DE69628632T2 - Osteosynthetisches material, verbundwerkstoff für implantate und verfahren zu ihrer herstellung - Google Patents

Osteosynthetisches material, verbundwerkstoff für implantate und verfahren zu ihrer herstellung Download PDF

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Description

  • Technisches Gebiet
  • Diese Erfindung betrifft besonders ideale Biomaterialien, die in den lebenden Körper eingefügt werden können und auch bei Anwendungen als neue und wirksame künstliche Knochen, künstliche Gelenke, künstliche Zahnwurzeln, Knochenfüllstoffe, Materialien für die Osteosynthese, Knochenprothesen und ähnliches, die Bioaktivitäten aufweisen, geeignet sind, einschließlich der Bindungsfähigkeit zum lebenden Körper und der Induktivität von Geweben, insbesondere ein Material für die Osteosynthese mit ausgezeichneter physikalischer Stärke, das ein kristallines thermoplastisches Polymermaterial umfasst, das im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar ist, ein Implantatmaterial, umfassend ein Kompositmaterial, umfassend das eben beschriebene Polymermaterial und Biokeramik mit Bioaktivitäten und Produktionsverfahren dafür.
  • Stand der Technik
  • Ein Implantat könnte als aus einem idealen Biomaterial bestehend angesehen werden, wenn es aus einem Material hergestellt werden könnte, das sicher ist, ohne Toxizität und das in dem lebenden Körper eine Weile vorliegen kann, während es seine mechanischen und physiologischen Funktionen und Aufgaben während des Heilungsprozesses ausübt, jedoch danach graduell abgebaut wird und disintegriert, um im lebenden Körper absorbiert und davon über den Stoffwechselweg im lebenden Körper ausgeschieden zu werden, so dass der Bereich, in den es implantiert wurde, schließlich durch den lebenden Körper ersetzt werden könnte, um die ursprünglichen Bedingungen des lebenden Körpers wieder herzustellen.
  • In den letzten Jahren wurden künstliche Knochen, künstliche Gelenke, künstliche Zahnwurzeln, Knochenfüllstoffe und Knochenprothesen als Ersatz für biologische Knochen und Knorpel, die harte Gewebe sind und Materialien für die Osteosynthese zum Zweck einer Fixierung von gebrochenem Knorpel oder harten Knochen in jeweiligen Regionen unter Verwendung verschiedener Metalle, Keramiken und Polymermaterialien erzeugt.
  • Auf dem Gebiet der Chirurgie, wie z. B. der orthopädischen Chirurgie, der plastischen Chirurgie, der Thoraxchirurgie, der oralen Chirurgie, der Gehirnchirurgie u. ä. werden Platten, Schrauben, Stifte u. ä., hergestellt aus Metall oder Keramik, als Materialien für die Osteosynthese mit dem Ziel einer Fixierung und Bindung biologischer Knochen verwendet.
  • Die Materialien für die Osteosynthese, die aus Metallen hergestellt werden, haben jedoch, da sie eine überhöhte mechanische Stärke und einen elastischen Modul im Vergleich mit biologischen Knochen aufweisen, Schwierigkeiten z. B., da sie ein Phänomen einer reduzierten Stärke der peripheren Knochen aufgrund eines Stressschutzes nach der Behandlung auslösen. Außerdem weisen die Materialien für die Osteosynthese, die aus Keramik bestehen, eine ausgezeichnete Härte und Steifigkeit auf, sind jedoch brüchig, so dass sie die fatale Nebenwirkung haben, dass sie brechen können. Im Hinblick auf Polymere wurden Versuche unternommen, um ihre Stärke zu verbessern, die im allgemeinen geringer ist als diejenige von Knochen.
  • Andererseits wurden bioaktive Biokeramikmaterialien verwendet, die direkt an Knochen gebunden werden können, und zwar in vielen Fällen durch direktes Implantieren in oder Kontakt mit dem menschlichen Körper zum Zweck der Wiedergewinnung oder Verbesserung biologischer Funktionen.
  • Außerdem wurden bestimmte Biokeramikstoffe, die direkt und fest an den lebenden Körper binden und graduell durch den lebenden Körper ersetzt werden, vorlaufend aufgrund ihrer unbekannten Möglichkeiten untersucht.
  • Trotz ihrer Festigkeit und Härte, die im allgemeinen groß ist, weist die Verwendung von Biokeramikstoffen als Implantate jedoch ihre Grenzen auf, und zwar aufgrund ihrer brüchigen Eigenschaften, nämlich einfaches Absplittern oder Brechen durch eine momentane Aufschlagkraft im Vergleich mit Metallen, so dass die Entwicklung eines Materials, das sowohl Zähigkeit aufweist, jedoch keine Brüchigkeit, auf dem Gebiet benötigt wurde.
  • Andererseits sind mehrere Fälle von Polymeren bekannt, die als Implantate in peripheren Bereichen von harten Geweben verwendet werden, wie z. B. Silikonharz, das als Ersatz für Knorpel verwendet wird, ein härtbares Acrylsäureharz als Dentalzement und geflochtene Kordeln, hergestellt aus Polyester- oder Polypropylenfasern zur Verwendung in Ligamenten.
  • Inertes und hochfestes ultrahochmolekulares Polyethylen, Polypropylen, Polytetrafluorethylen und andere Polymere, die als Ersatz für harte Gewebe im lebenden Körper verwendet werden, fehlt es jedoch deutlich an Stärke als Ersatz für biologische Knochen, wenn sie als solche verwendet werden. Wenn sie daher allein als Ersatz von Knochen oder als Schrauben, Stifte oder Platten für Osteosynthesezwecke verwendet werden, können sie durch Brechen, Splittern oder Zerreißen beschädigt werden.
  • Dementsprechend wurden Versuche unternommen, um Implantate mit hoher Festigkeit unter Verwendung von Kompositverfahren für Kunststoffe herzustellen.
  • Ein mit einer Kohlefaser verstärktes Kunststoffmaterial ist ein Beispiel für einen solchen Fall, jedoch ist es nicht praktisch, da zwischen den Fasern und dem Matrixkunststoff ein Abschälen auftritt, wenn es über eine verlängerte Zeitspanne in den lebenden Körper implantiert wird und die delaminierten Kohlefasern brechen und stimulieren den lebenden Körper zur Entzündung.
  • In den letzten Jahren hat ein Polyorthoester (ein Polybutylenterephthalat-Polyethylenglykol-Copolymer), von dem angenommen wird, dass er in der Lage ist, an Knochen zu binden, Aufmerksamkeit auf diesem Gebiet auf sich gezogen. Aufgrund der Festigkeit dieses Polymers, die selbst geringer ist als bei biologischen Knochen, weist auch dieses Polymer ein Problem auf, das immer noch ungelöst ist, d. h. ob sein physikalisches Verhalten nach der Bindung an die Knochen im lebenden Körper mit dem von biologischen Knochen konform ist oder nicht.
  • Anders als im Fall des gerade beschriebenen Polymers, das im lebenden Körper nicht absorbierbar ist, wurden Polymilchsäure, Polyglycolsäure, Milchsäure-Glycolsäure-Copolymere und Polydioxanon, die im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar sind, für lange Zeit auf dem klinischen Gebiet als absorbierbare Nahtmaterialien der praktischen Verwendung zugeführt.
  • Es wird seit langem berücksichtigt, dass, wenn solche Polymere, die für Nahtmaterialien verwendet werden, für Materialien für die Osteosynthese verwendet werden könnten, es möglich wäre, ein Material für die Osteosynthese mit solch ausgezeichneten Eigenschaften zu erhalten, dass eine neuerliche Operation nach der Heilung nicht notwendig ist und die Rekonstruktion biologischer Gewebe nach der Absorption und dem Verschwinden des Polymers bewirkt wird.
  • Im Hinblick auf eine solche Annahme wurden Studien aktiv im Hinblick auf eine Verwendung der vorher erwähnten bioabbaubaren und bioabsorbierenden Polymere als Materialien für die Osteosynthese durchgeführt.
  • Zum Beispiel wurde ein Mittel vom sich selbst-verstärkenden Typ für die Osteosynthese vorgeschlagen, worin Polyglycolsäurefasern fusioniert sind (US-Patent 4,968,317, Beschreibung) und im klinischen Gebiet verwendet, aber als seine Nachteile werden auch aufgeführt, dass es schnell abgebaut wird und obwohl seltene, die fusionierten Fasern delaminieren können und feine Stücke der delaminierten Fasern den umgebenden Bereich im lebenden Körper unter Auslösung einer Entzündung stimulieren.
  • Ebenfalls offenbart eine ungeprüfte veröffentlichte Japanische Patentanmeldung (Kokai) Nr. 59-97654 ein Verfahren für die Synthese einer Polymilchsäure und eines Milchsäure-Glycolsäure-Copolymers, die als bioabbaubare und bioabsorbierbare Mittel für die Osteosynthese verwendet werden können, zeigt jedoch nur das Polymerisationsprodukt selbst als Beispiel eines Materials für die Osteosynthese, beschreibt nichts über das Formverfahren des Materials und zeigt keinerlei Versuche zur Verbesserung seiner Festigkeit auf einen ähnlichen Grad wie denjenigen der menschlichen Knochen.
  • Dementsprechend wurden mit dem Ziel der Verbesserung solcher Festigkeit Vorschläge für ein Verfahren für die Herstellung von Stiften für die Osteosynthese gemacht, worin ein bioabbaubares und bioabsorbierbares Polymermaterial, wie z. B. aus Polymilchsäure oder ähnlichem, enthaltend eine geringe Menge Hydroxyapatit (hier einfach bezeichnet als HA), geformt und dann in longitudinaler Richtung unter Erwärmen gezogen und orientiert wird (ungeprüfte veröffentlichte Japanische Patentanmeldung (Kokai) Nr. 63-68155) und für ein Material für die Osteosynthese, das durch Ziehen eines geformten Produkts einer hochmolekularen Polymilchsäure oder eines Milchsäure-Glycolsäure-Copolymers mit einem viskositätsmittleren Molekulargewicht von 200.000 oder mehr nach seiner Schmelzverformung erhalten wird (eine ungeprüfte veröffentlichte Japanische Patentanmeldung (Kokai) Nr. 1-198553).
  • Bei den Materialien und Stiften für die Osteosynthese, die durch diese Verfahren erhalten werden, ist die Kristallachse (Molekularachse) der polymeren Materialien im wesentlichen axial in Längsrichtung orientiert, so dass ihre Biegefestigkeit und Zugfestigkeit in Längsrichtung verbessert werden. Insbesondere ist der letztere Fall eines Materials für die Osteosynthese mit einem viskositätsmittleren Molekulargewicht von 200.000 oder mehr nach seiner Schmelzformung praktisch, da er eine hohe Festigkeit zeigt, selbst bei niedrigem Zugverhältnis, so dass keine Faserbildung auftritt.
  • In dem Fall von Materialien für die Osteosynthese, die dadurch erhalten werden, dass im wesentlichen nur in Längsrichtung gezogen wird, sind die Moleküle (Kristalle) jedoch im wesentlichen nur in Längsrichtung orientiert, wobei es sich um die Molekularkettenachse (Kristallachse) handelt, so dass die Orientierungsanisotropie entlang der Querrichtung als rechtwinkliger Richtung zur Längsrichtung groß wird, und die Festigkeit in der Querrichtung wird daher relativ gering.
  • Entsprechend der vorstehend erwähnten, nicht geprüften veröffentlichten Japanischen Patentanmeldung (Kokai) Nr. 63-68155 wird auch eine maximale Biegefestigkeit von 162 MPa kaum erreicht, indem eine Mischung enthaltend 5 Gew.% HA gezogen wird. Wenn sie jedoch 20 Gew.% HA enthält, ist die Biegefestigkeit eher auf 74 MPa reduziert, was geringfügig höher ist als der Wert von 63 MPa vor dem Zug.
  • Da dieser maximale Festigkeitswert jedoch nicht denjenigen von Kortikalknochen überschreitet und das Material ein poröser heterogener Artikel wird, worin Löcher, die durch das Ziehen erzeugt werden, in größer Zahl zwischen Füllstoffen und Matrixpolymer vorliegen, kann es nicht für Implantate verwendet werden, die eine hohe Festigkeit als Ersatz für biologische Knochen und Materialien für die Osteosynthese benötigen.
  • Zusätzlich beschreibt die oben veröffentlichte Patentanmeldung auch ein Verfahren zur Herstellung von Platten, worin ein Pulver eines bioabbaubaren und bioabsorbierbaren Polymermaterials, wie z. B. Polymilchsäure, enthaltend eine geringe Menge HA, druckgeformt wird, jedoch werden die Platten nur durch Schmelzdruck einer Mischung aus HA und Polymilchsäure erhalten, und sie beschreibt nicht eine allgemeine Idee einer Verbesserung der Stärke des Produkts, wobei seine Orientierung in die Betrachtung mit einbezogen würde.
  • Im allgemeinen werden bei dem Fixieren von biologischen Knochen unter Verwendung des Materials für die Osteosynthese Kräfte in verschiedenen Richtungen auf das Material für die Osteosynthese einwirken. Im Fall eines plattenförmigen Materials für die Osteosynthese werden z. B. verschiedene Kräfte, wie z. B. eine Biegekraft, eine Zugkraft, eine Druckkraft, eine Reißkraft, eine Scherkraft und ähnliches darauf einwirken – allein oder in Kombination –, und im Fall eines schraubenartigen Materials für die Osteosynthese wird eine große Drehkraft darauf einwirken, wenn es in einen biologischen Knochen eingeschraubt wird und im lebenden Körper vorliegt, zusätzlich zu den obigen Kräften.
  • Wie jedoch vorstehend beschrieben, sind im Fall eines Materials für die Osteosynthese, das durch Ziehen in Längsrichtung erhalten wird, die Moleküle nur in Längsrichtung orientiert, wobei es sich um die Molekularkettenachse handelt (mechanische Richtung als Zugachse), so dass die molekulare Orientierungsanisotropie in der Querrichtung als rechtwinklige Richtung zur Längsrichtung groß wird.
  • Dementsprechend ist das Material schwach gegenüber einer Zugstärke aus der Längsrichtung und einem Scherbruch aus der Querrichtung und ist auch schwach gegenüber Torsionsbruch, der die Längsachse als Rotationsachse verwendet. Dementsprechend, wenn die gerade beschriebene Zugkraft oder Scherkraft auf ein Material für die Osteosynthese, das in Knochen implantiert ist, einwirkt, wird das Material für die Osteosynthese dem Problem gegenüberstehen, dass es splittert oder zerreißt oder einen Scherbruch entlang einer Längsachsenrichtung relativ einfach erzeugt oder dem Problem, dass das Material für die Osteosynthese einen Torsionsbruch erzeugt, wenn eine Torsionskraft darauf unter Verwendung der Längsachse als Zentralachse der Rotation einwirkt, wie im Fall einer Schraube, die in Knochen unter Anwendung einer Drehkraft implantiert wird.
  • Solche Probleme werden deutlicher, wenn der Grad der Faserbildung des Polymermaterials ansteigt, wenn seine sphärische Struktur eine faserförmige Struktur über Lamellen-Orientierung durch einen erhöhten Grad des Ziehens erreicht.
  • Die vorliegende Erfindung betrachtet die Überwindung der vorstehenden Probleme, die dem Stand der Technik innewohnen, wodurch bioabbaubare und bioabsorbierbare Materialien für die Osteosynthese bereitgestellt werden sowie ein Implantat, das eine geringere mechanische Anisotropie und größere Festigkeit als ein einaxial orientiertes Material aufweist, das durch Ziehen in Längsachsenrichtung (einaxiale Richtung) erhalten wird und worin die Kristalle im wesentlichen nicht in Längsachsenrichtung orientiert sind, sondern parallel zu einer Vielzahl von Bezugsachsen, wie auch deren Herstellungsverfahren.
  • Offenbarung der Erfindung
  • Die gegenwärtigen Erfinder haben ausgedehnte Studien im Hinblick auf die vorstehenden Probleme durchgeführt und festgestellt, dass eine orientierte Form mit größerer Festigkeit als ein einaxial orientiertes Material einfach erhalten werden kann, indem im vorhinein ein Vorformmaterial hergestellt wird, umfassend ein bioabbaubares und bioabsorbierbares kristallines thermoplastisches Polymermaterial und dann Einzwängen in einen engen Raum einer Form, deren unterer Teil im wesentlichen geschlossen ist, während eine plastische Deformation bei kalter Temperatur durchgeführt wird, wodurch eine Druckorientierung bewirkt wird und dass die vorstehenden Probleme dadurch gelöst werden können, dass ein Implantatmaterial aus einem neuen Kompositmaterial hergestellt wird, dessen Teilchen und Matrixpolymer verstärkt sind, wobei es sich um ein dichtes orientiertes Formteil handelt, worin ein Biokeramikpulver, dessen Teilchen oder aggregierte Masse von Teilchen eine Größe von 0,2 bis 50 um aufweist, im wesentlichen einheitlich in einem bioabbaubaren und bioabsorbierbaren kristallinen thermoplastischen Polymer (hiernach einfach als Polymer bezeichnet) dispergiert ist und die Polymerkristalle durch Druck orientiert sind, wodurch die vorliegende Erfindung bewirkt wird.
  • Dementsprechend stellt die vorliegende Erfindung folgendes bereit:
    • [1] Ein Material für die Osteosynthese, worin
    • (1) es ein Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte ist, welches ein Formteil ist, umfassend ein biologisch abbaubares und biologisch absorbierbares kristallines thermoplastisches Polymermaterial, worin die molekularen Ketten oder Kristalle nicht in einaxialer Richtung ausgerichtet sind, sondern im wesentlichen parallel zu einer Mehrzahl von Bezugsachsen,
    • (2) es wird bevorzugt, dass das in (1) beschriebene Polymermaterial ein Polymilchsäure- oder ein Milchsäure-Glycolsäure-Copolymer ist,
    • (3) es wird bevorzugt, dass es sich um ein Druckformteil handelt, worin ein Teil der Polymilchsäure oder des Milchsäure-Glycolsäure-Copolymers kristallisiert ist,
    • (4) es wird bevorzugt, dass Kristalle des vorstehenden Formteils entlang Bezugsachsen orientiert sind, die zu einer Achse geneigt sind, die zum mechanischen Kern des Formteils wird und/oder fortgesetzten Flächen dieser Achse,
    • (5) es wird bevorzugt, dass das vorstehende Formteil im wesentlichen eine Säulenform aufweist und die molekularen Ketten oder Kristalle entlang Bezugsachsen orientiert sind, die von deren Umfang zu einer zentralen oder nicht zentralen Achse geneigt sind,
    • (6) es wird bevorzugt, dass das vorstehende Formteil im wesentlichen plattenförmig ist und dass die molekularen Ketten oder Kristalle entlang Bezugsachsen orientiert sind, die sich zu einer Fläche neigen, die parallel zu beiden Seiten des Formteils ist, einschließlich Achsen, die sich im gleichen Abstand oder unterschiedlichen Abständen von den beiden Seiten des Formteils befinden,
    • (7) es wird bevorzugt, dass das vorstehende Formteil eine Kristallinität von 30 bis 60% aufweist,
    • (9) es wird bevorzugt, dass das vorstehende Formteil ein orientiertes Formteil ist, erhalten durch Druckumformen oder Schmiedeformen in einer Form vom geschlossenen Typ, und
    • (10) es wird bevorzugt, dass das vorstehende Formteil ein Formteil aus Polymilchsäure oder einem Milchsäure-Glycolsäure-Copolymer ist mit einer Biegefestigkeit von 160 bis 300 MPa und einem Biegemodul von 5 bis 10 GPa,
    • [2] ein Verfahren zur Erzeugung eines Materials für die Osteosynthese, worin
    • (1) es sich um ein Verfahren zur Erzeugung eines Materials für die Osteosynthese handelt, das das Erzeugen eines orientierten Formteils umfasst, indem man ein vorgeformtes Material durch Schmelzformen eines biologisch abbaubaren und biologisch absorbierbaren, kristallinen, thermoplastischen Polymermaterials herstellt und dann das vorgeformte Material in einen engen Raum einer formenden Form vom geschlossenen Typ zwängt, während man eine plastische Deformation bei einer kalten Temperatur durchführt, um auf diese Weise eine Orientierung durch Deformation unter Druck zu erzielen,
    • (2) es wird bevorzugt, dass das orientierte Formteil kristallisiert ist und eine Kristallform aufweist, worin die Kristalle im wesentlichen parallel zu einer Mehrzahl von Bezugsachsen ausgerichtet sind,
    • (3) es wird bevorzugt, dass die Orientierung durch Deformation durch Druck dadurch erzielt wird, dass man das vorgeformte Material wie in (1) beschrieben in eine formende Form des geschlossenen Typs unter Druck füllt, wobei die Form einen unteren Teil aufweist, der einen kleineren Schnittbereich aufweist als der Schnittbereich des Formteils, während eine plastische Deformation bei kalter Temperatur durchgeführt wird und wodurch eine Druckorientierung bewirkt wird,
    • (4) es wird auch bevorzugt, dass die Orientierung durch Deformation unter Druck erzielt wird, indem man das vorgeformte Material, wie beschrieben in (1) in einen engen Raum einer formenden Form schmiedebefüllt, die einen Raum aufweist, der kleiner – teilweise oder insgesamt – als die Schnittfläche, die Dicke oder Breite des Formteils ist, oder in eine formende Form mit einem Raum, der kleiner ist als das Volumen des vorgeformten Materials, während eine plastische Deformation bei kalter Temperatur durchgeführt wird und dadurch Bewirken der Orientierung,
    • (5) es wird bevorzugt, dass das anfängliche viskositätsmittlere Molekulargewicht des Polymermaterials 200.000 bis 600.000 und das viskositätsmittlere Molekulargewicht des schmelzgeformten vorgeformten Materials danach 100.000 bis 400.000 beträgt,
    • (6) es wird bevorzugt, dass das vorgeformte Material in den Hohlraum einer formenden Form unter Druck gefüllt wird, die eine Querschnittsfläche aufweist, die 2/3 bis 1/6 der Querschnittsfläche des vorgeformten Materials beträgt,
    • (7) es wird bevorzugt, dass die formende Form einen zylindrischen Behälterabschnitt mit einer großen Schnittfläche umfasst, in dem das vorgeformte Material enthalten ist, einen Hohlraum mit einer kleinen Schnittfläche, in den das vorgeformte Material unter Druck gefüllt wird, und einen den Durchmesser reduzierenden Abschnitt mit einer Kegelfläche, welche die zuvor beschriebenen Abschnitte miteinander verbindet,
    • (8) es wird bevorzugt, dass die plastische Deformationstemperatur des vorgeformten Materials eine Temperatur ist, die wirksam ist zur Durchführung der Kristallisierung, wobei diese zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des thermoplastischen Polymermaterials liegt, und
    • (9) es wird bevorzugt, dass das orientierte Formteil zu einer gewünschten Form des Materials für die Osteosynthese durch Mittel wie Schneide/Zerspanarbeit oder dergleichen gebracht wird,
    • [3] ein Implantatmaterial, wobei
    • (1) es sich um ein hochfestes Implantatmaterial als ein Partikel- und Matrixpolymer-verstärktes Kompositmaterial handelt, welches ein Kompositmaterial darstellt, das ein druckorientiertes Formteil umfasst, worin 10 bis 60 Gew.% eines biokeramischen Pulvers, dessen Partikel oder aggregierte Partikelmasse eine Größe von 0,2 bis 50 μm aufweisen, im wesentlichen gleichmäßig in einer Matrix eines biologisch abbaubaren und biologisch absorbierbaren, kristallinen, thermoplastischen Polymers dispergiert ist, worin die Kristalle des Matrixpolymers durch Druck ausgerichtet sind, bei einer Kristallinität von 10 bis 70%, und es wird bevorzugt, dass die Kristalle des vorstehenden Formteils im wesentlichen prallel zu einer Mehrzahl von Bezugsachsen ausgerichtet sind,
    • (2) es wird bevorzugt, dass das biokeramische Pulver eines oder eine Mischung von zwei oder mehreren unter Oberflächen-bioaktivem gesintertem Hydroxyapatit, Bioglas oder kristallisiertem Glas zur Verwendung im lebenden Körper, biologisch absorbierbarem, nicht-gesintertem Hydroxyapatit, Dicalciumphosphat, Tricalciumphosphat, Tetracalciumphosphat und Octacalciumphosphat ist,
    • (3) es wird bevorzugt, dass das biologisch abbaubare und biologisch absorbierbare, kristalline, thermoplastische Polymer entweder Polymilchsäure oder ein Milchsäure-Glykolsäure-Copolymer mit einem anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 100.000 bis 600.000 ist,
    • (4) es wird bevorzugt, dass das thermoplastische Polymer eine Polymilchsäure und das biokeramische Pulver ein nicht-gesintertes Hydroxyapatit ist,
    • (5) es wird bevorzugt, dass das vorstehende Formteil ein orientiertes Formteil ist, das durch Druckdeformationsorientierung mittels Druckumformen oder Schmiedeformen erhältlich ist,
    • (6) es wird bevorzugt, dass das vorstehende Formteil eine Biegefestigkeit von 150 bis 320 MPa und einen Biegemodul von 6 bis 15 GPa aufweist, und
    • (7) es wird bevorzugt, dass das vorstehende orientierte Formteil mit Mitteln wie Schneide/Zerspanarbeit oder dergleichen behandelt wurde und das biokeramische Pulver an dessen Oberfläche freigelegt wurde, und
    • [4] ein Verfahren zur Herstellung eines Implantatmaterials, worin
    • (1) es sich um ein Verfahren zur Erzeugung eines hochfesten Implantatmaterials durch Druckdeformationsorientierung handelt, welches umfasst: das vorherige Zubereiten einer Mischung, in der ein biologisch abbaubares und biologisch absorbierbares, kristallines, thermoplastisches Polymer und ein biokeramisches Pulver ineinander im wesentlichen gleichmäßig dispergiert sind, nachfolgend die Herstellung eines vorgeformten Materials (z. B. eines Vorblocks) durch Schmelzformen der Mischung und dann das Füllen unter Druck des vorgeformten Materials bei einer kalten Temperatur in den Hohlraum einer formenden Form vom geschlossenen Typ, um eine plastische Deformation und die Bildung eines orientierten Formteils zu bewirken,
    • (2) es wird bevorzugt, dass die vorstehende Druckdeformationsorientierung über das Einfüllen unter Druck bei kalter Temperatur in den Hohlraum einer formenden Form vom geschlossenen Typ bewirkt wird, deren Schnittfläche kleiner ist als die des vorgeformten Materials,
    • (3) es wird bevorzugt, dass das vorgeformte Material in den Hohlraum einer formenden Form vom geschlossenen Typ derart druckgefüllt wird, dass die Kristallinität des Polymers des Formteils, das durch die Druckorientierung erhalten wird, 10 bis 70% annimmt,
    • (4) es wird bevorzugt, dass man die Mischung des Polymers und des biokeramischen Pulvers zubereitet, indem man das biokeramische Pulver in einer Lösungsmittellösung des vorstehenden Polymers im wesentlichen gleichmäßig mischt und dispergiert und nachfolgend die Mischung mit einem Nicht-Lösungsmittel für das Polymer fällt,
    • (5) es wird bevorzugt, dass das biologisch abbaubare und biologisch absorbierbare, kristalline, thermoplastische Polymer Polymilchsäure oder ein Milchsäure-Glykolsäure-Copolymer mit einem anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 150.000 bis 700.000 und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 100.000 bis 600.000 nach seinem Schmelzformen ist,
    • (6) es wird bevorzugt, dass das vorgeformte Material in den Hohlraum einer formenden Form, die eine Querschnittsfläche aufweist, die 2/3 bis 1/5 der Querschnittsfläche des vorgeformten Materials beträgt, unter Druck füllt,
    • (7) es wird bevorzugt, dass die plastische Deformationstemperatur des vorgeformten Materials eine Temperatur ist, die wirksam ist zur Durchführung der Kristallbildung, wobei diese zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers liegt,
    • (8) es wird bevorzugt, dass die Orientierung durch Druckdeformation durch Druckorientierung oder Schmiedeorientierung bewirkt wird und
    • (9) es wird bevorzugt, dass das vorstehende druckorientierte Formteil weiter durch Mittel wie z. B. Schneide/Zerspanarbeit oder ähnliches bewirkt wird.
  • Das Folgende beschreibt die gegenwärtige Erfindung im Detail.
  • (A) Material für die Osteosynthese gemäß der vorliegenden Erfindung
  • (a) Kristallstruktur
  • (1) Das Material für die Osteosynthese der vorliegenden Erfindung ist im wesentlichen 1) ein Formteil, das ein bioabbaubares und bioabsorbierbares kristallines thermoplastisches Polymermaterial umfasst (hiernach einfach als "Polymermaterial" bezeichnet) und 2) dadurch gekennzeichnet ist, dass die Molekularketten und Kristalle, die das Formteil bilden, nicht entlang einer einfachen Achse sondern im wesentlichen parallel zu einer Mehrzahl von Bezugsachsen orientiert sind.
  • In diesem Fall wird die Anisotropie im Hinblick auf die Festigkeit des Formteils gering, da die Anzahl der Bezugsachsen groß wird, so dass ein Bruch selten auftritt.
  • Dies wird illustrativ im Hinblick auf die Zeichnungen beschrieben.
  • (2) Die 1 bis 3 sind schematische Illustrationen, die die Orientierungsbedingungen von orientierten Formteilen darstellen, die durch eine Deformation unter Druck erhalten werden, indem in eine Form vom geschlossenen Typ gezwängt wird, z. B. durch Deformation durch Druckumformen oder Schmiedeformen (hiernach einfach bezeichnet als "Druckumformen", "Druckorientierung" oder "Schmiedeformen", "Schmiedeorientierung").
  • 1 ist eine schematische Illustration, die die Orientierungsbedingungen eines zylinderförmigen Materials für die Osteosynthese 11 darstellt, und 1(A) zeigt die Orientierungsbedingungen in seinem Längsschnitt und 1(B) zeigt die Orientierungsbedingungen in seiner Ebene.
  • 2 ist eine schematische Illustration, die die Orientierungsbedingungen eines plättchenförmigen Materials für die Osteosynthese 11 darstellt und 2(A) zeigt die Orientierungsbedingungen in seinem Längsschnitt und 2(B) zeigt die Orientierungsbedingungen in seiner Ebene.
  • 3 illustriert die Orientierungsbedingungen von Kristallen in einem Längsschnitt des Formteils schematisch und 3(A) zeigt die Orientierungsbedingungen, wenn eine Achse oder Fläche, die zum mechanischen Kern wird, in einer zentralen Stellung angeordnet ist oder einer Stellung, die dieselbe Entfernung von beiden Seiten aufweist, 3(B) zeigt die Bedingungen, wenn die vorher erwähnte Achse oder Fläche von der zentralen Stellung oder einer Stellung, die dieselbe Entfernung von beiden Seiten aufweist, versetzt ist, 3(C) zeigt die Bedingungen, wenn die oben erwähnte Achse oder Fläche vollständig versetzt ist und 3(D) zeigt die Orientierungsbedingungen eines konventionellen, einaxial orientierten Formteils, erhalten durch Ziehen in Längsrichtung.
  • 4 ist eine Schnittansicht, die ein Beispiel der Herstellung des Materials für die Osteosynthese 11 durch Druckumformen darstellt.
  • (3) Wenn z. B. das Druckformteil, wie dargestellt in 4, verwendet wird, wird ein vorgeformtes Material 1 (hiernach als "Vorblock" bezeichnet; das Herstellungsverfahren dieses vorgeformten Materials wird später im Detail beschrieben), erhalten durch Schmelzformen des Polymermaterials, in einen Behälterhohlraum 2a gegeben, der einen großen Durchmesser aufweist und in dem oberen Teil der formenden Form 2 angeordnet ist, deren unteres Ende geschlossen ist und wird dann einem Druckumformen unterzogen, indem es in einen mit einem Boden versehenen formenden Hohlraum 2c gezwängt wird, der eine konzentrische Kreisform aufweist, mit einem sich verengenden und reduzierten Durchmesser nach unten hin unter Verwendung einer positiven Form (Kolben) 2b oder einem Stempel oder anderen Mitteln bei einer Kalttemperatur (eine Temperatur, bei der die Kristallisierung bewirkt werden kann, die jedoch niedriger ist als die konventionelle Formtemperatur, die gleich oder höher ist als die Schmelztemperatur, nämlich einer Temperatur zwischen dem Glasübergangspunkt und einer Schmelztemperatur des Polymermaterials wie später beschrieben, z. B. 60 bis 160°C im Fall von Polymilchsäure oder eines Milchsäure-Glycolsäure-Copolymers), wodurch sich eine Kristallform des Formteils ergibt, worin die Kristalle, wie dargestellt in 1, nicht einaxial orientiert sind sondern im wesentlichen parallel zu einer Vielzahl von Bezugsachsen N orientiert sind, die von dem Umfang zu einer Zentralstellung hin angeordnet sind.
  • (4) Wie schematisch in 1 dargestellt, sind Kristalle, die das orientierte Formteil bilden, kontinuierlich und parallel von einem oberen Teil zu dem unteren Teil in 1(A) entlang einer großen Zahl von Bezugsachsen N angeordnet, die sich von der umfänglichen Seite zu einer Achse L neigen, die der mechanische Kern des Formteils wird (hiernach einfach als "Zentralachse" bezeichnet), nämlich einer Zentralachse L von fortgesetzten mechanischen Punkten, auf die äußere Kräfte zum Zeitpunkt der Formung konzentriert sind.
  • Anders ausgedrückt bilden eine große Anzahl von Bezugsachsen N in einem radial geneigten Orientierungszustand um die Zentralachse L eine grob kegelförmige Form durch Verbindung zu einer peripheren Richtung, wie dargestellt in 1(B), und sind in vertikaler Richtung, wie dargestellt in 1(A) verbunden, so dass die Kristalle eine kontinuierliche Phase mit grob kegelförmigen Flächen bilden, durch Orientierung parallel zu diesen Bezugsachsen N. Das heißt, dies kann als eine Orientierungsstruktur angesehen werden, in der die kegelförmigen Kristallflächen sich in der vertikalen Richtung entlang der Zentralachse L fortsetzen und die Kristallflächen, die sich von der peripheren Seite zur Zentralseite hin richten, sind entlang der Zentralachsenrichtung orientiert.
  • Solch eine kristalline Bedingung wird bewirkt, indem eine große Scherkraft aufgenommen wird, wenn der Vorblock 1 druckumgeformt wird und gleichzeitig eine diagonale Orientierung zur Zentralachse L erzeugt wird, wenn die Kristallisierung fortschreitet.
  • In diesem Fall wird, wenn ein großer Vorblock 1 mit einer rechteckigen Schnittfläche in einem formenden Hohlraum 2c mit einer rechteckigen Schnittfläche druckumgeformt wird, wie dargestellt in 2, das so erhaltene orientierte Formteil eine plattenförmige Form annehmen und die Achse, die zum mechanischen Kern wird, indem sie eine große Scherkraft von beiden Längsseiten aufnimmt, wird nicht zur Zentrallinie sondern eine Fläche M wird gebildet, die diese Achse enthält und parallel mit und in demselben Abstand (der Mitte) von den sich gegenüberliegenden Seiten der Platte lokalisiert ist. Dementsprechend sind die Kristalle des orientierten Formteils parallel zu den diagonalen Bezugsachsen N angeordnet, die sich von beiden sich gegenüberliegenden Seiten der Platte zu der Fläche hin erstrecken.
  • Zusätzlich gibt es einen Punkt, wo die Kräfte von der Außenseite konzentriert sind, wenn ein mit einem Boden versehene formende Form 2, wie z. B. die formende Form 2, wie dargestellt in 4, worin ein Neigungswinkel, der im Durchmesser reduzierten kegelförmigen Flächenseite 20a verwendet wird, der sich graduell teilweise oder über den gesamten Umfang verändert, der Punkt, wo die äußeren Kräfte konzentriert sind, von dem Zentrum versetzt ist und die Kristalle parallel zu den Bezugsachsen N orientiert sind, die sich als Antwort auf den Neigungswinkel verändern, der von der Umfangsseite zur versetzten Achse L geneigt ist (diese könnte in Mehrzahl vorliegen), da die Achse L oder die Fläche M, die die Achse L enthält, zum mechanischen Kern des Formteils wird. Wenn das orientierte Formteil eine Plattenform annimmt, wie dargestellt in 2, ist auch die Fläche M der fortgesetzten Achse L, die als mechanischer Kern dienen soll, nicht in derselben Entfernung lokalisiert (in der Mitte) von beiden Seiten, sondern entweder zur einen oder zur anderen Seite geneigt.
  • Typische Beispiele für eine solche Orientierung der Kristalle sind im Hinblick auf die Längsschnittflächen des Formteils in 3 beschrieben.
  • 3(A) zeigt die Orientierungsbedingungen, wenn die vorstehende Achse L oder die Fläche M durch das Zentrum und die Mitte des Formteils verläuft, worin die Kristalle parallel zu den Bezugsachsen N orientiert sind, die von beiden Seiten zur Achse L oder Fläche M im selben Winkel geneigt sind.
  • 3(B) zeigt die Orientierungsbedingungen, wenn die vorstehende Achse L oder die Fläche M zur rechten Seite versetzt ist, worin die Kristalle parallel zu den Bezugsachsen N und N' orientiert sind, die von beiden Seiten zu der versetzten Achse L oder der Fläche M in unterschiedlichen Winkeln geneigt sind.
  • 3(C) zeigt die Orientierungsbedingungen, wenn die vorstehende Achse L oder die Fläche M vollständig zur linken Seite geneigt ist, worin die vorstehende Achse L oder die Fläche M in der linken Seite lokalisiert ist und die Kristalle parallel zu den Bezugsachsen N orientiert sind, die zu der rechten Seite zur Achse L oder Fläche M, die in dem linken Seitenbereich lokalisiert ist, geneigt sind.
  • 3(D) zeigt die Bedingungen von Kristallen in einem gewöhnlichen einaxial gezogenen Formteil, worin die Kristalle in vertikaler Richtung orientiert sind als Längsbezugsachse N, die sich in Zugrichtung befindet, und die Bezugsachse N ist nicht in Mehrzahl vorhanden.
  • (b) Kristallinität:
  • Gemäß dem Material für die Osteosynthese gemäß der vorliegenden Erfindung sollte das Formteil eine Kristallinität von 30 bis 60%, vorzugsweise 40 bis 50%, aufweisen.
  • Wenn das Formteil eine Kristallinität innerhalb eines solchen spezifischen Bereichs aufweist, haben die Kristallphase und die amorphe Phase des kristallinen thermoplastischen Polymers, die das Formteil bilden, ein gut ausbalanciertes Verhältnis und eine Verbesserung von Festigkeit und Härte, die durch die Kristallphase bewirkt werden, wird in geeigneter Weise mit einer Flexibilität verbunden, die durch die amorphe Phase bewirkt wird, so dass das Formteil keine Brüchigkeit zeigt, die in dem Fall üblich ist, wenn nur eine Kristallphase vorliegt und keine schwachen Eigenschaften ohne Festigkeit, die in dem Fall üblich ist, wenn nur eine amorphe Phase vorliegt.
  • Dementsprechend weist das Material für die Osteosynthese gemäß der vorliegenden Erfindung eine Zähigkeit auf, seine Gesamtfestigkeit wird ausreichend hoch und insbesondere wird die Drehfestigkeit hoch, so dass es als Material für die Osteosynthese geeignet wird.
  • In dem Fall eines kristallinen thermoplastischen Polymers, das abbaubar und absorbierbar im lebenden Körper ist, ist allgemein bekannt, dass seine Kristallinität während einer Zeitspanne graduell zunimmt, in der es mit dem Fortschreiten seiner Hydrolyse im lebenden Körper in kleine Moleküle abgebaut wird. Da das Fortschreiten der Hydrolyse langsamer wird, wenn die Kristallinität ansteigt, lässt sich das Polymer nicht einfach zu ausreichend kleinen Molekülen hydrolysieren, die vom lebenden Körper absorbiert werden können.
  • Die Abnahme der hydrolytischen Rate tritt jedoch selten im lebenden Körper auf, wenn das Polymer den vorstehenden Bereich der spezifischen anfänglichen Kristallinität aufweist.
  • Gemäß dem Material für die Osteosynthese der vorliegenden Erfindung kann die Verbesserung der Festigkeit der Kristalle nicht allgemein angenommen werden, wenn die Kristallinität des Formteils weniger als 30% beträgt. Andererseits, obwohl die Festigkeit ansteigt, wenn die Kristallinität ansteigt, wird ein Niveau oberhalb von 60% eine signifikante Erzeugung einer Brüchigkeit auslösen und das Formteil wird leicht brechen, wenn es eine Kraft aufnimmt, wie z. B. einen Aufschlag oder ähnliches, aufgrund eines Fehlens an Zähigkeit und wird auch die Hydrolyserate im lebenden Körper aufgrund einer behinderten Eindringung von Wasser in die Kristalle verzögern. Außerdem werden eine große Anzahl von feinen Kristallstücken, die während einer bestimmten Periode erzeugt werden, eine Stimulierung der peripheren Gewebe im lebenden Körper auslösen.
  • Dementsprechend ist es wünschenswert, die Kristallinität auf 30 bis 60% einzustellen, indem eine Balance zwischen diesen beiden Zielen eingenommen wird, nämlich dem Antinomie-Verhalten zwischen den physikalischen Eigenschaften wie Festigkeit und Zähigkeit und einem Abbauverhalten des bioabbaubaren und bioabsorbierbaren Polymers im lebenden Körper.
  • Wenn das Material für das Osteosynthese eine relativ große Form aufweist, benötigt es in diesem Zusammenhang eine größere Festigkeit als ein bestimmtes Niveau und eine verlängerte Zeitspanne bis zum Abbau und zur Absorption, so dass ein bevorzugter Bereich der Kristallinität in diesem Fall 40 bis 50% beträgt.
  • (c) Orientiertes Formteil, erhalten durch Druckdeformationsorientierung (z. B. Druckorientierung oder Schmiedeorientierung):
  • Das Material für die Osteosynthese der vorliegenden Erfindung ist ein qualitativ dicht orientiertes Formteil, erhalten durch Druckdeformationsorientierung.
  • In diesem Fall, da das Formteil qualitativ dicht durch Pressen in Druckrichtung wird, werden seine mechanischen Eigenschaften wie Biegefestigkeit, Biegemodul, Zugfestigkeit, Reißfestigkeit, Torsionsfestigkeit, Oberflächenhärte und ähnliches zusätzlich zu der Reduktion der Anisotropie der Kristallform durch die Kristallorientierung deutlich verbessert.
  • (d) Zusammensetzung des bioabbaubaren und bioabsorbierbaren Polymermaterials:
  • Das in der vorliegenden Erfindung zu verwendende Polymermaterial ist nicht besonders begrenzt, mit der Maßgabe, dass es sich um ein kristallines lineares Polymer handelt, das im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar ist und bevorzugte Beispiele beinhalten eine Polymilchsäure und verschiedene Polymilchsäure-Copolymere (z. B. ein Milchsäure-Glycolsäure-Copolymer, ein Milchsäure-Caprolacton-Copolymer und ähnliches), die bereits nach Bestätigung ihrer biologischen Sicherheit und Biokompatibilität der praktischen Verwendung zugeführt wurden.
  • Ein Homopolymer von L-Milchsäure oder D-Milchsäure ist als Polymilchsäure wünschenswert und als Milchsäure-Glycolsäure-Copolymer ist ein Copolymer mit einem molaren Verhältnis im Bereich von 99 : 1 bis 75 : 25 wünschenswert, und zwar aufgrund seiner überlegenen Hydrolysefestigkeit gegenüber derjenigen des Glycolsäure-Homopolymers.
  • Zusätzlich können amorphe D,L-Polymilchsäure oder ein amorphes Milchsäure-Glycolsäure-Copolymer mit einem relativ hohen Verhältnis an Glycolsäure in geringer Menge zugemischt werden, um die plastische Deformation zu erleichtern oder um dem orientierten Formteil, das durch die Druckorientierung erhalten wird, eine Zähigkeit zu verleihen.
  • (e) Molekulargewicht des Polymermaterials und des vorgeformten Materials:
  • Das vorstehende Polymermaterial benötigt bestimmte physikalische Eigenschaften, mindestens eine Festigkeit in einem bestimmten Ausmaß oder mehr und die Fähigkeit, diese während einer bestimmten Zeitspanne aufrechtzuerhalten, wenn es als Material für die Osteosynthese verwendet wird, jedoch nimmt das Molekulargewicht des Polymermaterials auf der Stufe seiner Schmelzformung zu einem vorgeformten Material, wie z. B. einem Vorblock oder ähnlichem ab, so dass es wünschenswert ist, dass das Polymermaterial ein viskositätsgemitteltes Molekulargewicht von ungefähr 200.000 bis 600.000, vorzugsweise 300.000 bis 550.000 aufweist.
  • Wenn ein Polymermaterial mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht in diesem Bereich verwendet wird, wird das viskositätsgemittelte Molekulargewicht des Vorblocks nach dem Schmelzformen im allgemeinen 100.000 bis 400.000 betragen, wird jedoch wünschenswerterweise auf 180.000 bis 350.000 eingestellt.
  • Da das darauffolgende Orientierungsverfahren der Kristalle durch Druckbefüllen in eine formende Form bei kalter Temperatur in dem bevorstehenden Bereich für eine kurze Zeitspanne durchgeführt wird, kann ein druckorientiertes Formteil mit hoher Festigkeit ohne wesentliche Reduktion seines Molekulargewichts erhalten werden und ein Material für die Osteosynthese, worin das Molekulargewicht des druckorientierten Formteils erhalten ist, kann erhalten werden, wenn einige Mittel verwandt werden, um einen Anstieg der Temperatur zu verhindern, der durch die Reibung im Schneideschritt des Materials für die Osteosynthese durch eine Schneide/Zerspanarbeit oder ähnliches ausgelöst wird.
  • In diesem Fall werden, wenn ein Polymermaterial mit einem anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von mehr als 600.000 verwendet wird, eine hohe Temperatur und ein hoher Druck benötigt, wenn ein Vorblock durch Schmelzformen erzeugt wird, so dass dies zu einer deutlichen Reduktion des Molekulargewichts auf ein bedeutungsloses Niveau führt, das sogar niedriger ist als in dem Fall, in dem das Polymermaterial für den Vorblock ein Molekulargewicht von weniger als 600.000 aufwies.
  • Eine Schraube 30 für die Osteosynthese, wie dargestellt in 6, die durch eine Schneide/Zerspanarbeit des druckorientierten Formteils erzeugt wurde, das aus einem Vorblock erhalten wurde, der ein endgültiges Molekulargewicht von ungefähr 100.000 bis 400.000 aufwies, ist wünschenswert, da sie eine ähnliche Festigkeit wie der biologische Knochen für 2 bis 4 Monate erhält, eine Zeitspanne, die benötigt wird für die Vereinigung von Knochen im lebenden Körper und dann graduell mit einer derartigen Abbaurate hydrolysiert wird, dass kleine Stücke, die durch den Abbau des Materials für die Osteosynthese erzeugt werden, keine starken Körperreaktionen im peripheren Gewebe oder Zellen gegenüber Fremdstoffen erzeugen und daher keine entzündlichen Reaktionen auslösen.
  • Wenn das viskositätsgemittelte Molekulargewicht des Vorblocks nach dem Schmelzformen weniger als 100.000 beträgt, kann das orientierte Formteil, das durch Druckumformen erzeugt wurde, kaum eine hohe anfängliche Festigkeit erhalten und die Reduktionsperiode der Festigkeit durch Hydrolyse wird auf weniger als zwei Monate verkürzt, so dass das Problem erzeugt wird, dass die Festigkeit nicht während der Zeitspanne aufrechterhalten werden kann, die für eine Knochenvereinigung notwendig ist.
  • Da niedrigmolekulare kleine Stücke manchmal zu einem Zeitpunkt erzeugt werden können, der in einer kurzen Zeitspanne von 1,5 bis 2 Jahren nach dem Implantat in den lebenden Körper liegt, besteht auch die Möglichkeit, dass die peripheren Zellen diese Stücke nicht verarbeiten können und sie so eine Gefahr einer Induktion einer Entzündung durch Fremdkörperreaktionen darstellen.
  • Andererseits benötigt ein Material für die Osteosynthese, das als orientiertes Formteil durch Druckumformen unter Verwendung eines Vorblocks mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von mehr als 400.000 nach seinem Schmelzformen erzeugt wurde, eine unnötig lange Zeitspanne nach der tatsächlichen Knochenvereinigung im lebenden Körper, bis es abgebaut und vollständig absorbiert wird. Zusätzlich besteht die Gefahr, dass eine große Anzahl an niedermolekularen kleinen Stücken, die zu einem Zeitpunkt nach einer langen Zeitspanne von 2 Jahren oder mehr nach der Implantation in dem lebenden Körper erzeugt werden, zu einer Fremdkörperreaktion und damit Induktion einer Entzündung im lebenden Körper führen können.
  • (f) Physikalische Eigenschaften etc. des Materials für die Osteosynthese
  • (1) Dichte:
  • Das Material für die Osteosynthese gemäß der vorliegenden Erfindung ist in jedem Fall ein druckorientiertes Formteil, erhalten durch Anlegen von dreidimensionalen Kräften auf das Material in Innenrichtung. Dementsprechend ist das Material für die Osteosynthese der vorliegenden Erfindung, wenn es mit einem konventionell gezogenen und orientierten Formteil verglichen wird, das durch Anlegen von Kräften in der Ausgangsrichtung von dem Material erhalten wird, dadurch gekennzeichnet, dass es eine Dichte von 1,25 bis 1,27 g/cm3 aufweist, was höher ist als 1,25 g/cm3 oder weniger des letzteren gezogenen und orientierten Formteils. Der Fall, in dem die vorstehende Dichte niedrig ist, nämlich 1,25 g/cm3 oder weniger, wird nicht bevorzugt, da die Dichte des Materials relativ gering ist und die Orientierungsbedingungen der Kristalle dann nahe an den Orientierungsbedingungen von einem einaxialen Ziehen liegen und die Anisotropie groß wird. Wenn der Wert groß ist, nämlich höher als 1,27 g/cm3, wird die Kristallinität auch unvermeidlich 70% oder mehr annehmen, so dass ein solcher Fall nicht wünschenswert ist, und zwar aus den vorstehenden Gründen.
  • (2) Physikalische Eigenschaften und ähnliches:
  • Obwohl die mechanische Festigkeit des Materials für die Osteosynthese gemäß der vorliegenden Erfindung grundlegend eine Tendenz zum Anstieg zeigt, wenn das anfängliche viskositätsgemittelte Molekulargewicht des Polymermaterials ansteigt, wird das Polymer kaum fließfähig zum Zeitpunkt des Erwärmens, wenn das anfängliche viskositätsgemittelte Molekulargewicht zu groß ist, nämlich mehr als 600.000, so dass eine hohe Temperatur und ein hoher Druck benötigt werden, wenn ein Vorblock durch das Schmelzformen erzeugt wird. Dementsprechend ist das Molekulargewicht aufgrund der exothermen Reaktion, die durch die Scherkräfte zum Zeitpunkt des Formens ausgelöst werden, deutlich reduziert, so dass das Molekulargewicht des schließlich erhaltenen Materials für die Osteosynthese kleiner werden kann als der vorstehende Wert und seine Festigkeit wird dadurch ebenfalls gering, was zu einem bedeutungslosen Produkt führt.
  • Das Material für die Osteosynthese der vorliegenden Erfindung zeigt im allgemeinen hohe mechanische Festigkeitswerte von 160 bis 300 MPa als Biegefestigkeit, von 5 bis 10 GPa als Biegemodul und 5,5 bis 7,5 kg·cm als Torsionsfestigkeit mit einem Stab von 3,2 mm Durchmesser.
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung können die vollen Funktionen als Material für die Osteosynthese nicht erhalten werden, wenn die Biegefestigkeit weniger als 160 MPa beträgt, was weniger ist als die von menschlichem Knochen und ein Material mit einer großen Festigkeit oberhalb von 300 MPa kann selbst unter Druck kaum erhalten werden. Der Biegemodul und die Torsionsfestigkeit der vorliegenden Erfindung sind innerhalb zufriedenstellender Bereiche, um als Material für die Osteosynthese verwendet werden zu können.
  • (B) Implantatmaterial gemäß der vorliegenden Erfindung
  • Zunächst wird vom Standpunkt eines Kompositmaterials erhellt, dass die vorliegende Erfindung ein Kompositmaterial eines neuen Verstärkungssystems ist.
  • (a) Eigenschaften des Kompositmaterials der vorliegenden Erfindung
  • (1) Wenn die Eigenschaften eines Materials durch Dispersion einer großen Menge eines Feinmaterials darin verbessert werden, wird das erstere als Muttermaterial (Matrix) und das letzte als dispergiertes Material bezeichnet. Ein Kompositmaterial wird nicht durch mikroskopisches Vermischen dieser beiden Materialien auf molekularem Niveau, sondern durch makroskopisches Vermischen in einer derartigen Weise erzeugt, dass das Produkt ausgezeichnete Eigenschaften erhalten kann, die nicht in einem der beiden Materialien angetroffen werden.
  • Das Verfahren zur Erzeugung eines Materials mit besseren Eigenschaften (höhere Festigkeiten) durch Vermischen dieser unterschiedlichen Materialien kann wie folgt abhängig von der Form der dispergierten Materialien (Verstärkungsmaterialien) die in der Matrix dispergiert werden, klassifiziert werden.
    • (i) Dispersions-verstärkte Kompositmaterialien
    • (ii) Partikel-verstärkte Kompositmaterialien und
    • (iii) Faser-verstärkte Kompositmaterialien.
  • Das Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung gehört zu dem Kompositmaterial gemäß (ii). Das Polymer als Matrix ist eine Polymilchsäure oder ein Copolymer davon, wobei es sich um ein thermoplastisches und kristallines Polymer handelt, das im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar ist und das dispergierte Material ist die vorstehende Biokeramik in Form eines fein partikulären Pulvers.
  • (2) Übrigens wurden Implanaten als Kompositmaterialien, die durch die Kombination von (iii) erzeugt wurden, als vielversprechend im Hinblick auf eine Materialtechnologie betrachtet und es gab eine Zeit, zu der eine große Zahl von Studien im Hinblick auf solche Materialien auf dem Gebiet durchgeführt werden. Jedoch konnten z. B. durch ein Verstärkungsverfahren, bei dem kurze Fasern aus Biokeramik als dispergiertes Material zugeführt werden, keine guten Ergebnisse erhalten werden, da die Faserstücke eine Entzündung auslösten, indem sie den lebenden Körper stimulierten.
  • Das Verfahren vom Selbstverstärkungstyp, wie im Vorstehenden beschrieben, das dieselbe Art eines Faser-verstärkten Verfahrens aufweist, worin Fasern einer Polymilchsäure oder Polyglycolsäure an der Oberfläche fusioniert sind, wurde ebenfalls untersucht. Jedoch wurde ein Nachteil darin gefunden, dass die Fusionsoberflächen unter den Fibrillen mikroskopisch heterogen sind, so dass die Fasern sich einfach trennen und die abgebauten kleinen Stücke in einigen Fällen den lebenden Körper stimulieren.
  • Da Biomaterialien keine Toxizität auf den lebenden Körper ausüben dürfen, sicher sein müssen und eine biologische Affinität aufweisen müssen, disqualifizierte sich dieses Verfahren im Hinblick auf diese Punkte.
  • (3) Selbst im Fall der Kompositmaterialien gemäß (ii) vom Füllmittel befüllten Typ kann ein Kompositmaterial mit der hohen Festigkeit der vorliegenden Erfindung nicht einfach durch einfaches Vermischen eines Biokeramikpulvers mit einem Matrixpolymer in Übereinstimmung mit dem konventionellen Verfahren erhalten werden.
  • Im allgemeinen hängen die Eigenschaften des Füllmittel beladenen Kompositmaterials grundlegend von den Formen [Umfangsformen (Pulver, Kugel, Platte oder ähnliches), und Größe und Oberflächenbereich der Partikel] und den Funktionen (in diesem Fall der Bindungsfähigkeit an ein hartes Gewebe, wie z. B. Knochen, der Knocheninduktivität, der Knochenleitfähigkeit und ähnlichen induzierenden Fähigkeiten und der Bioabsorptionsfähigkeit) der Füllstoffe und den Eigenschaften des Polymers ab. Die mechanischen Eigenschaften werden deutlich durch Faktoren, wie z. B. Gehalt, Form, Orientierung, Oberflächenkraft und ähnliches des Matrixpolymers und der Füllstoffe beeinflusst.
  • Da diese verschiedenen Faktoren miteinander in Beziehung stehen, und zwar insbesondere unter komplexen Bedingungen, ist es notwendig, Einflüsse von jedem Faktor auf die Gesamteigenschaften vollständig zu verstehen, um die beabsichtigten strukturellen Eigenschaften und funktionellen Eigenschaften zu erzeugen.
  • (4) Dieser Punkt wird im weiteren Detail beschrieben.
  • Im Fall eines Kompositmaterials, das mit einem Füllstoff beladen ist, beinhalten Eigenschaften, durch die signifikante Wirkungen erzeugt werden, den elastischen Modul, die Zugfestigkeit, die Verlängerungseigenschaften, die Zähigkeit, die Härte und ähnliches. Im Fall des Kompositmaterials vom Füllmittel beladenen Typ gemäß der vorliegenden Erfindung werden Biokeramikpartikel mit einem sehr geringen L/D (Länge/Durchmesser) gewählt, so dass der elastische Modul des Kompositmaterials, der die hohe Steifigkeit der Biokeramik reflektiert, effektiv auf ein höheres Niveau angehoben werden kann als der elastische Modul des Matrixpolymers selbst, indem die Beladungsmenge des Füllstoffs erhöht wird.
  • Die Eigenschaften wie Zugfestigkeit, Verlängerung, Zähigkeit und ähnliches können sich jedoch vermindern, wenn die Beladungsmenge steigt. Dementsprechend wurde es einer Untersuchung wert, festzustellen, wie der elastische Modul angehoben werden kann, während gleichzeitig andere Eigenschaften auf höhere Festigkeiten als die des ursprünglichen Matrixpolymers angehoben werden können.
  • Anders ausgedrückt kann gesagt werden, dass das Vermischen eine Technik ist, mit der man ausgezeichnete Eigenschaften des dispergierten Materials und der Matrix in synergistischer Weise herausbringt, während Nachteile kompensiert werden. Während der elastische Modul ein Wert eines Bereichs geringen Deformationsgrads ist, zeigen sich mechanische Eigenschaften wie z. B. Zugfestigkeit, Biegefestigkeit, Torsionsfestigkeit, Verlängerung, Zähigkeit und ähnliches in einem Bereich eines relativ großen Deformationsgrades.
  • Dementsprechend ist der Einfluss einer Oberflächenadhäsionsstärke zwischen Partikel und Matrix auf den elastischen Modul gering, jedoch ist der Einfluss deutlich im Hinblick auf die verschiedenen zuletzt genannten physikalischen Eigenschaften. Daher kann man feststellen, dass ausgezeichnete Ergebnisse der letzteren physikalischen Eigenschaften erhalten werden können, wenn die Oberflächenadhäsionsstärke angehoben wird.
  • (5) Ein positives Verfahren zum Anheben der Oberflächenadhäsionsstärke ist die Kombination eines Polymers als Matrix mit einer Biokeramik als dispergiertes Material unter Verwendung eines Kopplungsmittels. Verschiedene Kopplungsmittel, im typischen Fall diejenigen des Silikonsystems und des Titansystems, werden in Kompositmaterialien verwendet, die auf eine industrielle Verwendung abzielen. Daher können diese Mittel verwendet werden.
  • Es kann jedoch zur Zeit nicht festgestellt werden, dass die Sicherheit dieser Art von Verbindungen im Hinblick auf den lebenden Körper im Detail untersucht wurde. Obwohl diese Kopplungsmittel bei Dentalknochenzement verwendet werden, wobei es sich um ein nicht-absorbierbares Hochfüllungsmaterial handelt, kennen wir keinen Bericht im Hinblick auf ihre praktische Anwendung für medizinische Materialien, die abbaubar und absorbierbar im lebenden Körper sind, so dass ihre Anwendung auf die vorliegende Erfindung zum jetzigen Zeitpunkt vermieden werden sollte, solange ihre Sicherheit noch unbekannt ist.
  • Das heißt, dass das Verfahren, bei dem die Oberflächenstärke erhöht wird, indem ein Matrixpolymer und Biokeramik-Feinpartikel chemisch miteinander kombiniert werden, nicht auf Implantate für Verwendungen in harten Geweben angewandt werden sollte, die im lebenden Körper abgebaut und absorbiert werden und durch Gewebe ersetzt werden, wie im Fall der vorliegenden Erfindung, da im Unterschied zu den nichtabsorbierbaren Implantaten diese Kopplungsmittel, deren Sicherheit bis jetzt noch nicht bestätigt wurde, während des Abbauprozesses graduell exponiert werden. Sie sind auch nicht wünschenswert, da sie die Oberflächenaktivität von Biokeramik zerstören.
  • (6) Übrigens ist bekannt, dass die Aufschlagfestigkeit, die Zugfestigkeit und die Dehnung bei Bruch im allgemeinen relativ ansteigen, wenn der Grad der Dispersion der feinen Teilchen in einem System verbessert wird, in dem ein thermoplastisches kristallines Polymer mit derselben Konzentration an feinen Teilchen vermischt wird.
  • Auf dieselbe Weise übt die Größe der feinen Teilchen einen großen Einfluss auf die physikalischen Eigenschaften von Kompositmaterialien aus und die Aufschlagfestigkeit, Zugfestigkeit, Druckfestigkeit, elastisches Modul und ähnliches steigen im allgemeinen relativ an, wenn die Teilchengröße bei derselben Konzentration kleiner wird.
  • Der Grund hierfür liegt darin, dass, da die Oberflächenbereiche relativ zu der reduzierten Teilchengröße ansteigen, die Oberflächenenergie relativ ansteigt, der Kontaktbereich zu dem Polymer ebenfalls ansteigt und die kleinen Teilchen effektiv als Kernbildner zur Kristallisierung des Polymers wirken, so dass eine physikalische Bindung zwischen dem dispergierten Material und der Matrix im Ergebnis verstärkt wird.
  • Wenn die obigen Tatsachen in die Betrachtung mit einbezogen werden, ist es am besten, feine Keramikpulver in so klein wie möglicher Größe unter Dispersionsbedingungen, die so gut wie möglich sind, in einem bestimmten Konzentrationsbereich zu vermischen.
  • (7) Diese Probleme können jedoch nicht nur durch das vorstehende einfache Vermischen auf einfache Weise gelöst werden, wenn es notwendig ist, ein Kompositmaterial zu erhalten wie im Fall der vorliegenden Erfindung, worin eine extrem hohe Festigkeit, die der von Kortikalknochen ähnlich oder höher ist, hinzukommt und eine komplexe Funktion zur Bewirkung einer Heilung in einem frühen Stadium und einem Ersatz von biologischen Knochen durch Induktion und Konduktion von Knochen, ebenfalls hinzukommt, durch Vermischen von Biokeramik mit einem thermoplastischen kristallinen Polymer, das im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar ist.
  • (8) Im Folgenden werden illustrative Mittel zur Lösung der Probleme der vorliegenden Erfindung beschrieben.
  • Wenn die Teilchengröße des anorganischen feinen Pulvers gering wird, ist der Oberflächenbereich der Partikel dementsprechend groß, so dass die Partikel einfach sekundäre Aggregationen aufnehmen, selbst durch Erzeugung einer geringen elektrischen Ladung auf der Oberfläche, wodurch sie immer eine aggregierte Masse bilden, die einen größeren Durchmesser aufweist als der eines einzelnen Teilchens.
  • Dementsprechend ist es technisch nicht einfach, ein einheitliches Dispersionssystem zu erhalten, das keine große aggregierte Masse feiner Partikel enthält, in einem partikelverstärkten Kompositmaterial mit einer relativ hohen Füllstoffkonzentration. Die einfache Bildung einer sekundären aggregierten Masse variiert abhängig von der chemischen Struktur der feinen Partikel und die Biokeramik-Feinpartikel, die in der vorliegenden Erfindung verwendet werden sollen, bilden unter gut getrockneten Bedingungen relativ leicht eine aggregierte Masse. Es ist üblich, dass Partikel mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von einigen μm aggregieren, um eine Masse mit einem Durchmesser von 100 μm oder mehr zu bilden.
  • (9) In diesem Zusammenhang ist es bekannt, dass eine Festigkeit, wie z. B. eine Kerb-Charpy-Festigkeit oder ähnliches, die keine große Deformation begleitet, unabhängig von der Größe der aggregierten Masse ist, jedoch von der maximalen Größe jedes Partikels abhängt.
  • Wenn Kräfte, wie z. B. ein Biegen, ein Zug, eine Drehung und ähnliches, die zu einer großen Deformation führen und schließlich zum Bruch, auf das Kompositmaterial ausgeübt werden, wird es immer zu dem Zeitpunkt der Deformation brechen, der geringer ist als die Deformation, die das Matrixpolymer selbst bricht.
  • Diese Phänomene treten auf, wenn relativ große Partikel oder aggregierten Massen, die in der Matrix vorliegen, jedoch von dem Polymer unterschiedlich sind, ein unterschiedliches physikalisches Verhalten zeigen als dasjenige der Matrix, begleitend zu einer Deformation.
  • Das heißt, da die Oberfläche zwischen Matrix und Partikel ein diskontinuierlicher Bereich ist, in dem die von außen aufgebrachte Deformationsenergie, die sich durch Matrix fortsetzt, nicht als solche übertragen werden kann, tritt auf dieser Oberfläche ein Bruch auf.
  • (10) Wenn die Partikel jedoch fein und einheitlich dispergiert sind, anders als in dem Fall, in dem große Partikel und aggregierte Massen vorliegen, ist eine solche Barriere für die Verteilung von Energie gering und die Deformationsenergie nimmt daher weniger Widerstand auf und verteilt sich durch das System, so dass das Matrixpolymer des Kompositmaterials bei einer Deformationsmenge bricht, die sich näher an dem Punkt des Deformationsbruchs des Polymers allein befindet.
  • Anders ausgedrückt kann ganz allgemein gesagt werden, dass, wenn ein Füllmittel beladendes Kompositmaterial unter schlechten Dispersionsbedingungen vorliegt, z. B. wenn große Partikel vorliegen (selbst wenn sie einheitlich dispergiert sind) oder wenn kleine Partikel eine große aggregierte Masse bilden, durch Erhalt einer großen Deformation bricht, die Festigkeit deutlich geringer wird als die Festigkeit zum Zeitpunkt des Bruchs des Matrixpolymers selbst, das keine dispergierten Partikel enthält.
  • (11) Dementsprechend ist es absolut notwendig, wenn eine hohe mechanische Festigkeit benötigt wird, ein einheitliches Dispersionssystem vorzubereiten, das nur aus Partikeln besteht, die eine geringe Partikelgröße aufweisen, so dass sie fast keinen Einfluss auf die Deformationsquantität und Festigkeit zum Zeitpunkt eines Deformationsbruchs ausüben und wobei keine großen aggregierten Massen gebildet werden.
  • Das heißt, dass es gemäß den Biokeramik-Feinteilchen der vorliegenden Erfindung notwendig ist, sie aus denjenigen auswählen, die eine Teilchengröße von ungefähr 0,2 bis 50 μm, noch bevorzugter 1 bis etwas über 10 μm aufweisen, die erhalten werden, indem das Material bei geeigneter Temperatur [z. B. 600 bis 1.250°C für Hydroxyapatit (HA), 1.500°C für Apatit-Wollastonit-Glaskeramik (AW) oder 1.150 bis 1.400°C für Tricalciumphosphat (TCP)] gesintert und dann durch mechanisches Pulverisieren und Screenen des gesinterten Produkts erhalten werden und ein einheitlich dispergiertes System davon zu verwenden, worin ihre aggregierte Masse ebenfalls einen Durchmesser von 50 μm oder weniger aufweist.
  • Tatsächlich sind ein Sintern und Pulverisieren in dem Fall von nicht gesintertem HA (u-HA), das durch ein Nassverfahren synthetisiert wurde, nicht notwendig und Kristallteilchen, die zum Zeitpunkt der Synthese ausgefallen sind und den obigen Größenbereich aufweisen, können als solche verwendet werden. Es ist nicht nur ein solcher Bereich der Teilchengröße notwendig, um die vorher erwähnte physikalische Festigkeit zu erfüllen, sondern sie weist auch eine wichtige Beziehung mit der Reaktivität auf, gezeigt durch periphere Osteoplasten, wie später beschrieben. In einem System, das diesen Bedingungen entspricht, werden die Festigkeiten, wie z. B. eine Aufschlagfestigkeit, Oberflächenhärte, elastisches Modul und ähnliches zum Zeitpunkt der Aufnahme einer geringen Deformation verbessert und Festigkeiten wie Biegefestigkeit, Zugfestigkeit, Torsionsfestigkeit und ähnliches des Matrixpolymers selbst zum Zeitpunkt des Erhalts einer großen Deformation werden auch verstärkt, so dass ein Kompositmaterial eine weiter verstärkte Steifheit aufweist.
  • (12) Ein wirksames Mittel zum Vermischen von Biokeramik, die relativ einfach aggregiert, wie im Falle von HA, ohne die Auslösung sekundärer Aggregationen in der Matrix, ist das vollständige Dispergieren der Biokeramik in einem Polymer, gelöst in einem Lösungsmittel und Ausfällen des Dispergiersystems mit einem Nichtlösungsmittel. Sie können mit einem Biokeramik/Polymer-Gewichtsverhältnis von einem niedrigen Verhältnis von 10% oder weniger bis zu einem hohen Verhältnis von über 60% vermischt werden.
  • Wenn die Menge der zuzufügenden Biokeramik weniger als 10 beträgt, ist das Volumenverhältnis der Biokeramik gering, so dass die von der Biokeramik erwarteten Eigenschaften, wie z. B. die direkte Bindung an Knochen, eine Knochenleitung und Knocheninduktion, nicht einfach dargestellt werden und der Ersatz durch den biologischen Knochen ist ebenfalls langsam.
  • Wenn die Menge 60% übersteigt, kann auch das Formen nicht einfach bewirkt werden, und zwar aufgrund unzureichender Fluidität des Mischungssystems zum Zeitpunkt der Thermoformung. Da ein geeigneter Bindeeffekt, der aufgrund der unzureichenden Menge des Polymers in dem gebildeten Produkt nicht erhalten wird, können sich auch Füller und Polymer trennen und das Produkt wird im Hinblick auf die Festigkeit brüchig. Insbesondere in dem Fall, in dem die Menge des Füllers 70% deutlich übersteigt und die des Polymers weniger als 30% beträgt, ist dies nicht wünschenswert, da die Wirkung des Polymers zur Bindung von Biokeramikpulver reduziert ist, wenn das Kompositmaterial durch Abbau des Polymers brüchig wird und das Pulver verstreut sich und induziert Gewebereaktionen in den peripheren Geweben.
  • Wenn die obigen Probleme in die Betrachtung mit einbezogen werden, beträgt das Mischverhältnis vorzugsweise 20 bis 50 Gew.%, noch bevorzugter 30 bis 40 Gew.%. Innerhalb dieses Bereichs werden wünschenswerte Eigenschaften sowohl von dem dispergierten Material als auch der Matrix im Kompositmaterial deutlich dargestellt, sowohl vom strukturellen als auch vom funktionellen Standpunkt aus betrachtet.
  • So wurden die Bedingungen, Ziele und Verfahren zum Erhalt einer einheitlichen Dispersion im Vorstehenden im Hinblick auf den Erhalt eines Mischungssystems für Biokeramik und Polymer beschrieben.
  • (13) Ein Biomaterial, das die Festigkeit eines hochfesten Kunststoffs übersteigt und außerdem die Stärke von kortikalen Knochen übersteigt (von 150 von 200 MPa in der Biegefestigkeit) kann jedoch nicht erhalten werden, selbst wenn das Kompositmaterial, in dem Polymer und Füllstoff einheitlich in der obigen Weise dispergiert sind, durch das übliche Thermoformen verarbeitet werden.
  • Im allgemeinen ist es schwierig, ein Thermoformen eines Polymers, enthaltend eine große Menge Füllstoff, durchzuführen, und zwar auf der schlechten Fluidität. Es ist noch viel schwieriger, dies Thermoformen durchzuführen, wenn ein Titankupplungsmittel, das für die Verbesserung der Fluidität eine hohe Wirksamkeit besitzt, nicht verwendet werden kann, und zwar aufgrund der Notwendigkeit, die Sicherheit im lebenden Körper mit in die Betrachtung einzubeziehen, wie im Fall der vorliegenden Erfindung.
  • Wenn ein solches Kompositmaterial aus einem Polymer und einem Keramikpulver mit schlechter Fluidität durch Extrusionsformen thermogeformt wird, ein Formverfahren, wobei die Scherkraft zum Zeitpunkt des Knetens und Schmelzens ausgeübt wird, bewirkt das Polymer selbst einen Deformations-Fluss, im Hinblick auf die ursprünglichen Flusseigenschaften, jedoch weist der zugefüllte anorganische Füllstoff keine Eigenschaft eines Fließens durch Weichmachen mit Wärme auf, so dass Hohlräume (Löcher) aufgrund eines Spaltens auf der Oberfläche des Polymers und der Füllstoffpartikel zum Zeitpunkt des Flussdeformationstransfers gebildet werden, wodurch ein Formprodukt mit grober Dichte gebildet wird.
  • Ein poröses Formteil, das eine große Anzahl von Löchern enthält, weist keine hohe Festigkeit auf. Dementsprechend werden zur Verhinderung der Bildung von Löchern Formverfahren vom Druckumformtyp, wie z. B. Spritzgussformen, Druckformen und ähnliches, für das Formen einer Polymerart verwendet, die mit einer großen Menge Füllstoff befüllt ist.
  • (14) Ein Formteil mit einer hohen Festigkeit kann jedoch nicht durch solche konventionellen Verfahren erhalten werden, da die Polymilchsäure oder deren Copolymer gemäß der vorliegenden Erfindung durch Wärme durch Scherkräfte einfach zerfällt oder durch die erhebliche Hydrolyse, die durch eine geringe Menge darin enthaltenen Wassers ausgelöst wird.
  • Obwohl eine heterogene Platte oder ähnliches mit einer etwas geringeren Zerfallsrate des Polymers jedoch mit Flussmarken gebildet werden kann, wenn die Erwärmungsbedingungen, Trockenbedingungen und Formbedingungen des Druckformteils strikt kontrolliert werden, kann immer noch keine Festigkeit, die diejenige von Kortikalknochen übersteigt, erhalten werden, da das Polymer selbst nicht auf ein Niveau seiner molekularen Struktur oder einer Struktur höherer Ordnung verstärkt ist.
  • (15) Ein Ziehen kann als Verfahren zur Erhöhung der Stärke der kristallinen thermoplastischen Polymere, wie z. B. Poly-Lmilchsäure und deren Copolymeren verwendet werden. Dies ist ein Deformationsverarbeitungsverfahren, worin ein primäres Formteil, wie z. B. ein Stab oder ähnliches, einaxial in Längsachsenrichtung durch Ziehen an beiden Enden gezogen wird oder Ziehen an einem Ende, während das andere Ende fixiert ist, des Formteils in nach außen gerichteter Richtung des Formteils bei spezifizierter Temperatur (gleich oder niedriger als Tm, einer Temperatur, bei der das Polymer schmilzt und fließt), wodurch eine Orientierung der Molekularketten oder der so gebildeten Kristallphase in Zugrichtung (MD) bewirkt wird und wodurch ein sekundäres Formteil mit weiter erhöhter Festigkeit erhalten wird.
  • Obwohl Aufgabe und Verfahren von denjenigen der vorliegenden Erfindung verschieden sind, offenbarte die vorstehende geprüfte Japanische Patentveröffentlichung (Kokoku) Nr. 3-63901 ein Verfahren, worin HA in geringer Menge von 1 bis 15% zugemischt wird und das resultierende primäre Formteil einaxial in Längsrichtung gezogen wird.
  • Wie jedoch im Vorstehenden beschrieben, bewegt sich das Polymer selbst in der mechanischen Richtung, begleitet von plastischer Deformation des Polymers, jedoch bewegen sich die Füllstoffpartikel selbst nicht, durch vollständiges Synchronisieren mit der plastischen Deformation, so dass eine Erzeugung von Löchern während des Ziehens aufgrund der Bildung einer Spaltung auf der Oberfläche zwischen den Partikeln und dem Polymer nicht vermieden werden kann. Insbesondere tritt eine Bewegung, bei der das Material pro Einheitsvolumen dünner wird, durch eine Zugkraft im Fall des obigen Freibreiten-einaxialen-Ziehens durch Ziehen in Längsrichtung auf, wobei es sich um ein Verfahren handelt, wobei eine externe Kraft aus der Richtung vertikal zur Zugrichtung während des Ziehschritts nicht zugefügt wird.
  • Dementsprechend verändert sich das Polymer aus dem Mikrofibrillen-Zustand in einen fibrillierten Zustand, wenn sich das Zugverhältnis erhöht, jedoch reduziert sich die Dichte des Materials aufgrund der Bildung von mikroskopisch diskontinuierlichen Räumen zwischen den Fibrillen unter einer solchen Bedingung weiter.
  • (16) Diese Tatsache legt nahe, dass in einem Formteil, das durch Ziehen eines Kompositmaterials erhalten wird, worin ein Füllstoff in großer Menge dispergiert vorliegt, die Anzahl der Löcher groß wird, wenn die zugefügte Menge des Füllstoffs groß wird, und die Größe der Löcher wird größer, wenn die Deformationsquantität groß wird (wenn das Zugverhältnis groß wird).
  • In einem System, in dem die Größe der Füllstoffpartikel nicht kontrolliert wird, ist ihre Dispersion schlecht und es liegen große aggregierte Massen vor, die Anzahl der Löcher und ihre Größe ist deutlich heterogener.
  • Da eine solche Art Kompositmaterial, die Löcher enthält, während des Ziehens einfach bricht, kann tatsächlich ein beabsichtigtes gezogenes Material nicht erhalten werden.
  • Dementsprechend kann ein Formteil mit hoher Festigkeit, wie es von der vorliegenden Erfindung benötigt wird, aus einem gezogenen Kompositmaterial, das Löcher enthält, überhaupt nicht erhalten werden.
  • (17) Im Hinblick auf die obigen Feststellungen haben die Erfinder der vorliegenden Erfindung intensive Untersuchungen durchgeführt und die Aufgabe durch das folgende Formverfahren gelöst. Bei diesem Verfahren wird wie im Vorstehenden beschrieben ein Vorblock des Polymers, enthaltend eine große Menge einheitlich dispergierter Biokeramik, unter derartigen Bedingungen schmelzgeformt, dass ein Wärmezerfall auf ein so niedrig wie mögliches Niveau kontrolliert wird (z. B. durch Extrusions- oder Druckumformen) und der so behandelte Vorblock wird dann zu einem orientierten Formteil durch Druckumformen oder Schmiedeformen zum Zweck der Bewirkung einer Druckorientierung des Polymers gebildet.
  • Gemäß diesem Verfahren wird eine äußere Kraft zu dem Zeitpunkt des Orientierungsformens in nach innen gerichteter Richtung angelegt, nämlich zum Material selbst hin, anders als in Zugrichtung, so dass das Material einen dichten Zustand annimmt.
  • Dementsprechend verändert sich die Oberfläche zwischen Partikeln und Matrix zu einem stärker geschlossenen Zustand hin und selbst die mikroskopischen Löcher, die im Mischschritt durch Luft gebildet werden, die in der Oberfläche vorliegen, verschwinden, so dass eine hohe Dichte erhalten werden kann. Anders ausgedrückt, nehmen beide Materialien eine inniger verbundene Struktur an.
  • Zusätzlich zu dem Obigen zeigt das resultierende Kompositmaterial eine deutlich hohe Festigkeit, da die Molekularkettenachse und die Kristallphase in dem Matrixpolymer orientiert sind.
  • Es scheint in diesem Fall, dass die Orientierung der Kristalle, bewirkt durch Deformation, erhalten durch Druckbefüllung eines Vorblocks als primärem Formteil in einen Hohlraum einer Form mit einem Schnittflächenbereich, der geringer ist als der Schnittflächenbereich des Vorblocks, partiell oder über den gesamten Bereich, eine Form annimmt, die eine stärkere Tendenz zur Durchführung einer Oberflächenorientierung parallel zu bestimmten Bezugsachsen aufweist, anders als in dem Fall einer einaxialen Orientierung, gebildet durch einfaches Ziehen in Längsrichtung, da eine Kraft durch ein "Scheren" von der Form (formende Form) zugefügt wird.
  • Dementsprechend zeigen sich die Eigenschaften einer geringen Anisotropie durch Orientierung und einer großen Beständigkeit gegenüber einem Verdrehen oder ähnlicher Deformation. Der Orientierungsgrad wird auf ein solches Basisniveau eingestellt, dass die Molekularkettenlamellen sich orientieren können und nicht auf ein hohes Niveau, auf dem Löcher durch Mikrofibrillen und eine Fibrillenstruktur gebildet werden, die aufgefunden wird, wenn das Zugverhältnis hoch ist.
  • (18) Auf diese Weise wurde das Verstärkungsverfahren des Kompositmaterials gemäß der vorliegenden Erfindung beschrieben und es unterscheidet sich deutlich von demjenigen der konventionellen Kompositmaterialien wie dargestellt in 15.
  • Die Verfahren vom konventionellen Partikel-verstärkten Typ (a) und Faser-verstärkten Typ (b) sind nämlich Verfahren, die darauf abzielen, physikalische Festigkeit der jeweiligen befüllten Partikel 13 und Fasern 14 in jedem System zu erzeugen, indem das Befüllverhältnis auf so hoch wie möglich erhöht wird und indem außerdem die Festigkeit erhöht wird, im wesentlichen abhängig von ihren chemischen und physikalischen Kräften zur Bindung an das Matrixpolymer. Bei dem Typ (b) vom Faserverstärkungstyp übt die Verknüpfung der Fasern 14 eine deutlich wirksamere Funktion zur Verbesserung der Festigkeit auf.
  • In diesem Fall kann die korrespondierende hohe Festigkeit erhalten werden, wenn ein Matrixpolymer mit relativ hoher Festigkeit verwendet wird.
  • (19) Es ist jedoch keine Information zum jetzigen Zeitpunkt im Hinblick auf ein Beispiel erhältlich, worin wie im Fall der vorliegenden Erfindung das Matrixpolymer des Systems (a) durch Behandlung mit einer sekundären Verarbeitung zum Zweck einer effizienten Orientierung von Kristallen (Molekularketten) verstärkt wird.
  • Die vorliegende Erfindung ist ein Verstärkungsverfahren [Partikel-verstärkt + Matrix-verstärkt] (c) worin zusätzlich zu dem Verstärkungsverfahren des Partikelverstärkungstyps (a) das Matrixpolymer verstärkt wird, indem ein dichteres System hergestellt wird, das erhältlich ist, indem man den Kristallen ermöglicht (den Molekularketten) N' eine Orientierung durch Druckorientierung durchzuführen und indem die Oberflächen der Partikel 15 und des Matrixpolymers enger miteinander verbunden werden.
  • Das heißt, dass die vorliegende Erfindung ein neues Verfahren betrifft, worin das Matrixpolymer physikalisch verstärkt wird, indem ein sekundäres Formverarbeitungsverfahren bei kalter Temperatur durchgeführt wird, das konventionell nicht durchgeführt wurde und ein Kompositsystem, erhältlich durch dieses Verfahren, die sich beide deutlich von den konventionellen Arten unterscheiden.
  • (b) Hochfestes Implantatmaterial
  • Das Implantatmaterial gemäß der vorliegenden Erfindung ist ein Kompositmaterial, worin 10 bis 60 Gew.% eines Biokeramikpulvers mit einer Teilchengröße oder einer Größe einer aggregierten Masse von Teilchen von 0,2 bis 50 μm im wesentlichen einheitlich in einem kristallinen thermoplastischen Polymer dispergiert ist, das im wesentlichen im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar ist, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es sich um ein druckorientiertes Formteil handelt, worin die Kristalle des Polymers durch Druckdeformation orientiert sind und die Kristallinität 10 bis 70% beträgt.
  • Im Folgenden werden die Inhalte im Detail beschrieben.
  • (1) Biokeramik
  • Beispiele für die Biokeramik, die in der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, beinhalten gesintertes Hydroxyapatit, auf Bioglas basierendes oder auf kristallisiertem Glas basierendes Glas für biologische Verwendung, nicht-gesintertes Hydroxyapatit, Dicalciumphosphat, Tricalciumphosphat, Tetracalciumphosphat, Octacalciumphosphat, Calcit, Diopsid und ähnliches, die allein oder als Mischung von zwei oder mehr verwendet werden können.
  • Im allgemeinen werden die gerade beschriebenen Biokeramiksubstanzen grob in 1) oberflächenbioaktive Keramiksubstanzen und 2) bioabsorbierbare Keramiksubstanzen unterteilt.
  • 1) Oberflächenbioaktive Biokeramiksubstanzen
  • Beispiele hierfür beinhalten gesintertes Hydroxyapatit (HA), auf Bioglas basierendes Bioglas, Cerabital, auf kristallinem Glas basierendes A-W Glaskeramik und ähnliche und auf kristallinem Glas basierendes Biobelit-1, Implant-1, β-kristallisiertes Glas, Diopsid und ähnliches.
  • 2) Bioabsorbierbare Biokeramik
  • Beispiele hierfür beinhalten nicht-gesintertes Hydroxyapatit (nicht-gesintertes HA), Dicalciumphosphat, α-Tricalciumphosphat, (α-TCP), β-Tricalciumphosphat (β-TCP), Tetracalciumphosphat (TeCP), Octacalciumphosphat (OCP), Dicalciumphosphat·Hydrat·Octacalciumphosphat (DCPD·OCP), Dicalciumphosphat·Anhydrid·Tetracalciumphosphat (DCPA·TeCP), Calcit und ähnliches.
  • Da diese Biokeramiksubstanzen einen unterschiedlichen Grad ihrer Bioaktivität aufweisen und daher unterschiedlichen Einfluss auf Geschwindigkeit und Art der Bildung neuer Knochen ausüben, werden sie allein oder als Mischung von zwei oder mehr derartig verwendet, dass die notwendige Bioaktivität erhalten werden kann.
  • Unter diesen Biokeramiksubstanzen ist nicht-gesintertes HA eines der besonders wirksamen bioabsorbierbaren Aktivpulvern, die in dem System der vorliegenden Erfindung verwendet werden können, da anders als im Fall von gesintertem HA, es zu dem HA im lebenden Körper sehr ähnlich ist, durch Absorption im lebenden Körper vollständig verschwindet und eine hohe Aktivität, Sicherheit und tatsächliche Ergebnisse in seiner praktischen Verwendung aufweist.
  • (2) Teilchengröße der Biokeramikpulver
  • Die Bezeichnung Biokeramikpulver, wie hier verwendet, bedeutet eine allgemeine Bezeichnung für primäre Partikel der Biokeramik oder sekundäre Partikel ihrer angesammelten (aggregierten) Massen.
  • 1) Um ein hochfestes Kompositmaterial auf der Basis der vorstehenden Begründungen zu erhalten, wird ein Biokeramikpulver mit einer Teilchengröße von 0,2 bis 50 μm, vorzugsweise 1 bis etwas über 10 μm, als primäre Teilchen oder sekundär angeordnete (aggregrierte) Massen verwendet. Der Bereich der Teilchengröße ist auch im Hinblick auf eine einheitliche Dispersion in einem kristallinen thermoplastischen Polymer, das abbaubar und absorbierbar im lebenden Körper ist, wünschenswert.
  • Wenn die Teilchengröße des Biokeramikpulvers nahe an der oberen Grenze von 50 μm liegt, ist eine Größe einer aggregierten Masse wünschenswert, wenn die primären Teilchen von ungefähr etwas über 10 μm sekundär aggregiert sind.
  • Ein Fall, in dem unabhängige primäre Teilchen eine Größe von nahe an 50 μm aufweisen, ist nicht wünschenswert, da das resultierende Kompositmaterial zum Zeitpunkt seines Erhalts bricht.
  • Das Kompressions-orientierte Formteil wird schließlich zu Implantatmaterialien fertiggestellt, die verschiedene genaue Formen aufweisen, und zwar durch Verfahren wie Schneide/Zerspanarbeit und ähnliches.
  • Wenn die Teilchengröße groß ist, wird die Verarbeitung der feinen und präzise geformten Artikel schwierig, da sie an der Grenzfläche des Pulvers abkippen oder sich spalten werden. Dementsprechend kann festgehalten werden, dass die Teilchengröße von 50 μm die obere Grenze ist, die die Genauigkeit der Form von Implantatmaterialien bestimmt.
  • 2) Die untere Grenze der Teilchengröße von 0,2 μm korrespondiert auch z. B. zu der Größe der primären Teilchen von nicht-gesintertem HA.
  • Im allgemeinen sammeln sich diese feinen Teilchen zur Bildung von sekundär aggregierten Teilchen mit einer Größe von einigen μm bis etwas über 10 μm an. Wenn Teilchen aus Biokeramik oder angesammelten Massen daraus, deren anscheinende durchschnittliche Teilchengröße in diesem Bereich liegt, einheitlich in einer Polymermatrix dispergiert werden, entspricht das so erhaltene System sowohl den Eigenschaften einer hohen Festigkeit als auch eines schnellen Ersatzes des Implantats durch biologische Knochen durch Absorption. Dementsprechend wird ein Implantatkompositmaterial mit präziser Form erhalten.
  • 3) Wenn ein solches Implantatmaterial, enthaltend Biokeramik, in den lebenden Körper implantiert wird, bindet das Biokeramikpulver, das an der Oberfläche vorliegt, an die peripheren biologischen Knochen direkt ohne intermediäre Wirkungen der fibrösen Bindegewebe oder indirekt über HA, abgelagert auf der Oberfläche, so dass eine anfängliche Befestigung zu einem früheren Zeitpunkt erhalten werden kann. Dieses charakteristische Merkmal ist für die Implantatmaterialien, wie Stifte, Schrauben und ähnliches, die zum Verbinden und Fixieren gebrochener Knochen verwendet werden, wünschenswert.
  • Da es eine Bindungsfähigkeit an Knochen aufweist, kann es auch für einen plattenförmigen oder anders geformten Knochenersatz oder für ein Material für die Osteosynthese verwandt werden, das in dem Stand der Technik aufgrund im wesentlichen unzureichender Festigkeit nicht verwendet werden konnte.
  • 4) Implantatmaterialien, die bei Knochen als Fixiermaterialien für gebrochene Knochen verwendet werden, erhalten die Festigkeit, die für das Fixieren notwendig ist, über zwei bis vier Monate mindestens, eine Zeitspanne, die benötigt wird, damit sich die Knochen vereinigen und machen dann einen Schritt in die Richtung, dass sie durch ein graduelles Fortschreiten der Hydrolyse von ihren Oberflächen her verfallen, wo sie mit der Körperflüssigkeit in Kontakt treten.
  • Während dieses Schritts wird das darin enthaltene Biokeramikpulver graduell der Körperflüssigkeit gegenüber exponiert. Danach dringt die Körperflüssigkeit weiter nach innen in das Implantat entlang Grenzflächen des Biokeramikpulvers und des Polymers ein. Im Ergebnis werden die Hydrolyse des Polymers und die Absorption des Abbauprodukts im lebenden Körper schneller im Vergleich mit dem Fall eines Systems von einem Polymer allein ohne Biokeramik bewirkt.
  • Außerdem beschleunigt das exponierte Biokeramikpulver in diesem Schritt die Infiltration neuer Knochen und wird manchmal ein Kern einer Osteogenese zur Bildung einer Trabecula. In einigen Fällen wird das Pulver selbst durch Osteoklasten absorbiert oder aus einem Knochenloch entsorgt. Auf diesem Weg werden Invasion und Ersatz durch biologischen Knochen in dem Knochenloch nach Verschwinden des Implantatmaterials wirkungsvoll bewirkt.
  • 5) Das Verfahren und die Weise des Ersatzes des Knochenloches durch biologischen Knochen durch das Implantatmaterial gemäß der vorliegenden Erfindung variieren deutlich abhängig von der Art der darin erhaltenen Biokeramik und Form, Größe und Gehalt der Teilchen, jedoch kann, da das Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung eine geringere Menge des Polymers, korrespondierend zu dem befüllten Verhältnis des Biokeramikpulvers im Vergleich mit einem Implantatmaterial enthält, das nur aus bioabsorbierbarem Polymer besteht, die Gefahr einer Induktion einer Fremdkörperreaktion und die darauffolgende Entzündungsreaktion, die durch eine große Menge von Polymerstücken ausgelöst wird, die übergangsweise während des Abbauprozesses erzeugt werden, vermieden werden.
  • Dieses ist insbesondere im Fall von vollständig absorbierbaren bioaktiven Partikeln, wie z. B. nichtgesintertem HA, wirksam.
  • Außerdem kann eine Reparaturgeschwindigkeit von Knochenlöchern optional durch Auswahl einer geeigneten Art, Größe und Menge der Biokeramik gesteuert werden.
  • (3) Zusammensetzung des bioabsorbierbaren Polymermaterials (Polymer)
  • Dieses ist dasselbe wie das Polymermaterial, das für das vorstehende Material für die Osteosynthese verwendet wird, das im wesentlichen ein Polymer umfasst.
  • (4) Molekulargewichte des Polymermaterials und des Vorformmaterials
  • 1) Das vorstehende Polymer benötigt bestimmte physikalische Eigenschaften, mindestens eine bestimmte Festigkeit oder sogar mehr wie das Material für die Osteosynthese, jedoch nimmt das Molekulargewicht des Polymers auf der Stufe seines Schmelzformens zu einem Vorformmaterial, wie z. B. einem Vorblock oder ähnlichem, ab, so dass im Fall einer Polymilchsäure oder eines Milchsäure-Glycolsäure-Copolymers es wichtig ist, ein Polymer mit einem anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 150.000 bis 700.000, vorzugsweise von 250.000 bis 550.000, zu verwenden.
  • Wenn ein Polymer mit einem Molekulargewicht in diesem Bereich verwendet wird, kann ein Vorformmaterial, das schließlich ein viskositätsgemitteltes Molekulargewicht von 100.000 bis 600.000 (mit einem schließlichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 200.000 bis 500.000, wenn ein Polymer mit dem vorstehenden bevorzugten Molekulargewichtsbereich von 250.000 bis 550.000 verwendet wird) erhalten werden, indem eine Schmelzformverarbeitung unter Erwärmungsbedingungen durchgeführt wird.
  • 2) Dieses Polymer kann zu einem Kompositmaterial zur Verwendung bei hochfesten Implantatmaterialien durch darauffolgende plastische Deformation bei kalter Temperatur für eine Orientierung der Molekularketten (Kristalle) durch Druckorientierung geformt werden und eine Reduktion des Molekulargewichts kann auf möglichst geringe Mengen eingestellt werden, wenn der plastische Deformationsschritt unter in günstiger Weise eingestellten Bedingungen durchgeführt wird.
  • Der Bereich des viskositätsgemittelten Molekulargewichts des Polymers, das das Biokeramik enthaltende Implantatmaterial bildet, unterscheidet sich von dem Bereich für den Fall des Implantats, das durch dasselbe Formverfahren erhalten wird, aber nur aus einem Polymer gebildet wird. Der Grund hierfür liegt darin, dass es Unterschiede im Hinblick auf die anscheinende Schmelzviskosität und den Grad des Zerfalls während des Schritts gibt, aufgrund der großen Menge des in diesem System enthaltenen Biokeramikpulvers.
  • Wenn ein Formteil, worin ein Polymer der vorliegenden Erfindung ein Molekulargewicht in diesem Bereich aufweist und dessen Molekularketten (Kristalle) durch Druckdeformationsbehandlung orientiert sind, tatsächlich im lebenden Körper, z. B. als Material für die Osteosynthese verwendet wird, erhält es eine ähnliche Festigkeit wie die von biologischen Knochen für mindestens 2 bis 4 Monate, eine durchschnittliche Zeitspanne, die für die Knochenvereinigung benötigt wird und wird dann in einer solchen Geschwindigkeit graduell abgebaut, dass kleine Stücke, die durch den Abbau des Materials für die Osteosynthese erzeugt werden, keine starken Fremdkörperreaktionen in den peripheren Geweben und Zellen auslösen und daher keine Entzündungsreaktionen auslösen.
  • Da die bioaktiven Eigenschaften der Biokeramik in diesem Schritt erzeugt werden, wird eine anfängliche Bindung an die Knochen erhalten und ein Ersatz durch Knochen schreitet in günstiger Weise voran.
  • 3) Wenn das anfängliche viskositätsgemittelte Molekulargewicht des Polymers weniger als 150.000 beträgt, kann keine hohe anfängliche Festigkeit erhalten werden, obwohl es den Vorteil gibt, dass das Formen aufgrund der geringen Schmelzviskosität einfach durchgeführt werden kann. Die eine Festigkeit aufrechterhaltende Zeitspanne wird ebenfalls kürzer als die Zeitspanne, die für die Knochenvereinigung notwendig ist, und zwar aufgrund der schnellen Reduktion der Festigkeit im lebenden Körper. Da es zusätzlich die Möglichkeit gibt, dass niedermolekulare kleine Stücke in großer Menge in einer kurzen Zeitspanne von 1,5 bis 2 Jahren nach dem Implantat im lebenden Körper erzeugt werden, besteht eine Gefahr einer Induktion einer Entzündung durch ihre Fremdkörperreaktion.
  • Andererseits, wenn das anfängliche viskositätsgemittelte Molekulargewicht des Polymers zu groß ist – oberhalb von 700.000 –, kann das Polymer zum Zeitpunkt des Erwärmens kaum fließen und es werden eine hohe Temperatur und ein hoher Druck benötigt, wenn ein Vorformmaterial durch Schmelzformen erzeugt wird, so dass eine deutliche Reduktion seines Molekulargewichts aufgrund der Wärme auftritt, die durch hohe Scherkräfte und Reibungskräfte zum Zeitpunkt der Verarbeitung erzeugt werden und das Molekulargewicht des schließlich erhaltenen Implantatmaterials wird deutlich niedriger als in dem Fall, in dem ein Polymer mit einem Molekulargewicht von 700.000 oder weniger verwendet wird, wodurch eine geringere Festigkeit als erwartet erhalten wird.
  • In dem Fall eines Polymers mit einem niedrigen anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 150.000 bis 200.000 ist es möglich, das Biokeramikpulver in einer relativ großen Menge von 30 bis 60 Gew.% zu befüllen. Da es jedoch dazu neigt zu brechen, wenn es fließt (Fließbruch), wenn es externe Kräfte aufnimmt, wie z. B. eine Biegedeformation und ähnliches, wenn das Molekulargewicht nach dem Schmelzenformen sehr viel geringer wird, ist es wünschenswert, die Befüllmenge auf ein niedriges Niveau von 10 bis 30 Gew.% einzustellen, und es ist außerdem wünschenswert, den Deformationsgrad R, der später beschrieben wird, auf ein relativ niedriges Niveau einzustellen.
  • Da es andererseits relativ schwierig ist, ein Schmelzformen eines Polymers mit einem hohen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 550.000 bis 700.000 zu bewirken, ist es noch schwieriger, ein Schmelzformen durch Befüllen des Biokeramikpulvers in großer Menge von 40 bis 60 Gew.% zu bewirken. Dementsprechend ist es wünschenswert, die Menge des Biokeramikpulvers auf ein Niveau von 20 Gew.% oder weniger einzustellen und den Deformationsgrad R (der später beschrieben wird) ebenfalls auf ein unvermeidlich niedriges Niveau einzustellen.
  • Kurz gefasst können relativ breite Bereiche einer Befüllmenge und eines Deformationsgrads R gewählt werden, wenn das anfängliche viskositätsgemittelte Molekulargewicht ungefähr 200.000 bis 550.000 beträgt. Außerdem kann eine geeignete die Festigkeit erhaltende Zeitspanne im lebenden Körper und eine gemäßigte Zerfallsabsorptionsrate in diesem Bereich des Molekulargewichts erhalten werden.
  • 4) Die Fluidität der Mischung wird schlecht, wenn die Beladungsmenge des Füllstoffs groß wird. Dementsprechend kann zur Erleichterung des Formens durch Reduktion der Schmelzviskosität ein niedermolekulares Polymer mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 100.000 oder weniger oder 10.000 oder weniger je nach Bedarf als Gleitmittel in einer solchen geringen Menge zugefügt werden, dass es keinen Einfluss auf die physikalischen Eigenschaften des schließlichen Implantats ausübt.
  • Wenn die Menge des zu verwendenden Restmonomers in dem Polymer groß ist, tritt während des Verarbeitungsschritts eine Reduktion des Molekulargewichts auf und der Zerfall im lebenden Körper wird ebenfalls schnell, so dass es wünschenswert ist, die Menge auf ein Niveau von ungefähr 0,5 Gew.% oder weniger einzustellen.
  • Wenn der Füllstoff in einer großen Menge von 40 Gew.% oder mehr befüllt wird, kann die Füllstoffoberfläche mit einem weichen bioabsorbierbaren Polymer oder einem Komplex der D-Form und L-Form von optischen Isomeren der Polymilchsäure behandelt werden, um die Oberflächenbindungseigenschaft zwischen den beiden Materialien zu verbessern.
  • Durch die darauffolgende molekulare (kristalline) Orientierungsbehandlung durch Druckbefüllen in eine formende Form wird ein hochfestes druckorientiertes Formteil erhalten, nämlich ein Material zur Verwendung als Implantat ohne substantielle Reduktion des Molekulargewichts.
  • Danach werden hochfeste Implantatmaterialien mit gewünschter Form, wie z. B. eine Schraube, Stift, Stab, Scheibe, Knopf, Zylinder oder ähnliches durch sekundäre Verarbeitung, z. B. Schneide/Zerspanarbeit, Schneiden, Stanzen, Bohren oder ähnliches, erzeugt.
  • (e) Kristallinität
  • Wenn ein Gleichgewicht zwischen zwei benötigten Faktoren, nämlich hoher mechanischer Festigkeit und geeigneter Hydrolyserate in die Betrachtung mit einbezogen wird, ist es notwendig, die Kristallinität des druckorientierten Formteils der vorliegenden Erfindung in einem Bereich von 10 bis 70%, vorzugsweise von 20 bis 50%, zu wählen.
  • Wenn die Kristallinität 70% übersteigt, ist die anscheinende Steifheit des Formteils hoch, jedoch wird dieses aufgrund eines Fehlens an Zähigkeit brüchig und bricht einfach, wenn im lebenden Körper eine Kraft darauf einwirkt. Ein solch hoher Grad ist auch nicht wünschenswert, da eine verlängerte Zeitspanne für seine Absorption und Verschwinden im lebenden Körper aufgrund eines unnötig langsamen Zerfalls notwendig ist.
  • Andererseits kann eine Verbesserung der Festigkeit erwartet werden mit einer niedrigen Kristallinität von weniger als 10%.
  • Wenn daher die anfängliche mechanische Festigkeit des Formteils und deren Erhalt als auch die Verschwindgeschwindigkeit durch Abbau und Absorption oder ein niedriger Stimulationsgrad im lebenden Körper in die Betrachtung mit einbezogen werden, liegt die geeignete Kristallinität bei 10 bis 70%, vorzugsweise 20 bis 50%.
  • Selbst bei einer niedrigen Kristallinität von 10 bis 20% wird die Festigkeit durch Wirkung des Füllstoffs im Vergleich mit dem Fall ohne Befüllung verbessert.
  • Selbst bei einer hohen Kristallinität von 50 bis 70% werden außerdem Mikrokristalle während der plastischen Deformation durch Druck gebildet, so dass nachteilige Einflüsse auf Abbau und Absorption im lebenden Körper nicht häufig auftreten.
  • (f) Dichte
  • Da das Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung ein dreidimensionales druckorientiertes Formteil ist, wird seine Dichte im Vergleich mit dem gemäß dem Stand der Technik gezogenen und orientierten Formteil hoch. Obwohl dies im Hinblick auf den Deformationsgrad variiert, nimmt die Dichte einen Wert von 1,4 bis 1,5 g/cm3 an, wenn Biokeramik auf einem 20% Niveau zugemischt wird, 1,5 bis 1,6 g/cm3, wenn auf einem 30% Niveau zugemischt wird, 1,6 bis 1,7 g/cm3, wenn auf einem 40% Niveau zugemischt wird und 1,7 bis 1,8 g/cm3, wenn auf einem 50% Niveau zugemischt wird.
  • Diese hohe Dichte ist auch ein Index, der die Dichte des Materials anzeigt und ist daher ein wichtiger Faktor zum Beweis einer hohen Festigkeit.
  • (g) Kristallform
  • Da das Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung durch Druckdeformationsorientierung erzeugt wird, sind die Kristalle (Molekularketten) des Formteils im wesentlichen parallel zu einer Vielzahl von Bezugsachsen orientiert.
  • Im allgemeinen wird die Anisotropie im Hinblick auf die Festigkeit des Formteils gering, wenn die Anzahl der Bezugsachsen steigt, so dass ein Bruch durch relativ schwache Kräfte in bestimmter Richtung, die bei Richtungsmaterialien üblich sind, geringer wird.
  • Die Tatsache, dass die Kristalle des Formteils in dem Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung im wesentlichen parallel zu einer Vielzahl von Bezugsachsen orientiert sind, kann auf dieselbe Weise wie im vorstehenden Fall des Materials für die Osteosynthese bewiesen werden, wie illustrativ in den 1 und 2 dargestellt.
  • (C) [Allgemeine Anmerkungen] – Herstellungsverfahren für ein Material für die Osteosynthese:
    • (a) Das Verfahren für die Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäß der vorliegenden Erfindung, nämlich eines orientierten Formteils mit einer Kristallform, worin die Kristalle im wesentlichen parallel zu einer Vielzahl von Bezugsachsen orientiert sind, umfasst im wesentlichen
    • (1) einen ersten Schritt, bei dem ein vorgeformtes Material durch Schmelzformen eines kristallinen thermoplastischen Polymermaterials erzeugt wird, das im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar ist, unter Verwendung eines Extruders oder ähnlichem,
    • (2) einen zweiten Schritt, worin ein orientiertes Formteil gebildet wird, indem das vorgeformte Material (Vorblock) in einen engen Raum gezwängt wird, der durch eine formende Form gebildet wird, deren unteres Ende im wesentlichen geschlossen ist, während eine plastische Deformation bei kalter Temperatur durchgeführt wird, wodurch eine Orientierung durch Kompressionsdeformation bewirkt wird, oder einen anderen zweiten Schritt, worin ein orientiertes Formteil durch Schmiedebefüllen des Vorblocks in einen Raum einer formenden Form erzeugt wird, die einen Raum aufweist, der kleiner ist, teilweise oder insgesamt, als der Durchmesser, die Dicke oder Breite des Formteils oder in eine formende Form mit einem Raum, der kleiner ist als das Volumen des Vorblocks, während die plastische Deformation durchgeführt wird und
    • (3) einen zusätzlichen Schritt, worin eine Form eines Objekts geformt wird, durch Durchführung einer Verarbeitung, wie z. B. einer Schneide/Zerspanarbeit oder ähnlichem, je nach Bedarf.
  • Die Bezeichnung "kalte Temperatur", wie hier verwendet, bezeichnet eine Temperatur (Tc), bei der eine Kristallisierung bewirkt werden kann, die jedoch niedriger ist als die konventionelle Formtemperatur, die gleich ist oder höher als die Schmelztemperatur, nämlich eine Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur (Tg) und der Schmelztemperatur (Tm) des thermoplastischen Polymermaterials.
  • Wenn also ein Vorblock mit einem großen Durchmesser mit Druck in einen Hohlraum einer formenden Form mit einem geringeren Durchmesser von dem oberen Teil her durch einen den Durchmesser reduzierenden Teil mit einer Neigung θ, wie dargestellt in 4, gezwängt wird, während eine plastische Deformation bei kalter Temperatur bewirkt wird, unterläuft das Polymer mit schlechter Fluidität bei Tm oder darunter, das keine Wärmefluidität aufweist wie ein geschmolzenes Polymer zum Zeitpunkt der erzwungenen Befüllung, eine plastische Deformation und nimmt eine große Scherkraft auf, ausgelöst durch die Reibung zwischen dem Vorblock und der Innenseite der formenden Form.
  • Da diese Scherkraft als externe Kraft aus diagonaler oder Querrichtung wirkt, die eine Orientierung des Polymers auslöst, werden die molekularen Ketten (Kristalle) des Polymers durch Deformation entlang der Druckbefüllrichtung in die formende Form orientiert.
  • Eine Form der Kristalle, in der sie parallel zu einer Vielzahl von Bezugsachsen orientiert sind, wird also als Reaktion auf das Druckbefüllverfahren des Vorblocks erhalten.
  • In diesem Fall wird die Anisotropie im Hinblick auf die physikalische Festigkeit gering, wenn die Anzahl der Orientierungsbezugsachsen steigt. Unter einer solchen Bedingung wird das Formteil in diagonaler oder Querrichtung, bei der es sich um die Richtung der erzwungenen Befüllung handelt, unter Druck gesetzt, so dass das Formteil dicht wird. Im Ergebnis wird ein orientiertes Formteil erhalten, worin die Anisotropie im Hinblick auf die physikalische Festigkeit gering ist, unterschiedlich von dem Fall eines einfachen einaxialen Ziehens in Längsrichtung, und worin mechanische Eigenschaften, wie z. B. Biegefestigkeit, Zugfestigkeit, Zerreißfestigkeit, Scherfestigkeit, Torsionsfestigkeit, Oberflächenhärte und ähnliches im allgemeinen mit gutem Gleichgewicht verbessert sind.
  • Das so orientierte Formteil wird zu hochfesten Materialien für die Osteosynthese mit verschiedenen Formen je nach Bedarf umgeformt, indem eine endgültige Verarbeitung, wie z. B. eine Schneide/Zerspanarbeit oder ähnliches, zur Bildung gewünschter Formen durchgeführt wird.
  • (b) Herstellung eines druckorientierten Formteils:
  • (1) Druckorientierungsformen
  • Dieses Verfahren umfasst die Erzeugung eines vorgeformten Materials durch Schmelzformen des Polymermaterials und Druckbefüllen des vorgeformten Materials in einen engen Raum einer formenden Form, deren Bodenende im wesentlichen geschlossen ist, während eine plastische Deformation bei kalter Temperatur durchgeführt wird, wodurch eine Druckorientierung bewirkt wird.
  • (2) Schmiedeorientierungsformen
  • Dieses Verfahren umfasst das Herstellen eines vorgeformten Materials durch Schmelzformen des Polymermaterials und Druckbefüllen des vorgeformten Materials in kontinuierlicher oder diskontinuierlicher Weise in einen engen Raum einer formenden Form mit einem Raum, der kleiner ist – teilweise oder insgesamt – als die Schnittfläche, Dicke oder Breite des Formteils, wie definiert im Vorstehenden, oder in eine formende Form mit einem Raum eines Gesamtvolumens, das kleiner ist als das Volumen des vorgeformten Materials, während die plastische Deformation durchgeführt wird, wodurch eine Schmiedeorientierung bewirkt wird.
  • (3) Deformationsgrad
  • Wenn ein Vorblock druckgefüllt (erzwungenes Pressen) in den Hohlraum einer formenden Form mit einem Schnittflächenbereich gefüllt wird, der 2/3 bis 1/6 des Schnittflächenbereichs des Vorblocks beträgt, wird ein Deformationsgrad R = S0/S (worin S0 ein Schnittflächenbereich des Vorblocks ist und S ein Schnittflächenbereich des druckorientierten Formteils) des resultierenden orientierten Formteils, erhalten durch Druckdeformation ein Wert, der im wesentlichen innerhalb eines Bereichs von 1,5 bis 6,0 liegt und ein solcher Wert ist wirksam für eine deutliche Verbesserung der Festigkeit, wie später durch Daten in den Beispielen belegt werden wird.
  • Wenn in eine Form mit teilweise unterschiedlichen R-Werten innerhalb dieses Bereichs druckgefüllt wird (einschließlich des Falls, worin der Querschnittsbereich in fortschreitender Richtung des Polymers durch erzwungene Befüllung teilweise variiert und die anderen Teile solche Teile ausschließen, die dieselbe Querschnittsfläche haben wie der Vorblock) werden die Bezugsachsen in komplizierter Weise durcheinander gebracht und die Anisotropie wird ebenfalls nicht ganz einfach.
  • Bei dem Formen wird der Orientierungsgrad eines Teils mit einem großen R-Wert höher als der des Teils mit einem geringeren R-Wert und die mechanische Festigkeit des ersten Bereichs wird im allgemeinen groß. Dementsprechend kann ein Formteil mit unterschiedlich starken Festigkeiten je nach Verwendung absichtlich erzeugt werden.
  • Eine solche Anwendung kann nur bei dem Verfahren der vorliegenden Erfindung durchgeführt werden, worin ein orientiertes Formteil durch plastische Deformation durch Druckbefüllen eines Vorblocks in eine Form erzeugt wird, was ein deutlicher Vorteil der vorliegenden Erfindung ist im Vergleich mit dem Zugverfahren, worin ein Teil nicht mit einem unterschiedlichen Zugverhältnis in der Mitte des Arbeitsgangs erzeugt werden kann.
  • Dieser Punkt ist auch einer der Gründe dafür, dass das Verfahren der vorliegenden Erfindung, das durch Druckorientierung bewirkt wird, im Vergleich mit Verfahren des Stands der Technik, wobei eine Zugorientierung durchgeführt wird, deutlich vorteilhaft ist.
  • In diesem Fall, wenn der Schnittflächenbereich des Hohlraums größer als 2/3 des Schnittflächenbereichs des Vorblocks ist, ist es schwierig, ein druckorientiertes Formteil mit einer Festigkeit und Härte zu erhalten, und zwar aufgrund der kleineren Molekularketten- oder der Kristallorientierung und dem Druckverhältnis zum Zeitpunkt der Druckbefüllung. Andererseits, wenn er geringer wird als 1/6, wird nicht nur die Druckbefüllung des Vorblocks in den Hohlraum schwierig, sondern es besteht auch die Möglichkeit, eine Fibrillierung des Polymers auszulösen. Wenn eine Fibrillierung erzeugt wird, verbessert sich die Festigkeit des Formteils in Querrichtung, jedoch reduziert sich diejenige in Längsrichtung, so dass die Fibrillen in Längsrichtung durch Scherkräfte aufgefasert werden können.
  • (4) Plastische Deformationstemperatur
  • Es ist wünschenswert, dass die plastische Deformationstemperatur des Vorblocks eine Temperatur ist, bei der eine Kristallisierung bewirkt werden kann (Tc), die zwischen der Glasübergangstemperatur (Tg) und der Schmelztemperatur (Tm) des thermoplastischen Polymermaterials liegt.
  • Beispielhaft liegt diese im Fall von Polymilchsäure oder einem Polymilchsäure-Glycolsäure-Copolymer im Bereich von 60 bis 160°C, vorzugsweise 80 bis 110°C, wie später in den Beispielen gezeigt werden wird.
  • Wenn ein Vorblock in den Hohlraum bei dieser Temperatur druckbefüllt wird, wird die Druckbefüllung relativ einfach, die Orientierung der Molekularketten (Kristalle) kann effizient durchgeführt werden und die Kristallinität kann je nach Absicht eingestellt werden.
  • Wenn dies so gemacht wird, ist es notwendig, eine geeignete Rate (z. B. 8 bis 80 mm/min) zu wählen, um das Reibschwingungsphänomen während des Druckbefüllungsschritts zu verhindern.
  • (5) Im Fall einer Orientierungsformung durch Druckdeformation tritt entweder durch die Druckorientierungsformung oder die Schmiedeorientierungsformung eine Reibung zwischen einem Vorblock und der Oberfläche der formenden Form auf, wenn der Vorblock in die formende Form druckbefüllt wird, während eine plastische Deformation bei geeignet hohem Druck bewirkt wird (z. B. 100 bis 4.000 kg/cm2, vorzugsweise 200 bis 2.500 kg/cm2) bei kalter Temperatur (die vorstehende Temperatur, bei der die Kristallisierung bewirkt werden kann (Tc), die zwischen der Glasübergangstemperatur (Tg) und der Schmelztemperatur (Tm) des Polymermaterials liegt, z. B. im Fall einer Polymilchsäure oder eines Milchsäure-Glycolsäure-Copolymers, 60 bis 160°C, vorzugsweise 80 bis 110°C) und die Reibung wirkt als externe Kraft in Quer- oder Diagonalrichtung für die Orientierung des Polymers, wodurch eine Struktur von Kristallen gebildet wird, worin sie parallel zu einer großen Zahl von Bezugsachsen orientiert sind.
  • Auf dieser Stufe wird das Formteil in Maschinenrichtung unter Druck gesetzt und im Hinblick auf die Qualität dicht und die Dichte des Materials für die Osteosynthese wird hoch, so dass im Ergebnis eine hohe Festigkeit erhalten wird.
  • (D) [Diskussion von Details] – Produktionsverfahren für ein Material für die Osteosynthese.
  • Dieses Verfahren wird weiter illustrativ basierend auf den Zeichnungen beschrieben.
  • 4 ist eine Schnittansicht, die die Bedingungen eines Orientierungsformens durch Druckdeformation darstellt, vor der Druckbefüllung eines Vorblocks in den Hohlraum einer formenden Form.
  • 5 ist eine Schnittansicht, die die Bedingungen des Orientierungsformens durch Druckdeformation darstellt, nach einem Druckbefüllen eines Vorblocks in den Hohlraum einer formenden Form.
  • 6 ist eine Aufrissansicht, die ein Beispiel einer Schraube für die Osteosynthese zeigt, die durch eine abschließende Schneide/Zerspanarbeit erhalten wird.
  • Das Herstellungsverfahren der vorliegenden Erfindung wird für den Fall der Herstellung einer Schraube für die Osteosynthese 30, wie dargestellt in 6, beschrieben. Dieses Verfahren umfasst im Grunde die folgenden drei Schritte:
    • (i) Einen primären Formschritt, worin ein vorgeformtes Material, z. B. ein dicker säulenförmiger Vorblock 1, durch Schmelzformen eines kristallinen thermoplastischen Polymers, das im lebenden Körper abbaubar und absorbierbar ist, erzeugt wird,
    • (ii) einen sekundären Formschritt, worin, wie dargestellt in 4, der Vorblock 1 in ein zylindrisches Behälterteil 2a einer formenden Form 2 gegeben wird und der Vorblock 1 wird durch einen Kolben (Stempel) oder ähnliches Druckmittel 2b kontinuierlich oder intermittierend unter Druck gesetzt und dann, wie dargestellt in 5, wird der Vorblock 1 zu einem dünnen säulenförmigen druckorientierten Formteil 10 durch Druckbefüllen in einen Hohlraum 2c der formenden Form 2 geformt, während eine plastische Deformation bei kalter Temperatur bewirkt wird, und
    • (iii) ein Verarbeitungsschritt, wobei das druckorientierte Formteil 10, freigesetzt aus der formenden Form 2, in die Schraube für die Osteosynthese, wie dargestellt in 6, geschnitten wird.
  • (a) Schmelzformen:
  • Schmelzextrusionsformen kann vorzugsweise als Verfahren zum Schmelzformen des Vorblocks 1 aus einem Polymermaterial in dem primären Formschritt verwendet werden, jedoch können auch andere Formverfahren, wie z. B. Spritzgussformen, Druckformen und ähnliches, verwendet werden, wenn eine Verhinderung einer Molekulargewichtsreduktion mit in die Betrachtung einbezogen wird.
  • Wenn ein Schmelzextrusionsformen verwendet wird, ist es wichtig, eine Temperaturbedingung zu verwenden, die etwas höher als der Schmelzpunkt des Polymermaterials liegt, und einen Minimaldruckzustand, unter dem die Extrusion bewirkt werden kann, um eine Reduktion des Molekulargewichts des Polymermaterials auf so niedrig wie möglich einzustellen.
  • Wenn z. B. das Polymermaterial Poly-L-milchsäure (PLLA) mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von ungefähr 200.000 bis 600.000 ist, ist es wünschenswert, einen Temperaturzustand zu wählen in einem Bereich von gleich oder höher der Schmelztemperatur bis gleich oder weniger als 220°C, vorzugsweise 200°C oder weniger und einen Druckzustand von ungefähr 260 kg/cm2 oder weniger, vorzugsweise 170 bis 210 kg/cm2.
  • (b) Druckorientierungsformen:
  • Wie beispielhaft in den 4 und 5 als Orientierungsformen durch Druckdeformation dargestellt, ist es wünschenswert, das Schmelzformen des Vorblocks 1 derartig durchzuführen, dass die Schnittform sich der Schnittform des Hohlraums 2c der formenden Form 2 annähert. Wenn der Hohlraum 2c eine kreisförmige Schnittform wie im Fall der vorliegenden Erfindung aufweist, ist es wünschenswert, das Schmelzformen des Vorblocks 1 derartig durchzuführen, dass er ein säulenförmiger Artikel mit einer größeren kreisförmigen Schnittfläche wird.
  • Wenn die Schnittform des Vorblocks 1 sich der Schnittform des Hohlraums 2c annähert, kann der Vorblock 1 in den Hohlraum 2c durch Bewirkung seiner plastischen Deformation durch einheitlichen Druck von der umfänglichen Richtung her druckbefüllt werden, so dass es möglich wird, das druckorientierte Formteil 10 mit einheitlichem Deformationsgrad zu erhalten.
  • Wenn jedoch die Schnittform des Vorblocks nicht besonders auf die zirkuläre Form begrenzt ist und andere unregelmäßige Formen (z. B. polygonal und ähnlich) können ebenfalls verwendet werden, mit der Maßgabe, dass diese Formen den Formen der orientierten Formteile entsprechen, die durch Druckdeformation durch die folgende Druckformung oder Schmiedeformung erhalten werden.
  • Es ist auch wünschenswert, dass der Schnittbereich des Vorblocks 1 1,5 bis 6,0-mal größer ist als der Schnittbereich des Hohlraums 2c. Wenn der Vorblock 1 nämlich in den Hohlraum 2c mit einem Schnittbereich druckbefüllt wird, der 2/3 bis 1/6 des Schnittbereichs des Vorblocks 1 beträgt, kann er in ein druckorientiertes Formteil 10 mit einem Deformationsgrad R = S0/S (worin SO der Schnittbereich des Vorblocks 1 und S der Schnittbereich des druckorientierten Formteils 10 ist) von 1,5 bis 6,0 verarbeitet werden.
  • Auf diese Weise werden Festigkeit und Härte des druckorientierten Formteils 10 deutlich verbessert, wie später durch die Daten gemäß den Beispielen dargestellt werden wird. Durch weitere Verarbeitung von diesen durch Schneide/Zerspanarbeit, Schrauben-Schneiden, Aufschneiden und ähnliches können ideale Materialien für die Osteosynthese, wie z. B. Materialien für die Osteosynthese (z. B. Schrauben, Nägel, Stifte, Platten und ähnliches) erhalten werden.
  • Wenn der Vorblock 1 in einen Hohlraum 2c druckbefüllt wird, dessen Schnittbereich mehr als 2/3 desjenigen des Vorblocks 1 beträgt, wird es schwierig, ein druckorientiertes Formteil 10 mit hoher Festigkeit und Härte aufgrund der niedrigen Orientierung und des Druckverhältnisses der Molekularketten oder Kristalle zu erhalten.
  • Es ist andererseits schwierig, einen Vorblock in einen Hohlraum 2c druckzubefüllen, dessen Schnittbereich geringer ist als 1/6 desjenigen des Vorblocks und selbst wenn dieses durchgeführt werden könnte, würde aufgrund einer zu hohen Orientierung des Polymers eine Fibrillierung auftreten, was eine Tendenz zur Erzeugung von Sprüngen zwischen den Fibrillen nach sich ziehen würde.
  • Als Nächstes wird die in der Orientierungsform durch Druckdeformation zu verwendende Form beschrieben, sowie ihre Orientierungsmechanismen und Verfahren.
  • 4 ist eine Schnittansicht, die die Bedingungen des Orientierungsformens durch Druckdeformation zeigt, vor einem Druckbefüllen eines Vorblocks in den Hohlraum einer formenden Form.
  • (1) Wie dargestellt in 4 ist die formende Form 2, die in dem sekundären Formschritt zu verwenden ist, derartig konstruiert, dass der zylindrische Behälterteil 2a in einer dicken zylindrischen Form, in der der Vorblock 1 enthalten ist, mit dem Formhohlraum 2c in einer dünnen zylindrischen Form verbunden ist, der Vorblock 1 durch die Druckmittel 2b druckgefüllt wird, vertikal auf derselben Achse über den den Durchmesser reduzierenden Teil 20a mit nach unten geneigter Verjüngung.
  • Der obere Teil des zylindrischen Behälterteils 2a ist mit einem Druckmittel 2b ausgerüstet, wie z. B. einem Kolben (Stempel) oder ähnlichem, der den Vorblock 1 kontinuierlich oder intermittierend unter Druck setzt. Zusätzlich sind sehr kleine Belüftungsporen oder Lücken in dem unteren Teil des Hohlraums 2c gebildet (nicht in der Zeichnung dargestellt).
  • (2) Basierend auf den vorstehenden Gründen sind der Radius r1 des zylindrischen Behälterteils 2a und der Radius r2 des Hohlraums 2c auf Werte eingestellt, in der eine Ungleichheit: 1,5 ≤ (r1/r2)2 ≤ 6,0 realisiert ist, so dass der säulenförmige Vorblock 1 mit einer Schnittfläche von 1,5 bis 6,0-mal größer als der Schnittbereich des Hohlraums 2c in dem zylindrischen Behälterteil 2a enthalten sein kann.
  • (3) Außerdem ist der Neigungswinkel θ der Verjüngung des sich im Durchmesser-reduzierenden Teils 20a auf einen Bereich von 10 bis 60° eingestellt.
  • Wenn der Neigungswinkel θ geringer ist als 10°, kann der Druck für die Druckbefüllung des Vorblocks 1 in den Hohlraum 2c nicht angehoben werden und die Orientierung der Molekularketten (Kristalle) des resultierenden druckorientierten Formteils 10 (in der Zeichnung nicht dargestellt) wird niedrig, so dass keine hohe Festigkeit erhalten werden kann.
  • Wenn andererseits der Neigungswinkel θ mehr als 60° beträgt, wird die Druckbefüllung schwierig. Dementsprechend ist es wünschenswert, den Neigungswinkel θ auf 10 bis 60°, vorzugsweise 15 bis 45°, einzustellen.
  • Wenn der Neigungswinkel θ zusätzlich auf ein niedrigeres Niveau eingestellt ist, wenn der Wert von (r1/r2)2 näher an 6,0 in einem Bereich von 1,5 bis 6,0 kommt, kann die Druckbefüllarbeit einfach durchgeführt werden und ein einheitliches Formteil kann einfach erhalten werden, so dass eine solche Einstellung wünschenswert ist.
  • (4) Wie dargestellt in 5, werden, wenn der Vorblock 1 in einem zylindrischen Behälterteil 2a unter Verwendung einer solchen Art einer formenden Form 2 enthalten ist, und in den Hohlraum 2c durch kontinuierliches oder intermittierendes Unterdrucksetzen des Vorblocks 1 mit den Druckmitteln 2b unter Bewirken einer plastischen Deformation bei kalter Temperatur druckbefüllt wird, große Scherkräfte zum Zeitpunkt des Druckbefüllens durch die Reibung mit dem Innendurchmesser des sich im Durchmesser reduzierenden Teils 20a erzeugt und mit der inneren Oberfläche des Hohlraums 2c und solche Kräfte wirken als externe Kräfte (Vektorkräfte) aus Quer- und Diagonalrichtung, um die Orientierung des Polymers zu bewirken.
  • Dementsprechend ist das Polymer im wesentlichen orientiert zur Beschleunigung einer Kristallisierung entlang der inneren Oberfläche des sich im Durchmesser reduzierenden Teils 20a und da die Druckbefüllung in den Zentralteil des formenden Hohlraums 2c einen Vorzug gegenüber derer des Umgebungsteils aufweist, ist die Kristallachse des druckorientierten Formteils 10, geformt in Form des Hohlraums 2c, in Diagonalrichtung gegen die vertikale Richtungsachsenlinie in Antwort auf den Neigungswinkel θ der Verjüngung des sich im Durchmesser reduzierenden Teils orientiert.
  • (5) Es wird angenommen, dass das druckorientierte Formteil 1, das auf diese Weise erhalten wird, in konzentrischer Weise entlang der inneren Oberfläche des Hohlraums 2c orientiert ist und eine große Anzahl von Bezugsachsen aufweist. Da das Polymer in der vertikalen Richtung (mechanischer Richtung) zum selben Zeitpunkt unter Druck gesetzt wird, wird ein qualitativ dichtes druckorientiertes Formteil 10 mit dünner und säulenförmiger Form erhalten.
  • In diesem Fall wird der Orientierungswinkel der Kristalle (Winkel von Kristallen zu einer Achse, die zum mechanischen Kern des druckorientierten Formteils wird) im wesentlichen durch einen Neigungswinkel θ des sich im Durchmesser reduzierenden Teils 20a und das Bereichsverhältnis des Querschnitts des zylindrischen Behälterteils 2a zu demjenigen des Hohlraums 2c bestimmt.
  • Das heißt, wie dargestellt in 8, wenn der Radius des zylindrischen Behälterteils 2a als r1 definiert ist und der Radius des Hohlraums 2c als r2, ist der Neigungswinkel des sich im Durchmesser reduzierenden Teils 20a zu der Zentralachse Lc der formenden Form 2 als θ und des Bereichsverhältnis des zylindrischen Behälterteils 2a zu dem des Hohlraums 2c als A = R1 2/r2 2 und wenn D als druckbefüllte Entfernung eines Punkts Y auf der Zentralachse Lc während eines Punkts X auf der peripheren Oberfläche des Vorblocks 1 definiert ist, in einer Entfernung d zur Achse Lc entlang einer inneren Oberfläche der Verjüngung beladen wird, wird angenommen, dass die Kristalle in Richtung des Linienabschnitts Lm orientiert sind. Wenn der Orientierungswinkel der Kristalle, orientiert zum Liniensegment Lm (Winkel zur Achse Lc) als θm definiert ist,
    eine Gleichung tanθm = r2/(D – d) erhalten wird, und da D – d = A·d, wird die Gleichung tanθm = r2/A·d --- [Formel 1].
  • Da d = (r1 – r2)/tanθ, ergibt ihre Substitution in die [Formel I] tanθm = r2tanθ/[A(r1 – r2)] --- [Formel 2], und da r1 = r2·A0,5, ergibt ihre Substitution in [Formel 2] tanθm = tanθ/[A·(A0,5 – 1)] --- [Formel 3].
  • (6) In der Konsequenz sind die Kristalle in Diagonalrichtung zur Achse in einem Orientierungswinkel θm, realisiert durch die [Formel 3], orientiert, so dass der Orientierungswinkel θm der Kristalle groß wird, wenn der Neigungswinkel θ der sich verjüngenden inneren Oberfläche groß wird und der Orientierungswinkel der Kristalle wird gering, wenn das Bereichsverhältnis A des Querschnittsbereichs des zylindrischen Behälterteils 2a zu dem des Hohlraums 2c groß wird. So können die Kristalle auf den gewünschten Orientierungswinkel θm durch Veränderung des Neigungswinkels θ und des Bereichsverhältnisses A eingestellt werden.
  • (7) Wie im Vorstehenden beschrieben, weist das druckorientierte Formteil 10 mit einer Kristallform, worin die Kristalle parallel zu einer großen Zahl von Bezugsachsen orientiert sind, eine geringe Anisotropie im Hinblick auf die Festigkeit auf und ist in seiner Qualität im Vergleich zu einem Formteil dicht, das durch einfaches einaxiales Ziehen in Längsrichtung erhalten wird, so dass die mechanischen Eigenschaften, wie z. B. Biegefestigkeit, Biegemodul, Druckfestigkeit, Zugfestigkeit, Zerreißfestigkeit, Scherfestigkeit, Torsionsfestigkeit, Oberflächenhärte und ähnliches verbessert werden, und ein Brechen tritt im Ergebnis selten auf.
  • Insbesondere, wenn der Deformationsgrad R des druckorientierten Formteils 10 im Bereich von 1,5 bis 6,0 liegt, wird die Verbesserung der Festigkeit deutlich; das druckorientierte Pressteil 10 mit dem gerade beschriebenen Deformationsgrad, das durch Druckbefüllen eines Polymilchsäure-Vorblocks 1 (viskositätsgemitteltes Molekulargewicht 100.000 bis 400.000) erhalten wird, weist z. B. eine Biegefestigkeit von 160 bis 300 MPa auf, und physikalische Festigkeiten, wie Biegefestigkeit, Torsionsfestigkeit, Oberflächenhärte und ähnliches, die größer sind als allgemein diejenigen aus gezogenen Artikeln, die erhalten werden durch einaxiales Ziehen von Polymilchsäure mit einem Zugverhältnis, das im wesentlichen denselben Deformationsgrad aufweist, wie das oben beschriebene Deformationsverhältnis.
  • (8) Demgegenüber werden im Falle des Freibreiten-Einaxialen-Ziehens, worin ein Vorblock eines Polymermaterials in Längsrichtung gezogen wird, äußere Kräfte in Querrichtung (von den Seiten) nicht zugefügt, so dass die Dicke des Formteils während des Zugschritts gering wird. Da außerdem in Längsrichtung, wobei es sich um die Orientierungsachse handelt, gezogen wird, wird das Formteil in seiner Qualität schlechter.
  • Dementsprechend wird dieses Formteil, das durch ein Ziehen erhalten wird, im Vergleich mit dem druckorientierten Formteil 10 mit einer Kristallform, worin die Kristalle im wesentlichen parallel zu einer großen Anzahl von Bezugsachsen orientiert werden, sehr anisotrop und seine mechanischen Festigkeiten sind allgemein ebenfalls gering.
  • (9) Das Druckbefüllen des Vorblocks 1 kann bei einer Temperatur durchgeführt werden, die niedriger ist als die Glasübergangstemperatur (Tg), abhängig von der Art des Polymermaterials, jedoch wenn leichtes Druckbefüllen Wirkungen auf die Orientierung der Molekularketten (Kristalle), eine Einstellung der Kristallinität und ähnliches in die Betrachtung mit einbezogen werden, ist es wünschenswert, das Druckbefüllen des Vorblock 1 in den Hohlraum 2c durch Erwärmen in einem zylindrischen Behälterteil 2a bei der kristallisierbaren Temperatur (Tc) zwischen der Glasübergangstemperatur (Tg) und der Schmelztemperatur (T m) durchzuführen.
  • Diese Temperatur zur Bewirkung einer plastischen Deformation durch Druckbefüllen liegt bei 60 bis 160°C, vorzugsweise 80 bis 110°C, im Fall des vorstehenden Polymilchsäure-Vorblocks 1.
  • (10) Der Druckbefülldruck liegt außerdem bei 100 bis 4.000 kg/cm2, vorzugsweise 200 bis 2.5000 kg/cm2.
  • Wenn die Druckbefüllung unter einem extremen Druck von mehr als 4,000 kg/cm2 durchgeführt wird, wird das Molekulargewicht aufgrund der Scherkräfte und der dabei erzeugten Wärme deutlich reduziert, so dass es deutlich schwieriger wird, das druckorientierte Formteil 10 mit hoher Festigkeit zu erhalten. Wenn der Druckbefülldruck weniger als 100 kg/cm2 beträgt, ist es außerdem schwierig, den Vorblock 1 in den Hohlraum 2c mit einem Schnittflächenbereich von weniger als 2/3 druckzubefüllen, so dass ein druckorientiertes Formteil mit großer Festigkeit und Härte nicht erhalten werden kann.
  • (11) Die Druckbefüllrate kann 8 bis 800 mm/min, vorzugsweise 40 bis 60 mm/min, betragen, wenn eine allgemein verwendete formende Form verwendet wird oder eine spezielle Oberflächenbehandlung nicht angewandt wird, um die Gleitfähigkeit auf der Metalloberfläche zu verbessern.
  • Wenn mit einer Rate von weniger als 8 mm/min druckbefüllt wird, ist ein Teil des Vorblocks 1, der noch nicht in den Hohlraum 2c druckbefüllt ist, während des Druckbefüllens durch das Fortschreiten der Kristallisierung erhärtet, so dass das Druckbefüllen schwierig wird. Andererseits, wenn bei einer Rate von mehr als 80 mm/min druckbefüllt wird, kann ein Reibungsschwingen auftreten und das Formteil wird unregelmäßig, so dass eine solche Rate nicht wünschenswert ist.
  • Die Kristallinität des druckorientierten Formteils 10, erhalten durch die oben beschriebene Weise des Druckbefüllens des Vorblocks 1 in den Hohlraum 2c, wechselt abhängig von dem Deformationsgrad R des Formteils 10 und der Temperatur, dem Druck, der Zeit (Druckbefüllrate) und ähnlichem zum Zeitpunkt der Druckbefüllung und die Kristallinität wird allgemein hoch, wenn der Deformationsgrad R hoch wird, die Temperatur hoch wird, der Druck hoch wird und die Zeit länger wird.
  • (12) Es ist wünschenswert, dass die Kristallinität des druckorientierten Formteils 10 in einem Bereich von 30 bis 60%, vorzugsweise 40 bis 50% liegt.
  • Da Schrauben und die Materialien für die Osteosynthese, erhalten durch Anwendung einer Verarbeitung, wie z. B. einer Schneide/Zerspanarbeit und ähnlichem, auf das druckorientierte Formteil 10 mit einem solchen Bereich der Kristallinität eine geeignete Balance im Hinblick auf das Verhältnis der kristallinen Phase zur amorphen Phase des Polymers aufweisen, ist die Verbesserung von Festigkeit und Härte aufgrund der kristallinen Phase gut mit der Flexibilität aufgrund der amorphen Phase harmonisiert, so dass die Brüchigkeit, die im Fall einer kristallinen Phase allein üblich ist, nicht erzeugt wird und die weiche und schwache Eigenschaft ohne Festigkeit, die für den Fall einer amorphen Phase allein üblich ist, ebenfalls nicht erzeugt wird. Dementsprechend wird das Formteil zu einem Material für die Osteosynthese mit Zähigkeit und allgemein ausreichend hohe Festigkeiten.
  • Wenn die Kristallinität weniger als 30% beträgt, kann allgemein keine Verbesserung der Festigkeit der Kristalle erwartet werden.
  • Andererseits wird die Festigkeit verbessert, wenn die Kristallinität steigt, jedoch wird eine Brüchigkeit mit einem einfachen Auslösen eines Bruchs bei einem Aufschlag und ähnlichem ausgelöst, und zwar aufgrund eines Fehlens einer Zähigkeit, wenn die Kristallinität mehr als 60% beträgt.
  • Zusätzlich ist wohlbekannt, dass die Kristallinität des Polymermaterials, das in der vorliegenden Erfindung verwendet werden soll, graduell während eines Schritt ansteigt, bei dem das Polymer in kleine Moleküle abgebaut wird, wenn die Hydrolyse in dem lebenden Körper fortschreitet und das Fortschreiten der Hydrolyse reduziert sich, wenn die Kristallinität steigt, so dass die Hydrolyse zu klein genügenden Molekülen für eine Absorption im lebenden Körper nicht einfach bewirkt werden kann, jedoch, wenn das Polymer eine vorstehende Kristallinität von 30 bis 60% aufweist, ist die Möglichkeit einer Auslösung einer reduzierten Hydrolyserate im lebenden Körper nicht so groß, da das Hydrolysat gleichzeitig in kleinere Stücke im lebenden Körper durch externe Kräfte von außerhalb des lebenden Körpers verändert wird.
  • Aus diesen Gründen ist es wünschenswert, die Kristallinität des druckorientierten Formteils 10 auf 30 bis 60% durch Einstellung des Deformationsgrads R des druckorientierten Formteils 10 und von Temperatur, Druck und Zeit und ähnlichem zum Zeitpunkt der Druckbefüllung in die vorstehenden Bereiche einzustellen oder durch Durchführung einer kurzzeitigen Wärmebehandlung bei Kristallisierungstemperatur (z. B. bei einer Temperatur von 90 bis 160°C) nach der Druckbefüllung.
  • (13) Wenn die Druckbefüllung des Vorblocks 1 abgeschlossen ist, wird das druckorientierte Formteil 10 abgekühlt und aus der formenden Form 2 freigesetzt, der nicht-orientierte seitliche Materialteil 10a des druckorientierten Formteils 10 wird abgeschnitten und dann wird der resultierende Artikel Verfahren unterzogen, wie z. B. einem Schneiden, einem Schraubenfertigen, einem Aufschneiden und ähnlichem, um eine Schraube für die Osteosynthese 30 zu erhalten, die mit einem Schraubenachsenteil 31, einem Schraubenkopfteil 32 und einem rotierenden Bauminsertionsloch 33 versehen ist, wie dargestellt in 6.
  • Die Schraube für die Osteosynthese kann verschiedene Formen annehmen, die sich von der in 6 dargestellten Form unterscheiden und tatsächlich kann das Formteil in verschiedene gewünschte Materialien für die Osteosynthese verarbeitet werden, die keine Schrauben sind, wie z. B. Stifte, Nägel, Knöpfe, zylindrische Produkte und ähnliches, durch Mittel wie Schneiden, Schraubenfertigung, Bohren, Aufschneiden und ähnliches.
  • In diesem Zusammenhang sind die vorstehenden Mittel (z. B. Schneide/Zerspanarbeit und ähnliches) nicht nötig, wenn das dünne säulenförmige druckorientierte Formteil 10, das nach dem Ausschneiden des seitlichen Materialteils 10a erhalten wird, direkt als Stab für die Osteosynthese verwendet wird.
  • Da die Schraube für die Osteosynthese 30, hergestellt auf die vorstehende Weise, ein Produkt ist, das durch Verarbeitung (z. B. Schneide/Zerspanarbeit und ähnliches) eines dichten druckorientierten Formteils 10 erhalten wird (viskositätsgemitteltes Molekulargewicht 100.000 bis 400.000, Kristallinität 30 bis 60%) mit einer Kristallform, bei der die Kristalle im wesentlichen parallel zu einer großen Anzahl von Bezugsachsen orientiert sind, und einem Deformationsgrad R von 1,5 bis 6,0, weist die Schraube eine geringe Anisotropie im Hinblick auf die Festigkeit auf und ist ausgezeichnet im Hinblick auf ihre mechanischen Eigenschaften, wie Biegefestigkeit, Biegemodul, Druckfestigkeit, Zugfestigkeit, Zerreißfestigkeit, Scherfestigkeit, Torsionsfestigkeit, Oberflächenhärte und ähnliches im Vergleich mit den einaxial gezogenen Materialien für die Osteosynthese gemäß dem Stand der Technik und da sie außerdem im Hinblick auf ihre Hydrolysefestigkeit geeignet eingestellt ist, erhält sie ihre Festigkeit ähnlich zu der von biologischen Knochen im lebenden Körper für 2 bis 4 Monate, was für eine Knochenvereinigung notwendig ist und wird danach graduell abgebaut und absorbiert mit einer derartigen geeigneten Abbaurate, dass keine entzündlichen Reaktionen ausgelöst werden, so dass es sich um ein fast ideales Implantatmaterial handelt.
  • (14) In der vorstehenden Praxis wird eine Form, konstruiert durch vertikale Verbindung des zylindrischen Behälterteils 2a mit einer zylindrischen Form mit einem großen Radius, mit dem Hohlraum 2c in einer zylindrischen Form mit einem kleinen Radius über den sich im Durchmesser reduzierenden Teil 20a in einer nach unten geneigten kegelförmigen Form mit einer Verjüngung mit dem Neigungswinkel θ um den gesamten Umfang als formende Form 2 verwendet.
  • Wenn jedoch ein plattenförmiges Material für die Osteosynthese, wie z. B. eine Platte für die Osteosynthese erzeugt wird, kann dies durch Verwendung einer formenden Form bewirkt werden, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einer rechteckigen Schnittfläche mit einem Hohlraum mit einer ähnlichen aber kleineren rechteckigen Schnittfläche über einen sich im Durchmesser reduzierenden Teil verbunden ist.
  • In diesem Fall wird ein plattenförmiges Formteil, das diagonal von vier Seiten zu einer vertikalen Achse hin orientiert ist, erhalten, wenn die Verjüngung des sich im Durchmesser reduzierenden Teils an vier Seiten angeordnet ist, jedoch wird ein plattenförmiges Formteil, das diagonal von beiden Seiten zu einer die vertikale Achse enthaltenen Fläche orientiert ist, erhalten, wenn die Verjüngung des sich im Durchmesser reduzierenden Teils auf nur zwei Seiten der Längsrichtung angeordnet ist.
  • (15) Obwohl der Neigungswinkel θ des sich im Durchmesser reduzierenden Teils 20a bei der vorstehenden Praxis eines säulenförmigen Artikels fixiert ist, ist die Achse L, die zum mechanischen Kern des Formteils wird oder die Fläche M, die diese Achse L enthält, vom Zentrum versetzt, wenn sich der Winkel über den gesamten Umfang oder teilweise verändert oder wenn sich der Neigungswinkel θ von zwei Seiten der Längsrichtung eines prismatischen Formteils verändert, so dass die Orientierung diagonal zu der versetzten Achse L und der Fläche M auftritt.
  • Wie dargestellt in 9 wird z. B., wenn ein rechteckiges druckgeformtes Formteil aus dem rechteckigen Vorblock 1 mit einer großen Schnittfläche durch Druckform unter Verwendung der formenden Form 2 gebildet wird, worin ein sich im Durchmesser reduzierendes Teil 20a unterschiedliche Neigungswinkel θ1 und θ2 (θ1 < θ2) an den rechten und linken Seiten aufweist, ein orientiertes Formteil erhalten, worin die Fläche M zur rechten Seite versetzt ist.
  • Die. Kristalle dieses orientierten Formteils sind wie dargestellt in 10 parallel zu den Bezugsachsen N und N' orientiert, die diagonal von beiden Seiten zur Fläche M geneigt sind, die zur rechten Seite hin versetzt ist.
  • Da dieses druckorientierte Formteil unterschiedliche Orientierungswinkel der Kristalle an den linken und rechten Seiten aufweist, wird es ein plattenförmiges Formteil mit unterschiedlichen Festigkeiten auf beiden Seiten und kann daher in geeigneter Weise verwendet werden, wenn ein Material für die Osteosynthese mit unterschiedlichen Festigkeiten auf beiden Seiten nötig ist.
  • Da die Festigkeiten auf beiden Seiten durch Versetzen der Position der Fläche M durch verschiedene Veränderungen im Neigungswinkel θ abgewandelt werden können, können sie je nach Bedarf im Hinblick auf die jeweiligen Verwendungen eingestellt werden.
  • Die Arten der formenden Form können wie oben beschrieben in Reaktion auf unterschiedliche Formen der Materialien für die Osteosynthese gewählt werden, die erzeugt werden sollen und im Hinblick auf ihre Anwendungen.
  • (c) Schmiedeorientierungsformen
  • 7 ist eine Schnittansicht, die Bedingungen vor der Druckbefüllung eines Vorblocks 1 in den Hohlraum 2c einer formenden Form 2 darstellen, und zwar bei einem Schmiedeorientierungsformen als eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
  • (1) Bei der bei dieser Praxis zu verwendenden formenden Form wird ein zylindrischer Behälterteil 2a in einer zylindrischen oder (poly)angulären zylindrischen Form im Zentralteil des Hohlraums 2c in einer Hohlscheiben- oder hohl-(poly)angulärflächige Form (heteromorphen Form) mit einem vorspringenden Bereich angeordnet, der größer ist als die Schnittfläche des zylindrischen Teils 2a und ein Kolben (Stempel) oder ähnliche Druckmittel 2b werden auf dem oberen Teil des zylindrischen Behälterteils 2a angeordnet.
  • In diesem Fall ist es eine grundlegende Bedingung, dass die Dicke des Hohlraums 2c (Bereich des Querschnitts in Druckbefüllrichtung) geringer ist als der Durchmesser des zylindrischen Behälterteils 2a (Bereiche des Querschnitts). Der Grund hierfür liegt darin, dass das Schmiedeverfahren auch darauf abzielt, eine Kristallorientierung durch Unterdrucksetzen zu bewirken.
  • Einer solchen Bedingung kann über einen Gesamtbereich oder ein Teil des Hohlraums 2c entsprochen werden. Um das Material, das geformt werden soll, in jeden Raum des Hohlraums 2c zu befüllen, muss das Volumen des Vorblocks 1 größer sein als das Volumen des Hohlraums 2c.
  • Insbesondere wenn diese Bedingung teilweise (in einem Teil davon) (in anderen Worten im Fall eines Formteils, das einen Teil aufweist, in dem die Dicke (Durchmesser) des Hohlraums 2c teilweise größer ist als der Durchmesser des Vorblocks 1, während andere Teile kleiner oder gleich zu dem letzteren Durchmesser sind) erfüllt ist, muss das Volumen des Vorblocks 1 deutlich größer sein als das Gesamtvolumen des Hohlraums, um ein Druckbefüllen des Materials in jeden Raum der Form zu bewirken.
  • (2) Bei der in 7 dargestellten Praxis ist der Vorblock 1, erhalten aus einem Polymermaterial durch Schmelzformen zu einer zylindrischen oder (poly)angulären zylindrischen Form (heteromorphen Form), deren Schnittform identisch zu der Schnittform des zylindrischen Behälterteils 2a ist und dessen Volumen größer ist als das Volumen des Hohlraums 2c, in dem zylindrischen Behälterteil 2a enthalten und wird kontinuierlich oder intermittierend durch die Druckmittel 2b unter Druck gesetzt, wodurch ein Druckbefüllen des Vorblocks 1 durch Stampfen und Bandeln von einem zentralen Teil des Hohlraums 2c mit einem großen vorstehenden ebenen Bereich zu den umfänglichen Teilen bei kalter Temperatur bewirkt wird, so dass ein schmiedeorientiertes Formteil mit einer Scheibenoder (poly)angulären Form (polymorphen Form) erhalten werden kann.
  • Anders als im Fall des vorstehenden druckorientierten Formteils ist das schmiedeorientierte Formteil, das auf diese Weise erhalten wird, ein schmiedeorientiertes Formteil, worin die molekularen Ketten und Kristalle von dem zentralen Teil des formenden Hohlraums 2c zu den umfänglichen Teilen mit einer großen Anzahl von Achsen in Radialrichtung orientiert sind, im wesentlichen parallel zu einer großen Anzahl von Bezugsachsen orientiert. Daher ist dies ein Formteil mit einer Orientierungsform, die sich eindeutig von der eines einfachen einaxial gezogenen Produkts unterscheidet.
  • (3) Eine solche Verfahrensweise ist besonders effektiv für die Herstellung von Materialien für die Osteosynthese in Form wie z. B. einem Zylinder, einer (poly)angulären Platte, einem Knopf oder ähnlichem mit Löchern darin oder heteromorphen plattenförmigen Knochenprothesematerialien (Knochenfüllstoffen) mit teilweise unterschiedlicher Dicke.
  • (4) Der Hohlraum 2d, der in 7 mit unterbrochenen Linien dargestellt ist, zeigt ein Beispiel, worin der R-Wert graduell ansteigt, wenn sich der Hohlraum seiner Spitze nähert. Das heißt, dass dies ein Beispiel ist, worin derselbe Formteil Bereiche hat, worin sich der R-Wert in einem Bereich von 2/3 zu 1/6 verändert.
  • In diesem Fall bildet die Orientierungsachse eine Bedingung, in der sie in Dickenrichtung schneidet (zum unteren Teil hin), wenn sie das obere Ende des Hohlraums 2d erreicht, so dass resultierende Produkt ein Formteil mit einer komplexen Orientierungsform wird, worin diese Bedingung jeweils mit der vorstehenden radial orientierten Bedingung von dem Zentralteil des formenden Hohlraums 2c zu den umfänglichen Teilen verknüpft ist.
  • (5) Die für den Fall des druckorientierten Formteils (b) beschriebenen verschiedenen Bedingungen können auch für das schmiedeorientierte Formteil (d) angewandt werden.
  • (E) Herstellung eines Implantatmaterials
  • Das Verfahren für die Herstellung des Implantatmaterials gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst grundlegend die Schritte von (a) der vorherigen Herstellung einer Mischung, worin ein Biokeramikpulver im wesentlichen einheitlich mit einem bioabbaubaren und bioabsorbierbaren kristallinen thermoplastischen Material vermischt und darin dispergiert wird, (b) die darauffolgende Erzeugung eines vorgeformten Materials (z. B. eines Vorblocks) durch Schmelzformen der Mischung und dann (c) Herstellung des vorgeformten Materials zu einem druckorientierten Formteil durch plastische Deformation bei kalter Temperatur durch Druckbefüllen des vorgeformten Materials in den Hohlraum einer formenden Form vom geschlossenen Typ mit einem engen Raum, deren Bodenteil im wesentlichen geschlossen ist (im Fall der Druckorientierung) oder durch Druckbefüllen in einen engen Raum einer formenden Form, deren Dicke oder Breite der Schnittfläche teilweise oder vollständig kleiner ist als die des vorgeformten Materials oder in den Hohlraum einer formenden Form, deren Raum kleiner ist als der Raum zum Erhalten des vorgeformten Materials (im Fall der Schmiedeorientierung).
  • (a) Herstellung einer Mischung eines Polymers und eines Biokeramikpulvers
  • (1) Um eine im wesentlichen einheitliche Vermischung und Dispersion eines Biokeramikpulvers zu bewirken, das relativ einfach zu einer Aggregation in einem Matrixpolymer führt, ist es wünschenswert, ein Verfahren zu verwenden, worin das Biokeramikpulver vollständig in dem Matrixpolymer, gelöst in einem Lösungsmittel, wie z. B. Dichlormethan, Chloroform oder ähnlichem dispergiert wird und das Dispersionssystem wird ausgefällt und durch Zugabe eines Nichtlösungsmittels, wie z. B. Ethanol, Methanol oder ähnlichem, zu einer Mischung umgewandelt.
  • In diesem Fall kann die Konzentration des gelösten Polymers und das Verhältnis von Lösungsmittel zu Nichtlösungsmittel je nach Typ und Polymerisationsgrad des Polymers entschieden werden.
  • (2) Das Biokeramikpulver/Matrixpolymer-Mischverhältnis beträgt 10 bis 60 Gew.%, vorzugsweise 20 bis 50 Gew.%, noch bevorzugter 30 bis 40 Gew.%.
  • Wenn das Mischverhältnis weniger als 10 Gew.% beträgt, wird das Volumenverhältnis des Biokeramikpulvers gering, so dass die von dem Biokeramikpulver zu erwartenden Eigenschaften, wie z. B. direktes Binden an Knochen, Knochenkonduktion und Knocheninduktion, nicht einfach ausdrückbar sind und der Ersatz der biologischen Knochen ist ebenfalls relativ langsam, ähnlich wie im Fall des Polymers alleine.
  • Wenn das Verhältnis 60 Gew.% übersteigt, kann außerdem das Formen nicht einfach bewirkt werden, und zwar aufgrund einer unzureichenden Fluidität des Mischungssystems zum Zeitpunkt des Thermoformens und da keine geeignete Bindewirkung aufgrund der unzureichenden Menge des Polymers in dem Formteil erhalten wird, können sich Füllstoff und Polymer trennen und das Produkt wird im Hinblick auf die Festigkeit brüchig.
  • Da die Aussetzung des Biokeramikpulvers an der Oberfläche des Materials für die Osteosynthese während des Abbauschritts im lebenden Körpers außerdem schnell auftritt, ist es möglich, dass eine Erzeugung einer Toxizität im lebenden Körper ausgelöst wird.
  • Wenn das Mischverhältnis in diesem Bereich liegt, werden die gewünschten Eigenschaften sowohl vom Biokeramikpulver als auch von der Polymermatrix deutlich sowohl im Hinblick auf Struktur als auch Funktion des Kompositmaterials ausgedrückt.
  • (b) Schmelzformen
  • (1) Obwohl das Kompositmaterials gemäß der vorliegenden Erfindung zu den teilchenverstärkten Kompositmaterialien gehört, ist ein Polymersystem, das eine große Menge eines Biokeramikpulvers enthält, wie z. B. im Fall des Implantatmaterials der vorliegenden Erfindung, im allgemeinen schlecht im Hinblick auf die Fluidität, so dass es schwierig wird, ein Thermoformen durchzuführen.
  • Da es notwendig ist, die Sicherheit des Implantats im lebenden Körper mit in die Betrachtung einzubeziehen, ist es schwieriger, das Formen in der vorliegenden Situation durchzuführen, worin ein Titankupplungsmittel nicht verwendet werden kann, das eine gute Wirkung zur Verbesserung der Fluidität hätte.
  • Wenn ein solches Kompositmaterial mit einer schlechten Fluidität durch Mittel, wie z. B. allgemeines Extrusionsformen oder ähnliches thermogeformt wird, worin eine Scherkraft zum Zeitpunkt des Knetens und Schmelzens angelegt wird, führt das Polymer selbst einen Deformationsfluss mit den ursprünglichen Flusseigenschaften durch, da das befüllte Biokeramikpulver jedoch nicht die Eigenschaft eines Fließens durch Weichmachen mit Wärme aufweist, werden sich Löcher aufgrund eines Spaltens auf der Oberfläche des Polymers und der Biokeramikteilchen zum Zeitpunkt des Flussdeformationstransfers durch das Formen bilden, so dass ein Formteil mit einer großen Dichte im Ergebnis produziert wird und eine Tendenz zur Reduktion der Festigkeit des Formteils nicht vermieden werden kann.
  • (2) Wenn ein Polymersystem, das eine große Menge des Füllstoffs enthält, wie ein Biokeramikpulver oder ähnliches, einem primären Formen unterzogen wird (Erzeugung eines vorgeformten Materials durch Schmelzformen) wie im Fall der vorliegenden Erfindung, ist eine stempel-(kolben-)artige Schmelzextrusionsformung vorteilhaft, es ist jedoch auch wirksam, ein Druckformverfahren vom speziellen Typ zu verwenden, wie z. B. Spritzgussformen, Druckformen und ähnliches, wobei das vorstehende Problem der Erzeugung von Löchern in die Betrachtung mit einbezogen wird.
  • Das Schmelzformen für die Herstellung eines Vorblocks kann also bei einer Temperaturbedingung bei einem Schmelzpunkt oder mehr des Polymers durchgeführt werden, jedoch ist das Molekulargewicht deutlich reduziert, wenn die Temperatur zu hoch liegt, so dass es wünschenswert ist, das Schmelzformen bei einer Temperatur durchzuführen, die etwas höher ist als der Schmelzpunkt, um einen Wärmezerfall und die Erzeugung von Löchern zu verhindern.
  • Wenn die vorstehende Polymilchsäure z. B. mit einem viskositätsgemittelten anfänglichen Molekulargewicht von ungefähr 150.000 zu 700.000 als Polymer verwendet wird, kann das viskositätsgemittelte Molekulargewicht nach dem Schmelzformen auf einem Niveau von 100.000 bis 600.000 erhalten bleiben, indem eine Temperaturbedingung zwischen dem Schmelzpunkt und 200°C, vorzugsweise ungefähr 190°C, gewählt wird und eine vollständige Entfernung von Wasser und ein Trocken des Polymers im vorhinein durchgeführt wird.
  • Um eine Reduktion des Molekulargewichts aufgrund der durch Reibung erzeugten Wärme zu verhindern, ist es auf dieselbe Weise wünschenswert, eine Druckbedingung zu verwenden, bei der es sich um einen Minimaldruck handelt, der in das Lage ist, das Schmelzformen durchzuführen, z. B. 300 kg/cm2 oder weniger, vorzugsweise 150 bis 250 kg/cm2.
  • Diese Bedingungen können jedoch je nach Situation verändert werden, da sie sehr deutlich von der Zusammensetzung, Größe (Dicke, Durchmesser, Länge) und ähnlichem des vorgeformten Materials (Vorblocks) abhängen.
  • (3) Es ist wünschenswert, das Schmelzformen des Vorblocks derartig durchzuführen, dass die Schnittform ähnlich zu der Schnittform des Hohlraums einer Form zur Verwendung bei dem Druckorientierungsformen wird, und im Fall eines Hohlraumes mit einer kreisförmigen Schnittfläche wird der Vorblock derartig schmelzgeformt, dass er eine säulenförmige Form mit einer größeren kreisförmigen Schnittform annimmt.
  • Wenn der Vorblock eine Schnittform aufweist, die ähnlich zur Schnittform des Hohlraums ist, kann der Vorblock in den Hohlraum druckbefüllt werden, indem die plastische Deformation mit einheitlicher Verdichtung von der Außenseite her bewirkt wird, so dass ein einheitliches druckorientiertes Formteil erhalten werden kann.
  • (4) In diesem Fall ist es wünschenswert, das Schmelzformen unter einer Bedingung durchzuführen, bei der die Schnittfläche des Vorblocks 1,5–5,0-mal größer wird als die Schnittfläche des Hohlraums. Wenn die Schnittfläche des Vorblocks geringer ist als 1,5-mal die Schnittfläche des Hohlraums, wird es schwierig, ein druckorientiertes Formteil mit großer Festigkeit und Härte zu erhalten, und zwar aufgrund der niedrigen Verdichtungsrate der Orientierung der molekularen Kette und Kristalle zum Zeitpunkt des Druckbefüllens und wenn die Schnittfläche mehr als 5,0-mal der Schnittfläche des Hohlraums ist, wird es schwierig, ein Druckbefüllen zu bewirken und selbst wenn dieses durchgeführt werden könnte, würde es zu einer Fibrillierung und einem einfachen Aufbrechen zwischen den Fibrillen aufgrund einer überschüssigen Orientierung des Polymers führen.
  • Nach Abschluss des sekundären Schritts durch Druckorientierung auf diese Weise wird eine gewünschte Form durch tertiäres Verarbeiten, wie z. B. Schneide/Zerspanarbeit oder ähnliches durchgeführt.
  • (5) In einigen Fällen (insbesondere im Fall von komplexen Schnittformen) kann ein Vorblock als vorgeformtes Material einer Schneidearbeit unterworfen werden, um es zu der gewünschten Form, die für den nächsten Schritt eines sekundären Formens durch Druckorientierung, wie z. B. Schmiedeorientierung oder Druckorientierung, geeignet macht.
  • (C) Druckformen in einer Form vom geschlossenen Typ
  • Ein Formteil, das entlang vielen Achsen orientiert ist, kann erhalten werden, indem ein Vorblock als primäres Formteil einem Druckformen unter Verwendung einer Form vom geschlossenen Typ für eine Sekundärformverwendung unterzogen wird.
  • Im Hinblick auf den sekundären Formschritt sind Deformationsgrad, plastische Deformationstemperatur, plastischer Deformationsdruck, Wirkung der Druckorientierung und ähnliches des (1) Druckformens und (2) Schmiedeformens ähnlich zu den vorher beschriebenen verschiedenen Bedingungen im Hinblick auf das Herstellungsverfahren für Materialien für die Osteosynthese.
  • Gemäß dem Verfahren wie z. B. in (1) Druckformen oder (2) Schmiedeformen bewirken externe Kräfte zum Zeitpunkt des Orientierungsformens in Innenrichtung zum Material selbst hin, was die entgegengesetzte Richtung eines Ziehens ist, so dass das Material einen dichten Zustand annimmt.
  • Dementsprechend verändert sich die Oberfläche zwischen Biokeramikteilchen und Matrixpolymer zu einem geschlosseneren Zustand und selbst die mikroskopischen Löcher, die in dem Mischschritt über Luft gebildet werden, die auf der Oberfläche vorliegen, verschwinden, so dass eine hohe Dichte erhalten werden kann. Anders ausgedrückt, werden beide Materialien zu einer inniger verbundenen Struktur.
  • Zusätzlich zu dem Obigen zeigt das resultierende Kompositmaterial eine hohe Festigkeit, da die Molekularkettenachse und die Kristallphase in dem Matrixpolymer orientiert sind.
  • Da die Art und Weise durch die vorstehende Illustration (Partikel-verstärkte und Matrix-verstärkte Art) (c) gemäß 15 dargestellt werden kann, ist diese Art und Weise deutlich unterschiedlich von dem Verstärkungsverfahren durch Vermischen von Materialien gemäß dem Stand der Technik.
  • Wenn ein Vorblock durch Druckorientierung gebildet wird, schreitet die Kristallisierung zum Zeitpunkt der Orientierung während des Formschritts voran. Die Kristallinität variiert abhängig von Formzeit und Temperatur und im Fall eines Kompositmaterials, das eine große Menge an Biokeramikpulver als Füllstoff enthält, wie im Fall der vorliegenden Erfindung, wird das Wachstum der Matrixpolymerkristalle durch die Biokeramik inhibiert und die Kristalle können durch den Druck zum Zeitpunkt der plastischen Deformation in Stücke brechen, so dass die Kristallinität etwas geringer wird als diejenige im Fall, in dem das Matrixpolymer alleine für dieselbe Orientierung geformt wird. Dies ist ein wünschenswertes Phänomen im Hinblick auf die Zerfallsrate und die Gewebereaktionen im lebenden Körper.
  • (F) Eigenschaften, wie z. B. physikalische Eigenschaften und ähnliches des Implantatmaterials
  • (a) Das druckorientierte Formteil der vorliegenden Erfindung ist aufgrund der Verdichtung durch Druck zum Zeitpunkt des Formens dicht und seine Anisotropie im Hinblick auf die Festigkeit ist ebenfalls reduziert, wenn die Anzahl des Bezugsachsen entlang derer die Kristalle orientiert sind, erhöht ist.
  • Wenn die Bezugsachse demgegenüber einaxial ist, sind die Kristalle (Molekularketten) einheitlich parallel zu der Bezugsachsenrichtung orientiert.
  • Dementsprechend tritt ein Bruch des druckorientierten Formteils der vorliegenden Erfindung aufgrund der gut ausgewogenen mechanischen Eigenschaften, wie z. B.
  • Biegefestigkeit, Biegemodul, Zugfestigkeit, Zerreißfestigkeit, Scherfestigkeit, Torsionsfestigkeit, Oberflächenhärte und ähnlichem selten auf.
  • (b) Physikalische Eigenschaften
  • Das Implantatmaterial gemäß der vorliegenden Erfindung mit einer Biegefestigkeit von 150 bis 320 MPa und einem Biegemodul von 6 bis 15 GPa wird abhängig von der Beladungsmenge der Biokeramik, Deformationsgrad und dem Molekulargewicht erhalten.
  • Im Hinblick auf andere physikalische Festigkeiten wird ein Material mit einer Zugfestigkeit von 80 bis 180 MPa, einer Scherfestigkeit von 100 bis 150 MPa und einer Verdichtungsfestigkeit von 100 bis 150 MPa erhalten und diese Werte ähneln der Festigkeit von menschlichen Kortikalknochen im allgemeinen und sind stärker als diejenigen von synthetischen menschlichen Kortikalknochen, so dass festgestellt werden kann, dass es nahe an einem Ideal für Implantate liegt.
  • Wenn z. B. eine Mischung durch einheitliches Vermischen und Dispersion von 30 Gewichtsprozent HA mit einer durchschnittlichen Teilchengröße von 5 μm in einem Homopolymer von L-Milchsäure mit dem vorher erwähnten Bereich eines anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewichts einem Schmelzformen unterzogen wird und der so erhaltene Vorblock dann einem Orientierungsformen durch Druckdeformation bei kalter Temperatur unter derartigen Bedingungen unterzogen wird, dass der Deformationsgrad R = S0/S 1,5 oder mehr annimmt, wird ein druckorientiertes Formteil mit einer Biegefestigkeit von 250 MPa oder mehr erhalten, was die Biegefestigkeit von kortikalen Knochen ausreichend überschreitet.
  • Wenn der Deformationsgrad R, der den Grad der Orientierung verändert, vergrößert wird, wird die mechanische Festigkeit des Kompositmaterials in Maschinenrichtung verbessert. Wenn eine Befüllmenge des Biokeramikpulvers zum selben Zeitpunkt erhöht wird, wird außerdem ein Produkt mit einem hohen Biegemodul erhalten.
  • Auf diese Weise können Implantatmaterialen mit einer Biegefestigkeit oberhalb von 300 MPa und einem Biegemodul nahe dem Wert von 15 GPa von Kortikalknochen erhalten werden.
  • Da die Einheit GPa ist, kann man annehmen, dass der Bereich von 6 bis 15 GPa im Biegemodul keinen großen Unterschied im Hinblick auf verschiedene Standpunkte darstellt. Wenn der Wert jedoch ungefähr 10 GPa oder mehr beträgt, führt er zu großen Unterschieden im Vergleich mit einem Wert, der niedriger liegt als die gerade beschriebenen Niveaus und zwar im Hinblick auf eine Widerstandsfähigkeit gegenüber einem Biegen oder Ableiten zum Zeitpunkt des Einführens, einer Widerstandsfähigkeit gegenüber einer Deformation einer Platte oder deren Festigkeit, wenn sie der praktischen Verwendung zugeführt wird, so dass die Unterschiede mehr als im numerischen Wert im Hinblick auf die physikalische Nützlichkeit gefunden werden, wenn es z. B. als Material für Osteosynthese verwendet wird.
  • (c) Implantate für die medizinische Verwendung können von dem druckorientierten hochfesten Kompositformteil der vorliegenden Erfindung in Form eines Stabs oder ähnlichem durch weiteres Schneiden in ein endgültiges Formteil durch eine Verarbeitung, wie z. B. eine Schneide-/Zerspanarbeit oder ähnliches erhalten werden.
  • (d) Eigenschaften des Implantatmaterials
  • Das Implantatmaterial gemäß der vorliegenden Erfindung weist die folgenden Eigenschaften auf.
    • (i) Da es feine Teilchen mit einer Größe von 0,2 bis 50 μm oder angesammelte Massen davon (Cluster) in einer großen Menge von 10 bis 60 Gew.% und in einem einheitlichen Zustand enthält, sind eine große Anzahl von Biokeramikpartikeln auf der Oberfläche nach einem Kratzen durch eine Schneide/Zerspanarbeit oder ähnliches exponiert, so dass es eine ausgezeichnete biologische Kompatibilität aufweist und die Biokeramik direkt an den biologischen Knochen zu einem frühen Zeitpunkt nach dem Implantieren anbinden kann und die anfängliche Fixierfähigkeit im Ergebnis steigt.
    • (ii) Da es durch ein neues Kompositverstärkungsverfahren erzeugt wird, dass das Material durch eine Polymermatrix verstärkt, worin die Molekularketten oder Kristalle eines Polymers mit geeignetem Molekulargewicht und einer Verteilung davon orientiert sind und außerdem durch eine Biokeramik, kann es auf eine derartige Weise gefertigt werden, dass eine hohe anfängliche Festigkeit zugefügt wird, wobei die Festigkeit fast auf demselben Niveau für mindestens zwei bis vier Monate erhalten bleiben kann, die für eine Knochenvereinigung benötigt werden und es wird danach mit einer Rate graduell abgebaut, die nicht zu Gewebsreaktionen führt.
    • (iii) Da das Biokeramikpulver kontinuierlich auf der Innenseite des Kompositmaterials vorliegt, wird das Pulver an der Oberfläche des Materials durch graduellen Abbau exponiert und trägt dadurch zu dem Binden den Materials an die biologischen Knochen bei.
  • Da das Biokeramikpulver außerdem die Knocheninduktion und Knochenleitung verstärkt und schließlich einen Hohlraum schnell auffüllt, der nach einem Verschwinden des Polymers gebildet wird, wird der Ersatz des biologischen Knochens effizient durchgeführt.
    • (iv) Da die Biokeramikfeinpartikel in dem Kompositmaterial in großer Menge enthalten sind, können geeignete Bilder durch einfache Röntgenfotografie aufgenommen werden, so dass eine Röntgenüberwachung der Bedingungen und des Verfahrens zur therapeutischen Behandlung effektiv durchgeführt werden kann, was im Fall eines Polymers allein unmöglich ist.
  • Zusätzlich zu dem Obigen haben das Matrixpolymer und die Biokeramik tatsächliche Ergebnisse im Hinblick auf ihre praktische Verwendung auf dem klinischen Gebiet, sind sicher für den lebenden Körper und weisen eine ausgezeichnete Biokompatibilität auf. Dementsprechend kann festgehalten werden, dass dieses Kompositmaterial für die Implantatverwendung ein ideales Biomaterial ist.
  • Kurze Beschreibung der Zeichnungen
  • 1 ist eine schematische Darstellung, die die Orientierungsbedingungen eines säulenförmigen Materials für die Osteosynthese darstellt. 1(A) zeigt die Orientierungsbedingungen im Längsschnitt und 1(B) zeigt eine Aufsicht auf die Orientierungsbedingungen.
  • 2 ist eine schematische Darstellung, die die Orientierungsbedingungen eines plattenähnlichen Materials für die Osteosynthese darstellt. 2(A) zeigt Orientierungsbedingungen im Längsschnitt und 2(B) zeigt eine Aufsicht auf die Orientierungsbedingungen.
  • 3 zeigt die Orientierungsbedingungen von Kristallen in einem Längsbereich eines Formteils schematisch. 3(A) zeigt die Orientierungsbedingungen, wenn eine Achse oder eine Fläche, die zum mechanischen Kern wird, in einer zentralen Stellung oder einer Stellung mit derselben Entfernung zu beiden Seiten angeordnet ist, 3(B) zeigt einen Fall, worin die vorstehende Achse oder die Fläche von der Zentralstellung oder einer Stellung versetzt angeordnet ist mit demselben Abstand von beiden Seiten, 3(C) zeigt einen Fall, worin die vorstehende Achse vollständig versetzt ist und 3(D) zeigt Orientierungsbedingungen eines gewöhnlichen einaxial gezogenen Formteils.
  • 4 ist eine Schnittansicht, die die Bedingungen eines Orientierungsformens durch Verdichtungsdeformation, vor dem Druckbefüllen eines Vorblocks in den Hohlraum einer formenden Form darstellt.
  • 5 ist eine Schnittansicht, die die Bedingungen des Orientierungsformteils durch Druckdeformation nach dem Druckbefüllen eines Vorblocks in den Hohlraum einer formenden Form darstellt.
  • 6 ist ein Aufriss, der ein Beispiel einer Schraube für die Osteosynthese darstellt, erhalten durch abschließendes Durchführen einer Schneide/Zerspanarbeit.
  • 7 ist eine Schnittansicht, die die Bedingungen eines Orientierungsformteils durch Schmiededeformation vor dem Druckbefüllen eines Vorblocks in den Hohlraum einer formenden Form darstellt.
  • 8 ist eine schematische Teilansicht, die die Mechanismen einer Kristallorientierung bei einem Orientierungsformen durch Druckdeformation beschreibt.
  • 9 ist eine schematische Schnittansicht, die die Bedingungen vor dem Druckbefüllen eines Vorblocks in den Hohlraum einer formenden Form bei einem Orientierungsformteil durch Druckdeformation unter Verwendung einer formenden Form darstellt, worin sich beide Neigungswinkel des sich im Durchmesser reduzierenden Teils voneinander unterscheiden.
  • 10 ist eine schematische Darstellung, die die Orientierungsbedingungen von Kristallen eines plattenähnlichen Materials für die Osteosynthese darstellt. 10(A) zeigt die Orientierungsbedingungen eines Längsschnitts und 10(B) zeigt eine Aufsicht der Orientierungsbedingungen.
  • 11(A) ist eine Seitenaufrissansicht eines Vorblocks, der bei einem Bestätigungstest (1) verwendet wird und 11(B) ist dessen Aufsicht.
  • 12 ist ein Seitenaufriss einer runden Stange nach Orientierungsformen durch Druckdeformation, durchgeführt in dem Bestätigungstest (1).
  • 13(A) ist ein Seitenaufriss eines Vorblocks, der in dem Bestätigungstest (2) verwendet wird und (B) ist dessen Aufsicht.
  • 14 ist ein Seitenaufriss eines Formteils nach Orientierungsformen durch Druckdeformation, durchgeführt im Bestätigungstest (2).
  • 15 ist eine schematische Ansicht, worin die Innenstruktur eines Kompositmaterials der vorliegenden Erfindung mit derjenigen von Kompositmaterialien aus dem Stand der Technik verglichen wird, und zwar im Hinblick auf die Verstärkungsverfahren von Kompositmaterialien.
  • Beschreibung der Referenzzeichen
  • Referenzzeichen 1 ist ein Vorblock, 2 ein Formteil, 2a ein zylindrischer Behälterteil, 2b ein Druckmittel, 2c und 2d sind Hohlräume, 10 ist ein druckorientiertes Formteil, 10a ein Seitenmaterialteil, 11 ein Material für die Osteosynthese oder ein Implantatmaterial, 11a ein konventionelles Implantatmaterial, 12 ein weißer oder opaker Stift, 20a ein sich im Durchmesser reduzierendes Teil, 30 eine Schraube für die Osteosynthese, 31 ein Schraubenachsenteil, 32 ein Schraubenkopfteil und 33 ein Rotationsbauminsertionsloch.
  • Beste Ausführungsform für die Durchführung der Erfindung
  • Beispiele für die vorliegende Erfindung sind unten als Illustration und nicht zur Begrenzung angegeben.
  • Messverfahren für verschiedene physikalische Werte werden im Folgenden beschrieben.
    • (i) Biegefestigkeit und Biegemodul: Gemessen in Übereinstimmung mit dem Verfahren der JIS-K-7203 (1982).
    • (ii) Zugfestigkeit: Gemessen gemäß JIS-K-7113 (1981).
    • (iii) Scherfestigkeit: Gemessen in Übereinstimmung mit dem Verfahren von R. Suuronen et al. [R. Suuronen, T. Pohjonen et al., J. Mater. Med., (1992) 426].
    • (iv) Dichte: Gemessen gemäß JIS-K-7112 (1980).
    • (v) Kristallinität: Berechnet aus der Schmelz-Peak-Enthalpie, gemessen unter Verwendung eines Differenzialscannkalorimeters (DSC).
    • (vi) Zusammenbruchdrehmoment: Ein Wert, gemessen durch einen Drehmomenttestapparat (Neji-Tester, hergestellt von Sinpo Kogyo).
  • Beispiel 1 – Beispiel für die Orientierung durch Druckdeformation; Fall 1
  • Unter Verwendung eines Extruders wurde Poly-L-milchsäure mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 bei 190°C schmelzextrudiert, um einen prismatischen Vorblock mit einer Größe Höhe × Breite = 60 mm × 60 mm und einer Länge von 50 mm mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 300.000 zu erhalten. Dieser Vorblock wurde in einen zylindrischen Behälterteil einer formenden Form gegeben, die dieselbe Schnittform aufwies, auf 110°C erwärmt und dann in einen Hohlraum mit einer Höhe × Breite × Länge = 35 mm × 35 mm × 120 mm mit einem Druck von 2.000 kg/cm2 durch den sich im Durchmesser reduzierenden Teil druckbefüllt. Nach dem Abkühlen wurde das sich ergebende prismatische druckorientierte Formteil (Deformationsgrad R = 3) aus der formenden Form freigegeben, der seitliche Materialteil wurde abgeschnitten und dann wurde das Formteil in Längsrichtung zu einer plattenähnlichen Form mit einer Dicke von 30 mm geschnitten, wodurch eine Platte für die Osteosynthese erzeugt wurde.
  • Die physikalischen Eigenschaften der so erhaltenen Platte für die Osteosynthese wurden mit denjenigen einer Platte gemäß einer Vergleichsplatte für die Osteosynthese mit derselben Form verglichen, die aus Polymilchsäure durch dreifaches Ziehen in Längsrichtung erhalten wurde, mit den in der folgenden Tabelle 1 dargestellten Ergebnissen. In diesem Zusammenhang wurde die Dichte des Vorblocks vor dem Druckbefüllen gemessen und in Tabelle 1 dargestellt.
  • Figure 00960001
  • In diesem Zusammenhang wurde die gezogene Platte des Vergleichsbeispiels durch dreifaches Ziehen desselben Vorblocks in Längsrichtung in einem Paraffinbad mit 110°C erhalten.
  • Wie in Tabelle 1 dargestellt zeigt die Platte für die Osteosynthese, bestehend aus einem druckorientierten Formteil eine hohe Dichte und eine hohe Biegefestigkeit, Biegemodul und Scherfestigkeit im Vergleich mit der Platte für die Osteosynthese, bestehend aus einem einaxial gezogenen Artikel und die Dichte ist höher als diejenige des Vorblocks vor dem Druckbefüllen.
  • Das heißt, es wird angenommen, dass die Festigkeiten der Platte für die Osteosynthese, erhalten durch das Herstellungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung, insgesamt im Vergleich mit denjenigen des qualitativ schlechteren einaxial orientierten Artikels erhöht waren, der durch das Zugorientieren erhalten wurde, da die Kristalle der ersteren Platte im Wesentlichen entlang der Oberfläche des sich im Durchmesser reduzierenden Teils orientiert waren, diagonal von der Peripherie zur Zentralachse hin, indem eine Scherkraft durch Reibung auf der Oberfläche des sich im Durchmesser reduzierenden Teils aufgenommen wurde, wenn der Vorblock in den Hohlraum der formenden Form druckbefüllt wurde, so dass er qualitativ ohne Anisotropie im Hinblick auf die Festigkeit wurde.
  • Da die Formtemperatur und Rate für die plastische Deformation außerdem in geeigneter Weise gewählt wurden, wurde die Kristallinität auf ein relativ niedriges Niveau eingestellt. Dementsprechend hat diese Platte eine ausgezeichnete Zähigkeit und ihre Abbaurate liegt in einem Bereich, der keine biologischen Reaktionen induziert.
  • Beispiel 2 – Beispiel für eine Orientierung durch Druckdeformation; Fall 2
  • Unter Verwendung eines Extruders wurde eine Poly-L-milchsäure mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 bei 190°C schmelzextrudiert, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13 mm und einer Länge von 50 mm mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 300.000 zu erhalten. Wie dargestellt in 4 wurde dieser Vorblock in einen zylindrischen Behälterteil einer formenden Form gegeben, mit einer zylindrischen Form von 13 mm im Durchmesser, auf 110°C erwärmt und dann in einen zylindrischen Hohlraum mit einem Durchmesser von 8,5 mm und einer Länge von 92 mm Druck befüllt, mit einem Druck von 1.800 kg/cm2 druckbefüllt, während eine plastische Deformation bewirkt wurde, wodurch ein zylindrisches druckorientiertes Formteil erhalten wurde (Deformationsgrad R = 2,3) mit derselben Größe des Hohlraums.
  • Danach wurde das druckorientierte Formteil einer Schneide/Zerspanarbeit zur Erzeugung eines Stifts für die Osteosynthese mit einem Durchmesser von 3,2 mm und einer Länge von 40 mm unterzogen und seine physikalischen Eigenschaften wurden in derselben Weise wie in Beispiel 1 beschrieben überprüft.
  • Sein Zusammenbruchdrehmoment wurde ebenfalls durch einen Drehmomenttestapparat gemessen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 2 dargestellt.
  • Als Vergleichsbeispiel wurde ein Stift für die Osteosynthese mit derselben Form und einem Zugverhältnis von 2,3 aus der Poly- L-milchsäure durch Ziehen desselben Vorblocks in Längsrichtung erzeugt und seine physikalischen Eigenschaften wurden gemessen und verglichen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 2 dargestellt.
  • Figure 00990001
  • Wie dargestellt in Tabelle 2 weist der Stift für die Osteosynthese, erhalten durch das Herstellungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung eine hohe Biegefestigkeit und Biegemodul auf und ist ebenfalls dicht mit einer großen Dichte im Vergleich zu dem Stift für die Osteosynthese, der durch ein Ziehen erhalten wird. Es kann auch festgestellt werden, dass der erstere einen hohen Zerfallsdrehmomentwert aufweist und daher stärker gegenüber einem Verdrehen ist als der letztere.
  • Wie im Vorstehenden beschrieben scheinen diese Ergebnisse zu unterstützen, dass der erstere eine große Festigkeit gegenüber einem Verdrehen entlang der Längsachse aufgrund der reduzierten Anisotropie im Hinblick auf die Festigkeit zeigte, da die Kristallachsen im wesentlichen entlang der Oberfläche des sich im Durchmesser reduzierenden Teils orientiert sind, diagonal vom äußeren Umfang des Stifts für die Osteosynthese zu seiner Zentralachse hin, während die Kristallachsen des letzteren nur einaxial in Längsrichtung orientiert sind.
  • Beispiel 3 – Beispiel für eine Orientierung durch Druckdeformation; Fall 3
  • Unter Verwendung eines Extruders wurde Poly-L-milchsäure mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 300.000 bei 188°C schmelzextrudiert, um einen zylindrischen Vorblock mit 33 mm Durchmesser und 50 mm Länge mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 220.000 zu erhalten. Wie dargestellt in 4 wurde dieser Vorblock in einen Behälterhohlraum einer formenden Form gegeben, mit einer zylindrischen Form mit einem Durchmesser von 13 mm, auf 100°C erwärmt und dann in einen zylindrischen Formhohlraum mit einem Durchmesser von 10,6 mm und einer Länge von 60 mm mit einem Druck von 400 kg/cm2 druckbefüllt, wodurch ein zylindrisches druckorientiertes Formteil (Deformationsgrad R = 1,5) mit derselben Größe des Hohlraums erhalten wurde.
  • Danach wurde das Formteil einer Schneide-/Zerspanarbeit zur Erzeugung eines Stifts für die Osteosynthese mit einem Durchmesser von 3,2 mm und einer Länge von 40 mm unterzogen und seine physikalischen Eigenschaften wurden auf dieselbe Wiese wie beschrieben in Beispiel 1 überprüft.
  • Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 dargestellt.
  • Beispiel 4 – Beispiel für eine Orientierung durch Schmiededeformation; Fall 1
  • Unter Verwendung eines Extruders wurde Poly-L-milchsäure mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 bei 188°C schmelzextrudiert, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 50 mm und einer Länge von 43 mm zu erhalten (einschließlich eines Seitenmaterialteils) mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 200.000. Wie in 7 dargestellt wird unter Verwendung einer formenden Form mit der in 4 dargestellten Form, worin ein zylindrischer Behälterzylinderteil mit einem Durchmesser von 50 mm mit einem hohlen scheibenförmigen Hohlraum mit einem Durchmesser von 100 mm und 10 mm Dicke vertikal auf derselben Achse verbunden ist, der eben beschriebene Vorblock in den zylindrischen Behälterteil gegeben, auf 100°C erwärmt und dann in den Hohlraum mit einem Druck von 2.500 kg/cm2 druckbefüllt, während eine plastische Deformation bewirkt wurde, wodurch ein scheibenförmiges schmiedeorientiertes Formteil erhalten wurde(Deformationsgrad in Durchmesserrichtung = 2,0) mit derselben Größe des Hohlraums.
  • Danach wurde ein Teststück aus dem Schmiedeformteil in radialer Richtung unter Ausschluss des zentralen zylindrischen Teils ausgeschnitten und die physikalischen Eigenschaften wurden gemessen.
  • Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 dargestellt.
  • Anders als die Kristallfläche im vorstehenden Beispiel 3 ist dieses Teststück ein Formteil mit einer großen Flächenorientierung, worin viele Orientierungsachsen radial von der Zentralstellung der Scheibe zu der äußeren Peripherie hin orientiert sind.
  • Beispiel 5 – Beispiel einer Orientierung durch Druckdeformation; Fall 4
  • Ein Vorblock mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 300.000 wurde Extrusion von Polymilchsäure mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 unter denselben Bedingungen wie im Verfahren gemäß Beispiel 2 erhalten. Als Nächstes wurde dieser Vorblock in einen zylindrischen Behälterteil einer formenden Form gegeben, die eine zylindrische Form mit einem Durchmesser von 13 mm aufwies und dann in einen zylindrischen Hohlraum mit einem Durchmesser von 11,9 mm und einer Länge von 46 mm mit einem Druck von 80 kg/cm2 unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 2 druckbefüllt, wodurch ein druckorientiertes Formteil mit einem Deformationsgrad R von 1,2 erhalten wurde.
  • Danach wurde ein Stift mit einem Durchmesser von 3,2 mm und einer Länge von 40 mm aus diesem Formteil durch Schneide/Zerspanarbeit erzeugt und seine physikalischen Eigenschaften wurden auf dieselbe Weise wie beschrieben in Beispiel 1 überprüft.
  • Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 dargestellt.
  • Figure 01030001
  • Die Biegefestigkeit und Dichte waren höher als diejenigen eines gezogenen Artikels, der durch einaxiales Ziehen mit einem Zugverhältnis identisch zum Deformationsgrad R erhalten wurde. Die Biegefestigkeit dieses Formteils war jedoch niedriger als der niedrigere Grenzwert von 150 bis 200 MPa, der die Festigkeit von allgemeinen kortikalen Knochen darstellt. Dementsprechend scheint es, dass ein Deformationsgrad R von mindestens 1,5 oder mehr wie im Fall von Beispiel 2 notwendig ist, um eine Festigkeit von 150 MPa oder mehr zu erhalten.
  • Beispiel 6 – Beispiel einer Orientierung durch Druckdeformation; Fall 5
  • Es wurde ein Versuch unternommen, ein druckorientiertes Formteil mit einem Deformationsgrad R von 6,0 zu erhalten, indem derselbe Polymilchsäure-Vorblock, der in Beispiel 5 erhalten wurde, in einen zylindrischen Behälterteil einer formenden Form gegeben wurde, mit einer zylindrischen Form mit einem Durchmesser von 13,0 mm und indem dieser in einen Hohlraum mit einem Durchmesser von 5,3 mm und einer Länge von 220 mm unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 2 druckbefüllt wurde. Es war jedoch ein extrem hoher Druck von 10.000 kg/cm2 für das Druckbefüllen nötig. Außerdem wurden in dem so erhaltenen Formteil Risse aufgefunden.
  • Auf dieselbe Weise wurde ein weiterer Versuch für den Fall eines Deformationsgrads R von 5,5 unternommen. Das so erhaltene Formteil hatte teilweise Risse und war daher nicht ausreichend zufriedenstellend.
  • Jedoch wurde ein druckorientiertes Formteil mit guter Qualität erhalten, wenn der Neigungswinkel des sich im Durchmesser reduzierenden Teils reduziert wurde (15°) und die Form derartig behandelt wurde, dass ihre Oberfläche gleitfähig wurde.
  • Beispiel 7 – Beispiel einer Orientierung durch Druckdeformation; Fall 6
  • Unter Verwendung eines Copolymers aus Poly-L-milchsäure und Polyglycolsäure (Molverhältnis = 95 : 5) mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 wurde ein zylindrisches druckorientiertes Formteil durch dasselbe Verfahren wie in Beispiel 2 hergestellt und seine physikalischen Eigenschaften wurden gemessen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 dargestellt.
  • Da die Kristallinität eines Copolymers auf ein niedrigeres Niveau reduziert ist als die eines Homopolymers ist seine Festigkeit ebenfalls auf ein leicht geringeres Niveau reduziert als die des Homopolymers, jedoch wies dieses druckorientierte Formteil eine ausreichende Festigkeit auf, um als Material für die Osteosynthese verwendet zu werden und es hatte den Vorteil, dass sein Zerfall im lebenden Körper schneller ist als im Fall eines Homopolymers.
  • Bestätigungstest
  • Die folgenden Experimente wurden durchgeführt, um zu bestätigen, dass das durch die vorliegende Erfindung erhaltene orientierte Formteil eine Orientierung aufwies, die sich von der eines einaxial orientierten Formteils unterschied, das durch Ziehen in Längsrichtung erhalten wurde.
  • (1) Wie dargestellt in 11 wurde eine Durchbohrung mit 2,0 mm Durchmesser durch einen transparenten Poly-L-milchsäure-Vorblock eröffnet, erhalten durch das vorstehende Schmelzformverfahren und das Loch wurde vollständig durch Insertion eines weißen und opaken Poly-L-milchsäure-Stifts 12 mit demselben Durchmesser gefüllt, der durch Vermischen derselben Poly-L-milchsäure mit einem anorganischen weißen Pigment erhalten wurde.
  • Dieser wurde in die Form, wie beschrieben im Beispiel befμllt und einem Druckorientierungsformen durch dasselbe Verfahren mit einem Neigungswinkel von 45° des sich im Durchmesser reduzierenden Teils bei einem Deformationsgrad von 2,8 unterzogen. Im Ergebnis wurde ein Stift 12, geformt in die Form gemäß 12 erhalten.
  • Die weiße und opake runde Stange mit einem kleinen Durchmesser, bildete eine gebogene Bedingung mit einem Winkel von θm = 28° an der Grenze seines Zentralteils. Die Dicke der Rundstange in dem gebildeten transparenten Poly-L-milchsäure-Artikel war nicht in Durchmesserrichtung deformiert jedoch dick in der Längsrichtung (in einer Dicke korrespondierend zum Deformationsgrad).
  • (2) Ähnlich wie im Fall von (1) wurden drei kleine Löcher mit einem Durchmesser von 2,0 × 10 mm in dem Bodenteil des transparenten Poly-L-milchsäure-Vorblocks, wie dargestellt in 13, eröffnet und der weiße und opake Poly-L-milchsäure-Stift 12, der in (1) verwendet wurde, wurde in jedes Loch inseriert.
  • Danach wurde ein Druckorientierungsformen mit einem Deformationsgrad von 2,8 durchgeführt. Im Ergebnis wurde ein Formteil mit der in 14 dargestellten Form erhalten. Die runde Stange B mit geringem Durchmesser, die in das Zentralteil des Vorblocks inseriert war und die Rundstangen A und C, die jeweils in Teile inseriert waren, die sich näher an der äußeren Peripherie auf demselben Durchmesser befanden, bildeten einen Winkel von θm = 28° und B erreichte die Bodenfläche, jedoch nahmen A und C einen schwimmenden Zustand von der Bodenfläche aus ein, wie dargestellt in 14.
  • Obwohl er durch den Neigungswinkel (45° in diesem Fall) und den Deformationsgrad (2,8 in diesem Fall) des sich verjüngenden Teils der formenden Form gemäß (1) und (2) beeinflusst wird, war der Winkel von 28° nahe an dem Winkel von θm = 30°, erhalten durch die theoretische Formel tanθm = tanθ/[A(A0,5 – 1)] (in diesem Fall θ = 45° und A = 2,8).
  • Wie sich eindeutig aus den Experimenten gemäß (1) und (2) ergibt, macht bei einem Formteil, erhalten durch Orientierungsformen durch Druckdeformation unter Verwendung einer Form wie dargestellt in 4 ein Teil des Materials im selben Durchmessers des Vorblocks in dem Formhohlraum vor anderen Teilen Fortschritte, wenn er sich nahe an der Zentralstellung befindet und ein anderer Teil, nahe an der äußeren Peripherie, wird hinter dem ersteren in den formenden Hohlraum gezwängt.
  • So wurde bestätigt, dass der Winkel des Zentralmaterials zum äußeren umgebenden Material durch die Neigung der sich verjüngenden Fläche beeinflusst wird, jedoch nahe an dem theoretischen Winkel θm als Antwort auf den Deformationsgrad angenähert ist.
  • Anders ausgedrückt bildet das Material auf demselben Durchmesser eine kegelförmige Orientierungsfläche wie eine Gruppe, die von einem Ameisenlöwen (antlion) gegraben wird, worin die Orientierungsachsen kontinuierlich mit einem Winkel von θm ausstrahlen und bildet außerdem eine Orientierungsweise, worin diese Orientierungsflächen in Längsrichtung fortgesetzt werden.
  • Eine solche Weise unterscheidet sich deutlich von der der einfachen einaxialen Orientierung, erhalten durch Ziehen in Längsrichtung. Es kann einfach verstanden werden, dass seine Anwendungsweise in 10 erhalten wird und eine komplexere Orientierungsweise wird im Fall des Schmiedeformteils gemäß 7 erhalten.
  • Beispiel 8 – Druckformen; Fall 7
  • Hydroxylapatit (HA) mit einer maximalen Teilchengröße von 31,0 μm, einer minimalen Teilchengröße von 0,2 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 1,84 μm (gesintert bei 900°C) wurde in Ethylalkohol suspendiert und zu Dichlormethan zugefügt, worin 4 Gew.% Poly-L-milchsäure (PLLA) mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 gelöst worden waren und die Mischung wurde gerührt um eine einheitliche Dispersion ohne Auslösung sekundärer Aggregation des HA zu bewirken. Während des Rührens wurde hierzu weiterhin Ethylalkohol zugefügt, wodurch eine Co-Präzipitation von PLLA und HA bewirkt wurde. Als Nächstes wurde gefiltert und vollständig getrocknet, um Körner von PLLA zu erhalten, worin HA mit der vorstehenden Teilchengröße einheitlich in einem Verhältnis 20, 30, 40, 50 oder 60 Gew.% dispergiert war.
  • Dieses wurde einem Schmelzformen bei 185°C unter Verwendung eines Extruders unterzogen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock, wie dargestellt in den 4 und 5 auf 110°C in einem zylindrischen Behälterteil mit einem Loch von einem Durchmesser von 13,0 mm erwärmt und dann durch Druckbefüllen in einen Hohlraum mit einem Loch von einem Durchmesser von 7,8 mm und einer Länge von 90 mm druckbefüllt, der mit dem zylindrischen Behälterteil über einen sich im Durchmesser reduzierenden Teil verbunden war, wodurch ein druckorientiertes Formteil mit derselben Form wie der Hohlraum erhalten wurde, worin PLLA und HA vermischt waren und HA einheitlich dispergiert ist. In diesem Fall ist θ 15°.
  • Wenn die Schnittfläche des so erhaltenen Formteils als S definiert wird und die Schnittfläche des Vorblocks vor der plastischen Deformation als So definiert ist, beträgt der Deformationsgrad R = S0/S = 2,8.
  • Tabelle 4 zeigt einen Vergleich der physikalischen Eigenschaften der so erhaltenen druckorientierten Formteile aus Komposit HA/PLLA (Probennummern 2, 3, 4, 5 und 6) mit denjenigen des PLLA druckorientierten Formteils, das einen Deformationsgrad von 2,8 aufwies und aus PLLA alleine bestand (Probenummer 1: Referenzbeispiel 1) und einem nichtorientierten Formteil, das 30 Gew.% HA enthält, jedoch nicht durch Druckorientierungsformen behandelt ist (Probe Nr. 3': Referenzbeispiel 2).
  • Wie dargestellt in Tabelle 4 sind die mechanischen physikalischen Eigenschaften der druckorientierten Formteile von zugemischten PLLA enthaltend HA deutlich verbessert.
  • Figure 01100001
    • Bemerkung 1): Die Dichte ist ein theoretischer Wert, umgewandelt aus der tatsächlichen relativen Dichte von Biokeramik, dasselbe soll hiernach gelten.
    • Bemerkung 2): Das Gewicht von PLLA, enthalten in derselben Form eines HA-enthaltenden druckorientierten Formteils, wenn das Gewicht eines Formteils mit PLLA allein als 100 definiert ist.
  • Als weiteres Referenzbeispiel wurde ein zugorientiertes Formteil (Probe Nr. 7) durch konventionelles einaxiales Ziehen hergestellt, wobei die Orientierungskraft in einer Richtung sich entfernend vom Material angelegt wurde, was die entgegengesetzte Richtung der Druckorientierung der vorliegenden Erfindung ist und wobei die Orientierungsweise sich ebenfalls unterscheidet, mit den physikalischen Eigenschaften wie dargestellt ebenfalls in Tabelle 4. Das Ziehen wird nach Erwärmen in flüssigem Paraffin bei 110°C durchgeführt.
  • Da der Füllstoff und das Polymer dieses Formteils sich unterschiedlich bewegen, beginnend von der Grenzfläche dieser Materialien zum Zeitpunkt der Deformation durch Ziehen, ergab sich ein schlechter Artikel, worin die Materialoberfläche fibrös und abziehbar wurde und vielzählige große und kleine Löcher darin gebildet wurden, beginnend an der Grenzfläche zwischen beiden Materialien.
  • Dementsprechend wurden keine produzierbaren physikalischen Werte erhalten und die Werte waren niedrig. Unter dieser Art von Proben zeigte die Probe Nr. 7, wie dargestellt in Tabelle 4, die besten Werte.
  • Außerdem handelt es sich um einen schlechteren Artikel niedriger Dichte von 0,924 aufgrund der Bildung der vielzähligen Löcher, so dass angenommen wurde, dass das Eindringen von biologischer Flüssigkeit vom Äußeren des Artikels her einfach auftreten könnte und der Zerfall ebenfalls sehr schnell auftreten würde.
  • Basierend auf diesen Ergebnissen wurde bestätigt, dass ein Implantat mit den physikalischen Eigenschaften, die von der vorliegenden Erfindung beabsichtigt werden, nicht durch einaxiales Ziehen erhalten werden kann. Zusätzlich waren seine Festigkeitswerte niedrig, so dass es nicht als Implantatmaterial verwendet werden konnte.
  • (Vergleichsbeispiel 3) <Druckformen>
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 und HA mit einer maximalen Teilchengröße von 100 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 60 μm (gesintert bei 900°C) wurden PLLA-Körner, worin 30 Gew.% HA einheitlich dispergiert war, durch dasselbe Verfahren erhalten und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel B. Diese Körnchen wurden einer Schmelzextrusion unter Verwendung eines Extruders auf dieselbe Weise wie beschrieben in Beispiel 8 unterzogen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock in das Loch einer formenden Form durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 druckbefüllt, wodurch ein druckorientiertes Formteil des Komposits HA/PLLA mit R = 2,8 erhalten wurde, worin Ha einheitlich dispergiert ist.
  • Die physikalischen Eigenschaften des so erhaltenen Formteils wurden mit denjenigen des Formteils gemäß Beispiel 8 verglichen, enthaltend 30 Gew.% HA (Probe Nr. 3), mit den in Tabelle 5 dargestellten Ergebnissen.
  • Tabelle 5
    Figure 01130001
  • Im Vergleich mit dem Fall von Beispiel 8 (Probe Nr. 3) mit einer durchschnittlichen Teilchengröße von 1,84 μm, zeigte der Fall des Vergleichsbeispiels 3 mit einer durchschnittlichen Teilchengröße von 60 μm niedrigere Festigkeiten. Bei dem Biegefestigkeitstest erreichte der Fall gemäß Vergleichsbeispiel 3 seine Streckgrenze und brach zum Zeitpunkt der Maximalbeladung, jedoch trat im Fall von Beispiel 8 (Probe Nr. 3) kein Bruch auf.
  • Der Grund hierfür liegt darin, dass trotz der hohen Orientierung von PLLA, große Teilchen aus HA oder große brüchige angesammelte Massen aus HA in großer Zahl verteilt sind, so dass die Matrix des orientierten PLLAs durch HA unterbrochen ist und dessen Festigkeit daher sich nicht ausdrücken kann.
  • Demgegenüber trat ein Bruch zum Zeitpunkt der maximalen Beladung im Fall des Beispiels 8 (Probe Nr. 3) nicht auf, die angesammelte HA-Massen mit 31,0 μm enthielt, selbst als maximale Teilchengröße. Auf dieselbe Weise trat kein Bruch im Fall des druckorientierten Formteils gemäß Beispiel 13 auf, wobei es sich wie später beschrieben um ein Kompositmaterial mit nicht-gesinterten Hydroxyapatitteilchen mit einer maximalen Teilchengröße von 45 μm oder angesammelten Massen davon handelt.
  • Da immer dem implantierten Material für die Osteosynthese eine externe Beladung angelegt wird, ist es möglich, dass ein Material mit unzureichender Belastung gegenüber dieser Beladung nach einer Zeitspanne nach der Operation vor dem Knochenheilen bricht. Dementsprechend muss das Implantat eine Zähigkeit zusätzlich zu hoher Festigkeit aufweisen und die Eigenschaft, dass kein Bruch an der Streckgrenze ausgelöst wird, ist für das Implantat außerordentlich wichtig. Dementsprechend ist es notwendig, dass die Teilchen oder angesammelten Massen der Teilchen eine maximale Teilchengröße von ungefähr 50 μm oder weniger zur Bewirkung der vorliegenden Erfindung aufweisen, was auch einer mechanischen Eigenschaft genügt.
  • (Beispiel 9) (Druckformen; Fall 8)
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 220.000 und 180.000 mit demselben HA wie in Beispiel 8 wurden PLLA-Körner, worin 30 Gew.% HA einheitlich dispergiert war, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann unter Verwendung eines Extruders zum Erhalt eines zylindrischen Vorblocks mit einem Durchmesser von 13 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 150.000 und 100.000 extrudiert.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock in dieselbe formende Form gemäß Beispiel 8 druckbefüllt, wodurch ein druckorientiertes Formteil aus dem Komposit HA/PLLA mit R = 2,8 erhalten wurde, worin HA einheitlich dispergiert ist.
  • Die physikalischen Eigenschaften der so erhaltenen druckorientierten Formteile wurden mit denjenigen der druckorientierten Formteile der Referenzbeispiele, bestehend aus PLLA allein mit denselben jeweiligen Molekulargewichten mit den in Tabelle 6 dargestellten Ergebnissen verglichen.
  • Tabelle 6
    Figure 01150001
  • Im Vergleich mit dem Fall von Beispiel 8 wies das Formteil, erhalten aus einem Vorblock mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 150.000 eine etwas niedrigere Festigkeit auf, jedoch kann die Biegefestigkeit die Verwendung als Material für die Osteosynthese voll durchstehen. Außerdem waren Festigkeit und elastisches Modul höher als diejenigen des orientierten Formteils aus PLLA allein.
  • Demgegenüber zeigte das Formteil, erhalten aus einem Vorblock mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 100.000 eine erhöhte Biegefestigkeit im Vergleich mit dem Fall von PLLA allein, brach jedoch an der Streckgrenze.
  • Ein Formteil, das zum Zeitpunkt der Streckgrenze nicht brach, kann jedoch erhalten werden, abhängig von den Bedingungen, wenn eine Beladungsmenge der Biokeramikteilchen 10 Gew.% beträgt. Wenn das Molekulargewicht eines Polymers reduziert ist, ist seine spezifische Festigkeit im allgemeinen ebenfalls reduziert. Es scheint, dass ein Formteil mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 100.000 aufgrund der reduzierten Zähigkeit als Kompositmaterial aufgrund des Einschließens einer großen Menge HA brach.
  • Dementsprechend wurde angenommen, dass die untere Grenze für das viskositätsgemittelte Molekulargewicht des Vorblocks von 100.000 notwendig ist für den Erhalt von sowohl ausreichender Festigkeit (Steifheit) als auch Zähigkeit, selbst wenn HA eingeschlossen ist.
  • Beispiel 10 (Druckformen; Fall 9)
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 und demselben HA wie in Beispiel 8 wurden PLLA-Körner, worin 15 Gew.% HA einheitlich dispergiert war, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann unter Verwendung eines Extruders extrudiert, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde der Vorblock wie dargestellt in 4 in eine formende Form druckbefüllt, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 13,0 mm mit einem Hohlraum verbunden war, der einen Durchmesser von 7,0 mm und eine Länge von 113 mm aufwies oder eine formende Form, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 14,5 mm mit einem Hohlraum verbunden war, der einen Durchmesser von 11,8 mm und eine Länge von 57 mm aufwies, wodurch ein druckorientiertes Formteil aus Komposit HA/PLLA mit R = 3,5 und R = 1,5 erhalten wurde, worin HA einheitlich dispergiert war. In diesem Fall betrug θ = 15°.
  • Die physikalischen Eigenschaften der so erhaltenen Formteile wurden mit denjenigen der druckorientierten Formteile des Referenzbeispiels verglichen, bestehend aus PLLA alleine mit den jeweiligen Werten von R = 3,5 und R = 1,5, mit den in Tabelle 7 dargestellten Werten.
  • Tabelle 7
    Figure 01170001
  • Wie sich aus diesen Ergebnissen sehr deutlich ergibt, weist das Formteil mit R = 3,5 eine hohe Festigkeit (Steifheit) und eine hohe Zähigkeit auf und überschreitet weiterhin die Biegefestigkeit des druckorientierten Formteils, bestehend aus PLLA allein und mit fast demselben hohen Orientierungsniveau. Da die Kristallinität niedriger ist als die des Formteils mit PLLA alleine, handelte es sich um ein Material, das niedrige stimulative und entzündliche Reaktionen in den peripheren Geweben des lebenden Körpers ausübt. Es wird angenommen, dass eine solche Wirkung durch die Wirkung von HA-Partikeln induziert wird zur Inhibierung des Wachstums von PLLA-Kristallen und dadurch resultierende Mikrokristallinisierung.
  • Obwohl die Biegefestigkeit des Formteils mit R = 1,5 nur etwas höher ist als die des Formteils aus PLLA allein, kann dieses ausreichend als Implantatmaterial, abhängig von seiner Anwendung, verwendet werden.
  • Beispiel 11 – Druckformen; Fall 10
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 und Apatitwollastonit-Glaskeramik (AW-GC) mit einer durchschnittlichen Teilchengröße von 2,7 μm wurden PLLA-Körner, worin 35 Gew.% AW-GC einheitlich dispergiert war, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann einer Schmelzextrusion unter Verwendung eines Extruders unterzogen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 14,5 mm, einer Länge von 45 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 220.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock, wie dargestellt in 4, in eine formende Form druckbefüllt, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 14,5 mm mit einem Hohlraum mit einem Durchmesser von 9,6 mm und einer Länge von 83 mm verbunden war, und zwar durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie im Beispiel 8, wodurch ein druckorientiertes Formteil aus Komposit-AW-GC/PLLA mit R = 2,3 erhalten wurde, worin AW-GC einheitlich dispergiert ist. In diesem Fall betrug θ = 20°.
  • Die physikalischen Eigenschaften des so erhaltenen druckorientierten Formteils wurden mit denjenigen eines druckorientierten Formteils des Referenzbeispiels PLLA mit R = 2,3 vergleichen, bestehend aus PLLA alleine, mit den in Tabelle 8 dargestellten Ergebnissen.
  • Tabelle 8
    Figure 01190001
  • Das so erhaltene Formteil wies eine verbesserte Biegefestigkeit im Vergleich mit dem Formteil des PLLA alleine auf. Wenn AW-GC auf der Oberfläche dieses Materials durch die Schneide/Zerspanarbeit exponiert ist, löst AW-GC eine Knocheninduktion aus und formt aktiv nach einigen Wochen eine HA-Schicht auf der Oberfläche, so dass dies als Implantat verwendet werden kann, das deutlich wirksam ist für eine Knochenverbindung, Knochenvereinigung und den Knochenersatz.
  • Beispiel 12 – Druckformen; Fall 11
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 und α-Typ Tricalciumphosphat (α-TCP) mit einer maximalen Teilchengröße von 22,0 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 7,7 μm wurden PLLA-Körner, worin 25 Gew.% α-TCP einheitlich dispergiert war, durch dasselbe Verfahren unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann einer Schmelzextrusion unter Verwendung eines Extruders unterzogen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock wie dargestellt in 4 in eine formende Form druckbefüllt, worin ein zylindrischer Behälterteil einen Durchmesser mit 13,0 mm aufwies und mit einem Hohlraum verbunden war, der einen Durchmesser von 7,5 mm und eine Länge von 96 mm aufwies, und zwar durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8, wodurch ein druckorientierter Formteil aus Komposit-α-TCP/PLLA mit R = 3,0 erhalten wurde, worin α-TCP einheitlich dispergiert war. In diesem Fall betrug θ = 15°.
  • Die physikalischen Eigenschaften des so erhaltenen druckorientierten Formteils wurden mit denjenigen eines Formteils des Referenzbeispiels verglichen mit R = 3,0, bestehend aus PLLA alleine, mit den in Tabelle 9 dargestellten Ergebnissen.
  • Tabelle 9
    Figure 01200001
  • Das so erhaltene Formteil wies eine hohe Festigkeit auf, ähnlich wie im Fall des Formteils mit der HA-Zumischung und ähnlichem und seine Biegefestigkeit und elastisches Modul sind höher als diejenigen des Formteils aus PLLA alleine. Da α-TCP eine höhere Bioaktivität aufweist als diejenige von gesintertem HA, kann dies als hochfestes Implantat verwendet werden, das für einen Knochenersatz sehr effektiv ist.
  • Beispiel 13 – Druckformen; Fall 12
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 360.00 und nicht-gesintertem Hydroxylapatit (u-HA) mit einer maximalen Teilchengröße von 45 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 3,39 μm wurden PLLA-Körner, worin 40 Gew.% HA einheitlich dispergiert wurde, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann einer Schmelzextrusion unter Verwendung eines Extruders unterzogen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 10,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 200.000 zu erhalten.
  • Aktivitätsmessung
  • Um zu überprüfen, ob die Aktivität hoch ist oder nicht, wurden Vorblöcke aus dem in Beispiel 13 verwendeten PLLA hergestellt, die jeweils 40 Gew.% gesintertes HA und nichtgesintertes HA enthielten und ein kleines Teststück (10 × 10 × 2 mm) wurde aus jedem der Vorblöcke hergestellt und in eine pseudo-Körperflüssigkeit eingetaucht, um die Menge der Calciumphosphatkomponente zu überprüfen, die auf die Oberfläche präzipitierte.
  • Im Ergebnis begann eine große Menge Kristalle auf dem nichtgesinterten HA/PLLA am dritten Tag zu präzipitieren und die Kristallschicht bedeckte die gesamte Oberfläche am 6. Tag, jedoch bedeckte die Kristallschicht nicht die gesamte Oberfläche des gesinterten HA/PLLA, selbst am 6. Tag.
  • Es ist allgemein bekannt, dass gesintertes HA-Pulver nicht durch Absorption durch Knochenzellen verschwindet und dass die Zellen in einigen Fällen das Pulver nach einer Phagozytose emittieren, und es wurde auf die Möglichkeit hingewiesen, dass das Pulver die Gefahr einer Induktion von Gewebereaktionen aufweist.
  • Nicht-gesintertes HA weist diese Probleme jedoch nicht auf, da es vollständig absorbiert werden kann, nämlich durch Absorption im lebenden Körper verschwindet und chemisch zu dem HA identisch ist, das im lebenden Körper verteilt ist. Da ein hochfestes Implantat mit nicht-gesintertem HA/PLLA noch nicht entwickelt wurde, ist das vorliegende Beispiel die Basis für Neuheit, Bedeutung und Patentfähigkeit der vorliegenden Erfindung.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock wie dargestellt in 4 in die formende Form druckbefüllt, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 10,0 mm mit einem Hohlraum verbunden war, der einen Durchmesser von 7,0 mm und eine Länge von 76 mm aufwies, und zwar durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8, wodurch ein druckorientiertes Formteil mit R = 2,0 erhalten wurde, worin nicht-gesintertes HA einheitlich dispergiert war. In diesem Fall betrug θ = 30°.
  • Die physikalischen Eigenschaften des so erhaltenen druckorientierten Formteils wurden mit denjenigen des Referenzformteils mit R = 2,0 verglichen, bestehend aus PLLA alleine, mit den in Tabelle 10 dargestellten Ergebnissen.
  • Tabelle 10
    Figure 01220001
  • Ähnlich wie im Fall des druckorientierten Formteils aus einem gesinterten HA-Komposit gemäß Beispiel 8 war die Biegefestigkeit des druckorientierten Formteils aus nichtgesintertem HA/PLLA-Komposit höher als die Festigkeit des Formteils, das aus PLLA alleine bestand. Da die Bioaktivität von nicht-gesintertem HA deutlich höher ist als die von gesintertem HA, wurde ein zusammengesetztes hochfestes Implantatmaterial mit hoher Bioaktivität erhalten.
  • Da das nicht-gesinterte HA selbst nicht gesintert ist, ist es eine anorganische chemische Substanz und nicht ein Pulver mit hoher Festigkeit wie eine Keramik, jedoch ist es eine Substanz, die dem biologischen Hydroxylapatit im lebenden Körper ähnlicher ist aufgrund der nicht vorhandenen chemischen Modifikation durch das Sintern.
  • Da das Matrixpolymer in der vorliegenden Erfindung verstärkt wurde, konnte das nicht-gesinterte HA in ein Kompositmaterial mit ähnlicher Festigkeit wie derjenigen des gesinterten HA verarbeitet werden.
  • Beispiel 14 – Druckformen; Fall 13
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 und β-Typ Tricalciumphosphat (β-TCP) mit einer maximalen Teilchengröße von 45 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 2,91 μm wurden PLLA-Körner, worin 30 Gew.% β-TCP einheitlich dispergiert war, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann einer Schmelzextrusion unter Verwendung eines Extruders unterzogen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock wie dargestellt in 4 in die formende Form druckbefüllt, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 13,0 mm mit einem Hohlraum verbunden war, der einen Durchmesser von 8,6 mm und eine Länge von 74 mm aufwies, und einem Durchmesser von 7,8 mm und einer Länge von 90 mm, und zwar durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8, wodurch ein druckorientiertes Formteil von Komposit α-TCP/PLLA mit R = 2,3 und 2,8 erhalten wurde, worin α-TCP einheitlich dispergiert war. In diesem Fall betrug θ = 15°.
  • Die physikalischen Eigenschaften der so erhaltenen druckorientierten Formteile wurden mit denjenigen des druckorientierten Formteils gemäß Beispiel 8 verglichen, erhalten aus Misch-HA/PLLA mit R = 2,8, worin 30 Gew.% HA (gesintert bei 900°C) dispergiert war, mit den in Tabelle 11 dargestellten Ergebnissen.
  • Tabelle 11
    Figure 01240001
  • Die so erhaltenen Formteile weisen eine höhere Biegefestigkeit auf als diejenigen der Formteile aus PLLA alleine wie dargestellt in Tabelle 8 bzw. Tabelle 4 mit den R-Werten von 2,3 und 2,8. Da das Formteil mit R = 2,8 außerdem ein ähnliches Niveau an Biegefestigkeit aufweist wie das des druckorientierten Formteils mit demselben R-Wert ergab sich, dass ein hochfestes druckorientiertes Formteil ebenfalls durch Zumischen von β-TCP erhalten werden kann.
  • Beispiel 15 – Druckformen; Fall 14
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 und Tetracalciumphosphat (TeCP) mit einer maximalen Teilchengröße von 30,0 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 10,0 μm wurden PLLA-Körner, worin 15 Gew.% und 25 Gew.% TeCP einheitlich dispergiert waren, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann unter Verwendung einer Druckformmaschine geschmolzen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde der Vorblock wie dargestellt in 4, enthaltend 15 Gew.% TeCP in die formende Form gemäß Beispiel 10 druckbefüllt und der Vorblock, enthaltend 25 Gew.% TeCP in die formende Form gemäß Beispiel 12, und zwar durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie im Beispiel 8, wodurch druckorientierte Formteile aus TeCP/PLLA mit den jeweiligen R-Werten von 3,5 und 3,0 erhalten wurden, worin TeCP einheitlich dispergiert war. In diesem Fall betrug θ = 15°.
  • Die physikalischen Eigenschaften der so erhaltenen TeCP/PLLA Komposit-druckorientierten Formteile wurden mit denjenigen des druckorientierten Formteils gemäß Beispiel 10, erhalten aus vermischtem HA/PLLA mit R = 3,5, worin 15 Gew.% HA (gesintert bei 900°C) dispergiert war und des druckorientierten Formteils gemäß Beispiel 12 mit R = 3,0, worin 25 Gew.% α-TCP dispergiert war, mit den in Tabelle 12 dargestellten Ergebnissen verglichen.
  • Tabelle 12
    Figure 01260001
  • Die so erhaltenen Formteile unterschieden sich von denjenigen der Beispiele 10 und 12 im Hinblick auf die Art der darin enthaltenen Biokeramik, jedoch war ihr prozentualer Gehalt und R dieselben. Jedes Formteil zeigte jedoch fast denselben Grad an Festigkeit. Wenn R 3,5 ist, wurde eine deutlich höhere Biegefestigkeit oberhalb von 300 MPa erhalten.
  • Beispiel 16 – Druckformen; Fall 15
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 600.000 und wasserfreiem Calcium-sek.-phosphat (wasserfreiem Calciumhydrogenphosphat: DCPA) mit einer Maximalteilchengröße von 40,0 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 5,60 μm wurden PLLA-Körner, worin 45 Gew.% DCPA einheitlich dispergiert war, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann unter Verwendung einer Druckformmaschine geschmolzen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 8,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 460.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde dieser Vorblock wie dargestellt in 4 in eine formende Form druckbefüllt, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 8,0 mm mit einem Hohlraum mit einem Durchmesser von 5,7 mm und einer Länge von 76 mm verbunden war, und zwar durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8, wodurch ein druckorientiertes Formteil aus Komposit-DCPA/PLLA mit R = 2,0 erhalten wurde, worin DCPA einheitlich dispergiert ist. In diesem Fall betrug θ = 45°.
  • Die physikalischen Eigenschaften des so erhaltenen druckorientierten Formteils sind in Tabelle 13 dargestellt.
  • Tabelle 13
    Figure 01270001
  • Obwohl das viskositätsgemittelte Molekulargewicht dieses Formteils hoch war, war seine plastische Deformation durch Druckbefüllung möglich, und es handelte sich um eine Formteil mit hoher Biegefestigkeit und elastischem Modul und ebenfalls mit hoher Festigkeit und Zähigkeit.
  • Beispiel 17 – Druckformen; Fall 16
  • Unter Verwendung von PLLA mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 und Octacalciumphosphat (OCP) mit einer maximalen Teilchengröße von 22,0 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 8,35 μm wurden PLLA-Körner, worin 10 Gew.% und 20 Gew.% OCP einheitlich dispergiert waren, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten und dann unter Verwendung einer Druckformmaschine geschmolzen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Als Nächstes wurde der Vorblock, enthaltend 10 Gew.% OCP, in eine formende Form druckbefüllt, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 13,0 mm mit einem Hohlraum mit einem Durchmesser von 6,1 mm verbunden war und der Vorblock, enthaltend 20 Gew.% OCP, in eine formende Form, worin ein zylindrischer Behälterteil mit einem Durchmesser von 13,0 mm mit einem Hohlraum mit einem Durchmesser von 6,5 mm verbunden war, jeweils durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8, wodurch druckorientierte Formteile aus OCP/PLLA mit jeweiligen R-Werten von 4,5 und 4,0 erhalten wurden, worin OCP einheitlich dispergiert war. In diesem Fall betrug θ = 15°.
  • Die physikalischen Eigenschaften der so erhaltenen druckorientierten Formteile sind in Tabelle 14 dargestellt.
  • Tabelle 14
    Figure 01290001
  • Beide Formteile waren hochfeste Formteile mit einer Biegefestigkeit von 300 MPa oder mehr. Das Formteil, enthaltend 20 Gew.% OCP, hatte einen niedrigeren R-Wert als das Formteil, enthaltend 10 Gew.% OCP, jedoch waren seine Festigkeit und elastisches Modul höher als im letzteren Fall. Jedoch benötigte es, da es einen großen R-Wert aufweist, einen Druck von ungefähr 10.000 kg/cm2 zum Zeitpunkt des Druckbefüllens.
  • Als Referenzbeispiel wurde ein Vorblock, enthaltend 10 Gew.% OCP, der relativ einfach befüllt werden konnte, in eine formende Form druckbefüllt, die R = 5,5 ergeben kann. Er benötigte jedoch einen Druck von mehr als 10.000 kg/cm2 zum Zeitpunkt des Druckbefüllens, und es wurde eine Erzeugung einer großen Anzahl von Rissen in dem so erhaltenen Formteil aufgefunden. Ruf der Basis dieser Ergebnisse kann festgehalten werden, dass ein Deformationsgrad R von 5 oder weniger für die Druckorientierung von PLLA-haltigen Biokeramik-Stoffen wünschenswert ist.
  • Beispiel 18 – Druckformen; Fall 17
  • Unter Verwendung eines Milchsäure-Glycolsäure-Copolymers [P(LA-GA)] (Molarverhältnis, 90 : 10) mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 380.000 und HA (gesintert bei 900°C) mit einer maximalen Teilchengröße von 31,0 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 1,84 μm wurde ein druckorientiertes Formteil aus HA/P(LA-GA) mit R = 2,8, worin 30 Gew.% HA einheitlich dispergiert vorlag, durch dasselbe Verfahren und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 8 erhalten. In diesem Fall betrug θ = 15°.
  • Die physikalischen Eigenschaften des so erhaltenen Formteils wurden mit denjenigen eines druckorientierten Formteils verglichen, bestehend aus P(LA-GA) alleine, das als Vergleichsbeispiel verwendet wurde, mit den in Tabelle 15 dargestellten Ergebnissen.
  • Tabelle 15
    Figure 01300001
  • Die Festigkeit des so erhaltenen Formteils war etwas niedriger als im Fall von PLLA alleine, wie dargestellt in Beispiel B. Jedoch ist es als Implantatmaterial geeignet.
  • Beispiel 19 – Schmiedeformen
  • Hydroxylapatit (HA) mit einer maximalen Teilchengröße von 31,0 μm, einer minimalen Teilchengröße von 0,2 μm und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 1,84 μm (gesintert bei 900°C) wurde in Ethylalkohol suspendiert und zu Dichlormethan zugefügt, worin 4 Gew.% Poly-L-milchsäure (PLLA) mit einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 400.000 gelöst worden war, und die Mischung wurde gerührt, um eine einheitliche Dispersion ohne Auslösung einer sekundären Aggregation von HA zu bewirken. Während des Rührens wurde weiterhin Ethylalkohol zugefügt, wodurch eine Co-Präzipitation von PLLA und HA bewirkt wurde. Als Nächstes wurde gefiltert und vollständig getrocknet, um Körner aus PLLA zu erhalten, worin HA mit der vorstehenden Teilchengröße einheitlich in einem Verhältnis von 30 und 40 Gew.% dispergiert war.
  • Dieses wurde einem Schmelzformen bei 185°C unter Verwendung eines Extruders unterzogen, um einen zylindrischen Vorblock mit einem Durchmesser von 13,0 mm, einer Länge von 40 mm und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 250.000 zu erhalten.
  • Dieser Vorblock wurde wie dargestellt in 7 in einen zylindrischen Behälterteil einer scheibenförmigen formenden Form mit einem Durchmesser von 100 mm und einer Dicke von 10 mm, ausgerüstet mit einem Zylinder von einem 50 mm Durchmesser, vorstehend aus dem Zentralteil der Scheibe, gegeben, auf 100°C erwärmt und dann einem Schmiedeformen durch intermittierendes Anwenden eines Drucks von 3000 kg/cm2 unterzogen, wodurch ein HA/PLLA-Komposit-Formteil erhalten wurde, bewirkt durch Schmiede-Druck-Orientierung derselben Form wie der scheibenförmige Teil der formenden Form.
  • Ein Teststück wurde aus dem so erhaltenen Formteil in radialer Richtung unter Ausschluss des Zylinderteils zur Messung der physikalischen Eigenschaften ausgeschnitten. Im Ergebnis zeigte es eine Biegefestigkeit von 220 MPa, ein Biegemodul von 7,4 GPa, eine Dichte von 1,505 g/cm3 und eine Kristallinität von 43,0%.
  • Anders als im Fall der vorstehenden Beispiele erscheint dieses Formteil, das durch Schmiedeorientierung erhalten wurde, ein orientierter Artikel mit einer unterschiedlichen Kristallebene zu sein, worin viele Orientierungsachsen von dem Zentralteil der Scheibe zu den umfänglichen Richtungen hin orientiert sind.
  • Beispiel 20 – Beispiel für eine Schneide/Zerspanarbeit; Oberflächenüberwachung und periodische Veränderungen
  • Jedes Formteil aus einem HA/PLLA-Komposit-druckorientierten Formteil wie erhalten in Beispiel 8 wurde zu einer Schraube mit einem 4,5 mm Außendurchmesser, 3,2 mm Achsendurchmesser und 50 mm Länge und einem Stift mit einem Durchmesser von 3,2 mm und einer Länge von 40 mm durch Schneiden des Formteils mit einer Drehbank verarbeitet.
  • Außerdem wurde ein Vorblock, extrudiert in Plattenform unter Verwendung eines Extruders, aus den PLLA-Körnern gemäß Beispiel 8 erhalten, worin 30 Gew.% HA dispergiert waren und dann wurde durch dasselbe Verfahren und die dieselben Bedingungen wie in Beispiel 8 der Vorblock in eine formende Form druckbefüllt, hergestellt durch Verbinden eines in der Schnittfläche rechteckigen (plattenförmigen) zylindrischen Behälterteils mit einem in der Schnittfläche rechteckigen Hohlraum mit einer kleineren Schnittfläche als der ersteren, wodurch ein plattenförmiges Formteil mit R = 2,8 erhalten wurde. Die Oberfläche dieses Formteils durch Schneidearbeit durch Verwendung einer Schneidevorrichtung behandelt, um eine Platte mit einer Dicke von 2,0 mm, einer Länge von 20 mm und einer Breite von 5 mm zu erhalten.
  • Die Oberfläche dieser Schraube, des Stifts und der Platte wurden durch ein Scann-Elektronenmikroskop überprüft. Bei jedem dieser Schneide-verarbeiteten Produkte waren feine Teilchen von HA auf der Oberfläche in einheitlich dispergiertem Zustand ohne Bildung von großen angesammelten Massen durch sekundäre Aggregation expondiert. Außerdem wurde auch innerhalb von jedem Produkt eine einheitliche Dispersion aufgefunden. Zusätzlich war eine sehr viel größere Menge HA auf der Oberfläche exponiert, wenn der Gehalt an HA anstieg.
  • Es wurde auch bestätigt, dass diese Implantate dicht ohne Löcher waren und dass die Biokeramik und das Polymer in physikalisch ausgezeichneter Weise nahe beieinander lagen. Diese Tatsachen zeigen den Grund dafür, dass das Material der vorliegenden Erfindung eine hohe mechanische Festigkeit aufweist, an biologische Knochen durch direkten Kontakt mit der Biokeramik bindet und eine Knocheninduktion und Knochenleitung oder Knochenersatz effizient durch Erhalt der Festigkeit während einer für die Knochenvereinigung notwendigen Zeitspanne durchführt.
  • Es wurde auch bestätigt, dass das druckorientierte Formteil des hochfesten Polymer-Biokeramik-Kompositmaterials, erhalten in dem Beispiel, seine Festigkeit auf einem fast gleichen oder höheren Niveau erhalten kann wie derjenigen der menschlichen Kortikalknochen, und zwar für 2 bis 4 Monate (in einigen Fällen 6 Monate oder mehr), in einer Pseudo-Körperflüssigkeit bei 37°C. Es wurde zusätzlich durch einen in vivo-Test bestätigt, dass das Material nach der Knochenvereinigung abgebaut, absorbiert und schneller durch Knochen ersetzt wird als im Fall eines Polymers alleine, obwohl das Zerfallsverhalten abhängig von Zusammensetzung und Struktur des Materials variiert.
  • Gewerbliche Anwendbarkeit
  • Wie im Vorstehenden beschrieben, sind das Material für die Osteosynthese und das hochfeste Komposit-Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung ideale Biomaterialien, da sie eine mechanische Festigkeit aufweisen, die ähnlich der von Kortikalknochen ist oder sogar höher und die anfänglich gegenüber einem Bruch aufgrund ihrer Steifheit und Zähigkeit resistent sind. Im Fall des Implantatmaterials erhält es seine Festigkeit während einer Zeitspanne bis zum Abheilen von harten Geweben durch effizienten Ersatz durch biologische Knochen aufgrund der Wirkung der Biokeramik zur Bindung an biologische Knochen und beschleunigt die Knochenleitung und Knocheninduktion und durch die bioabbaubaren und bioabsorbierbaren Eigenschaften des Materials wird es in einer derartig graduellen Rate abgebaut und absorbiert, dass es keine Toxizität auf die peripheren Knochen ausübt und der Raum, der nach seinem Verschwinden verbleibt, wird schnell durch den lebenden Körper rekonstruiert, zusätzlich zu dem Vorteil, dass die Bedingungen nach der Operation durch einfache Röntgenfotografie überwacht werden können.
  • Außerdem kann das Produktionsverfahren der vorliegenden Erfindung ohne Verwendung einer speziellen Ausrüstung und erschwerten Bedingungen durchgeführt werden, so dass es von deutlich hohem praktischen Wert ist.

Claims (33)

  1. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte, welches ein Formteil umfasst, das als Hauptkomponente ein biologisch abbaubares und Biologisch absorbierbares, kristallines, thermoplastisches Polymermaterial umfasst, worin die molekularen Ketten oder Kristalle des Formteils nicht in einaxialer Richtung ausgerichtet sind, sondern im wesentlichen parallel zu einer Mehrzahl von Bezugsachsen.
  2. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss Anspruch 1, welches ein Formteil ist, in dem das Polymermaterial eine Polymilchsäure oder ein Milchsäure-Glykolsäure-Copolymer ist.
  3. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss Anspruch 1, welches ein druckorientiertes Formteil ist, in dem ein Teil der Polymilchsäure oder des Milchsäure-Glykolsäure-Copolymers kristallisiert ist.
  4. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss einem der Ansprüche 1 bis 3, worin die molekularen Ketten oder Kristalle des Formteils längs Bezugsachsen ausgerichtet sind, die sich zu einer Achse neigen, die zum mechanischen Kern des Formteils wird, und/oder fortgesetzten Flächen dieser Achse.
  5. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss Anspruch 4, worin das Formteil im wesentlichen eine Säulenform aufweist, und die molekularen Ketten oder Kristalle entlang Bezugsachsen ausgerichtet sind, die von deren Umfang zu einer zentralen oder nicht-zentralen Achse geneigt sind.
  6. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss Anspruch 4, worin das Formteil im wesentlichen plattenförmig ist, und die molekularen Ketten oder Kristalle längs Bezugsachsen ausgerichtet sind, die sich zu einer Fläche neigen, die parallel zu beiden Seiten des Formteils ist und Achsen beinhaltet, die sich im gleichen Abstand oder in unterschiedlichen Abständen zu den beiden Seiten des Formteils befinden.
  7. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss einem der Ansprüche 1 bis 6, worin das Formteil eine Kristallinität von 30 bis 60 aufweist.
  8. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss einem der Ansprüche 1 bis 7, worin das Formteil ein orientierter Gegenstand ist, den man durch Druckumformen oder durch Schmiedeformen in eine r) Form vom geschlossenen Typ erhalten kann.
  9. Material für die Osteosynthese mit hoher Biegefestigkeit und hoher Dichte gemäss einem der Ansprüche 1 bis 8, worin das Formteil ein Formteil einer Polymilchsäure oder eines Milchsäure-Glykolsäure-Copolymers ist, das eine Biegefestigkeit von 160 bis 300 MPa und einen Biegemodul von 5 bis 10 GPa aufweist.
  10. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese, welches das Herstellen eines orientierten Formteils umfasst, indem man ein vorgeformtes Material über das Schmelzformen eines biologisch abbaubaren und biologisch absorbierbaren, kristallinen, thermoplastischen Polymermaterials herstellt und dann das vorgeformte Material in einen engen Raum einer formenden Form vom geschlossenen Typ zwängt, während man eine plastische Deformation bei einer Temperatur durchführt, die beim Durchführen einer Kristallisation wirksam ist und zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des thermoplastischen Polymermaterials liegt, um auf diese Weise eine Orientierung durch Deformation unter Druck zu erzielen.
  11. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss Anspruch 10, worin das orientierte Formteil kristallisiert ist und eine Kristallform aufweist, in der die Kristalle im wesentlichen parallel zu einer Mehrzahl von Bezugsachsen ausgerichtet sind.
  12. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss Anspruch 10 oder 11, worin man die Orientierung durch Deformation unter Druck dadurch erzielt, dass man das vorgeformte Material des Anspruchs 10 in eine formende Form des geschlossenen Typs unter Druck füllt, wobei die Form eine Schnittfläche aufweist, die kleiner ist als die Schnittfläche des Formteils.
  13. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss Anspruch 10 oder 11, worin man die Orientierung durch Deformation unter Druck erzielt, indem man das vorgeformte Material des Anspruchs 10 in einen engen Raum einer formenden Form schmiede-füllt, die einen Raum aufweist, der kleiner – teilweise oder insgesamt – als die Schnittfläche, die Dicke oder Breite des Formteils ist, oder in eine formende Form mit einem Raum, der kleiner als das Volumen des vorgeformten Materials ist.
  14. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss einem der Ansprüche 10 bis 13, worin das anfängliche viskositätsgemittelte Molekulargewicht des Polymermaterials 200.000 bis 600.000 und das viskositätsgemittelte Molekulargewicht des danach schmelzgeformten, vorgeformten Materials 100.000 bis 400.000 beträgt.
  15. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss einem der Ansprüche 10 bis 14, worin das vorgeformte Material in den Hohlraum einer formenden Form unter Druck gefüllt wird, die eine Querschnittsfläche aufweist, die 2/3 bis 1/6 der Querschnittsfläche des vorgeformten Materials beträgt.
  16. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss einem der Ansprüche 10 bis 15, worin die formende Form einen zylindrischen Behälterabschnitt mit einer grossen Schnittfläche umfasst, in dem das vorgeformte Material enthalten ist, einen Hohlraum mit einer kleinen Schnittfläche, in den das vorgeformte Material unter Druck gefüllt wird, und einen den Durchmesser reduzierenden Abschnitt mit einer Kegelfläche, welche die zuvor beschriebenen Abschnitte miteinander verbindet.
  17. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss einem der Ansprüche 10 bis 16, worin das vorgeformte Material in einen engen Hohlraum der formenden Form gezwungen wird, worin der untere Teil des Hohlraums winzige Belüftungsporen oder -löcher aufweist.
  18. Verfahren zur Herstellung eines Materials für die Osteosynthese gemäss einem der Ansprüche 10 bis 17, worin das orientierte Formteil in die für das Material für die Osteosynthese gewünschte Form durch Mittel wie Schneide/Zerspanarbeit oder dergleichen gebracht wird.
  19. Hochfestes Implantatmaterial als ein Partikel- und Matrixpolymer-verstärktes Kompositmaterial, welches ein Kompositmaterial darstellt, das ein druckorientiertes Formteil umfasst, worin 10 bis 60 Gew.% eines biokeramischen Pulvers, dessen Partikel oder aggregierte Partikelmasse eine Grösse von 0,2 bis 50 μm aufweisen, im wesentlichen gleichmässig in einer Matrix eines biologisch abbaubaren und biologisch absorbierbaren, kristallinen, thermoplastischen Polymers dispergiert ist, worin die Kristalle des Matrixpolymers parallel zu einer Mehrzahl von Bezugsachsen ausgerichtet sind, was durch Druck erzielt werden kann, bei einer Kristallinität von 10 bis 70%.
  20. Hochfestes Implantatmaterial gemäss Anspruch 19, worin das biokeramische Pulver eines oder eine Mischung von zwei oder mehreren unter Oberflächen-bioaktivem gesintertem Hydroxyapatit, Bioglas oder kristallisiertem Glas zur Verwendung im lebenden Körper, biologisch absorbierbarem, nicht-gesintertem Hydroxyapatit, Dicalciumphosphat, Tricalciumphosphat, Tetracalciumphosphat und Octacalciumphosphat ist.
  21. Hochfestes Implantatmaterial gemäss Anspruch 19 oder 20, worin das biologisch abbaubare und biologisch absorbierbare, kristalline, thermoplastische Polymer entweder Polymilchsäure oder ein Milchsäure-Glykolsäure-Copolymer mit einem anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 100.000 bis 600.000 ist.
  22. Hochfestes Implantatmaterial gemäss Anspruch 19, worin das thermoplastische Polymer eine Polymilchsäure und das biokeramische Pulver ein nicht-gesintertes Hydroxyapatit ist.
  23. Hochfestes Implantatmaterial gemäss einem der Ansprüche 19 bis 22, worin das Formteil ein orientiertes Formteil ist, das durch Druckdeformationsorientierung mittels Druckumformen oder Schmiedeformen erhältlich ist.
  24. Hochfestes Implantatmaterial gemäss einem der Ansprüche 19 bis 23, worin das orientierte Formteil eine Biegefestigkeit von 150 bis 320 MPa und einen Biegemodul von 6 bis 15 GPa aufweist.
  25. Hochfestes Implantatmaterial gemäss einem der Ansprüche 19 bis 24, worin das orientierte Formteil mit Mitteln wie Schneide/Zerspanarbeit oder dergleichen behandelt wurde und das biokeramische Pulver an dessen Oberfläche freigelegt wurde.
  26. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials durch Druckdeformationsorientierung, welches umfasst: das vorherige Zubereiten einer Mischung, in der ein biologisch abbaubares und biologisch absorbierbares, kristallines, thermoplastisches Polymer und ein biokeramisches Pulver ineinander im wesentlichen gleichmässig dispergiert sind, nachfolgend die Herstellung eines vorgeformten Materials durch Schmelzformen der Mischung und dann das Füllen unter Druck des vorgeformten Materials bei einer Temperatur, die beim Durchführen einer Kristallisation wirksam ist, die zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des thermoplastischen Polymermaterials liegt, in den Hohlraum einer formenden Form vom geschlossenen Typ, um eine plastische Deformation und die Bildung eines orientierten Formteils zu bewirken.
  27. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials durch Druckdeformationsorientierung gemäss Anspruch 26, worin die Druckorientierung über das Einfüllen unter Druck in den Hohlraum einer formenden Form vom geschlossenen Typ bewirkt wird, deren Schnittfläche kleiner ist als die des vorgeformten Materials.
  28. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials gemäss Anspruch 26 oder 27, worin man die Mischung des Polymers und des biokeramischen Pulvers zubereitet, indem man das biokeramische Pulver in einer Lösungsmittellösung des Polymers im wesentlichen gleichmässig mischt und dispergiert und nachfolgend die Mischung mit einem Nicht-Lösungsmittel für das Polymer fällt.
  29. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials gemäss einem der Ansprüche 26 bis 28, worin das biologisch abbaubare und biologisch absorbierbare, kristalline, thermoplastische Polymer Polymilchsäure oder ein Milchsäure-Glykolsäure-Copolymer mit einem anfänglichen viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 150.000 bis 700.000 und einem viskositätsgemittelten Molekulargewicht von 100.000 bis 600.000 nach seinem Schmelzformen ist.
  30. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials gemäss Anspruch 26 oder 27, worin man das vorgeformte Material in den Hohlraum einer formenden Form, die eine Querschnittsfläche aufweist, die 2/3 bis 1/5 der Querschnittsfläche des vorgeformten Materials beträgt, unter Druck füllt.
  31. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials gemäss Anspruch 26, worin die Orientierung durch Druckdeformation durch Druckorientierung oder Schmiedeorientierung bewirkt wird.
  32. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials gemäss einem der Ansprüche 26 bis 31, worin das unter Druck orientierte Formteil mit Mitteln wie Schneide/Zerspanarbeit oder dergleichen weiterverarbeitet wird.
  33. Verfahren zur Herstellung eines hochfesten Implantatmaterials gemäss einem der Ansprüche 26 bis 32, worin das vorgeformte Material in einen engen Hohlraum der formenden Form gezwängt wird, wobei der untere Teil des Hohlraums winzige Belüftungsporen oder -löcher aufweist.
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