]
[Non-patent document 9]
Hall, J. & Lausmaa, J. "Properties of a new porous oxide surface on titanium implants" Applied Osseointegration Research 1 (1), 5-8 (2000)
[0018]
[Non-Patent Document 10]
Wieland, M., Textor, M., Spencer, ND & Brunette, DM "Wavelength-dependent roughness: a quantitative approach to characterizing the topography of rough titanium surfaces" Int J oral Maxillofac Implants 16 (2), 163-181 (2001 )
[0019]
[Non-Patent Document 11]
Ogiso, M., Yamashita, Y., Tabata, T., Lee, R. & Borgese, AD "The delay method: a new surgical technique for enhancing the bone-binding capability of HAP implants to bone surrounding implant cavity preparations" J Biomed Mater Res 18, 805-812 (1994)
[0020]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, there is a limit to the application of an artificial bone made of a biocompatible material to a large bone defect. In addition, there is a need for a bone regeneration technique that does not require a large amount of bone even when an artificial tooth root is applied to a case where jaw bone resorption or atrophy has progressed. In addition, when applying artificial bones such as artificial bone heads and artificial dental roots that are embedded in bones, it is necessary to establish artificial bones and artificial dental roots so that they can be integrated with the surrounding bones immediately after implantation to obtain a strong planting. It has been demanded.
[0021]
Therefore, in the present invention, a porous structure or surface comprising a biocompatible material suitable for artificial bones and artificial tooth roots that solves the above-mentioned various problems in the prior art and induces spontaneous bone formation that can be applied clinically. An object of the present invention is to provide a crude structure and a method for producing the same.
[0022]
[Means for Solving the Problems]
The present invention solves the above problems by the following means.
[0024]
First of the present invention 1 The aspect of Made of biocompatible material impregnated with fine bone powder with submicron size and average 20μm or less The porous structure has fine continuous pores having an average pore diameter of 0.005 to 50 μm over the entire structure, and the fine continuous pores are at least 1 within a range of 50 μm square of the outer surface of the structure. It is characterized by the presence of two or more.
[0025]
First of the present invention 2 The aspect of Made of biocompatible material impregnated with fine bone powder with submicron size and average 20μm or less A porous structure having macroscopic continuous pores having an average pore diameter of 100 to 1000 μm connected to the outer surface of the structure throughout the structure, and macroscopically in the biocompatible material existing between the macropores. Fine pores having an average pore diameter of 0.005 to 50 μm and continuous with fine pores, and at least one macro continuous pore is present within the range of 1000 μm square of the outer surface of the structure, and the fine continuous pores At least one pore is present in the range of 50 μm square of the surface of the biocompatible material existing between the macropores.
[0026]
First of the present invention 3 The aspect of Made of biocompatible material impregnated with fine bone powder with submicron size and average 20μm or less The porous structure has macro continuous pores having an average pore diameter of 100 to 1000 μm connected to the outer surface of the structure throughout the structure, and is large on the surface of the biocompatible material existing between the macro pores. At least one fine recess having an average thickness and depth of 0.005 to 50 μm in the range of 50 μm 2 on the surface, and the macro continuous pores are in the range of 1000 μm 2 on the outer surface of the porous structure. It is characterized in that there are at least one or more inside.
[0027]
First of the present invention 4 The first to the second aspects of the present invention 3 The porous structure according to the aspect is characterized in that the biocompatible material is selected from at least one of the group consisting of ceramics, metals, and polymer materials.
[0028]
First of the present invention 5 The aspect of the present invention 4 The porous structure according to the above aspect is characterized in that the ceramic is a calcium phosphate ceramic.
[0029]
First of the present invention 6 The first to the second aspects of the present invention 5 The porous structure according to the above aspect is characterized in that the bone meal is a bone meal obtained by pulverizing raw bone that has not been decalcified.
[0030]
First of the present invention 7 The first to the second aspects of the present invention 5 The porous structure according to the above aspect is characterized in that the bone meal is demineralized bone meal.
[0032]
First of the present invention 8 The first to the second aspects of the present invention 7 The method for producing a porous structure according to the above aspect is characterized in that it includes a step of producing bone powder and a step of impregnating the porous structure with bone powder.
[0033]
First of the present invention 9 The aspect of the present invention is an artificial bone, which is the first to the first of the present invention. 7 It is the porous structure of the aspect of this invention.
[0034]
First of the present invention 10 Is an artificial bone or an artificial tooth root, 1, 4, 5, 6 or 7 The porous structure according to the above aspect is used on the outer surface of an artificial bone or an artificial tooth root with an average thickness of less than 100 μm.
[0035]
First of the present invention 11 Is an artificial bone or an artificial tooth root, 1, 2, 3, 4, 5, 6 or 7 The porous structure according to the above aspect is used on the outer surface of an artificial bone or an artificial tooth root with an average thickness of 100 μm or more.
[0037]
First of the present invention 12 The aspect of Made of biocompatible material impregnated with bone powder with submicron size and average 20 μm or less A rough surface structure having at least one fine recess having an average size and depth of 0.005 to 50 μm in the range of 50 μm square of the outer surface of the structure. .
[0038]
First of the present invention 13 The aspect of the present invention 12 The rough surface structure according to the above aspect is characterized in that the biocompatible material is selected from at least one of the group consisting of ceramics, metals, and polymer materials.
[0039]
First of the present invention 14 The aspect of the present invention 13 In the surface rough structure according to the above aspect, the ceramic is a calcium phosphate ceramic.
[0040]
First of the present invention 15 The aspect of the present invention 12 To the second 14 The surface rough structure according to the above aspect is characterized in that the bone meal is bone meal obtained by pulverizing raw bone that has not been decalcified.
[0041]
First of the present invention 16 The aspect of the present invention 12 To the second 14 The rough surface structure according to the above aspect, wherein the bone meal is demineralized bone meal.
[0043]
First of the present invention 17 The aspect of the present invention 12 To the second 16 It is a manufacturing method of the rough surface structure of the aspect of this invention, Comprising: The process of producing bone powder and the process of making a structure impregnate a bone powder are characterized by the above-mentioned.
[0044]
First of the present invention 18 The embodiment of the present invention is an artificial bone or an artificial tooth root, 12 To the second 16 The surface rough structure of the aspect is used for an outer surface portion of an artificial bone or an artificial tooth root.
[0045]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Next, the present invention will be described in more detail.
[0046]
Remodeling is repeated in the bones of healthy animals, and usually a coupling between bone resorption and bone regeneration is established. However, absorption and regeneration are not always balanced.
[0047]
Bone resorption at the trauma site is minimal during fractures, whereas the amount of bone formed is large. When a hole is drilled in the bone, bone formation occurs to the extent that it fills the hole, although there is little bone resorption at the bone cutting surface. In addition, when the yellow bone marrow in the cancellous bone region is washed and removed, a large amount of bone is formed in the bone marrow region, whereas bone resorption on the original bone surface, which is the bone formation center, is small. These indicate that the bone itself inherently has the ability to regenerate more bone than the amount that has been absorbed, that is, excessive self-renewal ability.
[0048]
The bone matrix contains various growth factors related to bone formation. Although BMP is a growth factor that is thought to be upstream of the bone formation process, it is difficult for humans to cause bone formation by administration of BMP alone, as described above. Bone regeneration beyond resorption as described above is complex and efficient in the mesenchymal stem cells in which various bone growth factors including BMP are released and activated from bone along with bone resorption, and they are proliferated in the trauma. It is thought to start by creating an environment around the bone resorption area that works well and allows bone regeneration. In addition, the direct initiation of bone formation in such an environmental region begins with the differentiation and appearance of osteoblasts along the bone surface or bone surface that has undergone bone resorption, and osteoblasts at sites away from the bone. Cells do not usually appear suddenly.
[0049]
Further, mesenchymal stem cells that can differentiate into osteoblasts do not exist only in bone tissue. Undifferentiated mesenchymal cells or mesenchymal stem cells that can differentiate into various cells, including osteoblasts, in connective tissues including adipose tissue derived from mesenchymal tissue, which is the developmental origin of bone, and soft tissues such as muscle Is believed to remain.
[0050]
On the other hand, when remodeling healthy bones, resorption and regeneration are balanced, and more than necessary bones are not regenerated, and normal bones are not formed in adipose tissue or muscle. It is thought to be due to the action of factors.
[0051]
The above is not only in bone tissue, but also in adipose tissue, fibrous connective tissue, or muscle tissue. This suggests that bone formation is possible. In this case, the condition that a series of bone growth factors released from the bone in the space is rich and a part of the bone remains must be satisfied.
[0052]
Therefore, the present invention provides a structure made of a biocompatible material capable of regenerating a large amount of bone from a small number of bones by setting a special environment in which the bone regenerating ability can be maximized. It is to provide.
[0053]
More specifically, the above structure for growing bone is a fine pore distributed in the whole or surface of the biocompatible material existing in the macro pores of the porous structure and between the macro pores. It is a structure made of a biocompatible material in which fine bone powder prepared from a small amount of bone is dispersed and impregnated in a fine depression on the inside or on the surface. The structure is used by implantation in soft tissue, bone, or in contact with bone.
[0054]
Early after transplantation, bone powder is efficiently absorbed by osteoclasts and macrophages in the macroscopic pores, creating an environment rich in bone growth factors essential for bone formation in the porous structure, and in the fine pores Or, the bone powder impregnated in the depression is made to evade from the attack of osteoclasts and macrophages, and to induce differentiation into osteoblasts for mesenchymal stem cells proliferating in macroscopic pores It is. That is, a complex of fine pores or biocompatible materials having fine depressions on the surface and fine bone powder that has entered these pores or depressions is used as a scaffold for osteoblast differentiation. In addition, by causing these phenomena to occur in the porous structure, it eliminates the effects of bone formation-preventing factors that are thought to be present in the external tissue of the porous structure, enabling a large amount of bone formation in the porous structure. To do.
[0055]
In addition, in artificial bones such as artificial bone heads and artificial tooth roots to be embedded in bones, it is desired that they fuse with surrounding bones early after implantation. The most effective means is to have the artificial bone and the artificial tooth root have the ability to spontaneously form bone. The bone formation starting from the surrounding bone tissue and bone cutting surface reaches the artificial bone and the artificial tooth root, and the two are combined. Not waiting for you to do. When an artificial bone or an artificial tooth that does not have spontaneous bone forming ability is embedded in a bone with low bone-form activity, it is artificial before the bone formation from the original bone reaches the artificial bone or the artificial tooth root after implantation. Fibrous connective tissue is formed around bones and artificial tooth roots, making subsequent bone connection difficult (see Non-Patent Document 11). However, the surface of the artificial bone or artificial tooth root is made porous or rough, and the fine pores and recesses are impregnated with bone powder, so that a scaffold for differentiation and appearance of osteoblasts is set in advance. And artificial tooth roots can have spontaneous bone forming ability, and as a result, encapsulation by fibrous connective tissue can be prevented. When thick bone is to be formed inside an artificial bone or an artificial tooth root, there are fine pores or fine pores on the surface of the biocompatible material existing between the macropores and the macropores. A thick layer of a porous structure with a recess is provided, and bone powder is impregnated in the porous structure.
[0056]
Also, bone is not the only one that induces bone formation. Dentin and cementum that occupy most of the teeth that are embryologically similar to bone and histologically similar are also effective. In fact, it has already been reported that decalcified tooth roots have the ability to induce bone (Monica, FG, Mario, SA & Terezinha ON, “Histologic evaluation of the osteoinductive property of autogeneous demineralized dentin matrix on surgical bone defects in rabbit skulls using human amniotic membrane for guided bone regeneration ”, Int J Maxillofac Implants, 16: 563-571, 2001). Accordingly, in the present invention, the tooth pulverized body may be impregnated into the artificial bone and the artificial dental root biomaterial.
[0057]
A. Hard tissue derived from living bodies for pulverized bodies
Bone or a tooth can be used for the hard tissue derived from a living body for the pulverized body of the present invention.
[0058]
1) Ground bone:
In addition to human bones, bones from a wide range of vertebrates including mammals such as cows as well as fish can be used by antigenic attenuation treatment. Preferably, human bone is used. Human bone can be obtained commercially from the United States and the like, but autologous bone is most preferred.
[0059]
In addition, examples of bone collection sites include the iliac bone, jawbone, tibia, and femur, but are not particularly limited to these sites.
[0060]
In general, for transplanting autologous bone, cancellous bone containing bone marrow with high activity or bone containing cancellous bone is preferred, and cortical bone is not suitable for transplantation because it has few cellular components. However, the bone used in the present invention is not limited to cancellous bone, and cortical bone can also be used.
[0061]
In the present invention, the bone for the pulverized body is not limited to the raw state, but is intended to include those obtained by chemically treating the bone, for example, demineralized bone.
[0062]
Demineralized bone refers to acid-treated bone. Decalcification treatment is thought to produce good results when transplanted for reasons such as reduced antigenicity and activation of differentiation growth factors in the bone matrix. Specifically, demineralization is performed at a temperature of 4 ° C. using hydrochloric acid having a concentration of about 0.5 to 0.6 mol. Although the decalcification time varies depending on the size and amount of bone fragments, in order to completely decalcify 1 kg of bone powder with a diameter of 0.5 mm, 10 liters of hydrochloric acid is exchanged once while stirring well with a stirrer for a total of 20 liters. When used, it is about 2 days. After decalcification, the solution is washed with a large amount of physiological saline or neutralized by washing with a large amount of tap water until the pH becomes neutral and finally with distilled water. Further, the water is replaced with acetone and simultaneously degreased and dried. The degreasing treatment of acetone is preferably performed. Use a freezer for subsequent storage. It is also possible to use ethylene oxide gas as a sterilization treatment.
[0063]
2) Ground teeth:
In the case of teeth, the teeth of any animal can be used as long as the animal has dentin.
[0064]
B. Production of bone meal
In the present specification, the term “bone powder” is not limited to the pulverized body of bone, but also includes the pulverized body of teeth.
[0065]
A piece of bone is removed from a living bone using a scalpel, trepan bar, or the like. Teeth are extracted from the jaw with a hebel or forceps. A mortar or pulverizer is used for pulverization. The container of the mortar / pulverizer is preferably made of a material harder than apatite, which is an inorganic component of bone and teeth. Prior to pulverization, it is efficient if the pulverization is performed after the container is cooled and the bones and teeth are frozen, when the pulverizer is used. There is no particular merit for the size of bone meal due to its large size. It must be sized so that a small amount of bone meal can be dispersed in a wide range and with a high distribution density, and easily impregnated into the porous structure. In addition, the biocompatible material has a size in which bone powder impregnated in the macroscopic pores of the porous structure is rapidly absorbed by osteoclasts and macrophages, and part of the bone powder exists between the macroscopic pores. It must be sized so that it can enter the fine pores or depressions distributed on the whole surface or into the surface and be able to dodge itself from cell attack. Therefore, the pulverization is performed until the average size of the powder is 50 μm or less, preferably 20 μm or less including the submicron size. In the case of using a crushed body of decalcified bone that has been chemically treated, it is preferable from the viewpoint of collecting fine powder to demineralize a large-sized bone after demineralization.
[0066]
In the present specification, the term “pulverized bone” is not limited to raw powders, but also includes those extracted by chemical treatment, such as demineralized bone meal.
[0067]
C. Porous structure and rough surface structure
1) Porous structure in which the whole artificial bone is porous:
It is intended for bone regeneration and has a relatively large block shape for the purpose of promoting bone formation throughout the inside of the porous structure, and a relatively small granular shape in the bone defect or bone recess. It is intended to include both granular porous bone prosthetic materials that are intended to supplement the porous structure and promote bone formation throughout the entire area. The porous structure of the present invention is made of a biocompatible material.
[0068]
The biocompatible material is selected from at least one of the group consisting of ceramics, polymer materials, and metals.
[0069]
As the ceramic, calcium phosphate ceramics such as hydroxyapatite and calcium triphosphate and animal fired bone can be used, but the present invention is not limited thereto.
[0070]
The polymer material is preferably a biodegradable polymer material mainly composed of chitin, chitosan, collagen, gelatin, polylactic acid, polyglycolic acid or the like, but a polymer mainly composed of methyl methacrylate or 2-hydroxyethyl methacrylate. It is not limited to this.
[0071]
The metal may be titanium, titanium alloy, or the like, but is not limited to these.
[0072]
The block-like porous structure has macro continuous pores having an average pore diameter of 100 to 1000 μm, preferably 100 to 500 μm, connected to the outer surface of the structure throughout the structure, and exists between the macro pores. The whole biocompatible material has macro continuous pores and fine continuous pores having an average pore diameter of 0.005 to 50 μm, and the macro continuous pores are at least one within a range of 1000 μm square of the outer surface of the structure. It is preferable that at least one fine pore is present in a 50 μm square of the surface of the biocompatible material. Alternatively, the surface of the biocompatible material existing between the macropores has at least one fine recess having an average size and depth of 0.005 to 50 μm within the range of 50 μm square of the surface. There may be.
[0073]
When the pore size of the macro pores is 100 μm or less, the formation of nutrient blood vessels into the deep part of the porous structure is delayed, and good bone formation in the porous structure cannot be obtained even if impregnated with bone powder. When the thickness of the porous structure is 5 mm or more, the pore size of the macro pores is preferably larger than 100 μm. On the other hand, bone formation in a porous structure having such a structure is formed mainly along the surface of the biocompatible material existing between macroscopic pores, and bone marrow is formed in the central part of the macroscopic pores. Therefore, when the pore size of the macropores is 1000 μm or more, the amount of substantial bone formation in the porous structure is reduced, and when it is 1000 μm or more, the influence of the bone formation inhibitory factor of the surrounding soft tissue reaches the porous structure. There is a risk. Therefore, when the thickness of the porous structure is 10 mm or less, the upper limit is preferably 500 μm. In addition, the fine pores or depressions on the surface of the biocompatible material between the macropores are impregnated with fine bone powder, and even if the bone powder is exposed to the attack of osteoclasts and macrophages, those attacks Since it is essential that the remaining part is insufficient, it is desirable that the pore diameter or the size of the recess is 50 μm or less. If the pore diameter or the size of the recess is 0.005 μm or less, it is not possible to impregnate the bone crystal, which is the smallest tangible material of the bone. Differentiation of blasts becomes impossible.
[0074]
In the case of porous structures made of calcium phosphate-based ceramics, high porosity is used in the case of usage that does not require much strength of the porous structure itself, with emphasis on increasing bone formation in the porous structure. The porosity is preferably 60 to 95 percent. When the strength of the porous structure is required, the porosity is preferably 40 to 60%.
[0075]
In the case of a granular porous bone filling material, it is desirable that good bone formation occurs in the filling region and in the gaps between the granules. The structure of the granular porous bone filling material has fine continuous pores having an average pore diameter of 0.005 to 50 μm over the entire structure, and has at least one fine continuous pore in the surface of 50 μm square. Or those obtained by pulverizing the porous structure having macroscopic pores described above.
[0076]
In the case of the former structure, the size of the granule is such that bone formation is mainly formed on the surface of the granule and internal bone formation is not expected so much, and the width of the intergranular gap when the granule is filled and the entire filling area Considering the bone formation, those having a diameter of 1 mm or more are not preferable because the gap is widened, so that the amount of bone formation is reduced and the granule portion where the bone is not formed is widened. On the other hand, when the thickness is 100 μm or less, there is a risk that the gap becomes too narrow and the invasion formation of the nutrient blood vessels is delayed. A size between the two is preferred. However, in the case where the granule is obtained by pulverizing a porous structure having macroscopic pores, even if the granule is 1 mm or more, bone is formed in the granule, so that 1 mm or more and 1 mm or less are mixed. By doing so, good bone formation in the entire filling area can be obtained. Therefore, sizes of 100 μm or more and several mm are possible.
[0077]
2) A porous structure having a porous surface portion of an artificial bone or an artificial tooth root:
These include a porous portion having an average thickness of less than 100 μm from the outer surface and an average thickness of 100 μm or more, both of which are used as artificial bones such as artificial bone heads and artificial tooth roots embedded in bones. The porous structure of the present invention is selected from metals, ceramics, polymer materials, and composites thereof.
[0078]
As the ceramic, calcium phosphate ceramics such as hydroxyapatite and calcium triphosphate, alumina, zirconia and the like can be used, but not limited thereto.
[0079]
As the metal, titanium, a titanium alloy, or the like can be used, but the metal is not limited thereto as long as it is a biocompatible metal that can form a porous layer.
[0080]
The polymer material is preferably a polymer mainly composed of methyl methacrylate or 2-hydroxyethyl methacrylate, but a biodegradable polymer material mainly composed of chitin, chitosan, collagen, gelatin, polylactic acid, polyglycolic acid or the like. It is not limited to this.
[0081]
(1) Artificial root / artificial bone with a porous part thickness of less than 100 μm on average from the outer surface: A porous structure with a porous part thickness of less than 100 μm on average from the outer surface is fine with an average pore diameter of 0.005 to 50 μm It is preferable that the continuous pores are present over the entire porous portion, and at least one fine continuous pore is present in the 50 μm square of the surface. In the artificial bone / artificial root of the present invention, the surface is impregnated with bone powder to spontaneously cause differentiation / appearance of osteoblasts on the surface of the artificial dental root / artificial bone after implantation, thereby further binding with surrounding bones. We will try to get it early and reliably.
For good bone formation in a porous structure that is entirely porous, as described above, the bone powder impregnated in the macropores is absorbed to create an environment with a high concentration of bone growth factor in the porous body. This is very important. However, artificial tooth roots and bones are embedded in bones, and their surroundings are basically an osteogenic environment. Therefore, it is not particularly necessary to artificially create an environment with a high concentration of bone growth factor around the artificial root and artificial bone.
[0082]
(2) Artificial dental root / artificial bone with an average thickness of 100 μm or more from the outer surface of the porous portion: a porous structure having an average thickness of 100 μm or more from the outer surface is the average pore diameter connected to the outer surface of the structure An average pore size of 0.005 having macro continuous pores of 100 to 1000 μm, preferably 100 to 500 μm over the entire porous portion and continuous with macro pores in the biocompatible material existing between the macro pores. Having fine continuous pores of ˜50 μm, the macro continuous pores are present in the range of 1000 μm square of the outer surface of the structure, and the fine continuous pores exist between the macro pores. It is preferable that at least one or more is present in the range of 50 μm square of the surface of the biocompatible material. Alternatively, the surface of the biocompatible material existing between the macropores has at least one fine recess having an average size and depth of 0.005 to 50 μm within the range of 50 μm square of the surface. There may be. In the artificial bone / artificial tooth root of the present invention, a thick bone is impregnated with bone powder to spontaneously form a strong bone inside and on the surface of the porous portion, By joining the bones, a strong planting within the bones is to be obtained.
[0083]
3) Surface rough structure:
Used for the outer surface of artificial bones and artificial roots such as artificial bone heads embedded in bones. The rough surface structure of the present invention is made of a biocompatible material.
[0084]
The biocompatible material is selected from metals, ceramics, polymer materials, and composites thereof.
[0085]
As the ceramic, calcium phosphate ceramics such as hydroxyapatite and calcium triphosphate, alumina, zirconia and the like can be used, but not limited thereto.
[0086]
The metal may be titanium, titanium alloy, or the like, but is not limited to these.
[0087]
The polymer material is preferably a polymer mainly composed of methyl methacrylate or 2-hydroxyethyl methacrylate, but a biodegradable polymer material mainly composed of chitin, chitosan, collagen, gelatin, polylactic acid, polyglycolic acid or the like. It is not limited to this.
[0088]
The surface structure is preferably a rough surface having at least one fine recess having an average size and depth of 0.005 to 50 μm on the surface within a range of at least 50 μm square of the surface. This provides a scaffold for causing spontaneous osteoblast differentiation / appearance on the surface of the artificial tooth root / artificial bone after implantation by impregnating the surface depression with bone powder.
[0089]
In the case of metals, specifically, fine recesses with an average size of 0.005 to 50 μm are created on the surface by aqua regia treatment or anodizing treatment of the metal surface, and the combination of these with grit blast treatment. In the case of calcium phosphate-based ceramics, it can be prepared by grit blasting, acid treatment and a combination of both, but is not limited thereto.
[0090]
D. Impregnation of bone powder into porous and rough surface structures
It is appropriate to impregnate the porous structure and the rough surface structure with bone powder by impregnating the suspension with bone powder. The method will be described below.
[0091]
1) Preparation of bone powder suspension: After adding physiological saline or plasma and serum of transplant recipient to bone powder or demineralized bone powder pulverized with a pulverizer or mortar, the bone powder is diffused using a stirrer and ultrasonic waves. At this time, specific growth / differentiation factors related to bone formation, antiviral agents, antibacterial agents and antibiotics, and immunosuppressants can also be added.
[0092]
2) Impregnation of bone powder: In order to impregnate the suspension of bone powder into the porous structure and the rough surface structure, a vibrator, a decompressor, a stirrer and ultrasonic waves are used as well as simple immersion. First, a bone powder suspension is dropped little by little by applying a container containing a porous structure and a rough surface structure to a vibrator. In the case of a porous structure having a thickness of 5 mm or more, it is preferable to provide a penetrating hole in the porous structure. If the wall thickness is 10 mm or more, a closed system is opened at one end, and an injection needle or tube is attached to the opening of the hole. After dropping, the bone powder suspension is guided into the porous structure with a decompression device such as a syringe. It is preferable to do. Thereafter, bubbles remaining from the structure are defoamed with a decompressor such as an oilless vacuum pump and returned to atmospheric pressure to promote impregnation of the bone powder suspension. At this time, the combined use of a stirrer prevents the aggregation and precipitation of bone powder. Furthermore, the vessel is immersed in an ultrasonic bath to disperse the bone powder impregnated in the porous structure and the rough surface structure, and fine bone powder is impregnated in the fine pores or in the recesses of the porous structure and the rough surface structure. To promote.
[0093]
3) Storage of bone powder-impregnated porous structure and surface rough structure: In principle, bone powder-impregnated porous structure and surface rough structure are preferably transplanted or embedded immediately after impregnation, but within a few days. If available, it can be stored in a normal refrigerator. When storing for a longer period, it is preferable to store in a freezer at −80 ° C. or lower, and in this case, storage for several months is possible. In addition, when the bone powder suspension is adjusted with physiological saline, it is preferable to replace the physiological saline with whole blood, plasma or serum of the transplant recipient at the time of use.
[0094]
In addition, the bone powder suspension is prepared with physiological saline solution, impregnated with bone powder, lyophilized and stored in a freezer, and the whole blood, plasma and serum of the subject permeates the pores and rough surface during use. There is also a way to make it. This method is suitable for manufacturing and storing in advance for a large number of unspecified cases.
[0095]
Further, the present invention will be specifically described, but is not limited to the following examples.
[0096]
【Example】
Example 1
A bone fragment was extracted from a tibia of an adult dog using a trepan bar attached to a dental electric engine, and this was pulverized using an alumina mortar in physiological saline in an aseptic environment. 14 cc of physiological saline containing bone powder stirred in physiological saline was placed in a 15 cc conical tube and rotated with a centrifuge until it reached 3000 revolutions (about 1000 g). When 3000 revolutions were reached, the brake was applied and the physiological saline was removed. Plasma was added to diffuse bone powder to adjust the bone powder suspension until the volume of bone powder precipitated under these conditions was 10 to 30 times (about 80 to 240 times the volume of the dense bone before bone powder preparation). The bone powder suspension is dropped into a container containing a porous structure having a pore size of about 85% with a size of about 6 mm, which is composed of hydroxyapatite having macropores and fine pores, using a vibrator, and then 100 W , 28 khz ultrasonic waves and a stirrer were used in combination, and the impregnation operation was performed for 10 minutes under cooling at 10 ° C. or lower. There were no penetrating holes in the porous structure. After impregnation with bone powder, 1 unit of thrombin derived from human was added per 1 cc of plasma to clot. Thereafter, only the porous structure was transplanted into the adipose tissue under the back of the same dog. At 2 weeks, 4 weeks, 6 weeks and 8 weeks after transplantation, the porous structure was removed together with the surrounding adipose tissue, and the state of tissue formation in the porous structure was observed.
[0097]
As a result, two weeks after transplantation, blood components still remain in a wide area inside the porous structure, and bone formation is not seen in the peripheral part. However, at 4 weeks, most of the bone powder impregnated in the macroscopic pores in the porous structure has already absorbed and disappeared, and the bone formation is based on the surface of the biocompatible material existing between the macroscopic pores. Can be seen (FIG. 1). At 8 weeks, bone is formed throughout the porous structure, and sinusoidal capillaries and bone marrow with hematopoiesis formed at the center of the macropores, filling the porous structure with normal bone tissue. It became a state. Moreover, the normal fat tissue which is a transplant bed is seen around a porous structure (FIG. 2).
[0098]
(Example 2)
A rough apatite artificial tooth root having a rough surface structure on the outer surface portion and a titanium artificial tooth root having a porous structure less than 100 μm in thickness on the outer surface portion in the same manner as in Example 1 were used. Bone powder was impregnated into the surface or porous. For the former apatite artificial tooth root, the surface of an artificial tooth root apaceram (registered trademark) manufactured by PENTAX is blasted at 2 atm with 50 μm alumina beads, and further in a tetracycline hydrochloride aqueous solution having a pH of about 2.5 under an ultrasonic wave of 100 W and 28 kHz The etching process was performed for 5 minutes. Recesses of about 10 μm in size and about 5 μm in depth are formed on the entire surface by blasting (FIG. 3), and recesses are formed between primary particles of about 0.5 μm constituting the sintered body by etching treatment. (FIG. 4) A biphasic rough surface is formed. In addition, the latter titanium artificial tooth root is a titanium artificial tooth root Taiunite (registered trademark) manufactured by Nobel Biocare, Sweden. ₂ The porous layer has a thickness of 10 to 1 μm, a pore size of 10 μm or less, a peak of 1 to 2 μm, and an average surface roughness of 1.2 μm. After impregnating bone powder into two kinds of artificial tooth roots, they were embedded in the sciatic bones of adult dogs. Four weeks later, the sciatic bone including the artificial tooth root was removed, and the bone formation state around the surface of the artificial tooth root was observed.
[0099]
As a result, bone is added and formed on almost the entire surface of the rough surface apatite artificial tooth root (FIG. 5), and the bone is directly bonded to the rough surface of the apatite (FIG. 6). Further, even in the surface porous titanium artificial tooth root, bone is formed on a wide surface (FIG. 7), and the bone and the titanium oxide layer having a rough surface are in direct contact with each other, and an uncalcified layer therebetween. There are many parts that are not recognized at the optical microscope level (FIG. 8).
[0100]
The bone formation state of the apatite artificial tooth root is not inferior to that of the untreated one, and the bone formation state of the titanium artificial tooth root is not impregnated with bone powder, but the bone adhesion rate is about 50%. It is considerably superior to.
[0101]
【The invention's effect】
According to the bone powder-impregnated porous structure of the present invention, a large amount of bone can be regenerated by setting an environment in which a small amount of bone is pulverized and its potential bone forming ability is utilized to the maximum extent. Even if autologous bone with additional invasion is used, it can be used as an epoch-making bone regeneration method by forming bones several tens of times larger than the bone to be collected. Moreover, since the bone regeneration process can be advanced not only locally in the bone or bone surface of the living body but also ectopic, such as subcutaneous adipose tissue, it is methodically safe and has a range of applications. Very wide.
[0102]
Furthermore, the porous structure or the rough surface structure impregnated with the bone-derived bone powder of the present invention can be used as an outer surface portion of an artificial bone such as an artificial bone head or an artificial tooth root.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a photomicrograph showing bone formation along the surface of a biocompatible material existing between macroscopic pores of a porous structure 4 weeks after implantation (magnification: 200 times).
FIG. 2 is a micrograph showing bone formation in the entire area of the porous structure 8 weeks after transplantation (magnification: 16 times).
FIG. 3 is a slightly enlarged electron micrograph showing the surface properties of a rough surface apatite artificial tooth root (magnification: 360 times).
FIG. 4 is a high-magnification electron micrograph showing a state where primary particles of apatite are exposed on the surface of a rough surface apatite artificial tooth root (magnification: 5170 times).
FIG. 5 is a photomicrograph showing that bone is added and formed on the entire surface of a rough surface apatite artificial tooth root 4 weeks after implantation (magnification: 40 times).
FIG. 6 is a photomicrograph showing that bone is formed in accordance with the fine irregularities of the rough surface apatite artificial tooth root 4 weeks after implantation (magnification: 200 times).
FIG. 7 is a photomicrograph showing that bone is formed along a wide range of surfaces of a titanium artificial tooth root having a porous structure on the surface thereof after 4 weeks of implantation (magnification: 53 times).
FIG. 8 is a titanium artificial tooth root having a porous structure on the surface thereof after 4 weeks of implantation, TiO. ₂ 2 is a micrograph showing that bones are formed in accordance with fine irregularities on the surface of the porous structure made of (magnification: 200 times).

Claims

A porous structure made of a biocompatible material impregnated with fine bone powder having a submicron size and an average of 20 μm or less, having fine continuous pores having an average pore diameter of 0.005 to 50 μm over the entire structure, A porous structure characterized in that at least one fine continuous pore is present within a range of 50 μm square on the outer surface of the structure.

A porous structure made of a biocompatible material impregnated with fine bone powder having an average size of 20 μm or less including a submicron size, and macroscopic continuous pores having an average pore diameter of 100 to 1000 μm connected to the outer surface of the structure. The whole of the biocompatible material existing between the macropores has fine continuous pores having an average pore diameter of 0.005 to 50 μm and continuous with the macropores, and the macrocontinuous pores are structural bodies. At least one or more fine pores exist in the range of 1000 μm square of the outer surface of the biocompatible material, and at least one or more fine pores exist in the range of 50 μm square of the biocompatible material existing between the macropores. A porous structure characterized by comprising:

A porous structure made of a biocompatible material impregnated with fine bone powder having an average size of 20 μm or less including a submicron size, and macroscopic continuous pores having an average pore diameter of 100 to 1000 μm connected to the outer surface of the structure. At least one minute recess having an average size of 0.005 to 50 μm on the surface of the biocompatible material existing between the macropores and having an average size of 0.005 to 50 μm in the range of 50 μm square of the surface. A porous structure characterized by having at least one macro continuous pore in the range of 1000 μm square of the outer surface of the porous structure.

The porous structure according to any one of claims 1 to 3 , wherein the biocompatible material is selected from at least one of the group consisting of ceramics, metals, and polymer materials. Porous structure.

The porous structure according to claim 4 , wherein the ceramic is a calcium phosphate ceramic.

The porous structure according to any one of claims 1 to 5 , wherein the bone powder is bone powder obtained by pulverizing raw bone that has not been decalcified. Structure.

6. The porous structure according to any one of claims 1 to 5 , wherein the bone powder is demineralized bone powder.

A method for producing a porous structure according to any one of claims 1 to 7 , comprising a step of producing bone powder and a step of impregnating the porous structure with bone powder. .

An artificial bone comprising the porous structure according to any one of claims 1 to 7 .

An artificial bone comprising the porous structure according to any one of claims 1, 4, 5, 6, and 7 on the outer surface of an artificial bone or an artificial tooth with an average thickness of less than 100 µm, Artificial tooth root.

The porous structure according to any one of claims 1, 2, 3, 4, 5, 6 or 7 is used in an outer surface portion of an artificial bone or an artificial tooth with an average thickness of 100 μm or more. Artificial bone or artificial tooth root.

A rough surface structure made of a biocompatible material impregnated with bone powder having an average size of 20 μm or less including a submicron size, and having an average size and depth within the range of 50 μm square of the outer surface of the structure. A rough surface structure having at least one fine recess of 0.005 to 50 μm.

13. The rough surface structure according to claim 12 , wherein the biocompatible material is selected from at least one of the group consisting of ceramics, metals, and polymer materials. .

14. The rough surface structure according to claim 13 , wherein the ceramic is a calcium phosphate ceramic.

The surface rough structure according to any one of claims 12 to 14 , wherein the bone powder is bone powder obtained by pulverizing raw bone that has not been decalcified. Crude structure.

15. The rough surface structure according to any one of claims 12 to 14 , wherein the bone powder is demineralized bone powder.

A method for producing a rough surface structure according to any one of claims 12 to 16 , comprising a step of producing bone powder and a step of impregnating the structure with bone powder.

An artificial bone or an artificial tooth root, wherein the rough surface structure according to any one of claims 12 to 16 is used for an outer surface portion of an artificial bone or an artificial tooth root.