WO2004062705A1 - 生体骨誘導性の人工骨とその製造方法 - Google Patents

生体骨誘導性の人工骨とその製造方法 Download PDF

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Tadashi Kokubo
Matsushita Tomiharu
Shunsuke Fujibayashi
Hyun-Min Kim
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    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants

Definitions

  • the present invention relates to an artificial bone made of a lump of titanium or a titanium alloy, and particularly relates to a living bone-induced artificial bone and a method for producing the same.
  • Patent Document 1 Japanese Patent No. 2 7 7 5 5 2 3
  • Patent Literature 2 Japanese Patent Application Laid-Open No. 200-2-100
  • Non-Patent Document 1 J. Biomed. Mater. Res. (Appl. Biomater.), 58, 27 0-276 (2001)
  • Titanium or titanium alloys are used as artificial bone materials because of their low toxicity to living organisms.
  • an artificial bone material made of titanium or the like a film made of amorphous aluminum lithitate is formed on the surface of titanium or the like, and a second film made of apatite is formed on the film if necessary.
  • a formed film Patent Document 1
  • Patent Document 2 Has been. All of these artificial bone materials have excellent bonding properties with living bone. That is, when these human bone materials are implanted into a bone defect in a living body, the surface of the artificial bone material firmly bonds to the surrounding living bone in contact therewith.
  • Non-Patent Document 1 Disclosure of the invention
  • the porous ceramic material is a brittle material with a crushing strength of about 10 to 30 MPa and a rupture toughness of 5 MPa a V "m or less. Therefore, in practice, the range of use is limited to those parts where the load does not work.
  • an object of the present invention is to provide an osteoinductive artificial bone that can withstand a load.
  • It consists of a lump of titanium or a titanium alloy, and has a diameter of 100 to 300 rn, preferably 200 to 500 / im, and a hole communicating with a three-dimensional network, and a diameter on the inner surface of the hole.
  • a porous body having holes of 50 / Am or less, and having a porosity of 30 to 80%,
  • the pores in the porous body are composed of at least one selected from an amorphous titanium oxide phase, an amorphous alkali titanate phase, an anatase phase, and a rutile phase oriented in the (101) plane. And a coating formed on at least a part of the surface of the hole.
  • body fluids and cells As schematically shown in FIG. 1, when the artificial bone 1 of the present invention is embedded in a living tissue 2, body fluids and cells (hereinafter referred to as “body fluids, etc.”) pass through holes 3 as indicated by arrows. Spread within bone 1. Body fluid is captured in hole 4 while passing through hole 3 Is done.
  • the above-mentioned amorphous titanium oxide phase, amorphous alkali titanate phase, an anasease phase and a rutile phase oriented in the (101) plane all have an aperite formation ability in a living body. . Therefore, the bodily fluid or the like captured in the hole 4 reacts with the film (not shown) formed in the hole 4 or around the hole 4, and forms bone on the film.
  • the bone is formed only at the contact portion with the living bone, which is remarkably different from the conventional artificial bone made of titanium or the like which has been combined with the living bone. That is, in the conventional artificial bone, assuming that the living tissue 2 is a living bone and the embedding site is a bone defect, only a contact portion (for example, part A) between the artificial bone and the living tissue 2 is new. While the artificial bone 1 of the present invention forms a new bone even in a place away from the living tissue 2 such as in the hole 4 and its periphery, the artificial bone 1 forms a new bone.
  • FIG. 1 is a schematic diagram
  • the diameter of the hole 3 is uniform from the surface of the artificial bone 1 to the inside thereof, but is not necessarily uniform. It only has to belong to the range of 0 m. Rather, it is not uniform in reality.
  • the diameter of the hole 4 also varies within the above range.
  • the diameter of the hole is less than 100 m, it will be difficult for body fluids to pass through, and if it exceeds 300 m / 1, the hole will be filled with newly formed bone. Since it takes a long time to perform, it is limited to the range of 100 to 300 zm. In addition, if the diameter of the hole exceeds 50 m, body fluids and the like are difficult to be captured.
  • the anatase phase has a high apatite-forming ability.
  • the long-term bond strength between apatite and titanium is excellent in the amorphous alkali titanate phase.
  • the coating preferably has a thickness of 0.1 to 10.0 m. If the thickness is less than 0.1 m, the bone formation ability will be poor, and if there is 10 Oat m, it will have sufficient bone formation ability This is because that.
  • One suitable method for producing the artificial bone of the present invention is
  • the above porous body is immersed in an alkaline aqueous solution.
  • a porous body made of titanium or the like When a porous body made of titanium or the like is immersed in an alkaline aqueous solution, the aqueous solution penetrates into the pores, and a film mainly composed of an amorphous alkali titanate is formed on the surface and the surface of the pores.
  • a film mainly composed of an amorphous alkali titanate is formed on the surface and the surface of the pores.
  • To convert this into an amorphous titanium oxide phase or an anatase phase soak it in an aqueous alkali solution and then in water.
  • the alkali component of the titanate is exchanged for the hydrogen ion in the water to form an amorphous phase or an anatase phase of titanium oxide.
  • warm water at 150 ° C. or lower and 30 to 90 is preferable. The time of immersion in warm water should be longer as the water temperature is lower.
  • the porous body can be obtained by plasma spraying titanium powder on the object to be sprayed.
  • the titanium powder is composed of a group of amorphous particles, and the individual particles are porous. This is because the particle gap can be controlled to be the above-mentioned hole, and the hole in the particle can be controlled to be the above-mentioned hole.
  • the titanium powder is preferably composed of fine powder having a particle size of 20 to 30 m and coarse powder having a particle size of 100 to 300 x m. This is because a porous body having a desired porosity can be obtained in accordance with the ratio, and the bonding between particles can be strengthened.
  • the heating temperature is preferably from 200 to 800 t :. If the temperature is lower than 200 ° C, crystallization to the anatase phase is unlikely to occur. If the temperature exceeds 800 ° C, titanium or the like undergoes a phase change or softening, resulting in mechanical This is because the strength is reduced.
  • Another suitable method for producing the artificial bone of the invention is
  • the porous body is anodized in an electrolytic solution, preferably anodized at a voltage that causes spark discharge.
  • the electrolytic solution is preferably an aqueous solution containing sulfuric acid or a sulfate.
  • a film in which an anatase phase and a rutile phase oriented on the (101) plane coexist is formed. This is because a film in which these two phases coexist has particularly excellent apatite forming ability.
  • the rutile the case where the peak intensity derived from the (101) plane exceeds 1Z2 of the peak intensity derived from the (110) plane is referred to as the (101) plane. It is said that it is orientated.
  • the artificial bone of the present invention has high strength and osteoinductive ability, it can be used as a reinforcement or a substitute material anywhere in a living body.
  • FIG. 1 is a diagram schematically showing a state in which the artificial bone of the present invention is embedded in a living tissue.
  • FIG. 2 is a diagram showing a pore size distribution of a porous body applied to the artificial bone of the example.
  • FIG. 3 is a diagram showing the porosity of the porous body.
  • FIG. 4 is an approximately 120-fold enlarged photograph showing a state in which the above-mentioned artificial bone was embedded in living tissue for 12 months and then subjected to a staining test.
  • a mixed powder was prepared in which amorphous titanium fine powder having a particle diameter of 20 to 30 im and amorphous titanium coarse powder having a particle diameter of 100 to 300 ⁇ m were mixed at a ratio of 1: 3.
  • a porous material having a thickness of about 1 Omm was formed on the titanium plate by plasma spraying the mixed powder on the titanium plate. This porous body was cut out and polished. The diameter of the hole present in the polished surface was measured every time the surface was polished by 0.1 mm (100 m). Figure 2 shows the measurement results.
  • the porous body had a large number of communicating pores having a diameter of 300 to 500 zm in a range from the surface to a depth of 5 mm.
  • Figure 3 shows the value obtained by dividing the total area of these holes by the total area of the observation surface.
  • the porosity of the porous body was 30 to 60% in the range from the surface to a depth of 5 m.
  • the polished surface was magnified 100 times and observed, it was found that the holes were continuous in a mesh form and that holes of about 0.1 to 10 m were present in each particle.
  • the above porous body having a size of 5 x 5 x 7 mm before polishing is immersed in a 5 M aqueous sodium hydroxide solution at 60 for 24 hours, and subsequently in distilled water at 40 ° C. After soaking for 48 hours, it was heated at 600 ° C for 1 hour.
  • the obtained porous body is implanted in the back muscle of a mature beagle dog for 1 to 2 months I took it out later. This was stained with toluidine blue and observed under an optical microscope.As shown in the enlarged photograph of FIG. 4 at a magnification of about 120 times, a new bone having lamella on the inner surface of the pores of the porous body was found. Admitted.
  • the black part (including the white letter part of “T i” shape indicating titanium) is titanium
  • the dark gray part is new bone
  • the light gray part is bubbles or soft tissue. Scanning electron microscopy and energy dispersive X-ray spectroscopy showed that the new bone was directly bound to the titanium surface and contained calcium and phosphorus. No pathological calcification was observed.
  • the porous body obtained by plasma spraying was cut into a size of 5 ⁇ 5 ⁇ 7 mm, and processed in the same manner as in the example except that the porous body was directly embedded in the back muscle of a beagle dog. As a result, no new bone formation was observed.
  • the treatment was performed in the same manner as in Comparative Example 2 except that the column of Comparative Example 2 was embedded in the spine of a beagle dog without being immersed in an aqueous sodium hydroxide solution or distilled water. As a result, no new bone formation was observed.

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Abstract

チタンまたはチタン合金の一塊からなり、直径１００～３０００μｍの連通した孔３と、直径５０μｍ以下の穴４とを有し、空隙率が３０～８０％である多孔質体と、非晶質酸化チタン相、非晶質アルカリチタン酸塩相、アナターゼ相及び（１０１）面に配向したルチル相のうちから選ばれる１種以上からなり、その多孔質体における前記孔及び穴の表面の少なくとも一部に形成された被膜とを備えることを特徴とする人工骨である。高強度で骨誘導性を有する。

Description

明細書
生体骨誘導性の人工骨とその製造方法 技術分野
[ 0 0 0 1 ]
この発明は、 チタンまたはチタ ン合金の一塊からなる人工骨に属し、 特に生体骨誘導性の人工骨とその製造方法に関する。 背景技術
[ 0 0 0 2 ]
[特許文献 1 ] 特許第 2 7 7 5 5 2 3号公報
[特許文献 2 ] 特開 2 0 0 2 — 1 0 2 3 3 0 号公報
[非特許文献 1 ] J. Biomed. Mater. Res. (Appl. Biomater. ) , 58, 27 0-276 (2001)
チタ ン又はチタン合金 （以下、 単にチタン等という。 ） は、 生体に対 する毒性が少ないことから、 人工骨材料と して利用されている。 従来、 チタ ン等からなる人工骨材料としては、 チタン等の表面に非晶質アル力 リチタ ン酸塩からなる被膜を形成し、 必要によ りその上にァパタイ トか らなる第二被膜を形成したもの （特許文献 1 ) 、 チタン等の表面にアナ タ一ゼからなる被膜を形成し、 必要によ りその上にァパタイ トからなる 第二被膜を形成したもの （特許文献 2 ) が知られている。 これらの人工 骨材料は、 いずれも生体骨との結合性に優れている。 即ち、 これらの人 ェ骨材料を生体の骨欠損部に埋め込んだとき、 人工骨材料の表面がそれ と接触する周辺生体骨と強固に結合するのである。
一方、 水酸ァパタイ トセラミ ックスなどからなる特定のセラミ ックス 多孔質体は、 本来骨の存在しない場所、 例えば筋肉内においても新たな 骨を形成する骨誘導能を有する ことが知られている （非特許文献 1 ) 発明の開示
[発明が解決しょう とする課題]
[ 0 0 0 3 ]
しかし、 セラミ ックス多孔質体は、 圧壌強度が 1 0 ~ 3 0 M P a程度 で、 破壌靱性も 5 M P a V" m以下の脆い材料であるので、 体内に埋め込ん で負荷を与えると破損してしまう。 従って、 現実的には使用範囲が、 負 荷の働かないような部位に限定される。
それ故、 この発明の課題は、 荷重に耐え且つ骨誘導性の人工骨を提供 する こ とにある。
[課題を解決するための手段]
[ 0 0 0 4 ]
その課題を解決するために、 この発明の人工骨は、
チタンまたはチタン合金の一塊か らな り、 直径 1 0 0 〜 3 0 0 0 rn , 好ましく は直径 2 0 0 〜 5 0 0 /i mの三次元網目状に連通した孔と、 孔 の内面に直径 5 0 /A m以下の穴とを有し、 空隙率が 3 0 〜 8 0 %である 多孔質体と、
非晶質酸化チタン相、 非晶質アルカ リチタン酸塩相、 アナターゼ相及 び （ 1 0 1 ) 面に配向したルチル相のうちから選ばれる 1 種以上からな り、 その多孔質体における前記孔及び穴の表面の少なく と も一部に形成 された被膜とを備える ことを特徴とする。
[ 0 0 0 5 ]
図 1 に模式的に示すよう に、 この発明の人工骨 1 を生体組織 2 内に埋 め込むと、 体液及び細胞 （以下、 「体液等」 という。 ） が矢印の如く孔 3 を通って人工骨 1 内に行き渡る。 体液等は孔 3 を通過中に穴 4 に捕獲 される。 上記非晶質酸化チタン相、 非晶質アルカ リチタン酸塩相、 アナ 夕ーゼ相及び （ 1 0 1 ) 面に配向したルチル相は、 いずれも生体中でァ パ夕イ ト形成能力を有する。 従って、 穴 4 に捕獲された体液等は穴 4 内 または穴 4 の周辺に形成された被膜 （図示省略） と反応し、 被膜上に骨 を形成する。 この点、 生体骨との接触部分でのみ骨を形成し、 生体骨と 結合していた従来のチタン等からなる人工骨と著しく相違する。 即ち、 従来の人工骨は、 上記生体組織 2が生体骨であって、 埋め込み塲所が骨 欠損部である とする と、 人工骨と生体組織 2 との接触部分 （例えば A 部） でのみ新たな骨を形成していたのに対して、 この発明の人工骨 1 は、 穴 4内やその周辺のよう に生体組織 2 から離れた場所においても新たな 骨を形成するのである。
[ 0 0 0 6 ]
尚、 図 1 は模式図であるために、 孔 3 の直径が人工骨 1 の表面から内 部に至るまで一様になっているが、 必ずしも一様でなく と も 1 0 0 〜 3 0 0 0 mの範囲に属していればよい。 むしろ現実的には一様でない。 穴 4 の直径も同様に上記の範囲で様々である。
但し、 孔の直径が 1 0 0 mに満たないと、 体液等が通過しにく いし、 3 0 0 0 /1 mを超える と、 新たに形成された骨で空孔が埋まるのにあま り に長い年月 を要するので、 1 0 0 ~ 3 0 0 0 z mの範囲に限定した。 また、 穴の直径が 5 0 mを超える と体液等が捕獲されにべ いので、 5 0 m以下と した。
前記被膜を構成する相のうち、 ァパタイ 卜形成能力は、 アナターゼ相 が高い。 一方、 アパタイ ト とチタンとの長期結合強度は非晶質アルカ リ チタン酸塩相が優れている。 いずれにしても被膜は、 0 . 1 〜 1 0 . 0 mの厚さを有する と好ましい。 厚さが 0 . 1 mに満たないと、 骨形 成能力に乏し く なる し、 1 0 . O At mもあれば骨形成能力を十分に有す るからである。
[ 0 0 0 7 ]
この発明の人工骨を製造する一つの適切な方法は、
上記の多孔質体を、 アルカ リ性水溶液中に浸すこ とを特徵とする。 チタン等か らなる多孔質体をアルカ リ性水溶液に浸ける と、 孔に水溶 液が浸入し、 その表面及び穴の表面に主として非晶質アルカ リチタン酸 塩からなる被膜が形成される。 これを非晶質酸化チタン相やアナターゼ 相に変えるには、 アルカ リ水溶液に浸けた後、 水に浸ける。 する とチタ ン酸塩のアルカ リ成分が水中のヒ ドロニゥムイオンと交換され、 酸化チ タンの非晶質相又はアナ夕ーゼ相となる。 この水と しては、 1 5 0 °C以 下、 3 0 ~ 9 0での温水が好ましい。 尚、 温水に浸ける時間は、 水温が 低いほど長くする。
[ 0 0 0 8 ]
前記多孔質体は、 被溶射体上にチタン粉末をプラズマ溶射する こ とに よって得る こ とができる。 この場合、 前記チタン粉末は、 不定形の粒子 の群からなり、 その個々の粒子が多孔質である と好ましい。 粒子間隙が 上記の孔、 粒子内の孔が上記の穴となるよう に制御する ことができるか らである。 更に、 前記チタン粉末は、 粒径 2 0 〜 3 0 mの細粉と粒径 1 0 0 ~ 3 0 0 x mの粗粉からなる とよい。 それらの比率に応じて所望 の空隙率の多孔質体が得られる し、 粒子間の結合を強める ことができる からである。
また、 前記多孔質体を前記アルカ リ水溶液中に浸けた後あるいは更に 続いて水に浸けた後に加熱する と、 非晶質アルカ リチタン酸塩相または アナタ―ゼ相の比率が増す。 この加熱温度は、 2 0 0 〜 8 0 0 t:が好ま しい。 2 0 0 °Cに満たないとアナターゼ相への結晶化が起こ り にく いし、 8 0 0 を超える とチタン等が相変化したり軟化が進んだり して機械的 強度が低下するからである。
[ 0 0 0 9 ]
この発明の人工骨を製造する も う一つの適切な方法は、
上記の多孔質体を、 電解液中で陽極酸化する、 好ましく は火花放電を 生じる電圧で陽極酸化する ことを特徴とする。 この場合、 電解液が硫酸 又は硫酸塩を含む水溶液である と好ましい。 そのような電解液中で陽極 酸化する とアナターゼ相と （ 1 0 1 ) 面に配向したルチル相とが共存し た被膜が形成される。 そして、 それら 2 つの相が共存した被膜は、 特に ァパタイ ト形成能力に優れるか らである。 尚、 この明細書ではルチルに 関しては、 （ 1 0 1 ) 面由来のピーク強度が （ 1 1 0 ) 面由来のピーク 強度の 1 Z 2 を超えている場合を、 （ 1 0 1 ) 面に配向している と称す る。
[発明の効果]
[ 0 0 1 0 ]
以上のよう に、 この発明の人工骨は、 高強度及び骨誘導能を有するの で、 生体の随所で補強又は代替材料となり う る。 図面の簡単な説明
[ 0 0 1 1 ]
図 1 は、 この発明の人工骨を生体組織に埋め込んだ状態を模式的に示 す図である。 図 2 は、 実施例の人工骨に適用される多孔質体の孔径分布 を示す図である。 図 3は、 上記多孔質体の空隙率を示す図である。 図 4 は、 上記人工骨を生体組織に 1 2 ヶ月間埋め込んだ後、 染色試験をした 状態を示す約 1 2 0倍拡大写真である。 発明を実施するための最良の形態 [ 0 0 1 2 ]
一予備実験例一
1 5 X 1 O X l mm 3のチタン板を 5 M濃度の水酸化ナ ト リ ウム水溶液 に 6 0 で 2 4時間浸け、 続いて 4 0 °Cの蒸留水に 4 8時間浸けた後、 6 0 0 で 1 時間加熱した。 得られた基板の表面を薄膜 X線回折によ り 調べたところ、 多量に析出したアナターゼからなる皮膜が形成されてい た。
一実施例一
粒径 2 0 〜 3 0 i mの不定形チタ ン細粉と粒径 1 0 0 〜 3 0 0 β mの 不定形チタン粗粉とが 1対 3 の割合で混ざり合った混合粉末を準備した。 混合粉末をチタン板の上にプラズマ溶射する こ とによ り、 チタ ン板の上 に厚み 1 O mm程度の多孔質体を形成した。 こ の多孔質体を切り 出して、 研磨した。 0 . 1 mm ( 1 0 0 m) 研磨する毎に、 研磨面に存在する 孔の直径を測定した。 測定結果を図 2 に示す。
図 2 に見られるよう に、 多孔質体は、 表面から深さ 5 mmまでの範囲 において直径 3 0 0 〜 5 0 0 z mの連通した多数の孔を有していた。 こ れらの孔の面積の合計を観察面の全面積で除した値を空隙率とし、 図 3 に示す。 図 3 に見られるよう に、 多孔質体の空隙率は、 表面から深さ 5 mまでの範囲において 3 0 〜 6 0 %であった。 また、 研磨面を 1 0 0 倍 に拡大して観察したところ、 孔が網目状に連続している とともに、 各粒 子内に 0 . 1 〜 1 0 m程度の穴が存在していた。
[ 0 0 1 3 ]
次に、 研磨前の大きさ 5 X 5 X 7 mmの上記多孔質体を 6 0での 5 M 水酸化ナ ト リ ゥム水溶液に 2 4時間浸け、 続いて 4 0 °Cの蒸留水に 4 8 時間浸けた後、 6 0 0 °Cで 1 時間加熱した。
得られた多孔質体を成熟したビーグル犬の背筋に埋め込み、 1 2 ヶ月 後に取り だした。 これを トルイ ジンブルーにて染色し、 光学顕微鏡にて 観察したところ、 図 4 に約 1 2 0倍の拡大写真と して示すよう に多孔質 体の孔内表面にラメ ラを有する新たな骨が認め られた。 図 4 において黒 色部分 （チタンを示す 「 T i 」 形状の白抜き文字部分を含む。 ） がチタ ン、 濃い灰色部分が新生骨、 薄い灰色部分が気泡も し く は軟組織である。 走査電子顕微鏡観察及びエネルギー分散 X線スぺク 卜ルによれば、 新生 骨がチタ ンの表面に直接結合してお り、 カルシウム及び燐を含むことが 判つた ,。 病理学的な石灰化は認められなかった。
[ 0 0 1 4 ]
一比較例 1 —
プラズマ溶射して得られた多孔質体を 5 X 5 X 7 m mの大きさに切り 出し、 そのままビーグル犬の背筋に埋め込んだ以外は、 実施例と同様に 処理した。 その結果、 新生骨の形成は認め られなかった。
一比較例 2 —
多孔質体に代えてチタンの繊維塊からなり、 外径 4 m m、 長さ 1 1 m m、 空隙率 4 0 — 6 0 %、 孔の直径 5 0 〜 4 5 0 mの円柱を用いた以 外は、 実施例と同様に処理した。 その結果、 新生骨の形成は認 られな 力、つた。
一比較例 3 —
比較例 2 の円柱を水酸化ナ ト リ ゥム水溶液にも蒸留水にも浸ける こ と なく 、 そのままビーグル犬の背筋に埋め込んだ以外は、 比較例 2 と同様 に処理した。 その結果、 新生骨の形成は認められなかった。

Claims

請求の範囲
1 . チタンまたはチタン合金の一塊からな り、 直径 1 0 0 〜 3 0 0 0 / mの三次元網目状に連通した孔と、 孔の内面に直径 5 0 m以下の穴と を有し、 空隙率が 3 0 〜 8 0 %である多孔質体と、
非晶質酸化チタン相、 非晶質アルカ リチタン酸塩相、 アナターゼ相及 び （ 1 0 1 ) 面に配向したルチル相のう ちから選ばれる 1 種以上からな り、 その多孔質体における前記孔及び穴の表面の少なく とも一部に形成 された被膜とを備える こ とを特徴とする生体骨誘導性の人工骨。
2 . 前記被膜が、 0 . ：! 〜 1 0 . の厚さを有する請求項 1 に記載 の人工骨。
3 . チタンまたはチタン合金の一塊からな り、 直径 1 0 0 〜 3 0 0 0 n mの三次元網目状に連通した孔と、 孔の内面に直径 5 0 m以下の穴と を有し、 空隙率が 3 0 〜 8 0 %である多孔質体を、 アルカ リ性水溶液中 に浸すことを特徴とする生体骨誘導性の人工骨の製造方法。
4. 前記多孔質体を、 被溶射体上にチタン粉末をプラズマ溶射する こ と によって得る請求項 3 に記載の方法。
5 . 前記チタン粉末は、 不定形の粒子の群からなり 、 その個々の粒子が 多孔質である請求項 4 に記載の方法。
6 . 前記チタン粉末は、 2 0 ~ 3 0 111の細粉と 1 0 0 〜 3 0 0 111の 粗粉からなる請求項 4又は 5 に記載の方法。
7 . 前記多孔質体を前記アルカ リ水溶液中に浸した後に加熱する請求項 3 〜 6 のいずれかに記載の方法。
8 . 前記加熱温度が 3 0 0 〜 8 0 0 °Cである請求項 7 に記載の方法。
9 . 前記アルカ リ性水溶液中に浸した後、 加熱する前に多孔質体を水に 浸ける請求項 7 又は 8 に記載の方法。
1 0 . チタンまたはチタン合金の一塊からなり、 直径 1 0 0 〜 3 0 0 0 mの三次元網目状に連通した孔と、 孔の内面に直径 5 Ο μ πι以下の穴 とを有し、 空隙率が 3 0 〜 8 0 %である多孔質体を、 電解液中で陽極酸 化する ことを特徴とする生体骨誘導性の人工骨の製造方法。
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