CN111629694B - 纤维束增强的生物复合材料医用植入物 - Google Patents

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Abstract

一种医用植入物，该医用植入物包括多于一个纤维束，每个纤维束包括聚合物和多于一根单向地对齐的连续增强纤维。

Description

纤维束增强的生物复合材料医用植入物
背景
永久性矫形植入物材料
医用植入物可以由金属、合金、陶瓷或既可降解又稳定的复合材料制造。在需要高强度的承重矫形应用中，通常使用不锈钢或钛合金。金属植入物在矫形手术中具有悠久的成功使用历史，但也具有许多关于并发症的风险。尽管这些材料是惰性的，但它们还用于其中对植入物的需求仅仅是暂时的情况，如用于骨折固定术(fracture fixation)。在用于骨折固定术的金属棒和金属板的情况下，用于装置移除的二次手术可能在确认骨融合(osseous union)之后约一年被推荐。植入物移除造成患者另外的风险和增加的发病率、占据诊所的可用性并且增加总的手术成本(procedure cost)。如果装置不被移除，则它可能造成骨骼的重塑。这种重塑由于宿主组织的应力遮挡(stress shielding)或炎症又可能削弱骨骼。与皮质骨(cortical bone)的刚度和强度相比，应力遮挡可能由于金属的高刚度(模量)和高强度而发生，使得金属加应力于骨骼，这可能导致假体周围骨折(periprosthetic fracture)或骨强度的损失。
传统上已经由金属合金构造的承重医用植入物的实例包括骨板、骨棒、骨螺钉、骨图钉(bone tack)、骨钉(bone nail)、骨夹(bone clamp)和骨销(bone pin)，用于骨折的固定和/或截骨术(osteotomy)，以使骨碎片固定用于愈合。其它实例包括颈部楔(cervicalwedge)、腰椎笼(lumbar cage)以及用于脊椎融合和脊柱手术中其它操作的板和螺钉。
生物稳定的聚合物及其复合材料例如基于聚甲基丙烯酸酯(PMMA)、超高分子量聚乙烯(UHMWPE)、聚四氟乙烯(PTFE)、聚醚醚酮(PEEK)、聚硅氧烷和丙烯酸类聚合物也已经被用于制造医用植入物。这些材料不是可生物降解的或可生物再吸收的，并且因此当用于医用植入物应用时，它们面临许多与金属相同的限制。例如，它们可能需要二次手术用于在植入物使用寿命的某点替换或移除植入物。此外，这些材料比金属更脆弱(较低的强度和刚度)，使得它们更容易受到机械故障影响，特别是在重复动态负载(repeated dynamicloading)(即通过材料疲劳或蠕变)之后。
现有的可降解聚合物医用植入物
可再吸收的聚合物已经被用于开发可再吸收的植入物(resorbable implant)，可再吸收的植入物也可以被称为可吸收的(absorbable)、可生物吸收的或可生物降解的植入物。使用生物相容的、可再吸收的聚合物的优点是，聚合物以及由此植入物在体内再吸收并且释放被身体清除的无毒降解产物。聚合物，包括聚乳酸和聚乙醇酸以及聚二氧杂环己酮(polydioxanone)，是可再吸收的生物相容材料，该可再吸收的生物相容材料目前被用作矫形板、矫形棒、矫形锚、矫形销或矫形螺钉，以用于非承重医用植入物应用，例如颅面应用(craniofacial application)。这些医用植入物材料提供最终再吸收的优点，消除以后移除的需求，同时允许应力转移到重塑骨折。
然而，目前的可生物吸收的材料和植入物不具有匹配金属植入物的机械性质。非增强的可再吸收聚合物的机械强度和模量(约3GPa-5GPa)不足以支撑断裂的皮质骨，断裂的皮质骨具有在约15GPa-20GPa的范围内的弹性模量(Snyder SM等人，测量人类胫骨(tibial bone)的弯曲模量为约17.5GPa，在Snyder SM Schneider E,Journal ofOrthopedic Research,第9卷,1991,第422-431页)。因此，由可再吸收聚合物构建的现有医用植入物的指征被限制，并且现有医用植入物的固定通常需要保护免于移动或显著负载。当需要低应力区域(即，非承重应用)的固定时，例如在儿科患者中或在成人的内踝骨折(medial malleolar fracture)、胫排联合固定(syndesmotic fixation)、颌面部骨折或骨软骨骨折中，这些装置仅是考虑。
增强的可降解聚合物材料
最近，已经介绍了具有改进的强度和刚度(模量)的增强的聚合物材料。这些可生物降解的复合材料包括由通常呈纤维形式的填料增强的聚合物。在复合材料中，通常将相对柔性的基质(即聚合物)与刚性的和坚固的增强材料组合，以增强复合材料基质的机械性质。例如，可生物降解的玻璃或矿物材料可以被用于改进可生物降解的聚合物基质的刚度和强度。在背景技术中，报道了生产这样的复合材料的几种尝试，其中生物活性玻璃颗粒、羟基磷灰石粉末或短玻璃纤维被用于增强可生物降解的聚合物的性质。在大部分情况下，这些复合材料的强度和刚度比皮质骨低，或在生理环境中快速降解之后变得比皮质骨低。因此，这些复合材料中的大部分不适于在承重的医用植入物应用中使用。然而，最近已经报道了强度和刚度等于或大于皮质骨的可生物降解的复合材料，例如包含可生物降解的聚合物和20vol％-70vol％玻璃纤维的可生物降解的复合材料(WO2010128039 A1)。其它复合材料植入物，例如由利用纤维增强的聚合物形成的复合材料植入物，在美国专利4,750,905、5,181,930、5,397,358、5,009,664、5,064,439、4,978,360、7,419,714中公开，其公开内容通过引用并入本文。
增强的可降解聚合物材料的降解机理
当可生物降解的复合材料用于承重的医用植入物应用，例如用于固定骨折时，医用植入物的机械性质必须被保持持续延长的时间。复合材料的降解将导致植入物的强度或刚度的过早损失(premature loss)，并且可能导致植入物功能故障，例如骨节段(bonesegment)的不充分固定造成不适当的骨愈合。
不幸地，一旦可生物降解的复合材料与体液接触，可生物降解的复合材料将开始水解地降解。此降解可能是可生物降解的聚合物的降解、增强填料的降解或两者的结果。在水环境例如生理环境中的这样的降解，特别可能导致某些由无机化合物增强的增强聚合物材料的机械强度和刚度的急剧下降。在可吸收的聚合物基质是有机材料并且填料是无机化合物的情况下，可吸收的聚合物基质和填料之间的粘附(adhesion)可以通过聚合物或填料在水环境中的降解而减小，并且变得迅速地减小，使得增强的聚合物的初始机械性质迅速地下降，并且对于足够的承重性能而言变得不太理想。除了聚合物和填料分别地降解之外，聚合物与增强物(reinforcement)界面的不良的相互作用和粘附可能导致水环境中界面处的早期故障，从而在增强物从聚合物中分离并且填料的增强效果损失时导致急剧的机械性质下降。
等人(WO 2006/114483)描述了一种复合材料，该复合材料在聚合物基质中包含两种增强纤维，一种是聚合物纤维并且一种是陶瓷纤维；并且报道了等效于皮质骨的性质的良好初始机械结果(420+/-39MPa的弯曲强度和21.5GPa的弯曲模量)。然而，现有技术教导，用可吸收玻璃纤维增强的可生物吸收的复合材料具有高的初始弯曲模量，但是它们在体外迅速地损失其强度和模量。
虽然聚合物和增强物之间的改进的界面结合(例如共价键合)可以显著地延长增强的可生物吸收的聚合物在水环境中的机械性质保持(mechanical property retention)(WO2010128039 A1)，但聚合物、增强物或二者之间的界面的持续水解将造成机械性质随时间的损失。由于骨融合可能花费几个月或更久，所以即便共价键合的增强的可生物吸收的聚合物的延长的机械性质退化概况(degradation profile)对于用于承重矫形应用的医用植入物的最佳功能可能也是不足够的。
增强的可降解聚合物植入物的强度损失的实例关于自增强的聚L-乳酸被描述(Majola A等人,Journal of Materials Science Materials in Medicine,第3卷,1992,第43-47页)。在该文献中，在兔子的髓内植入和皮下植入之后，评估自增强的聚L-乳酸(SR-PLLA)复合材料棒(composite rod)的强度和强度保持。SR-PLLA棒的初始弯曲强度是250MPa-271MPa。在髓内植入和皮下植入12周之后，SR-PLLA植入物的弯曲强度是100MPa。
PLA、PGA和PCL的共聚酯和三元聚酯在定制用于医用装置的可再吸收的复合材料的最佳聚合物中是感兴趣的。单体比率和分子量的选择显著地影响可再吸收的复合材料的强度弹性、模量、热性质、降解速率和熔体粘度，并且已知所有这些聚合物在水条件中在体外和在体内两者均是可降解的。在降解过程中已经辨认了两个阶段：第一，降解通过酯键的无规水解断链(random hydrolytic chain scission)进行，这降低聚合物的分子量。在第二阶段中，除了断链，还观察到可测量的重量损失。机械性质主要损失，或至少在重量损失开始时将看到机械性质的显著下降。这些聚合物的降解速率是不同的，这取决于聚合物结构：结晶度、分子量、玻璃化转变温度、嵌段长度、外消旋作用(racemization)和链架构(chain architecture)。(Middleton JC,Tipton AJ,Biomaterials 21,2000,2335-2346)。
发明概述
背景技术未能教导或提出一种增强的可生物吸收的聚合物材料，该聚合物材料呈现出改进的机械性质，用于承重的医用植入物应用，例如用于承重目的的结构固定。背景技术未能教导或提出这样的材料，其中植入物的高强度和刚度被保持在等效于或超过皮质骨的水平持续至少与最大骨愈合时间一样长的时间。
在至少一些实施方案中，本发明通过提供这样的增强的可生物吸收的聚合物材料而克服了背景技术的这些缺点，该聚合物材料包括多于一个用于增强的纤维束。这样的纤维束使材料能够获得许多医用植入物应用所需的高强度和刚度。这与本领域中已知的植入物结构、架构、设计和生产技术产生了显著差异，其中医用植入物由包含单独的或层状的、短的或长的纤维增强聚合物的聚合物或复合材料产生。
令人惊讶地，本发明人已经发现，例如与被布置成单独的层而没有束的纤维相比，纤维束提供了优异的强度和其它期望的性质。关于纤维束增强，纤维优选地被对齐，使得每个纤维或纤维束沿着复合材料内的路径延伸。这样的对齐意味着束沿着植入物内的特定轴线提供增强，以在最需要的地方提供应力抗性(stress resistance)。任选地，纤维束以至多70％的容差(tolerance)、至多80％的容差、至多90％的容差、至多95％的容差或至多99％的容差或其间的任何整数来对齐。
关于容差，任选地，纤维束可以对齐成以螺旋构造(helix formation)扭曲。如本文描述的容差和/或距离测量结果也将适用于在螺旋情况中相邻束节段之间的距离。
优选地，关于可生物吸收的纤维束增强的复合材料植入物，还考虑植入物内复合材料的降解概况(degradation profile)，从而确保纤维束将初始地在装置植入的初始时间以及在体内其功能周期的过程两者中提供强度和刚度的增强。
优选地对如本文描述的纤维束增强的植入物的性能进行调整的机械性质包括弯曲强度和刚度(模量)、拉伸强度和刚度、剪切强度和刚度、压缩强度和刚度以及扭转强度和刚度中的一种或更多种。对于这样的植入物，这些性质优选地在时间零(即在生产后的植入物中)和在体内植入一定时间段后两者均满足一个或更多个性能标准。在时间零的机械性质取决于部件内纤维的对齐和取向。然而，在体内植入(或模拟植入)之后保持大百分比的机械性质需要另外的且不同的考量。
如下文将更详细描述的，医用植入物设计的这种考量优选地包括以下参数中的一种或更多种：组成、组分比率、纤维直径、纤维束分布和对齐、纤维长度等。
这些参数可以影响本文描述的医用植入物性能的几个另外的方面和性质：
1.材料降解速率(降解期间的降解产物、局部pH和离子水平)
2.影响植入物与周围局部组织的界面的表面性质
3.生物效应，例如抗微生物性质或骨传导性质
4.对灭菌过程(例如环氧乙烷气体、伽马辐射或电子束辐射)的响应。
在至少一些实施方案中，本发明通过从纤维束增强的生物相容的复合材料提供植入物组合物来提供这些问题的解决方案，纤维束增强的生物相容的复合材料是由先前的植入物向前的重要步骤，因为它们可以实现可持续地高的、承重的强度和刚度。此外，本文描述的生物复合材料也是任选地且优选地可生物吸收的。
因此，本发明克服了先前方法的限制，并且提供了医用植入物，该医用植入物包括特征为纤维束增强物的可生物降解的生物复合材料组合物，该生物复合材料组合物具有优异的机械性质并且随后将其机械强度和刚度保持持续延长的时间。
根据至少一些实施方案，提供了一种医用植入物，该医用植入物包括多于一个增强纤维束以及结合所述纤维束的聚合物，每个纤维束具有轴线、包含沿着束的轴线在轴线的0度至5度内对齐的多于一根纤维；其中所述聚合物和所述纤维束是可生物降解的；并且其中所述纤维在每个束内被隔开不超过100微米。
任选地，所述纤维束被嵌入所述聚合物中。任选地，所述纤维束与所述聚合物混合。任选地，所述纤维相对于纤维束的轴线的所述对齐在0度至1度之间。
任选地，束内的纤维之间的距离在0微米-50微米的范围内。任选地，束内的纤维之间的距离在0微米-30微米的范围内。任选地，束内的纤维之间的距离在0微米-20微米的范围内。任选地，束内的纤维之间的距离在0微米-10微米的范围内。任选地，医用植入物内的纤维束被隔开小于200微米。任选地，医用植入物内的纤维束被隔开5微米-60微米。任选地，医用植入物内的纤维束被隔开10微米-40微米。任选地，医用植入物内的纤维束被隔开10微米-30微米。任选地，医用植入物内的纤维束被隔开10微米-50微米。任选地，医用植入物内的相邻纤维束彼此偏移15度至75度的角度。任选地，医用植入物内的相邻纤维束彼此偏移30度至60度的角度。任选地，所述纤维包含增强矿物组合物(reinforcing mineralcomposition)。任选地，植入物内的矿物含量在40％-60％w/w的范围内。任选地，植入物内的矿物含量在45％-55％w/w的范围内。任选地，束内的矿物含量在40％-70％w/w的范围内。任选地，束内的矿物含量在50％-70％w/w的范围内。
任选地，医用植入物另外包含增容剂(compatibilizer)，其中增容剂的重量含量小于0.5％w/w。任选地，聚合物包括聚乳酸聚合物的L异构体和D异构体。任选地，聚合物的L∶D异构体的比在60∶40至98∶2的范围内。任选地，聚合物的L∶D异构体的比在70∶30至96∶4的范围内。任选地，所述聚合物包括聚-LD-丙交酯(PLDLA)。任选地，聚合物包括聚丙交酯(polylactide)(PLA)、聚-L-丙交酯(poly-L-lactide)(PLLA)、聚-DL-丙交酯(poly-DL-lactide)(PDLLA)、聚-LD-丙交酯(PLDLA)；聚乙交酯(PGA)；乙交酯的共聚物、乙交酯/三亚甲基碳酸酯共聚物(PGA/TMC)；PLA的其它共聚物，例如丙交酯/四甲基乙交酯共聚物、丙交酯/三亚甲基碳酸酯共聚物、丙交酯/d-戊内酯共聚物、丙交酯/ε-己内酯共聚物、L-丙交酯/DL-丙交酯共聚物、乙交酯/L-丙交酯共聚物(PGA/PLLA)、聚丙交酯-共-乙交酯；PLA的三元共聚物，例如丙交酯/乙交酯/三亚甲基碳酸酯三元共聚物、丙交酯/乙交酯/ε-己内酯三元共聚物、PLA/聚环氧乙烷共聚物；聚缩酚酸肽(polydepsipeptide)；不对称-3,6-取代的聚-1,4-二氧六环-2,5-二酮；聚羟基链烷酸酯，例如聚羟基丁酸酯(PHB)、PHB/b-羟基戊酸酯共聚物(PHB/PHV)、聚-b-羟基丙酸酯(PHPA)；聚对二氧杂环己酮(PDS)；聚-d-戊内酯-聚-ε-己内酯、聚(ε-己内酯-DL-丙交酯)共聚物；甲基丙烯酸甲酯-N-乙烯基吡咯烷酮共聚物；聚酯酰胺；草酸的聚酯；聚二氢吡喃；聚烷基-2-氰基丙烯酸酯；聚氨酯(PU)；聚乙烯醇(PVA)；多肽；聚-b-苹果酸(PMLA)；聚-b-链烷酸；聚碳酸酯；聚原酸酯；聚磷酸酯；聚(酯酸酐)；及其混合物；以及天然聚合物，例如糖；淀粉、纤维素和纤维素衍生物、多糖、胶原蛋白、壳聚糖、纤维蛋白、透明质酸、多肽和蛋白质、或其混合物。
任选地，每个纤维束包含3根-500根之间的增强纤维。任选地，每个束包含在每个束中的20根-300根之间的增强纤维。任选地，每个束包含25根-200根之间的增强纤维。任选地，每个束包含3根-100根之间的增强纤维。任选地，每个束包含5根-50根之间的增强纤维。任选地，每个束包含8根-16根之间的增强纤维。
任选地，束的直径是从35微米至6500微米。任选地，束的直径是从250微米至4000微米。任选地，束的直径是从325微米至2600微米。任选地，束的直径是从35微米至1300微米。任选地，束的直径是从65微米至650微米。
任选地，束的直径是从100微米至200微米。
任选地，纤维束是圆形形状。任选地，纤维束是卵形(ovular)形状。任选地，所述卵形形状包括纤维在x轴线与y轴线的6∶1的比。任选地，所述比是4∶1。任选地，所述比是3∶1。任选地，所述比是2∶1。任选地，所述比是1∶1。
任选地，纤维束具有下述的几何形状：其中在束的穿过中心的任何轴线上的直径在任何其它轴线上的直径的长度的4倍内。任选地，所述直径在长度的2倍内。任选地，所述直径是相同的。任选地，纤维束的平均直径在0.5mm-10mm的范围内。任选地，平均直径在1mm-5mm的范围内。任选地，平均直径在1.5mm-3.5mm的范围内。
任选地，每个纤维束内的纤维密度以平均横截面积百分比计在30％-99％的范围内。任选地，纤维密度在40％-95％的范围内。任选地，每个纤维束内的纤维密度以体积百分比计在30％-99％的范围内。任选地，所述纤维密度在40％-95％的范围内。
任选地，所述纤维长于4mm。任选地，所述纤维长于8mm。任选地，所述纤维长于12mm。任选地，所述纤维长于16mm。任选地，所述纤维长于20mm。
任选地，增强纤维的至少一部分具有医用植入物的纵向长度的至少50％的连续长度。任选地，所述长度是医用植入物的长度的至少80％。任选地，所述长度是医用植入物的长度的至少100％。任选地，所述长度是医用植入物的长度的至少100％，并且所述长度是植入物的长度的至多150％。任选地，所述长度是医用植入物的长度的至少100％，并且是植入物的长度的至多10,000％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多1000％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多500％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多450％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多400％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多350％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多300％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多250％。任选地，所述长度是植入物的长度的至多200％。
任选地，增强纤维的平均直径在0.1μm-100μm的范围内。任选地，所述直径在1μm-20μm的范围内。任选地，所述直径在8μm-18μm的范围内。
任选地，医用植入物内的纤维之间的纤维直径的标准偏差小于5μm。任选地，医用植入物内的纤维之间的纤维直径的所述标准偏差小于3μm。任选地，医用植入物内的纤维之间的纤维直径的所述标准偏差小于1.5μm。
任选地，生物复合材料束内的相邻增强纤维之间的距离在0μm-50μm的范围内。任选地，相邻纤维之间的所述距离在1μm-30μm的范围内。任选地，相邻纤维之间的所述距离在1μm-20μm的范围内。任选地，相邻纤维之间的所述距离在0μm-25μm的范围内。任选地，相邻纤维之间的所述距离在0μm-15μm的范围内。任选地，相邻纤维之间的所述距离在0μm-10μm的范围内。
任选地，生物复合材料医用植入物内的增强纤维的重量百分比在20％-90％的范围内。任选地，所述重量百分比在40％-70％的范围内。任选地，所述重量百分比在40％-60％的重量范围内。
任选地，生物复合材料医用植入物内的增强纤维的体积百分比在10％-80％的范围内。任选地，所述体积百分比在20％-50％的范围内。
如本文所使用的术语“可生物降解的”还指的是在体内可再吸收的、可生物再吸收的(bioresorbable)、可生物吸收的(bioabsorbable)或可吸收的材料。
附图简述
图1描绘了骨板的尺寸；
图2是示例性骨板植入物的SEM；示出了在板外表面上的纤维束的存在和取向；
图3示出了示例性骨板植入物的SEM；以特写视图(close up view)示出了在板外表面上的纤维束；
图4示出了示例性骨板植入物横截面的SEM；以特写视图示出了描绘纤维直径范围的纤维束特写；
图5示出了示例性骨板植入物横截面的SEM；示出了在一个束内的纤维之间的距离；
图6示出了示例性骨板植入物横截面的SEM；示出了束之间的距离的实例；
图7示出了三点挠性弯曲测试设备(flexural bending test apparatus)；
图8以总体透视图示出了缝合锚植入物(suture anchor implant)；
图9示出了关于外部尺寸的缝合锚植入物；
图10A和图10B示出了缝合锚植入物作为整体(图10A)和以横截面(图10B)的显微CT扫描(micro-CT scan)；
图11A和图11B描绘了用于缝合锚拉拔测试的测试设备；
图12描绘了用于缝合锚扭转故障(torsion to failure)的测试设备；
图13图示出了作为非限制性实例的单根玻璃纤维几何形状；以及
图14A和图14B示出了对于两种板类型的故障模式，特别是对于纤维束板(图14A)和PLDLA板(图14B)。
详细描述
根据本发明的至少一些实施方案的医用植入物适合于承重的矫形植入物应用，并且包括一种或更多种生物复合材料、任选地可生物吸收的材料，其中持续的机械强度和刚度对于合适的植入物功能是至关重要的。该生物复合材料的特征在于沿着轴线对齐的多于一个纤维束，用于植入物的增强。
根据至少一些实施方案，本发明因此提供了纤维束增强的医用植入物，该医用植入物作为用于承重目的的结构固定是有用的，由于构成植入物的可生物吸收的材料的阻碍降解(impeded degradation)而呈现出持续的机械性质。
相关的植入物可以包括但不限于骨固定板、髓内钉、关节(髋、膝、肘)植入物、脊柱植入物以及用于这样的应用例如用于骨折固定、肌腱复置、脊柱固定和脊柱笼的其它装置。
增强纤维优选地是连续纤维。这样的连续纤维优选地长于4mm，更优选地长于8mm、12mm、16mm，并且最优选地长于20mm。
可选择地，或此外，增强纤维长度可以被定义为植入物长度的函数，其中增强纤维的至少一部分并且优选地增强纤维的大部分具有连续长度，连续长度是包括这些纤维的医用植入物或医用植入物部件的纵向长度的至少50％。优选地，增强纤维的部分或大部分具有医用植入物的长度的至少80％的连续长度，并且更优选地医用植入物的长度的至少100％的连续长度。纤维可以长于植入物的长度，纤维束的长度也可以如此。对于每个纤维和/或束，其可以是植入物的长度的至少100％以及植入物的长度的至多150％、植入物的长度的至多200％、植入物的长度的至多250％、植入物的长度的至多300％、植入物的长度的至多350％、植入物的长度的至多400％、植入物的长度的至多450％、植入物的长度的至多500％、植入物的长度的至多1000％、植入物的长度的至多10,000％或其间的任何百分比。这样的连续增强纤维可以为植入物的大部分提供结构增强。用于与本文的增强的生物复合材料医用植入物一起使用的增强纤维的平均直径可以在0.1μm-100μm的范围内。优选地，纤维直径在1μm-20μm的范围内。更优选地，纤维直径在8μm-16μm的范围内。
医用植入物内的纤维之间的纤维直径的标准偏差优选地小于5μm，更优选地小于3μm，并且最优选地小于1.5μm。纤维直径的均匀性有益于整个植入物的一致性。
优选地，生物复合材料医用植入物内的增强纤维的重量百分比在20％-90％的范围内，更优选地，该重量百分比在40％-70％的范围内，并且最优选地在40％-60％的重量范围内。
优选地，生物复合材料医用植入物内的增强纤维的体积百分比在10％-80％的范围内，更优选地，该体积百分比在20％-50％的范围内。
虽然植入物内的生物复合材料组合物在确定植入物的机械性质和本体性质(bulkproperty)中是重要的，但与植入物的表面边缘接触的特定的组成和结构具有独特的意义，因为此组成和结构可以极大地影响植入体内之后周围细胞和周围组织与植入物如何相互作用。例如，生物复合材料的可吸收聚合物部分在本质上可以是疏水性的，使得生物复合材料将在一定程度上排斥周围组织，而生物复合材料的矿物增强纤维部分在本质上可以是亲水性的，并且因此促使周围组织附接到植入物或产生组织向内生长。
在本发明的任选的实施方案中，按表面积的百分比计的组成组分(compositionalcomponent)中的一种的表面存在大于按体积百分比计的该组分在植入物的本体组合物中的存在。例如，表面上的矿物的量可能大于聚合物的量，或反之亦然。不希望受到单个假设所限制，为了更好地与骨整合，较大量的矿物将任选地且优选地存在于表面上。为了减少与骨整合，较大量的聚合物将任选地且优选地存在于表面上。优选地，一种组分的表面积组成的百分比比该组分在总的生物复合材料植入物中的体积百分比的百分比大超过10％。更优选地，该百分比大超过30％，并且最优选地大超过50％。
任选地，医用植入物的一个表面可以具有生物复合材料组分中的一种的局部优势，而不同表面或相同表面的不同部分可以具有不同生物复合材料组分的局部优势。
任选地，医用植入物是螺纹螺钉或其它螺纹植入物。优选地，植入物的外层将被定向地对齐，使得纤维的方向接近螺纹的螺旋角。优选地，纤维方向的对齐角度在螺旋角的45度内。更优选地，对齐角度在30度内，并且最优选地，对齐角度在螺旋角的15度内。以这种方式使纤维对齐角度接近螺旋角可以改进螺纹的牢固性，并且防止螺纹内的增强纤维裂开。
关于圆形植入物，增强纤维可以任选地采用植入物的全圆形形状，并且围绕植入物的圆形形状弯曲而不偏离其圆周。优选地，增强纤维的一部分或大部分偏离植入物的圆形形状，使得形成切向角。切向角被定义为在固定起点处从曲线方向的偏差，其中固定起点是其中纤维接触或最接近接触横截面圆形区域的中心的点。
优选地，圆形医用植入物内的增强纤维与植入物的曲率之间的切向角小于90度，更优选地小于45度。
优选地，用于本发明的生物复合材料组合物的密度在1g/mL至2g/mL之间。更优选地，密度在1.2g/mL至1.9g/mL之间。最优选地在1.4g/mL至1.8g/mL之间。
将纤维布置成束提供另外的强度
令人惊讶地，本发明人已经发现，与例如单独布置纤维或将纤维仅布置成层对比，将纤维布置成束为植入物提供了更大的强度。如本文所使用的，术语“纤维束”指的是分离的纤维的束，其中纤维各自沿着束的长度彼此平行地纵向延伸。每根纤维都是独立的部件，并且优选地包括单丝(single filament)。纤维束包含许多单独的纤维，这些单独的纤维彼此非常接近但通常在束内的纤维之间散布有一定量的聚合物。优选地，每个纤维束的横截面具有椭圆形状，其可以是任何类型的椭圆形，包括但不限于圆形或卵形形状。预期的是，由于这种椭圆形状，每个纤维束横截面的至少一部分更接近，甚至接触相邻的束，而每个纤维束的至少另一部分不太接近相邻的纤维束。
在由碳制造部件的当前技术中，由碳制成的丝通常以数千根这样的丝的量结合成所谓的“纤维”。纤维然后被单独使用以形成物体。然而，这种结构不同于本发明的纤维，因为本发明的每根纤维都足够厚和坚固以成为独立的部件。为了另外的优点，诸如例如强度，本发明的纤维被结合成束。
例如，美国专利第5064439号声明“Preferably,carbon fibers are employed inthe present invention.For convenience,the fibers are referred to hereinbelowas carbon fibers(“CF”)(优选地，碳纤维被用于本发明。为方便起见，纤维在下文中被称为碳纤维(“CF”)”。接着，一种制备这样的碳纤维的方法被描述为使具有3,000根-15,000根丝/束的丝束(bundle of filaments)经过用于涂覆的溶液。
换句话说，当词语“纤维”通常关于复合材料组合物中的碳纤维被使用时，它通常意指丝束的纤维，通常每根纤维有3000根-15000根丝。在碳纤维的情况下，单独的丝不是独立的部件，并且通常不存在散布在丝之间的聚合物。碳纤维本身通常不被布置成纤维束。
根据至少一些实施方案，提供了一种医用植入物，该医用植入物包括多于一个增强纤维束以及结合所述纤维束的聚合物，每个纤维束具有轴线、包含沿着束的轴线对齐的多于一根纤维；其中所述聚合物和所述纤维束是可生物降解的；并且其中所述纤维在每个束内被隔开不超过100微米。
任选地，束内的纤维之间的距离在0微米-50微米的范围内。还任选地，束内的纤维之间的距离在0微米-30微米的范围内。优选地，束内的纤维之间的距离在0微米-20微米的范围内。更优选地，束内的纤维之间的距离在0微米-10微米的范围内。
根据至少一些实施方案，本发明涉及包括生物复合材料组合物的医用植入物，其由多于一个纤维束增强。优选地，生物复合材料组合物包含由矿物组合物增强的(任选地可生物吸收的)聚合物。优选地，矿物组合物增强通过由矿物组合物制成的增强纤维来提供。
优选地，医用植入物或其部分包括多于一个生物复合材料纤维束，每个束包括由单向增强纤维增强的可生物吸收的聚合物。植入物的性质任选地且优选地至少部分地根据纤维束的组成和尺寸、以及束相对于装置的放置(placement)例如相对于纤维束方向来确定。纤维可以任选地保持离散，但任选地周围的聚合物的一些熔融可能发生，以将束结合在一起。
生物复合材料纤维束可以被定义为延伸穿过医用植入物的部分或全部的连续或半连续的纤维的集合，其中该束包含单向地对齐的增强纤维。
优选地，存在5根-2000根之间的形成每个生物复合材料纤维束的增强纤维。优选地，在每个束中存在10根-150根之间的增强纤维，并且最优选地存在20根-100根之间的增强纤维。任选地，增强纤维是连续的。可选择地，增强纤维可以被节段(即不连续的)。
优选地，纤维束大致是圆形形状的。可选择地，纤维束是卵形的。
任选地，纤维束可以采用任何规则或不规则的几何形状，其中在束的穿过中心的任何轴线上的直径是相同的或是在任何其它轴线上的直径的长度的4倍内，并且优选地，在该长度的2倍内。
优选地，纤维束的平均直径在0.5mm-10mm的范围内。更优选地，平均直径在0.5mm-5mm的范围内。最优选地，平均直径在1mm-3.5mm的范围内。
优选地，每个纤维束内的纤维密度以平均横截面积百分比计在30％-99％的范围内，更优选地，在40％-95％的范围内，并且最优选地，在45％-70％的范围内。
优选地，每个纤维束内的纤维密度以重量百分比计在30％-99％的范围内，更优选地，在40％-95％的范围内，并且最优选地，在45％-70％的范围内。
任选地，每个纤维束内的纤维密度比医用植入物的整体密度大至少3％。优选地，大至少5％。
在这种情况中，相邻的束可以意指两个不同的相邻的束或两个相邻的束节段，其中两个节段均是相同的较长纤维束的节段。
任选地，纤维束内的相邻纤维之间的定向纤维取向是相同或相似的。优选地，束内的纤维之间的平均角度差或中间角度差(median angle difference)在0度至15度之间，更优选地在0度至10度之间，并且最优选地在0度至5度之间。
医用植入物内的生物复合材料纤维束优选地在特定容差内彼此非常接近。优选地，如通过在一束中的最后的纤维与在随后的束中的第一根纤维之间的距离所测量的，在植入物的部分或全部中的相邻的束之间的平均距离或中间距离在0μm-200μm之间，更优选地在1μm-60μm之间、2μm-40μm之间，并且最优选地在3μm-30μm之间。束内的纤维与相邻的束内的纤维的良好接近(good approximation)允许每个束机械地支撑相邻的束。然而，束之间的一定距离可能是合意的，以允许一些聚合物保留在相邻的束的纤维之间并且因此将它们粘附在一起，以防止在高机械负载下的层裂开(layer dehiscence)。
在这种情况中，相邻的束可以意指两个不同的相邻的束或两个相邻的束节段，其中两个节段均是相同的较长纤维束的节段。
任选地，在生物复合材料束内相邻的增强纤维之间的距离在0μm-50μm的范围内，优选地，相邻的纤维之间的距离在1μm-30μm的范围内，更优选地在1μm-20μm的范围内，并且最优选在1μm-10μm的范围内。
优选地，植入物优选地包括1个-100个之间的生物复合材料纤维束，更优选地1个-50个之间的束，并且最优选地3个-20个之间的束；其中每个束可以在不同的方向上对齐或者束中的一些可以在与其它束相同的方向上对齐。
优选地，多于一个纤维束在医用植入物的纵向轴线的方向上对齐。任选地，纤维束中的大部分在医用植入物的纵向轴线的方向上对齐。
可生物吸收的聚合物
在本发明的优选的实施方案中，可生物降解的复合材料包括可生物吸收的聚合物。
本文描述的医用植入物可以由任何可生物降解的聚合物制成。可生物降解的聚合物可以是均聚物或共聚物，包括无规共聚物、嵌段共聚物或接枝共聚物。可生物降解的聚合物可以是直链聚合物、支链聚合物或树状聚合物。可生物降解的聚合物可以是天然来源或合成来源。合适的可生物降解的聚合物的实例包括但不限于例如由以下制成的聚合物：丙交酯、乙交酯、己内酯、戊内酯、碳酸酯(例如，三亚甲基碳酸酯、四亚甲基碳酸酯及类似物)、二氧杂环己酮(dioxanone)(例如1,4-二氧杂环己酮)、δ-戊内酯、l-二氧杂环庚酮(1,dioxepanones)(例如l,4-二氧杂环庚-2-酮和1,5-二氧杂环庚-2-酮)、乙二醇、环氧乙烷、酯酰胺、γ-羟基戊酸酯、β-羟基丙酸酯、α-羟基酸、羟基丁酸酯、聚(原酸酯)、羟基链烷酸酯、酪氨酸碳酸酯、聚酰亚胺碳酸酯、聚亚氨基碳酸酯例如聚(双酚A-亚氨基碳酸酯)和聚(氢醌-亚氨基碳酸酯)、聚氨酯、聚酸酐、聚合物药物(例如聚二氟尼柳(polydiflunisol)、聚阿司匹林(polyaspirin)和蛋白质治疗剂)及其共聚物和组合。合适的天然可生物降解的聚合物包括由以下制成的那些聚合物：胶原蛋白、几丁质、壳聚糖、纤维素、聚(氨基酸)、多糖、透明质酸、树胶(gut)、其共聚物和其衍生物及其组合。
根据本发明，可生物降解的聚合物可以是共聚物或三元共聚物，例如：聚丙交酯(PLA)、聚-L-丙交酯(PLLA)、聚-DL-丙交酯(PDLLA)、聚-LD-丙交酯(PLDLA)；聚乙交酯(PGA)；乙交酯的共聚物、乙交酯/三亚甲基碳酸酯共聚物(PGA/TMC)；PLA的其它共聚物，例如丙交酯/四甲基乙交酯共聚物、丙交酯/三亚甲基碳酸酯共聚物、丙交酯/d-戊内酯共聚物、丙交酯/ε-己内酯共聚物、L-丙交酯/DL-丙交酯共聚物、乙交酯/L-丙交酯共聚物(PGA/PLLA)、聚丙交酯-共-乙交酯；PLA的三元共聚物，例如丙交酯/乙交酯/三亚甲基碳酸酯三元共聚物、丙交酯/乙交酯/ε-己内酯三元共聚物、PLA/聚环氧乙烷共聚物；聚缩酚酸肽；不对称-3,6-取代的聚-1,4-二氧六环-2,5-二酮；聚羟基链烷酸酯，例如聚羟基丁酸酯(PHB)、PHB/b-羟基戊酸酯共聚物(PHB/PHV)、聚-b-羟基丙酸酯(PHPA)；聚对二氧杂环己酮(PDS)；聚-d-戊内酯-聚-ε-己内酯、聚(ε-己内酯-DL-丙交酯)共聚物；甲基丙烯酸甲酯-N-乙烯基吡咯烷酮共聚物；聚酯酰胺；草酸的聚酯；聚二氢吡喃；聚烷基-2-氰基丙烯酸酯；聚氨酯(PU)；聚乙烯醇(PVA)；多肽；聚-b-苹果酸(PMLA)；聚-b-链烷酸；聚碳酸酯；聚原酸酯；聚磷酸酯；聚(酯酸酐)；及其混合物；以及天然聚合物，例如糖；淀粉、纤维素和纤维素衍生物、多糖、胶原蛋白、壳聚糖、纤维蛋白、透明质酸、多肽和蛋白质。还可以使用任何上文提及的聚合物及其各种形式的混合物。
优选地，聚合物是PLDLA，并且L异构体与D异构体的比在60∶40L∶D至99∶1L∶D的范围内，并且更优选地，该比在70∶30和96∶4之间。
增强的可生物吸收的聚合物
根据本发明的至少一些实施方案，医用植入物包括增强的可生物吸收的聚合物(即，包括先前描述的聚合物并且还并入通常呈纤维形式的增强填料以增加聚合物的机械强度的可生物吸收的复合材料)。
在本发明的更优选的实施方案中，增强的可生物吸收的聚合物是包括任何上文提及的可生物吸收的聚合物和优选地呈纤维形式的增强填料的增强的聚合物组合物。增强填料可以包括有机材料或无机(即，天然的或合成的)材料。增强填料可以是可生物降解的玻璃、纤维素材料、纳米金刚石或本领域已知的任何其它填料，以增加可生物吸收的聚合物的机械性质。填料优选地由不同于可生物吸收的聚合物本身的材料或材料类别制成。然而，填料还可以任选地是可生物吸收的聚合物本身的纤维。
先前已经记录了这样的增强的聚合物组合物的许多实例。例如：生物相容的且可再吸收的熔融衍生玻璃组合物，其中玻璃纤维可以嵌入连续聚合物基质中(EP 2 243 749A1)；包含可生物降解的聚合物和20vol％-70vol％玻璃纤维的可生物降解的复合材料(WO2010128039 A1)；可以嵌入聚合物基质中的可再吸收的且生物相容的纤维玻璃(US2012/0040002 A1)；生物相容的复合材料及其用途(US 2012/0040015 A1)；包含作为填料的聚[琥珀酰亚胺]的可吸收的聚合物(EP0 671 177 B1)。
在本发明的更优选的实施方案中，增强填料被结合到可生物吸收的聚合物，使得增强效果被保持持续延长的时间。这样的方法已经在US2012/0040002 A1和EP 2243500B1中被描述，这样的方法讨论了一种复合材料，该复合材料包括：生物相容的玻璃、生物相容的基质聚合物和能够形成共价键的偶联剂。
优选地，施胶剂(sizer)或增容剂被包括在生物复合材料植入物组合物中，以增加聚合物和纤维之间的结合。优选地，这样的增容剂或施胶剂按重量计和/或按体积计构成整体植入物组合物的<1％。优选地，这样的增容剂或施胶剂按重量计和/或按体积计构成<0.5％。最优选地，这样的增容剂或施胶剂按重量计和/或按体积计构成<0.3％。
优选地，所述增容剂或施胶剂的大部分包括选自上文提及的可吸收聚合物的列表的可生物吸收的聚合物。优选地，施胶剂内的聚合物与构成植入物的聚合物结构组分的可生物吸收的聚合物具有不同的组成、固有粘度(intrinsic viscosity)或平均分子量。这样的增容剂优选地比植入物的聚合物结构组分具有较低的分子量(较短的链)。这样的增容剂的非限制性实例在WO2010122098中给出，其据此通过引用并入，如同完全在本文中陈述一样。例如，任选地，增容剂包括聚合物，其中增容剂的结构单元中的至少10％与结构聚合物的结构单元相同，并且增容剂的分子量小于30000g/mol。任选地，增容剂的结构单元中的至少30％与结构聚合物的结构单元相同，并且增容剂的分子量小于10000g/mol。更优选地，增容剂的分子量小于10000g/mol。可选择地，增容剂的结构单元中的0％与结构聚合物的结构单元相同。在这些特性中，增容剂和结构聚合物任选地独立地选自如本文描述的聚合物材料。如上文所提到的，可生物降解的复合材料和纤维优选地以可生物降解的复合材料纤维束的形式布置，其中每个束包括单向地对齐的连续增强纤维，单向地对齐的连续增强纤维嵌入包括一种或更多种可生物吸收的聚合物的聚合物基质中。
可生物降解的复合材料优选地包含在聚合物基质中，所述聚合物基质可以任选地包括任何以上的聚合物。任选地且优选地，聚合物基质可以包括选自由以下组成的组的聚合物：PLLA(聚-L-丙交酯)、PDLLA(聚-DL-丙交酯)、PLDLA、PGA(聚乙醇酸)、PLGA(聚丙交酯-乙醇酸)、PCL(聚己内酯)、PLLA-PCL及其组合。如果使用PLLA，则基质优选地包括至少30％PLLA，更优选地50％，并且最优选地至少70％PLLA。如果使用PDLA，则基质优选地包括至少5％PDLA，更优选地至少10％，最优选地至少20％PDLA。
优选地，聚合物基质的固有粘度(IV)(独立于增强纤维)在1.2dl/g至2.4dl/g的范围内，更优选地在1.5dl/g至2.1dl/g的范围内。
固有粘度(IV)是用于测量分子大小的粘度测定法。IV基于聚合物溶液通过窄毛细管的流动时间相对于纯溶剂通过该毛细管的流动时间。
优选地，如通过GPC测量的聚合物基质的平均分子量在100kDa-400kDa的范围内。更优选地，平均分子量在120kDa-250kDa的范围内。最优选地，平均分子量在150kDa-250kDa的范围内。
增强纤维
优选地，增强纤维包括基于二氧化硅的矿物化合物，使得增强纤维包括可生物再吸收的玻璃纤维，该可生物再吸收的玻璃纤维还可以被称为生物玻璃纤维复合材料。
可生物再吸收的矿物纤维可以任选地具有在以下mol.％范围内的氧化物组成：
Na2O：10.0mol.％-19.0mol.％
CaO：9.0mol.％-14.0mol.％
MgO：1.5mol.％-8.0mol.％
B2O3：0.5mol.％-3.0mol.％
Al2O3：0mol.％-0.8mol.％
P2O3：0.1mol.％-0.8mol.％
SiO2：67mol.％-73mol.％
K2O：0mol.％-0.8mol.％
并且更优选地在以下mol.％范围内的氧化物组成：
Na2O：11.5mol.％-13.0mol.％
CaO：9.0mol.％-10.0mol.％
MgO：7.0mol.％-8.0mol.％
B2O3：1.4mol.％-2.0mol.％
P2O3：0.5mol.％-0.8mol.％
SiO2：67mol.％-70mol.％
K2O：0mol.％-0.4mol.％。
可选择地，上文的矿物组成范围以重量％(w/w)而不是以mol％适用。
Letonen TJ等人(Acta Biomaterialia 9(2013)4868-4877)先前已经描述了另外的任选的玻璃纤维组合物，该文献以其整体通过引用被包括在此；这样的玻璃纤维组合物可以任选地代替以上组合物或除以上组合物之外被使用。
另外的任选的可生物再吸收的玻璃组合物在以下专利申请中被描述，所述专利申请通过引用据此并入，如同完全在本文中陈述一样：Biocompatible composite and itsuse(WO2010122098)；以及Resorbable and biocompatible fibre glass compositionsand their uses(W02010122019)。
任选的另外的特征
以下特征和实施方案可以任选地与任何以上特征和实施方案组合。
增强纤维的拉伸强度优选地在1200MPa-2800 MPa的范围内，更优选地在1600MPa-2400 MPa的范围内，并且最优选地在1800MPa-2200 MPa的范围内。
增强纤维的弹性模量优选地在30GPa-100 GPa的范围内，更优选地在50GPa-80GPa的范围内，并且最优选地在60GPa-70 GPa的范围内。
任选地，与医用植入物的纵向轴线对齐的增强纤维的大部分具有以下长度：植入物的总长度的至少50％，优选地至少60％，更优选地至少75％，并且最优选地至少85％。
医用植入物复合结构
植入物可以选自包括以下的组：矫形销、矫形螺钉、矫形板、髓内棒(intramedullary rod)、髋关节置换(hip replacement)、膝关节置换(kneereplacement)、网(mesh)等。
植入物的平均壁厚度优选地在0.2mm至10mm的范围内，更优选地在0.4mm至5mm的范围内，更优选地在0.5mm至2mm的范围内，并且最优选地在0.5mm至1.5mm的范围内。
任选地，植入物可以包括增强肋、角撑板(gusset)或支架(strut)。
肋基部厚度优选地大于邻接壁厚度的20％，更优选地大于邻接壁厚度的30％，并且最优选地大于邻接壁厚度的50％。
优选地，肋高度是邻接壁厚度的至少2.0倍，更优选地是壁厚度的至少3.0倍。
增强肋的拔模角(draft angle)优选地在0.2°-3.0°之间，更优选地在0.4°-1.0°之间。
优选地，肋的中心之间的距离是邻接壁厚度的至少2倍。更优选地，邻接壁厚度的至少3倍。
任选地，肋可以是对角的，并且在端部连接。
任选地，沿着一个轴线例如植入物的纵向轴线的肋比沿着垂直轴线例如植入物的纬度轴线(latitudinal axis)的肋高，以便有利于植入物的较容易的插入。
任选地，植入物可以包括一个或更多个凸台(boss)以适应螺钉插入。优选地，对于自攻螺钉应用，凸台在螺钉直径的2-3倍之间。凸台可以另外包括支撑性的角撑板或肋。
任选地，植入物的一个或更多个侧面可以被纹理化。
任选地，植入物可以包括围绕植入物内的孔例如螺钉或销孔以圆形布置对齐的连续纤维。
穿孔的植入物部分壁
在一些医用植入物中，合意的是，存在细胞向内生长或组织向内生长通过植入物，以便加强植入物向组织中的并入并且以便增加植入物在生理功能中的顺应性。为了进一步促进这种向内生长，在本文描述的医用植入物的壁中具有间隙或孔是有益的。
优选地，如果存在，植入物壁中的这样的穿孔包括植入物的表面积的至少10％，更优选地植入物的表面积的至少20％、至少30％、至少40％、或至少50％。
在本发明的一种任选的实施方案中，植入物是螺钉，并且螺纹的开窗(fenestration)包括穿孔。
在优选的实施方案中，大部分穿孔在增强纤维之间，并且不穿透增强纤维。
骨填料的笼
在本发明的另一种实施方案中，植入物包括矫形植入物，并且植入物形成部分的或全部的容器，并且骨传导材料或骨诱导材料被包含在植入物容器内。
在优选的实施方案中，植入物容器被另外地穿孔，以便允许改进的骨向内生长到包含在植入物笼内的骨传导材料或骨诱导材料中。
在任选的实施方案中，植入物包括开口或门，通过该开口或门可以引入骨填料和/或可以发生骨向内生长。
在任选的实施方案中，植入物包括两个或更多个通过接头连接的离散部分或分离部分，使得植入物笼可以填充有骨填料材料，并且随后被组装或封闭以将骨填料捕获在内部。
具有非增强的周围材料的连续纤维增强的结构的框架
在本发明的一种实施方案中，医用植入物包括含有连续纤维增强的可生物吸收的复合材料的结构支撑件，并且另外包括含有非增强的聚合物材料的部分。
任选地，非增强的聚合物部分是骨界面层，并且界面层的尺寸部分地或全部地由特定的患者或患者群体的骨几何形状确定。
任选地，患者或患者群体的骨几何形状通过经由成像技术例如X射线、CT、MRI测量来确定。
任选地，结构支撑件的弹性模量和/或弯曲强度比非增强的聚合物部分的弹性模量和/或弯曲强度大至少20％。
任选地，植入物中的连续纤维增强的复合材料涂覆有聚合物树脂，其中复合材料中纤维上的聚合物树脂具有比可流动基质树脂更高或更低的熔融温度；或者纤维上的聚合物树脂具有比可流动基质树脂更慢或更快的降解速率；或者纤维上的聚合物树脂比可流动基质树脂更疏水或更亲水。
在任选的实施方案中，另外的部分或层包括增强的聚合物，但其中聚合物通过非连续纤维，优选地长度小于10mm的纤维，并且更优选地长度小于5mm的纤维增强。
在任选的实施方案中，非增强的聚合物或非连续纤维增强的聚合物的另外的部分或层另外包含添加剂。
任选地，添加剂包括骨传导材料或骨传导材料例如β-磷酸三钙、磷酸钙、羟基磷灰石、脱细胞骨(decellularized bone)的组合。
任选地，添加剂包括抗微生物剂或骨诱导剂。
生产方法
连续纤维增强的可生物吸收的植入物可以任选地使用本领域已知的任何方法生产。优选地，植入物主要通过除注射模制以外的方法生产。更优选地，植入物主要使用使植入物经受压缩压力的制造方法，例如压缩模制来生产。
优选地，模制之后的植入物的水分含量小于30％，更优选地小于20％，甚至更优选地小于10％、8％、6％、5％。
植入物的制造
任何上文描述的可生物吸收的聚合物或增强的可生物吸收的聚合物可以被制造成用于本发明的任何期望的物理形式。聚合物基底可以例如通过压缩模制、浇铸、注射模制、拉挤成型(pultrusion)、挤出、丝缠绕(filament winding)、复合流动模制(CFM)、机械加工或本领域技术人员已知的任何其它制造技术来制造。聚合物可以被制成任何形状，诸如例如板、螺钉、钉子(nail)、纤维、片材、棒、钉(staple)、夹子、针、管、泡沫或适合于医用装置的任何其它构造。
承重的机械强度
本发明特别地涉及可以被用于医学应用中的可生物吸收的复合材料，该医学应用需要高强度和与骨的刚度相当的刚度。这些医学应用需要医用植入物承受由身体施加的或施加到身体的负载的全部或部分，并且因此通常可以被称为“承重的”应用。这些应用包括骨折固定术、肌腱复置、关节置换、脊柱固定以及脊柱笼。
本文描述的承重医用植入物的优选的弯曲强度是至少200MPa，优选地高于400MPa，更优选地高于600MPa，并且甚至更优选地高于800MPa。用于本发明的可生物吸收的复合材料的弹性模量(或杨氏模量)优选地是至少5GPa，更优选地高于10GPa，并且甚至更优选地高于15GPa、20GPa但不超过100GPa，并且优选地不超过60GPa。
持续的机械强度
对本发明的将其机械性质(高强度和刚度)保持持续延长的时间以允许充分的骨愈合的可生物吸收的承重的医用植入物存在需求。强度和刚度优选地保持高于皮质骨的强度和刚度，分别为约150MPa-250MPa和15MPa-25GPa，在体内(即在生理环境中)持续至少3个月、优选地至少6个月并且甚至更优选地持续至少9个月的时间。
更优选地，弯曲强度保持高于400MPa，并且甚至更优选地保持高于600MPa。
在本发明的另一种实施方案中，涂覆的医用植入物的机械强度退化速率接近植入物的材料降解速率，如通过可生物降解的复合材料的重量损失测量的。
在优选的实施方案中，植入物在植入3个月之后保持大于50％的其机械强度，同时大于50％的材料降解，并且因此重量损失发生在植入的12个月内。
在优选的实施方案中，植入物在植入3个月之后保持大于70％的其机械强度，同时大于70％的材料降解，并且因此重量损失发生在植入的12个月内。
在优选的实施方案中，植入物在植入6个月之后保持大于50％的其机械强度，同时大于50％的材料降解，并且因此重量损失发生在植入的9个月内。
在优选的实施方案中，植入物在植入6个月之后保持大于70％的其机械强度，同时大于70％的材料降解，并且因此重量损失发生在植入的9个月内。
医用植入物的机械强度退化和材料降解(重量损失)速率可以在体内植入之后或在体外模拟植入之后测量。在体外模拟植入的情况下，模拟可以实时进行，或者根据加速降解标准进行。
如本文所使用的“可生物降解的”是广义术语，其包括例如聚合物的材料，聚合物由于在体内分散降解而分解。身体内可生物降解的材料的质量减少可能是被动过程的结果，被动过程被宿主组织内的物理化学条件(例如湿度、pH值)催化。在可生物降解的优选的实施方案中，身体内可生物降解的材料的质量减少还可以由于降解副产物的简单过滤或在材料的代谢(“生物再吸收(Bioresorption)”或“生物吸收(Biobsorption)”)之后通过天然途径来消除。在任一情况中，质量减少可以导致初始外来材料的部分消除或完全消除。初始外来材料的消除可以包括在体内完全分散，或者可以另外包括将初始外来材料的一部分并入或重塑到周围的体内环境中。在优选的实施方案中，所述可生物降解的复合材料包括可生物降解的聚合物，可生物降解的聚合物由于水环境中的大分子降解而经历链断裂。
如果聚合物能够分解成可以从身体中代谢或消除而无害的小的、无毒的节段，则该聚合物在本发明的含义内是“可吸收的”。通常，可吸收的聚合物在暴露于身体组织时溶胀、水解并且降解，导致显著的重量损失。在一些情况中，水解反应可以被酶促催化。完全的生物吸收，即完全的重量损失，可能花费一些时间，尽管优选地，完全的生物吸收发生在24个月内、最优选地12个月内。
术语“聚合物降解”意指相应聚合物的分子量的减少。关于在本发明的范围内优选地使用的聚合物，所述降解由于酯键的断裂通过游离水诱导。如例如在如实施例中描述的生物材料中使用的聚合物的降解遵循本体溶蚀(bulk erosion)的原理。因此，分子量的连续减少先于非常明显的质量损失。所述质量损失归因于降解产物的溶解度。用于确定水诱导的聚合物降解的方法是本领域熟知的，例如降解产物的滴定、粘度测定法、差示扫描量热法(DSC)。
如本文所使用的术语“生物复合材料”是由基质和纤维的增强物形成的复合材料，其中基质和纤维两者均是生物相容的并且任选地是可生物吸收的。在大部分情况下，基质是聚合物树脂，并且更具体地是合成的可生物吸收的聚合物。纤维任选地且优选地是不同类别的材料(即，不是合成的可生物吸收的聚合物)，并且可以任选地包括矿物、陶瓷、纤维素或其它类型的材料。
临床应用
本文讨论的医用植入物通常被用于骨折复位和固定(bone fracture reductionand fixation)以恢复解剖关系。这样的固定任选地且优选地包括以下中的一种或更多种，并且更优选地包括以下中的全部：稳定固定、血液供给到骨和周围软组织的保存以及部件和患者的早期主动活动(active mobilization)。
存在几种示例性的、说明性的、非限制性类型的骨固定植入物，对于该骨固定植入物，根据本发明的至少一些实施方案描述的材料和概念可以是相关的，所述骨固定植入物如下：
骨板
骨板通常被用于在其中骨修复在一起的愈合过程期间和/或之后将骨折的骨或以其它方式断裂的骨的不同部分相对于彼此保持大体上静止。四肢的骨包括轴，在轴的任一端处具有头部。骨的轴通常是长形的并且具有相对圆柱形的形状。
已知提供骨板，该骨板附接至骨折的骨的轴或头部和轴，以将骨的两块或更多块保持在相对于彼此大体上静止的位置中。这样的骨板通常包括这样的形状，该形状具有相对的大体上平行的侧面和在相对的侧面之间延伸的多于一个钻孔，其中钻孔适合于接纳销或螺钉以将板附接至骨片段(bone fragment)。
为了骨板保持骨折的骨的不同部分相对于彼此静止的合适功能，板必须具有足够的机械强度和刚度以保持骨片段或骨块的位置。然而，它必须在低轮廓厚度轮廓内实现这些机械性质，以确保对于骨板将存在足够的空间配合在骨和周围软组织之间。骨板的厚度通常在2.0mm至8.0mm的范围内，并且更通常地在2.0mm至4.0mm的范围内。板的宽度是可变的。
螺钉
螺钉被用于内部骨固定，并且基于骨折的类型和将如何使用螺钉，存在不同设计。螺钉具有用于不同大小的骨的不同大小。螺钉可以单独地被用于保持骨折，也可以与板、棒或钉子一起使用。在骨愈合之后，螺钉可以被留在原处或被移除。
螺钉是螺纹的，尽管螺纹可能是完整的或部分的。螺钉可以包括压缩螺钉、锁定螺钉和/或管状螺钉(cannulated screw)。对于较小的骨固定，螺钉外径可以小至0.5mm或1.0mm，但通常小于3.0mm。较大的骨皮质螺钉可以多达5.0mm，并且松质骨螺钉(cancellousscrew)甚至可以达到7mm-8mm。一些螺钉是自攻的，并且其它螺钉需要在插入螺钉之前钻孔。对于管状螺钉，中间的中空部分通常大于1mm直径，以便容纳导线。
线/销
线通常被用于将骨钉回在一起。线通常被用于将太小而不能用螺钉固定的骨块保持在一起。线可以与其它形式的内部固定结合使用，但线可以单独用于治疗小骨例如在手或脚中存在的那些骨的骨折。线或销可以在任一侧或两侧上具有用于插入或钻入骨中的尖点。
“K-线”是通常由不锈钢、钛或镍钛诺(nitinol)制成并且尺寸在0.5mm-2.0mm直径和2cm-25cm长度的范围内的特定类型的线。“斯式销(Steinman pin)”通常在2.0mm-5.0mm直径和2cm-25cm长度的范围内。尽管如此，用于骨固定的术语销和线在本文中可互换地使用。
锚
锚以及特别地缝合锚是用于将肌腱和韧带固定到骨的固定装置。锚包括插入骨中的锚机构和在锚中的一个或更多个孔眼、孔或环，缝线穿过锚。这将锚连接至缝线。插入骨中的锚可以是螺钉机构或干涉机构(interference mechanism)。锚通常在1.0mm-6.5mm直径的范围内。
缆线、扎带、线扎带
缆线、扎带或线扎带(wire tie)可以被用于通过环扎术(cerclage)或使骨结合在一起来进行固定。这样的植入物可以任选地将由于骨损伤或植入物轴在骨内的存在而不能使用穿透螺钉或线/销来固定的骨保持在一起。通常，这样的缆线或扎带植入物的直径任选地在1.0mm-2.0mm的范围内，并且优选地在1.25mm-1.75mm的范围内。线扎带的宽度可以任选地在1mm-10mm的范围内。
钉子或棒
在长骨的一些骨折中，将骨块保持在一起的最佳医学实践是通过将棒或钉子插入通常含有一些骨髓的骨的中空中心。在棒的每一端处的螺钉被用于保持骨折免于缩短或旋转，并且还将棒保持在原位，直至骨折已经愈合。在愈合完成之后，棒和螺钉可以被留在骨中。用于骨固定的钉子或棒的长度通常是20cm-50cm，并且直径是5mm-20mm(优选地9mm-16mm)。在钉子或棒的中间中的中空部分通常大于1mm直径，以便容纳导线。
任何上文描述的骨固定植入物可以任选地被用于固定各种骨折类型，包括但不限于粉碎性骨折、节段性骨折、非融合性骨折(non-union fracture)、具有骨损失的骨折、近端和远端骨折、骨干骨折、截骨部位等。
实施例#1-生物复合材料医用植入物骨板
下文的实施例描述了由含有增强纤维束的增强的生物复合材料生产的矫形固定板植入物。
为了骨板保持骨折的骨的不同部分相对于彼此静止的合适功能，板必须具有足够的机械强度和刚度以保持骨片段或骨块的位置。本实施例中的骨板厚度是2mm厚(在图1的“A”视图中示出)，并且具有与板的纵向轴线对齐的直的纤维束，以便增加板在最关键方向上对挠性弯曲的抗性。纤维束内的纤维沿着纤维束的轴线对齐(与轴线成约0度角)，并且与可生物吸收的聚合物结合在一起。
图1描绘了骨板的尺寸。图1示出了具有纤维束对齐轴线102的骨板100，还以侧视图(“A”)示出。俯视图示出了60mm长和12.7mm宽以及2mm厚的示例性尺寸，所有这些尺寸都可以针对各种应用而改变。
材料和制备
复合材料包含用50％w/w、70％w/w或85％w/w连续矿物纤维增强的PLDLA 70/30聚合物。矿物纤维的组成是约14％w/w Na2O、5.4％w/w MgO、9％w/w CaO、2.3％w/w B2O3、1.5％w/w P2O5和67.8％w/w SiO2。骨板测试样品通过将纤维束增强的生物复合材料压缩模制到指定的单腔模具中来制造。生物复合材料包含具有嵌入的单向地对齐的连续纤维束的PLDLA聚合物。每个纤维束的纤维的取向是约0°。层相对于板的纵向轴线的取向是约0°。
所得到的板具有沿着板的纵向轴线的直的纤维束。纤维束的存在和取向在骨板的外表面上是明显的(图2、图3和图4)。
图2是示例性骨板植入物的SEM；示出了在板外表面上纤维束的存在和取向。示出了植入物板的表面的向下俯视图(top down view)，其中可以观察到一些纤维束的宽度通过植入物的聚合物表面被暴露。每个束的宽度(即直径)是5根-10根之间的纤维宽，使得在本文描绘的每个束中存在20根-80根之间的纤维。宽度用箭头表示。
图3示出了示例性骨板植入物的SEM；以特写视图示出了在该板外表面上的纤维束。单独的纤维在图3中清晰可见。每个束内的纤维直径在从9.5μm至16.8μm的范围内。示出了植入物板的表面的向下俯视图，其中可以观察到一个纤维束的宽度通过植入物的聚合物表面被暴露。该束的宽度(即直径)是约(仅部分可见)10根纤维宽，使得在该束中存在约80根纤维。
如在图2和图3中可以看到的，与诸如碳纤维丝的技术相比，每个束中存在相对少的纤维，在诸如碳纤维丝的技术中，每个这样的束通常特征是数千根这样的丝。
图4示出了在骨板的横截面处的一个束内的纤维的代表性测量。图4示出了示例性骨板植入物横截面的SEM；以特写视图示出了描绘纤维直径范围的纤维束特写。特别地，SEM是来自纤维束的横截面切口的纤维束内的纤维的特写视图。横截面中多根纤维的纤维宽度(直径)被示出为9.5微米、13.8微米和16.8微米(箭头指示宽度)。
图5示出了示例性骨板植入物横截面的SEM；示出了在一个束内的纤维之间的距离。SEM是来自纤维束的横截面切口的纤维束(由虚线指示的边界)的视图。束内的纤维之间的距离从这样的纤维之间的完全接近(0um)至至多25微米变化。图6示出了示例性骨板植入物横截面的SEM；示出了束之间的距离的实例。两个纤维束的边界用虚线指示。纤维束内的纤维的数目在从每束50根纤维(图5)至约150根纤维(图6)的范围内。
束内的纤维之间的距离在一些束中在从0μm至15μm的范围内，并且在其它束中在从0μm至25μm的范围内。图5示出了这样的距离的实例。一个纤维束与另一个纤维束之间的距离在从0μm至50μm的范围内(图6)。
实施例2-另外的骨板测试
方法
为了比较，测试了两种类型的骨板植入物的挠性弯曲。一个板是上文描述的纤维束板，其具有纵向单向纤维束。第二个板是多向层板(multidirectional layers plate)，其是用与板轴线成0°和45°的取向的、交替的单向生物复合材料纤维增强的材料层产生的。每个层的厚度是约0.18mm。根据ASTM D790，使用三点弯曲法测试样品的挠性弯曲。图7示出了三点挠性弯曲测试设备。
负载以2mm/min的偏转率(deflection rate)被施加到样本的中部，其中支撑件相隔32mm。负载和位移通过带有5kN负载传感器(load cell)(S/N040017)的TestResources单柱测试机(TestResources Single Column Test Machine)，型号220Frame-1505017-10F来测量和记录。达到的最大负载被记录为最大弯曲负载。
结果
表1详述了最大负载的平均值、计算的弯曲强度和杨氏模量及其标准偏差。
样品类型 最大负载[N] 弯曲强度[MPa]
纤维束板 542.33±93.24 1024.88±176.21
纤维层板 313.67±63.67 592.76±120.89
表1-植入物的机械性质和本体性质的平均值和标准偏差(n＝3)。
用单向纤维束生产的骨板植入物的结果明显高于层板。纤维束板的平均最大断裂负载(load at failure)和平均弯曲强度相对于层板高～73％。这些值反映了在针对骨板植入物预期的最关键故障模式中，纤维束板相对于层板的明显机械优势。
实施例#3-生物复合材料医用植入物缝合锚
下文的实施例描述了由含有增强纤维束的增强的生物复合材料生产的缝合锚植入物。
缝合锚是用于将肌腱和韧带固定到骨的固定装置。缝合锚包括插入骨中的锚机构和在锚中的一个或更多个孔眼、孔或环，缝线穿过锚。这将锚连接至缝线。插入骨中的锚可以是螺钉机构或干涉机构。干涉机构还包括螺钉，但包括将缝线放置在螺钉旁边并且在相应的身体组织(诸如例如骨)中制造孔。
图8示出了缝合锚800的总体透视图。图9用端视图(“A”)和侧视图(“B”)详述了锚800的外部尺寸。图9示出了示例性的尺寸；其它合适的尺寸也是可能的并且可以用来代替这些尺寸。如所示的，锚800的端部的直径是0.475mm，同时锚800的长度是15mm。
复合材料包含用45％-50％w/w连续矿物纤维增强的PLDLA 70/30聚合物。矿物纤维的组成是约14％w/w Na2O、5.4％w/w MgO、9％w/w CaO、2.3％w/w B2O3、1.5％w/w P2O5和67.8％w/w SiO2。样品通过将纤维束增强的生物复合材料压缩模制到指定的单腔模具中来制造。生物复合材料包含具有嵌入的连续纤维束的PLDLA聚合物。每个纤维束的纤维的取向是约0°。
锚使用生物复合材料的纤维束生产，所述纤维束以缠绕整个植入物主体的、松散的螺旋构造被布置。在压缩模制过程期间，纤维束相对于植入物轴线的取向是无定形的(即没有特别对齐)。
显微CT扫描允许更好地了解在缝合锚植入物内的所得到的纤维束取向。图10A和图10B示出了缝合锚植入物作为整体(图10A)和以横截面(图10B)的显微CT扫描。两幅图均示出了延伸穿过植入物的纤维束的显微CT可视化(visualization)。在这种分辨率下，束内的单独的纤维不能被看到。每个看似纤维的部件实际上是包括多于一根纤维(在这些图像中不可见)的纤维束。
显微CT示出了在缝合锚内纤维束的总体取向是圆周的。每个束内的纤维直径在从8μm至18μm的范围内。纤维束内的纤维的数目在从每束10根纤维至约200根纤维的范围内。束内的纤维之间的距离在从0μm-25μm的范围内。一个纤维束与另一个纤维束之间的距离在从0μm-50μm的范围内。
方法
测试缝合锚螺钉的拉拔和对故障的扭矩应用测试。
拉拔测试在15PCF锯骨(sawbone)上进行。将缝合锚拧入30×30×30mm锯骨块(block)，其中缝线被包裹在锚螺钉内。然后将锯骨块放置在指定的夹具上用于测试。然后将缝合环连接至拉伸试验机(tensile machine)的上部夹具。以12mm/min的速率施加张力，直至发生故障。负载和位移通过TestResources单柱测试机，型号220Frame-1505017-10F来测量和记录。
图11A和图11B描绘了用于缝合锚拉拔测试的测试设备。图11A示出了测试设备的示意图，而图11B示出了实际装置的照片。如图11A中所示，测试设备1100的特征在于夹具1102，夹具1102保持锯骨块1104。缝合锚1106是DUT(测试中的装置)，其被插入锯骨块1104中，从而模仿这样的缝合锚1106的实际使用。然后将缝合环1108附接至缝合锚1106。如上文描述的，将张力以箭头方向施加到缝合锚1106，直至发生故障。
对故障的扭矩测试在30PCF上进行。在30×30×30mm锯骨块中预先钻了4.2mm的引导孔。使用指定的螺丝刀工具，将缝合锚螺钉部分地插入孔中。然后将带有缝合锚和锯骨块的螺丝刀组装在扭转机(torsion machine)上。将螺丝刀连接至扭转机转动轴箱(rotationchuck)，并且将锯骨块固定，以便在整个测试中防止其旋转运动。以1800度/min的速率施加螺丝刀的旋转，直至发生故障。扭矩和角度通过TestResources扭转测试机，160系列frame，型号160GT20(Test Resources,Shakopee,MN,USA)来测量和记录。
图12描绘了用于缝合锚扭转故障的测试设备。测试设备1200的特征在于用于如在箭头方向所示施加扭转的扭转机轴箱(torsion machine chuck)1202。将扭转机轴箱1202附接至螺丝刀1204，螺丝刀1204又附接至缝合锚1206。如先前描述的，缝合锚1206再次附接至锯骨块1208(缝合锚1206的较浅颜色将表示其被保持在锯骨块1208内；缝合锚1206的被插入的一部分在测试期间将不必是可见的)。将锯骨块1208附接至固定板1210，以在施加扭转期间保持锯骨块1208不动。如上文描述的施加扭转，直至发生故障。
结果
测试结果在下表2中详述。
表2示出了来自拉拔测试和扭转故障测试的缝合锚测试结果总结。
实施例#4-生物复合材料医用植入物原材料-涂覆的玻璃纤维
本实施例涉及涂覆的单根玻璃纤维，作为用于生产生物复合材料医用植入物的原材料。
单根玻璃纤维涂覆有指定的增容剂材料。单根玻璃纤维的外径在从9μm至17μm的范围内。图13图示出了作为非限制性实例的单根玻璃纤维几何形状。图13示出了单根玻璃纤维1300，其中端部1302在“A”中以特写示出。示出了在玻璃纤维1300上的涂层1304。
多种玻璃纤维原材料可以聚集成束。这种纤维束以多种选择并入生物复合材料医用植入物内。可以根据原材料生产工艺控制纤维束参数：每个束上的纤维的数目、束内的纤维之间的距离、束之间的距离、纤维相对于束轴线的对齐(直的/低角度螺旋/高角度螺旋)、纤维束直径、纤维束纵横比(长轴与短轴的比)。从生物力学角度和组织生长角度来看，医用植入物内的最终纤维束类型可以有助于植入物性能。
方法
测试了三种单根玻璃纤维的拉伸强度，每根纤维单独测试。然后计算每种纤维的平均单根玻璃纤维极限拉伸强度(UTS)。测量和测试了总共九(9)个单根纤维样本。单根玻璃纤维的平均外径是14μm-16μm。为了进行原材料比较，测试了纯聚合物板和生物复合材料纤维束板的相同参数。
PLDLA板测试样品通过将PLDLA树脂压缩模制到指定的单腔模具中来制造。将PLDLA树脂称重并且放置在模腔内，然后在无主动压力的情况下加热。在达到所需温度后，施加压力持续5分钟。压力还通过将模具冷却回到室温来保持。
生物复合材料纤维束板包含用50％w/w连续矿物纤维增强的PLDLA70/30聚合物。矿物纤维的组成是约14％w/w Na2O、5.4％w/w MgO、9％w/w CaO、2.3％w/w B2O3、1.5％w/wP2O5和67.8％w/w SiO2。板测试样品通过将包含聚合物和被布置成纤维束的连续矿物纤维的生物复合材料压缩模制到指定的单腔模具中来制造。每个纤维束的纤维的取向是约0°。
表3详述了对于PLDLA板(顶部)和纤维束板(底部)的每种板类型的平均实际样本尺寸。
表3
根据改进的ASTM D3039M，使用5KN负载传感器和适当的固定物(220Q1125-95,TestResources,MN,USA)，测试四(4)个样品的拉伸强度、拉伸模量和最大负载。将十字头速度(cross head speed)设定在2mm/min。记录样品的尺寸、重量和密度。
将样本夹到顶部和底部夹子，在每个夹子上有10mm的样本。以2mm/min的速率施加张力。负载和位移通过TestResources单柱测试机，型号220Frame-1505017-10F来测量和记录。
结果
表4A和表4B示出了PLDLA板(n＝4)、纤维束板(n＝4)(两者为表4A)和单根玻璃纤维(n＝9)(表4B)的机械性质和本体性质的平均值和标准偏差。
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PLDLA板的故障模式是由于构建张力(building tension)造成的板的完全分离。纤维束板没有示出这样的故障，板保持其原始形式，没有外部分离或撕裂。图14A和图14B示出了对于两种板类型，特别是对于纤维束板(图14A)和PLDLA板(图14B)的故障模式。
结果总结
纤维束板拉伸测试结果是与PLDLA(层)板相比～65％更高的拉伸强度和～170％更高的杨氏模量。这些结果突出了嵌入板中的纤维束对板的机械性质的贡献。因此，纤维束板比层板具有明显更大的拉伸强度。
纤维束板的故障模式也不同。PLDLA板出现故障，导致材料完全分离。纤维束板的故障在视觉上看不到，这意味着纤维束保持其承重状态并且在拉伸测试期间没有被撕裂。相反，这种类型的故障可以归因于束和周围的PLDLA聚合物之间的连接，这种故障可能仍然能够使植入物提供支撑和拉伸强度。
将领会的是，为了清楚起见，在独立的实施方案的上下文中描述的本发明的多种特征还可以在单个实施方案中组合提供。相反，为了简略起见，在单个实施方案的上下文中描述的本发明的多种特征还可以单独提供或以任何合适的子组合提供。本领域技术人员还将理解，本发明不限于本文以上已经被具体示出和描述的内容。而是，本发明的范围仅由所附的权利要求书限定。

Claims (68)

1.一种医用植入物，包括多于一个增强纤维束以及结合所述纤维束的聚合物，每个纤维束具有轴线、包含沿着所述纤维束的所述轴线在所述轴线的0度至5度内对齐的多于一根纤维；其中所述聚合物和所述纤维束是可生物降解的；并且其中增强纤维的至少一部分具有连续长度，其中所述长度是所述医用植入物的长度的至少100%并且是所述植入物的长度的至多10,000%；其中每个纤维束内的纤维密度比所述医用植入物的整体密度大至少3%；其中所述增强纤维束内的相邻增强纤维之间的距离在0μm-50μm的范围内；并且其中根据通过在一个束中的最后的纤维与在随后的束中的第一根纤维之间的距离所测量的，在所述植入物的部分或全部中的相邻的束之间的平均距离在0μm-200μm之间；其中每个纤维束包含3根-500根之间的增强纤维；并且其中所述纤维束的直径是从35微米至1300微米。
2.如权利要求1所述的医用植入物，其中所述纤维束被嵌入所述聚合物中；或者所述纤维束与所述聚合物混合。
3.如权利要求1或2所述的医用植入物，其中所述纤维相对于所述纤维束的轴线的所述对齐在0度至1度之间。
4.如权利要求1-3中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的所述纤维束被隔开小于5微米-60微米。
5.如权利要求1-3中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的所述纤维束被隔开小于10微米-40微米。
6.如权利要求1-3中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的所述纤维束被隔开小于10微米-30微米。
7.如权利要求1-3中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的所述纤维束被隔开小于10微米-50微米。
8.如权利要求1-7中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的相邻纤维束彼此偏移15度至75度的角度。
9.如权利要求1-7中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的相邻纤维束彼此偏移30度至60度的角度。
10. 如权利要求1-9中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维包含增强矿物组合物；并且其中所述植入物内的矿物含量在40%-60% w/w的范围内。
11. 如权利要求1-9中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维包含增强矿物组合物；并且其中所述植入物内的矿物含量在45%-55% w/w的范围内。
12. 如权利要求1-9中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维包含增强矿物组合物；并且其中所述植入物内的矿物含量在40%-70% w/w的范围内。
13. 如权利要求1-9中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维包含增强矿物组合物；并且其中所述植入物内的矿物含量在50%-70% w/w的范围内。
14. 如权利要求1-13中任一项所述的医用植入物，所述医用植入物另外包含增容剂，其中增容剂的重量含量小于0.5% w/w。
15.如权利要求1-14中任一项所述的医用植入物，其中所述聚合物包括聚乳酸聚合物的L异构体和D异构体。
16.如权利要求1-15中任一项所述的医用植入物，其中所述聚合物的L:D异构体的比在60:40至98:2的范围内。
17.如权利要求1-15中任一项所述的医用植入物，其中所述聚合物的L:D异构体的比在70:30至96:4的范围内。
18.如权利要求1-17中任一项所述的医用植入物，其中所述聚合物包括聚丙交酯(PLA)、聚-L-丙交酯(PLLA)、聚-DL-丙交酯(PDLLA)、聚-LD-丙交酯(PLDLA)；聚乙交酯(PGA)；乙交酯的共聚物、乙交酯/三亚甲基碳酸酯共聚物(PGA/TMC)；聚丙交酯的其它共聚物；聚丙交酯的三元共聚物；聚丙交酯/聚环氧乙烷共聚物；聚缩酚酸肽；不对称-3,6-取代的聚-1,4-二氧六环-2,5-二酮；聚羟基链烷酸酯；聚对二氧杂环己酮(PDS)；聚-d-戊内酯-聚-ε-己内酯；聚(ε-己内酯-DL-丙交酯)共聚物；甲基丙烯酸甲酯-N-乙烯基吡咯烷酮共聚物；聚酯酰胺；草酸的聚酯；聚二氢吡喃；聚烷基-2-氰基丙烯酸酯；聚氨酯(PU)；聚乙烯醇(PVA)；聚-b-苹果酸(PMLA)；聚-b-链烷酸；聚碳酸酯；聚原酸酯；聚磷酸酯；聚(酯酸酐)；天然聚合物；或其混合物。
19.如权利要求18所述的医用植入物，其中聚丙交酯的其它共聚物选自丙交酯/四甲基乙交酯共聚物、丙交酯/三亚甲基碳酸酯共聚物、丙交酯/d-戊内酯共聚物、丙交酯/ε-己内酯共聚物、L-丙交酯/DL-丙交酯共聚物、乙交酯/L-丙交酯共聚物(PGA/PLLA)和聚丙交酯-共-乙交酯。
20.如权利要求18或19所述的医用植入物，其中聚丙交酯的三元共聚物选自丙交酯/乙交酯/三亚甲基碳酸酯三元共聚物和丙交酯/乙交酯/ε-己内酯三元共聚物。
21.如权利要求18-20中任一项所述的医用植入物，其中聚羟基链烷酸酯选自聚羟基丁酸酯(PHB)、PHB/b-羟基戊酸酯共聚物(PHB/PHV)和聚-b-羟基丙酸酯(PHPA)。
22.如权利要求18-21中任一项所述的医用植入物，其中所述天然聚合物选自糖、淀粉、纤维素和纤维素衍生物、多糖、胶原蛋白、壳聚糖、纤维蛋白、透明质酸、多肽和蛋白质。
23.如权利要求1-22中任一项所述的医用植入物，其中每个纤维束包含在每个束中的20根-300根之间的增强纤维。
24.如权利要求1-22中任一项所述的医用植入物，其中每个纤维束包含在每个束中的25根-200根之间的增强纤维。
25.如权利要求1-22中任一项所述的医用植入物，其中每个纤维束包含在每个束中的3根-100根之间的增强纤维。
26.如权利要求1-22中任一项所述的医用植入物，其中每个纤维束包含在每个束中的5根-50根之间的增强纤维。
27.如权利要求1-22中任一项所述的医用植入物，其中每个纤维束包含在每个束中的8根-16根之间的增强纤维。
28.如权利要求1-27中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维束的直径是从65微米至650微米。
29.如权利要求28所述的医用植入物，其中所述纤维束的直径是从100微米至200微米。
30.如权利要求1-29中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维束是圆形形状。
31.如权利要求1-29中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维束是卵形形状。
32.如权利要求31的医用植入物，其中所述卵形形状包括纤维在x轴线与y轴线的6:1的比。
33.如权利要求31的医用植入物，其中所述卵形形状包括纤维在x轴线与y轴线的4:1的比。
34.如权利要求31的医用植入物，其中所述卵形形状包括纤维在x轴线与y轴线的3:1的比。
35.如权利要求31的医用植入物，其中所述卵形形状包括纤维在x轴线与y轴线的2:1的比。
36.如权利要求1-35中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维束具有下述的几何形状：其中在所述纤维束的穿过中心的任何轴线上的直径在任何其它轴线上的直径的长度的4倍内。
37.如权利要求36所述的医用植入物，其中所述纤维束具有下述的几何形状：其中在所述纤维束的穿过中心的任何轴线上的直径在任何其它轴线上的直径的长度的2倍内。
38.如权利要求37所述的医用植入物，其中所述直径是相同的。
39. 如权利要求1-38中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维束的平均直径在0.5mm-10 mm的范围内。
40. 如权利要求39所述的医用植入物，其中所述纤维束的平均直径在1 mm-5 mm的范围内。
41. 如权利要求40所述的医用植入物，其中所述纤维束的平均直径在1.5 mm-3.5 mm的范围内。
42. 如权利要求1-41中任一项所述的医用植入物，其中所述纤维长于4 mm。
43. 如权利要求42所述的医用植入物，其中所述纤维长于8 mm。
44. 如权利要求43所述的医用植入物，其中所述纤维长于12 mm。
45. 如权利要求44所述的医用植入物，其中所述纤维长于16 mm。
46. 如权利要求45所述的医用植入物，其中所述纤维长于20 mm。
47.如权利要求1所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多1000%。
48.如权利要求47所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多500%。
49.如权利要求48所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多450%。
50.如权利要求49所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多400%。
51.如权利要求50所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多350%。
52.如权利要求51所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多300%。
53.如权利要求52所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多250%。
54.如权利要求53所述的医用植入物，其中所述长度是所述植入物的长度的至多200%。
55. 如权利要求1-54中任一项所述的医用植入物，其中增强纤维的平均直径在0.1 μm-100 μm的范围内。
56. 如权利要求55所述的医用植入物，其中增强纤维的平均直径在1 μm-20 μm的范围内。
57. 如权利要求56所述的医用植入物，其中增强纤维的平均直径在8 μm-18 μm的范围内。
58. 如权利要求1-57中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的纤维之间的纤维直径的标准偏差小于5 μm。
59. 如权利要求58所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的纤维之间的纤维直径的标准偏差小于3 μm。
60. 如权利要求59所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的纤维之间的纤维直径的标准偏差小于1.5 μm。
61. 如权利要求1-60中任一项所述的医用植入物，其中所述增强纤维束内的相邻增强纤维之间的距离在1 μm-30 μm的范围内。
62. 如权利要求61所述的医用植入物，其中所述增强纤维束内的相邻增强纤维之间的距离在1 μm-20 μm的范围内。
63. 如权利要求1-60中任一项所述的医用植入物，其中所述增强纤维束内的相邻增强纤维之间的距离在0 μm-25 μm的范围内。
64. 如权利要求63所述的医用植入物，其中所述增强纤维束内的相邻增强纤维之间的距离在0 μm-15 μm的范围内。
65. 如权利要求64所述的医用植入物，其中所述增强纤维束内的相邻增强纤维之间的距离在0 μm-10 μm的范围内。
66.如权利要求1-65中任一项所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的增强纤维的重量百分比在20%-90%的范围内。
67.如权利要求66所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的增强纤维的重量百分比在40%-70%的范围内。
68.如权利要求67所述的医用植入物，其中所述医用植入物内的增强纤维的重量百分比在40%-60%的范围内。
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