JP2015522334A

JP2015522334A - 圧電性複合体とその製造方法

Info

Publication number: JP2015522334A
Application number: JP2015517354A
Authority: JP
Inventors: フリス，エリザベス，アンナマリア; ドーマン，ジョン，パトリック
Original assignee: ユニバーシティ・オブ・カンザス
Priority date: 2012-06-12
Filing date: 2013-06-11
Publication date: 2015-08-06
Anticipated expiration: 2033-06-11
Also published as: EP2859599A1; CA2876434C; US20150134061A1; EP2859599B8; EP2859599B1; EP2859599A4; WO2013188380A1; US20220125590A1; US20190365541A1; CA2876434A1; JP6254157B2

Abstract

好適な物理的特性と最適化された電気刺激性をも有する圧電性複合体を作製できる方法が求められている。本出願は、このような要求を満たすこのような複合体の製造方法と同様に、組織刺激性複合体を含む圧電性複合体を提供する。実施の形態においては、脊髄インプラントの製造方法が提供される。この方法は、好適には、熱硬化性、熱可塑性、もしくは熱硬化性／熱可塑性又は共重合性の重合可能な母材を用意し、複数の圧電性粒子を前記重合可能な母材に分散させて分散系を形成し、前記分散系を成形し、前記分散系内の前記圧電性粒子内に誘電分極を誘起し、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成する。【選択図】図７

Description

本願は、重合可能な母材とその中に分散された圧電粒子とで構成される圧電性複合体に関する。この複合体は、脊髄インプラントに包含される組織刺激材料に適している。また、本願は、圧電性複合体の製造方法に関する。

電気的刺激は、特に固定が困難な人々の脊椎固定術の成功率を増大させる効果的な治療法である。しかし、現在の形態では、電源を供給するためのバッテリーパックや離隔した埋め込み可能な装置の利用者遵守の信頼性などの制限により阻害される。骨成長刺激を補助する代替治療は、骨形成タンパク質（ｂｏｎｅｍｏｒｐｈｏｇｅｎｉｃｐｒｏｔｅｉｎ：ＢＭＰ）を含む。しかし、ＢＭＰの研究は、異所性骨形成を含む、本質的な合併症リスクがあることを明らかにした。この治療を受ける者にとって、脊柱管の近傍の骨棘の成長も懸念となる。また、研究は、ＢＭＰの使用に関係する発がん効果も示している。

電気的刺激を生成しうる可能性のある方法は、圧電材料の使用である。圧電材料は、全体の分極で特徴付けられる強誘電体の１分類であり、しばしば非中心対称性の結晶構造により特徴付けられる。結果として、圧電材料は、全体としての表面電荷の生成を伴う圧力に反応する。反対に、圧電材料は、電場の印加により歪む。高機能誘電体と同様に、圧電セラミックは、固くて脆いにもかかわらず、もっとも頻繁に用いられる圧電材料である。

脊椎固定術において、このような材料の使用は、一般的に、製造過程での制約、特に全体としての圧電挙動を誘導する複合体に極を設ける必要性に起因する、現在の圧電構造の大きさや形状の制限により妨げられる。この手順は、材料破壊をもたらし得る過大な電場強度が必要であり、大電場のためにこれらに適用できる材料の選択を制限する。これは、同じく、複合体が実現可能な全体の寸法を制限する。脊髄インプラントの場合、１０〜２０ｍｍ以上のオーダーの厚みが求められるが、現在の方法ではこれを得ることは難しい。

つまり、好適な物理的性質と最適化された電気的刺激特性を有する圧電性複合体を製造できる方法が必要である。

本願は、このような要求を満たす、組織刺激複合体を含む圧電性複合体とその製造方法を提供する。

実施の形態では、脊髄インプラントを製造する方法が提供される。この方法は、好適には、熱硬化性、熱可塑性、熱硬化性／熱可塑性もしくは、共重合体による重合可能な母材の準備、分散系を生成するための母材への圧電性粒子の分散、分散系の成形、成形された分散系成中の圧電性粒子の誘電分極の誘起を含む。誘電分極の誘起の結果として少なくとも４０％の圧電性粒子がチェーンを形成し、脊髄インプラントを形成するために分散系を硬化する。

実施の形態において、成形は、射出成形、押し出し成形、圧縮成形、ブロー成形又は熱成形を包含する。

好適には、圧電粒子は、ぺロブスカイト結晶構造を呈する。例示的なぺロブスカイト粒子は、これに制限はされるものではないが、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子を含む。

実施の形態において、誘電分極を誘起することは、成形された分散系にある方向から電場を印加することを包含する。

好適には、誘電分極を誘起することは、成形された分散系に静水圧を加えること、又は、成形された分散系の温度を変化させることを包含する。実施の形態においては、焼成に先立ち、この方法は更に成形された分散系にある方向から電場を印加することを包含する。

好適には、電場の印加は、約１ｋＨｚから約１０ｋＨｚの周波数の電場、及び、約１Ｖ／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの強度の電場を印加することを包含する。更なる実施の形態においては、電場の印加は、約１Ｈｚから約１００Ｈｚの周波数の電場、及び、約１Ｖ／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの強度の電場を印加することを包含する。

好適には、電場の印加前の誘起を発生させ、電場の印加後に誘起を発生させることができ、又は、誘起と電場の印加を同時に発生させることができる。

実施の形態においては、電場は周期的な静水圧と同じ周波数で印加される。

好適な実施の形態においては、硬化には、分散系の紫外線硬化、熱加速硬化、又は圧縮硬化を含む。

実施の形態においては、チェーンはランダムな配向性を有する。更なる実施の形態においては、少なくとも約１０％のチェーンが印加される電場の方向に対して約±１０°以内で配向している。より好適には、少なくとも約１０％のチェーンが約±１０°以内で配向している。

また、ここで記載される方法により準備される脊髄インプラントが提供される。

実施の形態においては、ポリマー母材と複数の圧電性粒子とを含む脊髄インプラントが提供される。少なくとも４０％の圧電性粒子がチェーンを形成し、脊髄インプラントは１−３複合体である。

実施の形態においては、少なくとも約１０％のチェーンが相互に約±１０°以内で配向され、又は、少なくとも約５０％のチェーンが相互に約±１０°以内で配向される。

好適には、圧電性粒子はぺロブスカイト結晶構造を呈する。実施の形態においては、圧電性粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子を含むグループから選択される。

好適な実施の形態においては、インプラントは圧縮時に約１から約２５０マイクロアンペア／ｃｍ^２の電流密度を生成する。

実施の形態においては、圧電性複合体を製造する方法が提供される。好適には、この方法は、重合可能な母材を用意し、複数の圧電性粒子を前記重合可能な母材に分散させて分散系を形成し、前記分散系を成形し、前記分散系内の前記圧電性粒子内に誘電分極を誘起し、前記誘電分極の誘起により、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、前記分散系を硬化することを含む。

好適には、前記重合可能母材は、熱硬化性のポリマー、共重合性ポリマー、及び／又は、モノマーと、熱可塑性のポリマー、共重合性ポリマー、及び／又は、モノマーと、又は、熱硬化性／熱可塑性のポリマー又は共重合性ポリマーの混合体と、を含む。

実施の形態においては、ここで記載する方法及び複合体で用いる圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する。好適には、圧電性粒子は、これに限られないが、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバを含む。

好適には、前記成形は、射出成型、押し出し成形、圧縮成形、ブロー成形又は熱成形を含む。

実施の形態では、誘電分極の誘起は、前記成形された分散系にある方向の電場を加えることを含む。他の実施の形態では、誘電分極の誘起は、前記成形された分散系に静水圧を与えること、又は、前記成形された分散系の温度を変化させることを含む。更なる実施の形態においては、電場は、静水圧の印加又は温度変化と組み合わせて分散系に印加することができる。電場は、誘電分極の誘起の前、後、又は誘電分極の誘起と同時に印加できる。実施の形態においては、電場は、周期的な静水圧と同じ周波数、同じ位相で印加される。

実施の形態においては、電場は、約１ｋＨｚから約１０ｋＨｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度を有する。他の実施の形態においては、電場は、約１ｋＨｚから約１００Ｈｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度を有する。

実施の形態においては、硬化工程は、前記分散系の冷却、紫外線硬化、熱加速硬化または圧縮硬化を含む。

好適には、複合体中を形成するチェーンはランダムな配向性を有する。他の実施の形態においては、チェーンの少なくとも約１０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向し、より好適には、チェーンの少なくとも約５０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向する。

また、組織刺激性圧電性複合体の製造方法が提供される。この方法は、好適には、熱硬化性、熱可塑性、もしくは熱硬化性／熱可塑性（又は共重合性）の重合可能な母材を用意し、複数の圧電性粒子を前記重合可能な母材に分散させて分散系を形成し、前記分散系を成形し、前記分散系内の前記圧電性粒子内に誘電分極を誘起し、前記誘電分極の誘起により、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、前記分散系を硬化するものである。

また、この明細書を通じて記載される方法により用意される圧電性複合体及び組織刺激性圧電性複合体が提供される。

実施の形態においては、ポリマー母材と複数の圧電性粒子とを有する圧電性複合体が提供される。好適には、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、前記複合体は少なくとも５ｍｍ以上の寸法を有する。

実施の形態においては、複合体は１−３複合体である。好適には、ここで提供される複合体は、圧縮時に約１から約２５０マイクロアンペア／ｃｍ^２の電流密度を生成する。

更なる実施の形態においては、複合体は１−３複合体である。好適には、ここで提供される複合体は、複合体を作るバルク圧電係数の％から１００％の間の、複合体の圧電係数圧電係数ｄ_３３を有する。

好適には、ここで提供される複合体は、複合体を作る重合可能な母材のバルク誘電率の１％から１００％の間の、複合体の誘電率ε_３３を有する。

好適には、ここで提供される複合体は、複合体を作る重合可能な母材のバルク圧電電圧係数の１％から１０００％の間の、複合体の圧電電圧係数ｇ_３３を有する。

また、ポリマー母材と複数の圧電性粒子とを有する組織刺激性圧電性複合体が提供される。好適には、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、前記複合体は１−３複合体である。

種々の実施の形態の構成及び動作と同様に、更なる実施の形態、構成要素及び実施の形態の利点が、添付の図面を参照しつつ詳細に記載される。

０−３構造化複合体の描写を示す。１−３構造化複合体の描写を示す。

ここで記載される圧電性複合体の例示的な製造方法を示す。ここで記載される圧電性複合体の例示的な製造方法を示す。

粒子の誘電力（３Ａ）の描写を示す。粒子の圧電力（３Ｂ）の描写を示す。

記載される圧電性複合体の電気泳動（ＤＥＰ）法を用いる例示的な製造セットアップを示す。

記載される圧電性複合体の圧電電気泳動（ＰＥＰ）法に用いる例示的な製造セットアップを示す。

ここで記載する実施の形態にかかる０−３及び１−３構造複合体の圧電係数を示す。

圧電性複合体の回路モデルを示す。

回路モデルの機械的システムの集中定数モデルを示す。

厚みに対するピーク電力のモデル結果を示す。

断面積に対するピーク電力のモデル結果を示す。

ファイバのアスペクト比に対するピーク電力のモデル結果を示す。

設定されたインプラントの表面形状でのファイバの体積分率及び負荷抵抗に対するピーク電力のモデル結果を示す。

ＰＺＴとＢａＴｉＯ_３での負荷抵抗に対するピーク電力のモデル結果を示す。

ここで示される詳細な実施例は例示であり、かつ、いかなる方法においても本願のスコープを制限することを意図したものではないものとして理解すべきである。

公開された特許、特許出願、ウェブサイト、会社名、および科学文献は、それぞれが具体的かつ個別に参照により組み入れられることが示されたかのように、本明細書において、本明細書と同程度に、その全体が参照により援用される。ここで引用する参照と本明細書の具体的な教示との間のいかなる矛盾も、後者により解決されなければならない。同様に、単語や語句の技術理解の定義と本明細書が教示する単語や語句の定義との間のいかなる矛盾も、後者により解決されなければならない。

本明細書中で用いられるように、単数を示す不定冠詞及び定冠詞は、特に断らない限り、これらが参照する用語の複数形をも明確に包含する。ここで用いられる「約」という用語は、近接した、周辺の、概略、およそという意味である。「約」という用語が数値範囲と結合して用いられる場合、この用語は、明示された数値の上下に境界を拡張することで、その範囲を修正する。一般に、ここでは、数値の２０％だけ、明示された値の上下で２０％の変動幅で数値を修正するために、「約」という用語が用いられる。

ここで用いられる技術的、科学的用語は、特に定義されない限り、この出願が属する分野の当業者により通常に理解される意味を有する。ここでは、当業者に知られた様々な方法論や材料について参照する。

０−３連結性１０２を有する複合体は、典型的には母材１０４にランダムに分散された粒子１０６からなる（図１Ａ）。母材１０４は、３つの空間方向のすべてそれ自体が連結されている。一方、粒子１０６は連結されていない。このように、有効媒質（ｅｆｆｅｃｔｉｖｅｍｅｄｉｕｍ：ＥＭ）理論は、等方性として、バルク又はこれらの複合体の見かけ上の特性を描写する。０−３複合体の作製は、均等に分散するまで母材に小さな粒子含有物を混合する単純な工程である。これらの複合体は、通常は抵抗コストで、大量に製造するために単純である。

直立異方性又は横等方性の挙動は材料に１−３連結性などの構造機構を誘導することでもたらされる（図１Ｂ）。１−３複合体を作製する方法はいくつかあり、一つの例は個体材料をロッド状の構造体１０８にして、意図した材料で空洞を埋め戻すものである。他の方法は、半多孔質にファイバ１０８を通し、あるいは手動で長いファイバ１０を配置し、周囲の領域を複合母材１０４で充填することを要する。これらの技術では、構造体１０８が複合体の厚みに及ぶ連続したカラムを構成することに帰結する。

１−３複合体を適用することで複合体の特性を大きく向上できる一方、これには概して強大な力の製造工程を要し、作製には大きな費用、労働力及び時間が消費される。非一様な電場は、誘電泳動（ＤＥＰ）力を通じて、粒子を構築するのに用いられ得る。ＤＥＰ力は、電場中の誘電体粒子に誘起された表面電荷と、分極した粒子と印加される電場と間の関係と、に基づく（図３Ａ）。母材材料がいまだ液状である間に、構造化された１−３複合体がＤＥＰ力を利用して形成される。含有物がいまだ動ける間に、ＤＥＰ力がそれらを柱状の構造体に構築し、複合体母材が固体化されるまで保持される。完了したら、この技術は、０−３材料の複合体と同様の製造方法で、１−３構造化複合体を成功裏に構築する。

ここで記載するように、１−３連結性を有する複合体を生成するための粒子の圧電特性を利用する方法が提供される。これは、好適には、圧電電気泳動（ｐｉｅｚｏｅｌｅｃｔｒｏｐｈｏｒｅｓｉｓ（ＰＥＰ））を利用することで実現される。ＰＥＰ力はＤＥＰ力に類似するが、ＰＥＰの利用には、使用に先立って標本にポールをつける必要性が得られるという付加効果が付随する（図３Ｂ）。全体としての圧電特性を誘起するためにサンプルに与える必要性を除去することで、この技術は大きな寸法の圧電材料の作製を実現する。さらに、これまでは小さな誘電強度のために使用できなかった新しい母材材料の使用も可能となる。

理論に捉われることを望むものではないが、圧電電気泳動（ＰＥＰ）は圧電粒子（例えば、球、ファイバ、ロッドなど）への静水圧の印加（または、温度変化）が、電場中の誘電体粒子の誘導電位と同等の電位を生成するとの主張（アサーション）に依拠している。これは、外部から印加される電場はないものの、ＤＥＰ力に類似する粒子間力を感知する圧電粒子の能力に帰結する。このＰＥＰ力は、むしろ粒子での電荷生成をもたらす静水圧などの刺激のせいである。なお、圧電素子に電荷を生成する他のいかなる刺激も、この影響をもたらすことができる（例えば、焦電効果（加熱又は冷却）を介した一時的な温度変化、超音波処理、Ｘ線エネルギーの照射など）。

周期的な静水圧と同じ周波数で外部から印加される電場は、チェーンと１−３複合体の生成をもたらす。この電場は適用される材料に応じて、同じ位相又は異なる位相で印加することができる。また、ＰＥＰトルクは、粒子に、粒子全体のモーメントを電場に配向させるので、標準的な極性化手順の間に外部から電場を印加する必要もなく、圧電性１−３構造化複合体の形成につなげることができる。もし、周期的な静水圧が外部電場の追加がなく印加された場合、０−３複合体と比べて誘電率、圧電性、機械的特性が増大する、３−３連結性を有する複合体も形成され得る。

実施の形態において、図２Ａおよび２Ｂに示すように、圧電性複合体を製造する方法が提供される。ここで使用するとき、「複合体」とは、混ざり合いまたは分散された２以上の構成要素からなる材料である。ここで使用するとき、「圧電性物質」とは、機械的圧力が印加されたときに、電圧を生じさせ得る材料である。

ここで記載する方法は、好適には、重合可能な母材２０２を用意することを含む。ここで使用するとき、「重合可能な母材」とは、モノマー、ポリマー（２以上の繰り返し構造単位）もしくはモノマーとポリマーの混合体、又は、重合させたときに均質もしくは不均一なバルク組成物を形成できる共重合体を含む組成物を意味する。

分散２０５を生成するため、複数の圧電性粒子２０４が重合可能な基質に分散されている。ここでは、「複数」とは、アイテム、例えば圧電性粒子が２以上であることを指し、好適には５以上、１０以上、５０以上、１００以上、５００以上、１０００以上、もしくはそれ以上を指す。母材中で粒子の正確に均一な混合物を生成するための、混合、撹拌、畳み込み、他、母材に圧電性粒子を結合させることを含む好適な方法にいずれかを通じて、圧電性粒子は母材中に分散される。

分散系２０５は、成形体２０６に成形される。ここで使用するとき、「成形される」又は「成形する」とは、母材（または分散系）が所望の形状に変更される機械的または物理的工程を指す。また、「成形する」とは、単に所望のコンテナまたはレセプタクルの中に母材を配置することを含み、これにより形状が維持される。注目すべきは、成形された形状は必ずしも最終的な形状ではなく、さらなる工程（例えば、マシニング、フォーミング）を最終的な焼成合成物に行うことが可能である。ここで記載する方法に用いる分散系の成形行為は、さらなる工程に先立って、はじめに分散系に初期形状を与える。固定されたもしくは特定の形状は必要ではない。

そして、誘電分極３０２（図３Ａおよび３Ｂを参照）は、成形された分散系内の圧電性粒子２０４で誘起される。好適には、誘電分極の誘起の結果、少なくとも圧電性粒子２０４の４０％がチェーン２１２を形成する。ここで用いる「チェーン」とは、５以上の圧電性粒子が直線状に又は半線形に他の粒子と結合しており、例えば、チェーン端の圧電性粒子は、ループを形成するように同一チェーン内の他の圧電性粒子と結合することはない。ここで圧電性粒子の「コラム」とは、好適には、１以上のチェーンが積み重ね、又は整列させることで形成される。

そして、分散系は、焼成されて圧電性複合体２１４が生成される。誘電分極の誘起は、好適には、母材がすべて焼成されるまで成形された分散系の中で維持され、チェーンの構造は母材が固体化されるまで保たれる。

ここで圧電性粒子に言及する際に用いる「結合する」または「結合性」とは、粒子が他の粒子の半径の約２５％以内にあることを意味する。好適には、粒子が結合しているかの決定に、圧電性粒子の集団内で最大の粒子の半径が用いられる。ここで用いる「半径」とは粒子の最小の態様を参照するものであり、球体だけに限定されるものではなく、ファイバ、ロッド、及び他の粒子形状にも適用できるものである。粒子間の結合性は、粒子内で誘電分極が生成されている状態の識別に用いられるが、粒子は母材材料中の他の粒子の半径の２５％以内になることはなく、代わりに、母材中に分散される。

粒子でチェーンを形成するため、チェーンの構造は、結合性または粒子間の結合を必要とする。実施の形態では、結合する粒子は、他の粒子の半径の少なくとも２５％以内、少なくとも２０％以内、少なくとも１５％以内、少なくとも１０％以内、少なくとも５％以内、少なくとも１％以内に存在する。

実施の形態では、誘電分極の誘起の結果、圧電性粒子２０４の少なくとも約４０％がチェーン２１２を形成し、より好適には、誘電分極の誘起の結果、圧電性粒子２０４の少なくとも５０％、少なくとも５５％、少なくとも６０％、少なくとも６５％、少なくとも７０％、少なくとも７５％、少なくとも８０％、少なくとも８５％、少なくとも９０％、もしくは少なくとも９５％がチェーン２１２を形成する。

好適には、チェーンは他のチェーンに対して整列している。ここで用いられる「整列する」とは、圧電性粒子で構成されるチェーンが互いに約±１０°以内で位置合わせされたチェーンを指すのに用いられる。実施の形態では、圧電性粒子で構成されるチェーンが互いに約±２０°以内で位置合わせされ、より好適には、互いに約±１５°以内、互いに約±１０°以内、もしくは互いに約±５°以内に位置合わせされる。

実施の形態では、重合可能な母材２０２のモノマー及び／もしくはポリマーもしくは共重合体は、熱硬化性のポリマー、共重合体及び／もしくはモノマー、熱可塑性のポリマー、共重合体及び／もしくはモノマー、もしくは熱硬化性／熱可塑性のポリマーもしくは共重合体のブレンドを含む。例示的な熱硬化性及び熱可塑性のポリマーは、共重合体とモノマーがこの分野ではよく知られ、例えば、ポリ二フッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、様々なエポキシ（例えば、ＥＰＯ−ＴＥＫ^R ３０２−３Ｍ；ＥＰＯＸＹＴＥＣＨＮＯＬＯＧＹ，ＩＮＣ，Ｂｉｌｌｅｒｉｃａ，ＭＡ）、ポリエチレン、ポリスチレン、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリアリルエーテルケトン（ＰＡＥＫ）などのポリマー、共重合体、モノマーを含む。

好適には、ここで記載する複合体に用いられる圧電性粒子２０４は、ペロブスカイト結晶構造を呈し、例えばチタン酸カルシウム（ＣａＴｉＯ_３）と同じ結晶構造を呈する。実施の形態では、好適な圧電性粒子は、これに制限されるものではないが、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子を含む。この分野でよく知られる他の圧電性粒子も、ここで記載される複合体に用いることが可能である。他の実施の形態においては、異なる種類又は分類の圧電性粒子の混合物をも用いることができるものの、好適には、単体タイプの圧電性粒子が複合体及び複合体の製造方法に用いられる。実施の形態では、圧電性粒子は寸法が約１０００μｍよりも小さくオーダーのものであり、好適には寸法が約７５０μｍよりも小さく、好適には寸法が約５００μｍよりも小さく、好適には寸法が約１００μｍよりも小さく、好適には寸法が約１０μｍよりも小さく、好適には寸法が約１μｍよりも小さく、好適には寸法が約５００ｎｍよりも小さく、好適には寸法が約１００ｎｍよりも小さい。ここで用いられる「粒子」とは、球体、ファイバ、鋭角形状、ロッド、材料の小片又はかけら、フレーク、削りくず、チップなどの、材料のいかなる形状又は構成を含む。

例示的な圧電性粒子及び重合可能な母材を含む拡散系の成形２０６の方法は、これに限定されるものではないが、射出成形、押し出し成形、圧縮成形、ブロー成形又は熱成形を含む。他の好適な成形方法も用いることができる。他の実施の形態においては、ここで記載する方法の他の様々なステップが実行される一方で、拡散系は、拡散系を保持するため、単にコンテナや他のレセプタクル内に配置される。

実施の形態においては、誘電分極の誘起は、成形された分散系に、ある方向で電場２１０を印加することを含んでもよい。好適には、電場は結果として得られるチェーンが整列する方向（もしくは、負の誘電泳動を生じさせる方向に直角）に印加される。図３Ａに示すように、電場の印加は、粒子中に誘電分極３０２の誘起をもたらす。この効果は、ここで記載するように、誘電泳動（ＤＥＰ）として古典的に知られている。

好適には、このような実施の形態で印加される電場は、約１ｋＨｚから約１０ｋＨｚの周波数、及び、約１Ｖ／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの強度を有する。例えば、ＤＥＰのために、約１ｋＨｚから約２ｋＨｚ、約２ｋＨｚから約３ｋＨｚ、約３ｋＨｚから約４ｋＨｚ、約４ｋＨｚから約５ｋＨｚ、約５ｋＨｚから約６ｋＨｚ、約６ｋＨｚから約７ｋＨｚ、約７ｋＨｚから約８ｋＨｚ、約８ｋＨｚから約９ｋＨｚ、約９ｋＨｚから約１０ｋＨｚ、又はその他の範囲もしくはこれらの範囲内の値の周波数を有する電場が利用され得る。実施の形態では、このような電場は、約１Ｖ／ｍｍから約５００Ｖ／ｍｍ、約１Ｖ／ｍｍから約５００Ｖ／ｍｍ、約５０Ｖ／ｍｍから約５００Ｖ／ｍｍ、約１００Ｖ／ｍｍから約５００Ｖ／ｍｍ、約１００Ｖ／ｍｍから約４００Ｖ／ｍｍ、約１００Ｖ／ｍｍから約３００Ｖ／ｍｍ、約２００Ｖ／ｍｍから約３００Ｖ／ｍｍ、同様に、その他の範囲もしくはこれらの範囲内の値の強度を有する。好適には電場はここで記載する特性を有する正弦波として印加されるが、矩形波を含む他の波形も使用し得る。

更なる実施の形態においては、誘電分極の誘起は、好適には成形され分散系に静水圧２０８を加えることを含み、又は、成形され分散系の温度を変化させることを含むことができ、結果として誘電泳動に帰着する。図３Ｂで表されるように、ピエゾ電気泳動（ＰＥＰ）は好適には圧電性粒子のチェーン２１２の形成すること、及び、その一方で粒子のダイポール３０２も整列させることの両方をもたらす。

静水圧２０８の印加は、好適には、約０．１Ｈｚから約２００ＧＨｚの周波数で、毎平方インチ当たり約５０ポンド（ｐｓｉ）から約５０００ｐｓｉの正弦波の印加を含む。実施の形態においては、正弦波は約１００ｐｓｉから２０００ｐｓｉ、約１００ｐｓｉから１０００ｐｓｉ、約５００ｐｓｉから１０００ｐｓｉ、約１００ｐｓｉから２０００ｐｓｉ、約５００ｐｓｉ、約６００ｐｓｉ、約７００ｐｓｉ、約８００ｐｓｉ、約９００ｐｓｉ、約１０００ｐｓｉの圧力を有する。好適な周波数としては、約１Ｈｚから約２００ＧＨｚ、約１Ｈｚから約１００ＧＨｚ、約１Ｈｚから約１ＧＨｚ、約１Ｈｚから約５００ＭＨｚ、約１Ｈｚから約１００ＭＨｚ、約１Ｈｚから約１ＭＨｚ、約１Ｈｚから約５００Ｈｚ、約１Ｈｚから約５０Ｈｚ、約１Ｈｚから約４０Ｈｚ、約１Ｈｚから約２０Ｈｚ、約１Ｈｚ、約２Ｈｚ、約３Ｈｚ、約４Ｈｚ、約５Ｈｚ、約６Ｈｚ、約７Ｈｚ、約８Ｈｚ、約９Ｈｚ、約１０Ｈｚ、約１１Ｈｚ、約１２Ｈｚ、約１３Ｈｚ、約１４Ｈｚ、約１５Ｈｚ、約１６Ｈｚ、約１７Ｈｚ、約１８Ｈｚ、約１９Ｈｚ、約２０Ｈｚを含む。上記の特性を有する矩形波などの他の波形も用いることができる。

ここで議論するように、全体としての誘電分極の誘起と材料の極化のためのサンプルへの大電場（１０ｋＶ／ｍｍ以上のオーダー）の印加を取り除くことで、記載する方法は最終製品の大寸法化、自由な形状および形態をも可能とするので、複合体のより広範な用途を実現する。つまり、実施の形態では、誘電分極の誘起は、好適には電場の印加を含まない。

更なる実施の形態では、成形された分散系に、誘電分極の誘起するため、静水圧の印加または温度変化と組み合わせて、ある方向の電場が印加され得る。このような実施の形態では、低レベルの電場がＰＥＰの結果として形成されるチェーンを更なる整列を補助することができる。実施の形態では、この低レベルの電場は、約１Ｈｚから約１００Ｈｚの周波数、約１Ｖ／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの強度で印加される。例えば、約１Ｈｚから約７５Ｈｚ、約１Ｈｚから約５０Ｈｚ、約１Ｈｚから約４０Ｈｚ、約１Ｈｚから約３０Ｈｚ、約１Ｈｚから約２０Ｈｚ、約１Ｈｚから約１０Ｈｚ、約１Ｈｚ、約Ｈｚ、約３Ｈｚ、約４Ｈｚ、約５Ｈｚ、約６Ｈｚ、約７Ｈｚ、約８Ｈｚ、約９Ｈｚ、約１０Ｈｚ、約１１Ｈｚ、約１２Ｈｚ、約１３Ｈｚ、約１４Ｈｚ、約１５Ｈｚ、約１６Ｈｚ、約１７Ｈｚ、約１８Ｈｚ、約１９Ｈｚ、約２０Ｈｚ、または他のいかなる範囲もしくはこれらの範囲内の値の周波数の電場を利用し得る。実施の形態では、このような電場は、約１Ｖ／ｍｍから約１０００Ｖ／ｍｍ、約１Ｖ／ｍｍから約５００Ｖ／ｍｍ、約５０Ｖ／ｍｍから約５００Ｖ／ｍｍ、約１００Ｖ／ｍｍから約５００Ｖ／ｍｍ、約１００Ｖ／ｍｍから約４００Ｖ／ｍｍ、約１００Ｖ／ｍｍから約３００Ｖ／ｍｍもしくは約２００Ｖ／ｍｍから約３００Ｖ／ｍｍ、同様にその他の範囲またはこれらの範囲内の値の強度を有する。

好適な実施の形態においては、この方法は、電場の印加と同様に、静水圧又は温度変化を介して誘電分極を誘起することを含む場合、誘電分極の誘起および電場の印加はいかなる態様でも生じ得る。例えば、誘電分極の誘起は電場の印加前でも生じることができ、または、誘電分極の誘起は電場の印加後でも生じ得る。更なる実施の形態においては、誘電分極の誘起と電場の印加とは、好適には同時に生じる。すなわち、静水圧の印加または温度変化は、電場の印加と同時に生じ、例えば両者は同時に起こり、または、互いに数秒から数分のうちに起こる。

好適な実施の形態においては、電場はこの方法における周期的な静水圧と同じ周波数で印加される。電場は、用いられる材料に応じて、静水圧と同位相またはずれた位相とすることができる。同位相で用いる場合、ほぼ同じ時刻で各周期での最大振幅に到達するように、電場の周波数と静水圧の周波数とが適用される。これにより、同位相動作がもたらされる。位相ずれ又は刺激をもたらす誘電分極と誘電分極自体の間のゲインを生じさせる粒子および母材でのロスの原因となる位相オフセットが周期に存在し得る。

例示的な方法としては、最終的な複合体を形成するために重合可能な母材を硬化する方法はこの分野ではよく知られており、これに限定されるものではないが、拡散系の冷却、紫外線硬化、熱加速硬化または圧縮硬化を含む。

実施の形態では、ここで記載された方法で準備された複合体内に形成された圧電性粒子のチェーンは、ランダムな配向性を有する。しかし、さらなる実施の形態では、好適には少なくとも約１０％のチェーンが相互に約プラスマイナス１０°以内で配向されている。さらなる実施の形態では、好適には少なくとも約１０％のチェーンが、印加される電場の方向に対して約プラスマイナス１０°以内で配向されている。この電場は、さらにチェーンを配向させるためにＤＥＰで印加される電場、もしくは、ＰＥＰで印加される電場たり得る。

更に好適には、少なくとも約２０％、少なくとも約３０％、少なくとも約４０％、少なくとも約５０％、少なくとも約６０％、少なくとも約７０％、少なくとも約８０％、少なくとも約９０％のチェーンが、相互におよび／または印加される電場の方向に対して約プラスマイナス１０°以内で配向される。更に好適には、チェーンは相互に約プラスマイナス５°以内で配向され、又は、好適には、チェーンはそれぞれの方向および／または印加される電場の方向に対して約プラスマイナス５°以内で配向される。

チェーンの配向性と印加される電場に対するチェーンの配向性を決定することは、十分に当業者のレベルの範囲内のことである。

更なる実施の形態においては、組織刺激性圧電性複合体の製造方法が提供される。ここで用いられるように、本明細書を通じて記載される「組織刺激性」複合体とは、好適には、複合体が横せん断、曲げ、ねじれ、圧縮又は引っ張りなどの、圧迫またはひずみを受ける状況に置かれた際に、患者の組織に電気的な刺激を与えるように患者に埋めこまれ、又は他の方法で患者に導入される。組織の例としては、これに限定されないが、筋肉、軟骨、腱及び器官（例えば、脳、心臓、肺）を含む。好適には、患者は哺乳動物であり、人間、犬、猫、ハツカネズミ、ラット、猿を含む。

実施の形態においては、組織刺激性圧電性複合体は、骨刺激性複合体であり、脊椎固定術のための脊髄インプラントを含む。複合体による電気刺激は、骨成長の刺激や複合体のオッセオインテグレーションを助長する。

より好適な実施の形態においては、組織刺激性圧電性複合体は、熱硬化性、熱可塑性、熱硬化性／熱可塑性又は共重合性の重合可能な母材を調合することで準備される。複数の圧電性粒子は、重合可能な母材中に分散され、分散系を形成する。その後、分散系は成形される。

誘電分極は、成形された分散系内の圧電性粒子で誘起され、誘電分極が誘起された結果、少なくとも４０％の圧電性粒子がチェーンを構成する。分散系は複合体が形成するために硬化される。

例示的な分散系の成形方法は、ここで記載し、又は他の周知のものであり、射出成形、押し出し成形、圧縮成形、ブロー成形又は熱成形を含む。

例示的な圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する粒子を含む。好適な粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子を含む。

ここで記載するように、好適な実施の形態においては、誘電分極は成形された分散系にある方向で電場を与えることで誘起される。更なる実施の形態では、誘電分極は成形された分散系に静水圧を与え、又は、成形された分散系の温度を変化させることで誘起される。この実施の形態においては、成形された分散系にある方向で電場を与えることもできる。この方法で用いられる電場の周波数及び強度の例としては、この明細書を通じて記載される。

ここで記載するように、好適な実施の形態においては、この方法が電場を与えることと同様に、静水圧を与え、又は温度を変化させることを通じて誘電分極を誘起する場合に、誘電分極の誘起の順序及び電場の印加は、いかなる方法でもよい、例えば、誘電分極の誘起は電場の印加前でもよいし、又は、誘電分極の誘起は電場の印加後でもよい。更なる実施の形態においては、誘電分極の誘起と電場の印加とは、好適には同時でもよい。例えば、静水圧の印加又は温度変化は、電場の印加と同時でもよいし、例えば、両者は同時に、又は互いに数秒又は数分のうちに行われてもよい。電場は、好適には、静水圧と同じ周波数で印加される。電場は、用いられる材料に依存して、圧力と同位相又は異なる位相で印加することができる。

例示的な最終の複合体を形成するために母材を硬化する方法は、周知であり、これに限られないが、分散系の冷却、紫外線硬化、熱加速硬化または圧縮硬化を含む。

実施の形態においては、ここで記載する方法によって準備された複合体中の圧電性粒子のチェーンは、ランダムな配向性を有する。しかし、更なる実施の形態においては、好適には、チェーンの少なくとも約１０％が互いに約±１０°以内で配向する。更なる実施の形態においては、好適には、チェーンの少なくとも約１０％が印加される電場の方向の約±１０°以内で配向する。この電場は、チェーンを形成するためにＤＥＰで印加される電場あるいは更にチェーンを配向させるためにＰＥＰで印加する電場とすることができる。

実施の形態においては、この明細書を通じて記載される方法により準備される圧電性複合体が提供される。また、ここで記載される方法により準備される組織刺激性圧電性複合体が提供される。

実施の形態においては、ポリマー母材と複数の圧電性粒子とを有する圧電性複合体が提供される。この複合体では、好適には、少なくとも４０％の圧電性粒子がチェーンを形成する。実施の形態においては、この複合体は、少なくとも０．５ｍｍ以上の寸法、好適には、少なくとも１ｍｍ以上、又は少なくとも５ｍｍ以上の寸法を有する。

実施の形態においては、複合体中のチェーンはランダムな配向性を有し、好適には、チェーンの少なくとも約１０％が互いに約±１０°以内で配向する。

より好適には、チェーンの少なくとも２０％、少なくとも３０％、少なくとも４０％、少なくとも５０％、少なくとも６０％、少なくとも７０％、少なくとも８０％、少なくとも９０％が、互いに約±１０°以内で配向する。より好適には、チェーンは互いに約±５°以内で配向する。

好適には、ここで提供され、開示された方法で準備される複合体は、例えば図１Ｂに示される、１−３複合体である。

ここで記載するように、ポリマーは、好適には、熱硬化性ポリマー、熱可塑性ポリマー、熱硬化性／熱可塑性ポリマー又は共重合体の混合体である。ポリマーの例としては、ここで記載されるもの、又は周知のものである。好適には、ポリマーはＰＶＤＦポリマーである。

この明細書を通じて記載するように、例示的な複合体中で用いられる圧電性粒子は、ぺロブスカイト結晶構造を呈する。圧電性粒子は、好適には、これに限られないが、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子を含む。

好適には、複合体が横せん断、曲げ、ねじれ、圧縮又は引っ張りなどの、圧迫またはひずみを受ける状況において、ここで記載される複合体は、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約１アンペア／ｃｍ^２の電流密度を生成する。より好適には、複合体は、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約５００マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約５００マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約４００マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約３００マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約２５０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約２００マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約１５０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約１００マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約９０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約８０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約７０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約６０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約５０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１マイクロアンペア／ｃｍ^２〜約３０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約１０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約２０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約３０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約４０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約５０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約６０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約７０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約８０マイクロアンペア／ｃｍ^２、約９０マイクロアンペア／ｃｍ^２、又は、約１００マイクロアンペア／ｃｍ^２の電流密度を生成する。好適には、電流密度は一定かつ直流電流密度であり、複合体の電圧は負である。

好適には、複合体は、少なくとも約０．５ｍｍ以上の寸法を有し、好適には、少なくとも約１ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約５ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約１０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約２０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約３０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約４０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約５０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約６０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約７０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約８０ｍｍ以上の寸法を有し、少なくとも約９０ｍｍ以上の寸法を有し、又は、少なくとも約１００ｍｍ以上の寸法を有する。複合体のいずれの寸法や形状が記載した方法で形成できる一方で、ここで提供される方法の利点は、材料の寸法が限定されている圧電性複合体の作製する他の方法と比べ、少なくとも約０．５ｍｍ、約１ｍｍ、約１０ｍｍ以上の寸法を有する複合体が容易に形成されるということである。

また、１−３圧電性複合体構造の形成するための比較的非導電性の母材中でのファイバの物理的整列を介して作製される、脊髄インプラントなどの組織刺激性圧電性複合体を含む圧電性複合体を用意する方法が提供される。このような１−３圧電性複合体は、ここで記載するように、耐久性、破壊特性及び製造容易性の観点から、ＤＥＰ力を用いて作製される１−３複合体と比べて、異なる特性を有していてもよい。好適な圧電性粒子（すなわファイバ）の例は、好適な母材のように、ここで記載される。好適には、これらの実施の形態におけるファイバの整列は、硬化や他の複合体の製造方法に先立って、ファイバを所望の位置に移動させることを含む。

また、ここでは、組織刺激性圧電性複合体が提供される。好適な複合体は、ポリマー母材と複数の圧電性粒子を有し、少なくとも圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンの形を成し、複合体は１−３複合体である。

ここで記載するように、チェーンの少なくとも約１０％が互いに±１０°以内で配向し、より好適には、チェーンの少なくとも約５０％が互いに±１０°以内で配向する。

実施の形態では、圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する。好適な圧電性粒子は、これに限られないが、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子を含む。

好適な実施の形態では、組織刺激性圧電性複合体は、圧縮時に約１マイクロアンペア／ｃｍ^２から約２５０マイクロアンペア／ｃｍ^２の電流密度を生じさせる。この電流密度は、理想的には、組織の回復、すなわち骨の癒着を増進させるために与えられる。ここで記載される組織刺激性圧電性複合体は、単純に圧力に応じて電流密度を生じさせるので、他の追加的な電源は必要ない。

更なる実施の形態では、組織刺激性圧電性複合体を含む複合体は、１−３複合体である。好適には、ここで提供される複合体は、複合体を形成するバルク圧電係数の１％から１００％の間の、複合体の圧電係数ｄ_３３を有する。

好適には、ここで提供される複合体は、複合体を形成するフィラー材料のバルク誘電率の１％から１００％の間の、複合体の誘電率ε_３３を有する。

これらの範囲は、複合体によって変化するいくつかの変数による関数である。複合体の材料は圧電性粒子の体積分率が１００％に近いので、その特性はバルク圧電材料に近い。実施の形態においては、体積分率はしばしば５０を下回る。これらの特性が依存する他のキー要素は、圧電性粒子のアスペクト比である。アスペクト比が３０を超え、好適には１００を超えれば、ファイバの体積分率が３０％しかない複合体は、好適にはバルク材料の値の１００％に近いｄ_３３を有する。アスペクト比が１０に近く、体積分率が３０％であれば、ｄ_３３はバルク材料の値の２５％により近くなる。

誘電率と体積分率との間に相当な線形関係があることを除き、これと同じ正当化は誘電率を保持する。

硬化の後、好適には、圧電性複合体は、それらの最終的な形状に更に成形または型打ちされる。組織刺激性複合体の場合には、これらの最終的な形状は、患者の体、必要な寸法、根本的な用途などを考慮した患者の体内での最終的な用途によって決定される。

実施の形態では、組織刺激性圧電性複合体は、生体適合性促進のため、その表面に例えばポリマーの被覆又は殻などの被覆、又は、場合によっては、組織に所望の化合物や薬を運ぶ被覆を有することができる。例えば、ヒドロキシアパタイトや他の骨成長刺激物、薬、もしくは、ＰＬＡ（ｐｏｌｙｌａｃｔｉｃａｃｉｄ）、ＰＬＬＡ（ｐｏｌｙ−Ｌ−ｌａｃｔｉｄｅ）、ＰＧＡ（ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌｉｃａｃｉｄ）などの再吸収可能な高分子足場、抗生物質、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリアリルエーテルケトン（ＰＥＡＫ）などの非再吸収性被覆、他の好適な材料が、複合体を被覆し得る。

実施の形態においては、圧電性複合体には、超高密度ポリエチレン、酸化チタン、他の好適な無毒かつ非導電性の生体適合性の材料で作製される絶縁体が設けられる。この絶縁体は、圧電素子の組織との接合が望まれない（組織と接触しない）位置に設けられる。導電性材料は、商業的に有用な生体適合性のエポキシ複合体とすることができ、金や銀などの貴金属、チタンとその合金、タンタルやコバルト−クロム合金ななどの他の金属とすることができる。

ここで提供される方法によって製造することができる例示的な組織刺激性複合体は、骨プレート、骨ねじ、骨インプラント、脊髄インプラントを含む。

実施の形態においては、ここで記載される組織刺激性複合体は、組織がゆがんだときに電荷を生成するように骨又は他の体組織に結合され、生成された電荷は電極を介して例えば骨成長など、組織の刺激が望ましい部位に印加される（例えば、米国特許第６１４３０３５号公報、すべての目的のためにここで全体的に参照される開示の全体を参照）。実施の形態においては、ここで記載される複合体は、ピン又は骨ねじで骨に取り付けられ、圧電素子の極はリードを介して間接的に電荷を運び、治療を促進するため電荷を結合させるように接続する。

よって、組織（例えば骨）の自然負荷からのゆがみは圧電性複合体に結合され、電流の流れを生成するその複合体の極に亘る電荷を生成する。

一般に、材料により生成される電流の方向は、インプラントに（例えば患者により）負荷がかかっているかによって交流となる。好適には、電流の方向は、患者への設置などの使用に先立ってデバイスに取り付けられた整流回路の使用を通じて制御される。更なる電気回路は、信号を調整し、余剰エネルギーを貯蔵、輸送し、デバイスの付加的な要素や機能に電源供給すること（すなわち、遠隔監視の可能化やラボ・オン・チップ）を含みうる。

インプラント（例えば脊髄インプラント）に負荷がかかった場合、それは頂部に正電荷、底部に負電荷を生じてもよい。しかし、負荷が無い場合、それは頂部に負電荷、底部に正電荷を生じる。このインプラントは、好適には、周期的な負荷（すなわち歩行）の下で動作する。電気刺激として最も効果的な形式であるＤＣ刺激を届けるためには、届ける前にＡＣ信号は整流されなければならない。

一般に、患者内で誘起される電流の方向は、圧電性複合体の極の配向性と例えば張力、圧縮ゆがみなどの複合体に印加されるゆがみ負荷の方向に依存する。好適には、電流の方向は、複合体の設置が例えば骨成長の助長効果などの所望の効果をもたらすように、適切な電気回路の製造及び構成の間に選択される。

組織刺激性複合体の使用に加え、ここで記載される圧電性複合体は、好適には、追加的な応用や構成においてもいくらでも使用され得る。このような応用に利用するためにここで記載される成形、形成又は他の複合体を用意する方法は、様々な応用分野における当業者の水準以内のものである。

例えば、ここで記載される圧電性複合体は、以下のように利用することができる。

複合体の母材を生成するためのＰＭＭＡが浸透したカーボンブラック又は他のポリマー

複合体は、一般的に試験的な寸法を除くために空間を埋める拡張可能なデバイスに充填することができる。

複合体は、例えば骨刺激にために、骨セメントで埋められ、金属インプラントが挿入され加圧されたキャビティのいずれにも充填することができる。

骨折固定デバイス（骨プレート、ねじ、外部固定器具のピンなど）

歯科治療用の歯科インプラント

脊髄固定術用の後部器具（有茎ねじ、ロッドなど）

ペースメーカ用バッテリへの給電リンク機構

あらゆる内部デバイス／センサへのリンク機構

内部の器官／組織治療を刺激するあらゆる耐荷重性部位への取り付け

電源供給を必要とするラボ・オン・チップ・デバイス

検知のための遠隔電源供給−「ビルトインセンサ」

圧電性ロッド用連続押し出し工程の使用

撚り結合されたセンサやアクチュエータ形成のために硬化する前にロッド／構造体として押し出される間に、少々の電場（又は気機械的な）のねじれ、歪み、回転との組み合わせで

エネルギー／パワーハーベストデバイスの種は、以下を含む。

再充電可能なバッテリに電源供給し、振動を減少させるいかなる車両のタイヤ

再充電可能なバッテリに電源供給する車のドライブシャフト

再充電可能なバッテリに電源供給する車の塗装又は車のグリルの一部

負荷を捉えて電力に変換する床の「ゴム」の表面

送電網へ給電する世帯の振動生成装置への耐荷重性構造の適用

車両の負荷を捉える道路

より効率的な風車−電力を生成するために負荷を受ける羽根又は他の構造物

波の負荷を受けるための海洋／海辺のプレート／構造物

ノベルティライトへの電源供給又は観客席の観客の負荷に応じて送電網へ給電するスポーツスタジアムの観客席

バッテリを再充電する携帯電話の筐体

エネルギーハーベスト／センサ／減衰のための建造物の構造化されたコンポーネント

風力を変換して送電網に給電する家屋の屋根板

センシング／電力生成のための橋梁のコンポーネント

エネルギーハーベスト／センサ／減衰のための削岩機やドリルなどの動力工具

エネルギーハーベスト／センサ／減衰のための建設用装置の部品

圧電構造体の機械的減衰

活発な地震活動地域における早期検知及び減衰を捉えるための構造物の活用

センサの巨大ネットワークを形成するための送電網への接続

スノースキーの振動減衰

自己発熱ブーツ

照明付き靴

服用のセンサ

様々な利用へ向けた織物

減衰用防音材

舶用動力を生成する帆掛け船の帆

効率向上のための任意のパワープラントシステムの組み込み

電気系統の極

圧電送信線又は導電性ケーブル

信号の切替、車の存在検知を行う道路のセンシング線、パッド

セルフパワードスーツ

電気粘性流体

電場の代わりに印加される圧力に基づいて粘性を変化させる車両の流体ブレーキ及びクラッチ

心臓疾患治療用の心臓ブランケット／ソックス（心臓を包んで、電圧に応じて収縮する）

タンクのトレッド

負荷／振動で電力が持続する遠隔センサ

バイクのデバイスに電源供給し、又は振動を減衰させる、バイクのフロントフォーク

全板置換。脊椎骨とデバイスとの間のインターフェースを負電極で裏張りし、骨が中へ向けて成長しないことを担保するため、及び、可動部品に干渉しないようにデバイスの中央付近に正電極が設けられた圧電性複合体で構成される脊椎端板。これは、脊椎端板の後退を避けるために脊椎骨を強化する一方で、デバイスと脊椎骨との間の接合を改善すべきであり、理想的には更に移動しないようにデバイスを固定するべきである。

任意の新規インプラントにおける積極的（組織の治療）又は消極的（組織の成長停止）な複合体の使用

表面電荷の生成を通じてのインプラントセンサでの生物付着の減少

表面電荷でバクテリア／他の病原菌を殺すエアフィルタ

自己消毒する表面／構造物

図４Ａは、ここで記載される電気泳動（ＤＥＰ）法の圧電性複合体の製造セットアップを示す。図４Ｂは、ここで記載される圧電電気泳動（ＰＥＰ）法の圧電性複合体の製造セットアップを示す。

図４Ａに示すＤＥＰ製造セットアップ４００は、好適には、成形された分散系２０６を保持するモールド装置４０２を有する。モールド装置４０２は、好適には、重合可能な母材２０２と分散された圧電性粒子２０５とを含む分散系２０５を導入するための注入口４０６を有する。このセットアップは、好適には、第１の電極４０８及び第２の電極４１０と接続され、成形された分散系に電場を印加する電場生成器４１２を更に有する。

図４Ｂに示すＰＥＰ製造セットアップ４１４は、ＤＥＰセットアップ４００の変形である。ＰＥＰセットアップは、好適には、絶縁コネクタ４１６及び４２２、アクチェータ４１８と負荷セル４２４から分離された電極４０８及び４１０をそれぞれ更に有する。アクチェータ４１８及び負荷セル４２４は、好適には、例えば、ＭＴＳ８５８ＭｉｎｉＢｉｏｎｉｘ（ＭＴＳＳｙｓｔｅｍｓＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ，ＥｄｅｎＰｒａｉｒｉｅ，ＭＮ）などの材料試験システム（ＭＴＳ）であり、成形された分散系２０６に周期的な圧力４２０を印加できるプランジャーと負荷セルとを有する。絶縁コネクタ４１６及び４２２を含むことは、ここで記載するように、静水圧と同様に、電場の印加を可能とする。コンピュータや他の外部制御を通じて、印加される電場と同じ周波数の周期的な圧力が生成され得る。電場と周期的な圧力とは、適用される材料のタイプに依存して、互いに同じ位相又は異なる位相で印加され得る。
＜実施例＞
＜実施例１：ＤＥＰを用いた１−３複合体の準備＞

構造化された１−３複合体は、誘電泳動（ＤＥＰ：ｄｉｅｌｅｃｔｒｏｐｈｏｒｅｓｉｓ）を用いて準備された。この複合体用のポリマー母材は２液式樹脂（３０２−３Ｍ、Ｅｐｏｔｅｋ）、粒子は５マイクロメーターのチタン酸バリウムとした。複合体は、電場強度１ＫＶ／ｍｍ、周波数１ＫＨｚを用いて構築された。結果として得られた複合材料の誘電特性及び圧電特性は、以下に記載するような周知の技術を用いることで特徴づけられる。

誘電特性は、Ｈｉｏｋｉ３５２２−５０ＬＣＲメータ（日置電機株式会社、長野県、日本国）を用いて導いた。このメータはサンプルの容量又は抵抗を評価するために用いられる。サンプルの表面形状と結び付けられたこの情報は、サンプルの抵抗、導電性、及び誘電率を決定するために用いることができる。このメータは、誘電損失要素（ｔａｎ∂）も評価することができる。測定は、直流又は１ＫＨｚまでの周波数にて、室温で行われる。各設定での信頼区間は、スチューデントのt検定を用いて構築される。各体積分率での制御、ＤＥＰ及びＰＥＰ構造化材料の比較は、一元配置分散分析を用いて行った。

誘電特性の決定は、直接法又は共鳴法を通じて測定される。共鳴法は、圧電セラミック結晶で広く用いられ、この例では高い正確性を有する。しかし、１−３複合体で起こりうるが、機械的損失が大きい場合には、結果の質は低下する。直接法は、材料試験システム（ｍａｔｅｒｉａｌｔｅｓｔｉｎｇｓｙｓｔｅｍ（ＭＴＳ））を利用して容易に実装され、低周波での材料の用途に対して正確な結果を容易に提供することができる。同時にサンプルによって生じた電荷を記録しながら、サンプルにストレスが与えられる。これは、容量素子をサンプルと電気的に並列に配置し、電圧を測定することで行われる。容量素子は、Ｑ＝Ｃ×Ｖの関係に従うので、電荷に対する力のプロットが生成され得る。このラインの傾斜は、誘電係数を示す。原理的な係数（ｄ_３３、ｄ_３２及びｄ_３１）も測定される。サンプルには製造工程中に電極が３方向から当てられ、そのままｄ_３３、ｄ_３２及びｄ_３１が測定される。圧電電圧係数（ｇ_ｉｊ）は、材料のｄ係数と誘電定数に基づいて計算することが可能である。これは、ｇ_ｉｊ＝ｄ_ｉｊ／εとなる。圧電特性は、素子のセンシングや駆動などの材料の用途の手がかりとなる情報を提供する。各設定での信頼区間は、スチューデントのt検定を用いて構築される。各体積分率での制御、ＤＥＰ及びＰＥＰ構造化材料の比較は、一元配置分散分析を用いて行った。

結果は、下記及び図４に示す式（３）及び（４）の１−３複合体を示すモデルの良好な比較を得た。

＜比較例２：圧電性複合体の脊椎固定術用体内インプラント＞

患者への定着率の改善を助長する電気的刺激の臨床的に意義あるレベルを生成するための圧電性複合体の生体材料および体内デバイス（脊髄インプラント）のデザインの開発がここでは提供される。

圧電性複合体インプラントの集中定数モデルは、圧電セラミックスの電力生成を成功裏に予測するために適用されたモデルに基づいて展開された。７つの変数（ファイバの材料、母材の材料、ファイバの体積分率、ファイバのアスペクト比、インプラ制約中でそれらが電力生成に与える影響を決定するためにパラメトリックに分析された。インプラントの表面形状及びファイバのアスペクト比の影響は、材料パラメータとは独立であった。大きさ一定の周期的な力においては、電力生成電圧にインプラントンの厚みは正比例し、断面積は反比例する。１５パーセントを超える体積分率が優れた性能を示す一方で、３０を超えるファイバのアスペクト比は、最大の電力生成電圧を生む。これらの結果は、治療レベルの直流電流電気刺激を生成する、脊髄インプラントなどの医療用インプラントでの複合圧電性生体材料の使用可能性を示している。
＜方法＞
＜モデル＞

モデルは、圧電性複合体（１６）の出力電力を予測するために開発された。圧電性複合体モデルは圧電セラミックス（１７、１８）の電力生成を成功裏に予測するために適用されているものと同様のモデルに基づいて開発された。この回路モデルは、４つの異なるセクション：入力電圧、等価機械要素、複合体インピーダンス、及び、負荷抵抗（図６）、に分解できる。負荷抵抗（ＲＬ）は、電力が送られる目的物の電気抵抗である。

回路モデルは、複合体の質量、減衰及び剛性に基づいて、機械システムの集中定数モデルを構築することで開発される（図７）。

この周知のモデルは、式（５）で示される２次微分方程式で記述することができる。

このモデルは、誘電変圧率Φ（１８）を通して、図６に示す回路モデルと結合される。これを用いれば、機械的から電気的システム（１９）へ転送されるエネルギー量を効果的に記述する電気的減衰項を導入することで式５に記述される機械的パフォーマンスに、この率が作用する。

ばね状マスダンパーシステムの機械要素に適用される場合、変圧比が機械的振動の電気エネルギーへの変換を記述する等価回路要素を確立する（式７〜１０）。

更に、複合体インプラントの電気的インピーダンスは、式１１及び１２により決定される。圧電セラミックスが主として容量性である一方で、圧電性複合体も主として低周波で抵抗として振る舞うポリマー母材を含む。これらは平行に配置され、平行な２本の経路となり、容量性ファイバ又は抵抗性母材を通じて、電力が複合体を通じる。組み合わせることで、これらの要素が複合材料の電気的インピーダンスを表す。

上述の式は、低周波で均一な圧電セラミックス材料（１８）に適用され、かつ有効である。しかし、これらを圧電性複合体に適用するには、いくつかの複合体材料の特性を初めに定義しなければならない。複合体の誘電率及び圧電係数は、高アスペクト比ファイバ（１２）に対して式１３及び１４に従うように、理論的に、かつ実験的に決定された。

複合体材料の弾性係数及び電気抵抗は複合体材料用の式に基づく（式１５及び１６）。これらの式では、疑似１−３材料に近似させるため、かつ、電力生成の保守的な評価（２０）を作成するため、０−３複合体の式が用いられた。

＜環境変数＞

圧電電力生成器のパフォーマンスは複数の変数に依存する。これらの変数は、材料の複合やインプラントの表面形状だけでなく、運用環境状態にも関係する。運用環境状態は、与えられる力、圧縮の周波数、周囲の組織の電気抵抗を含み、他の研究者のよって報告されているものであり、かつ、以下で議論する（１５−、２１−２７）。

インプラントへの力は、主として患者の体重と患者の活動により制御される。患者の上半身の重さの大部分は、脊髄で支持される。更に、腰部固定ののち、この重さの大部分は固定かごを介して直接的に転嫁される。歩行のような通常の活動の間は、脊髄中の椎間板への力は体重の１．０から２．９５倍の範囲となりうる（２１〜２４）。しかし、後の器具の使用を含めると、インプラント自体への力は半減される（２５）。まさに脊椎固定術を受けている、及び、手術からの回復途上にある患者にとっては、歩行は、期待し得る最も激しい活動の１つである。成人の平均的な体重は６０８Ｎ（２６）と報告されているので、平均的な個人は歩行中にインプラントに３００Ｎから９００Ｎを負荷することとなる。このモデルにとっては、中間値の５００Ｎが与えられる力として適用した。

インプラント圧縮の周波数も、患者による活動の強度に依存する。ほとんどの活動は５Ｈｚよりも小さな周波数で生じる。例えば、歩行は、１．２から２Ｈｚ（２３）の周波数で行われる。高周波数で、患者への刺激の強度が小さい超音波などを適用することで、インプラント刺激の周波数を増やすことはできる。しかし、これには追加的な患者のコンプライアンスや、おそらくは医師又は理学療法士を訪れることが必要となる。このモデルでは、１．２Ｈｚをインプラント圧縮の周波数として用いた。

現在では、ＦＤＡは、０から４０ｋΩのインピーダンス（１５）を有する骨に適切な電流密度を到達させるようにＤＣ電気刺激装置が設計されることを承認している。実験的には、骨折治癒途上の骨は４〜７ｋΩのインピーダンスを有することが報告されている（２７）。最大電力を生成する負荷抵抗は後続の分析で決定され、スタンドアローンインプラントを有効化するために用いられる。
＜材料とインプラント表面形状変数＞

環境状態に加え、電力生成に影響するいくつかの変数は、製造工程において容易に制御し得る。これらは、適切な材料選択、及びインプラントの表面形状を含む。複合体で用いられる材料は、好適には、配向された圧電性ファイバの分散が埋め込まれたポリマー母材を有する。ファイバが複合体に全体としての圧電特性を付与する一方で、ポリマー部材は、脆弱なセラミック繊維に構造的安定性を与える。

本検討では、２つの異なる材料、ＰＺＴとＢａＴｉＯ_３（表１）とが圧電ファイバとして調査された。
＜表１：理論的分析で用いられる材料特性＞

ＰＺＴはその高い圧電特性と結合係数のため、最もよく用いられる圧電材料の１つである（２８）。ＢａＴｉＯ_３は、その生体適合性と埋め込み可能な医療用装置での現在の使用により、実行可能な選択として考えられている。

エポキシ、ＰＥＥＫ、ＰＶＤＦ、及び、ＰＶＤＦ−ＴｒＦＥ−ＣＦＥを含むいくつかの材料が分析されている。好適にはＰＥＥＫが適用され、その高強度、骨に似た剛性、及び優れた生体適合性から、固定かごとしてよく用いられる（２９）。以前、圧電性複合体の研究では、二液式エポキシ（Ｅｐｏｔｅｋ３０２−３Ｍ）が用いられてきた。それは、他の複合体のとの比較を提供するためのモデルにおいて分析された（３０）。ＰＶＤＦとＰＶＤＦ−ＴｒＦＥ−ＣＦＥは、それらの圧電性粒子複合体としての有望な理論的結果と生体適合性から、分析された（１６）。理論モデルで使用された材料特性は、表１に示した。

また、インプラントの表面形状は、期待される電力生成にも影響する。断面積及び厚みの測定は、理論モデルのために投入物の合理的な範囲を提供する大きなＡＬＩＦケージと同様に、商業化している小さなＴＬＩＦ脊椎固定かごから引き継がれた。これらのケージの断面積は、１２０から３２５ｍｍ^２の範囲であり、厚みは５から２０ｍｍの範囲である。ファイバの体積分率（０〜４０％）及びアスペクト比（１〜１０００）の典型的な範囲も分析された。組織の電気的特性は変化し得るので、０から１０ＴΩまで回路変数を変化させることで、負荷抵抗の影響も分析した。表２は、インプラントの変数の電力生成への影響を決定するために分析された、これらの制御可能な変数の範囲をリスト化したものである。
＜表２脊椎固定ケージで用いられる場合の複合体の制御可能な変数の範囲＞

＜結果＞

モデルの７つの変数は、複合体で生成される電力へのこれらによる影響を決定するために検討された：ファイバの材料、母材の材料、ファイバの体積分率、ファイバのアスペクト比、インプラントの断面積、インプラントの厚み、及び、電気的負荷抵抗。

一定の大きさの周期的な力について、予備テストは、最大電力が最大のインプラント厚みと最小の断面積により生成されることを示した（図８及び９）。これらの結果は、他の変数を変化させても影響を受けなかった。以降の分析では、このデバイスの潜在的な最大電力出力を決定するために、インプラントの厚みを２０ｍｍに設定し、断面積を１２０ｍｍ^２に設定した。

ファイバのアスペクト比の影響は、比率が１〜３０の間では電力出力を大きく増加（８８０％）させ、続いて比率が３０〜１００の間では７％の小さな増加をさせ、１００〜１０００の間ではほとんど変化しない（＜１％）ことを示す（図１０）。故に、最大電力を生成するためには、複合体中で用いられるファイバは、好適には、少なくとも３０のアスペクト比を有する。これらの傾向は、高アスペクト比粒子による材料特性の大幅な増加に起因し、ＶａｎｄｅｎＥｎｄｅ他の実験結果にもよく対応する（１２）。

図１１は、ファイバのアスペクト比が１００で、断面積１２０ｍｍ^２、厚み２０ｍｍのインプラントでのファイバの体積分率と負荷抵抗の影響を示している。このインプラントの寸法及び形状は、体積分率３１％、負荷抵抗８．５ＧΩにおいて０．４７ｍＷのピーク電力を生むことができる。

上述で行った分析は、すべての母材とファイバ材料との組み合わせについて行われた。同じ傾向が存在すること、及び、同じ標本領域、厚み、ファイバのアスペクト比、及び、ファイバの体積分率の各複合体で生成されるピーク性能が作られることが判明した。したがって、先行の分析からのインプラントの表面形状とファイバ変数を用い、表１で与えられるファイバと母材の変数を用いることで、異なる材料の使用の影響を比較した。負荷抵抗に対する生成された電力を図１２に示すようにプロットした。ＢａＴｉＯ_３−ＰＥＥＫ複合体が０．４７ｍＷを生成するのと比較して、ＰＺＴ−ＰＥＥＫ複合体は２．１ｍＷのピーク電力を生成した。

ＢａＴｉＯ_３ファイバは医療用途に必要とされる最大電力の２．４倍に近い二乗平均平方根電力を生成することができ、ＢａＴｉＯ_３材料はＦＤＡで承認されているインプラントで現在用いられているので、このファイバ形式を残りの母材変数の分析に用いた。母材材料に対する結果は、最大及び最小出力間での電力生成で大きな差異（＜１１％）を見せなかった。同様の傾向が様々な母材材料に埋め込んだＰＺＴファイバでも見られた。
＜議論＞

この分析によれば、ＢａＴｉＯ_３ファイバとＰＥＥＫ母材との複合体で構成される１−３複合体を有するインプラントは、好適には、現在骨成長の刺激に用いられている最大値の２．４倍の電力を生成することができる。０−３複合体の式を、弾性係数と電気抵抗とを計算するために用いた。しかし、複合体は、実際には疑似１−３複合体である。１−３複合体の式は電気的出力を過大評価していると信じられている。したがって、０−３複合体の式は、これらの値の控えめの評価を提供し、材料の電力生成の最小の基準値を提供する。

３１％のファイバの体積分率は、２０ｍｍの厚みのインプラントで最大のピーク電力出力を生み出す。理論モデルが体積分率とともに着実に電力出力が増加することを示す球形の粒子とは異なり（１６）、配向された圧電性ファイバ複合体の出力は、体積分率と中間値における代替ピークとに関連した連続増加は示さない。この関係は、１−３複合体の配向されたファイバにより生み出される圧電性と誘電率の変化に起因するものである。体積分率が低い場合、ｄ_３３値は体積分率の増加とともに急激に増加するが、比較的体積分率が低いときは横ばいになる。一方、複合体の誘電率は体積分率の増加と共に着実に増加する（１２）。理論モデルは、大きなｄ_３３では電力生成が増加するが、ファイバの誘電率が増加すると電力生成は減少することを示す。よって、ピーク電力出力はファイバの体積分率と直接の関係を有しない。

厚く小さな断面積のインプラントの設計は、総合的な圧電性インプラントの電力出力を増加させる一手法である。加えられる力は一定に維持されるので、インプラント断面積が小さいほどインプラントのストレスの増加につながるので、より大きな電力生成につながる。しかし、この固定ケージは、脊椎骨が融合して脊椎端板の衰退リスクを引き起こさない一方で、なおも脊髄の機械的支持を提供することができる。脊髄インプラントで用いられるＰＥＥＫの品質は、６０ＭＰａの疲労強度、１１８ＭＰａの圧縮強度、この理論的分析で予測される４．２ＭＰａよりも大幅に大きいストレスレベルを有する（３１）。典型的な表面形状と１２０ｍｍ^２の断面積を有するＰＥＥＫ複合体インプラントは、７．２ｋＮの疲労限界を有するものと予測され、生体内で見込まれるよりもはるかに大きな１４．２ｋＮまでの圧縮負荷に耐えるべきである。

モノリシックな圧電性複合体のピーク電力は、負荷抵抗が８．５ＧΩ、生体内で見られる組織の抵抗（０〜４０ｋΩ）よりも大きい様々な強度オーダーで生じる。圧電性脊髄固定インプラントは、負荷抵抗８．５ＧΩの追加的エネルギー生成電気回路を必要としてもよく、生成した電力を所望の固定箇所に導いてもよい。他の設計は、最適な負荷抵抗を減少させるため、複数の埋め込み電極を利用する。この方法はバルク圧電セラミックスで効果的であることが証明され、複合体の材料にも同様に作用すると見込まれている。

構造化された１−３ＢａＴｉＯ_３ファイバとＰＥＥＫ母材を用いて最適電力を生成するために見出された圧電性インプラントのパラメータは表３にまとめた。
＜表３ＢａＴｉＯ_３−ＰＥＥＫ脊髄固定ケージで最大電力を生成する変数＞

これらの仕様を有する圧電性複合体脊髄インプラントは、好適には、目標電力である０．１４ｍＷの２．４倍大きい、０．３３ｍＷの二乗平均平方根電力を生成する。圧電性複合体脊髄固定インプラントは、好適には、既存の電気刺激デバイスよりも高い電流密度を届けるので、骨成長を速めることができる（１４、３２）。しかし、もし一定の低量が必要な場合には、患者の活動中に生成される余剰電力を保持して、患者が活動していないときに必要に応じて分配することが可能である。更に、目標となる一定電力０．１４ｍＷの生成をなおも行う一方で、圧電性複合体インプラントが断面積２７５ｍｍ^２、９ｍｍという少ない厚みで、余剰電力の生成はなおも有効に適用される。
＜結論＞

この検討において圧電性複合体脊髄固定インプラントは、好適には、特に固定困難な患者において、脊髄固定の成功率を増大させる。この設計は、骨結合能力の障害を抱える患者での現在の脊髄固定術の低成功率のために医療分野において満たされていない大きな需要を満たす。他の骨成長刺激とは違って、ここで記載される圧電性脊髄インプラントは、さらなる費用や器具の使用を追加することなく、又は、導入手順を大幅に長引かせることもなく、患者のコンプライアンスからは大幅に独立している。圧電性脊髄インプラントは、手術で現在用いられている体内デバイスを置き換え、骨成長の刺激を助長するために患者自身の動きを利用する。圧電性複合体のために構築されたモデルに基づいて、ＢａＴｉＯ_３とＰＥＥＫとで作製されるインプラントは、好適には、骨成長の速さと量とを改善するに十分な電力を生成するので、固定成功率を向上させ、総合的な患者の医療費を減少させる。
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いずれの実施の形態のスコープから離れることなく、ここで記載する方法や応用への他の好適な変形や最適化を行うことができるのは、関連する分野における当業者にとっては、容易に明らかであろう。

ここでは、特定の実施の形態を図示し、記載しているが、特許請求の範囲は、記載され又は図示された特定の形又は部品の配置に限定されないことが理解される。
本明細書には、実施の形態が開示され、特定の用語が使用されているが、これらは一一般的かつ説明的な意味でのみ用いられ、限定する目的で用いられない。実施の形態の変更や変形は、上記の教示に照らして可能である。ゆえに、実施の形態は、具体的に記載した以外の方法で実施してもよいことが理解される。

Claims

a) 熱硬化性、熱可塑性、もしくは熱硬化性／熱可塑性又は共重合性の重合可能な母材を用意し、
b) 複数の圧電性粒子を前記重合可能な母材に分散させて分散系を形成し、
c) 前記分散系を成形し、
d) 前記分散系内の前記圧電性粒子内に誘電分極を誘起し、前記誘電分極の誘起により、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、
e) 前記分散系を硬化して脊髄インプラント形成する、
脊髄インプラントの製造方法。
前記成形は、射出成型、押し出し成形、圧縮成形、ブロー成形又は熱成形を含む、
請求項１に記載の方法。
前記圧電性粒子は、ぺロブスカイト結晶構造を呈する、
請求項１に記載の方法。
前記圧電性粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ（二フッ化ビニリデン）ファイバ粒子からなる群から選択される、
請求項１に記載の方法。
誘電分極の誘起は、前記成形された分散系にある方向の電場を加えることを含む、
請求項１に記載の方法。
誘電分極の誘起は、前記成形された分散系に静水圧を与えること、又は、前記成形された分散系の温度を変化させることを含む、
請求項１に記載の方法。
ｅ）での硬化に先立って、前記成形された分散系にある方向の電場を加えることを更に有する、
請求項６に記載の方法。
電場を与えることは、約１ｋＨｚから約１０ｋＨｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度の電場を与えることを含む、
請求項５に記載の方法。
電場を与えることは、約１Ｈｚから約１００Ｈｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度の電場を与えることを含む、
請求項７に記載の方法。
ｄ）での誘起は、前記電場を与える前に生じる、
請求項７に記載の方法。
ｄ）での誘起は、前記場を与えた後に生じる、
請求項７に記載の方法。
ｄ）での誘起と前記電場を与えることとは、同時に生じる、
請求項７に記載の方法。
前記電場は、周期的な静水圧と同じ周波数で与えられる、
請求項１２に記載の方法。
前記硬化は、前記分散系の冷却、紫外線硬化、熱加速硬化または圧縮硬化を含む、
請求項１に記載の方法。
チェーンはランダムな配向性を有する、
請求項１に記載の方法。
チェーンの少なくとも約１０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項５に記載の方法。
チェーンの少なくとも約５０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項１６に記載の方法。
チェーンの少なくとも約１０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項７に記載の方法。
チェーンの少なくとも約５０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項１８に記載の方法。
請求項１の方法で用意される脊髄インプラント。
ポリマー母材と複数の圧電性粒子とで構成され、
前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、複合体は１−３複合体である、脊髄インプラント。
チェーンの少なくとも約１０％が互いに±１０°以内で配向している、
請求項２１に記載の脊髄インプラント。
チェーンの少なくとも約５０％が互いに±１０°以内で配向している、
請求項２２に記載の脊髄インプラント。
前記圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する、
請求項２１に記載の脊髄インプラント。
前記圧電性粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子からなる群から選択される、
請求項２１に記載の脊髄インプラント。
前記インプラントは、圧縮時に約１から約２５０マイクロアンペア／ｃｍ２の電流密度を生成する、
請求項２１に記載の脊髄インプラント。
a) 重合可能な母材を用意し、
b) 複数の圧電性粒子を前記重合可能な母材に分散させて分散系を形成し、
c) 前記分散系を成形し、
d) 前記分散系内の前記圧電性粒子内に誘電分極を誘起し、前記誘電分極の誘起により、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、
e) 前記分散系を硬化する、
圧電性複合体の製造方法。
前記重合可能母材は、
i. 熱硬化性のポリマー、共重合性ポリマー、及び／又は、モノマーと、
ii. 熱可塑性のポリマー、共重合性ポリマー、及び／又は、モノマーと、又は、
iii. 熱硬化性／熱可塑性のポリマー又は共重合性ポリマーの混合体と、を含む、
請求項２７に記載の方法。
前記圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する、
請求項２７に記載の方法。
前記圧電性粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子からなる群から選択される、
請求項２７に記載の方法。
前記成形は、射出成型、押し出し成形、圧縮成形、ブロー成形又は熱成形を含む、
請求項２７に記載の方法。
誘電分極の誘起は、前記成形された分散系にある方向の電場を加えることを含む、
請求項２７に記載の方法。
誘電分極の誘起は、前記成形された分散系に静水圧を与えること、又は、前記成形された分散系の温度を変化させることを含む、
請求項２７に記載の方法。
ｅ）での硬化に先立って、前記成形された分散系にある方向の電場を加えることを更に有する、
請求項３３に記載の方法。
電場を与えることは、約１ｋＨｚから約１０ｋＨｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度の電場を与えることを含む、
請求項３２に記載の方法。
電場を与えることは、約１Ｈｚから約１００ＧＨｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度の電場を与えることを含む、
請求項３４に記載の方法。
ｄ）での誘起は、前記電場を与える前に生じる、
請求項３４に記載の方法。
ｄ）での誘起は、前記場を与えた後に生じる、
請求項３４に記載の方法。
ｄ）での誘起と前記電場を与えることとは、同時に生じる、
請求項３４に記載の方法。
前記電場は、周期的な静水圧と同じ周波数で与えられる、
請求項３９に記載の方法。
前記硬化は、前記分散系の冷却、紫外線硬化、熱加速硬化または圧縮硬化を含む、
請求項２７に記載の方法。
チェーンはランダムな配向性を有する、請求項２７に記載の方法。
チェーンの少なくとも約１０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項３２に記載の方法。
チェーンの少なくとも約５０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項４３に記載の方法。
チェーンの少なくとも約１０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項３４に記載の方法。
チェーンの少なくとも約５０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項４５に記載の方法。
a) 熱硬化性、熱可塑性、もしくは熱硬化性／熱可塑性又は共重合性の重合可能な母材を用意し、
b) 複数の圧電性粒子を前記重合可能な母材に分散させて分散系を形成し、
c) 前記分散系を成形し、
d) 前記分散系内の前記圧電性粒子内に誘電分極を誘起し、前記誘電分極の誘起により、前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、
e) 前記分散系を硬化する、
組織刺激性圧電性複合体の製造方法。
前記成形は、射出成型、押し出し成形、圧縮成形、ブロー成形又は熱成形を含む、
請求項４７に記載の方法。
前記圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する、
請求項４７に記載の方法。
前記圧電性粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子からなる群から選択される、
請求項４７に記載の方法。
誘電分極の誘起は、前記成形された分散系にある方向の電場を加えることを含む、
請求項４７に記載の方法。
誘電分極の誘起は、前記成形された分散系に静水圧を与えること、又は、前記成形された分散系の温度を変化させることを含む、
請求項４７に記載の方法。
ｅ）での硬化に先立って、前記成形された分散系にある方向の電場を加えることを更に有する、
請求項５２に記載の方法。
電場を与えることは、約１ｋＨｚから約１０ｋＨｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度の電場を与えることを含む、
請求項５１に記載の方法。
電場を与えることは、約１Ｈｚから約１００Ｈｚの周波数及び約１ボルト／ｍｍから約１ｋＶ／ｍｍの電場強度の電場を与えることを含む、
請求項５３に記載の方法。
ｄ）での誘起は、前記電場を与える前に生じる、
請求項５３に記載の方法。
ｄ）での誘起は、前記場を与えた後に生じる、
請求項５３に記載の方法。
ｄ）での誘起と前記電場を与えることとは、同時に生じる、
請求項５３に記載の方法。
前記電場は、周期的な静水圧と同じ周波数で与えられる、
請求項５８に記載の方法。
前記硬化は、前記分散系の冷却、紫外線硬化、熱加速硬化または圧縮硬化を含む、
請求項４７に記載の方法。
チェーンはランダムな配向性を有する、
請求項４７に記載の方法。
チェーンの少なくとも約１０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項５１に記載の方法。
チェーンの少なくとも約５０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項６２に記載の方法。
チェーンの少なくとも約１０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、請求項５３に記載の方法。
チェーンの少なくとも約５０％が与えられた前記電場の方向の約±１０°以内で配向している、
請求項６４に記載の方法。
請求項２７の方法で用意される圧電性複合体。
請求項４７の方法で用意される組織刺激性圧電性複合体。
ポリマー母材と複数の圧電性粒子とで構成され、
前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、前記複合体は少なくとも５ｍｍ以上の寸法を有する、
圧電性複合体。
チェーンはランダムな配向性を有する、
請求項６８に記載の圧電性複合体。
チェーンの少なくとも約１０％が互いに±１０°以内で配向している、
請求項６８に記載の圧電性複合体。
チェーンの少なくとも約５０％互いに±１０°以内で配向している、
請求項７０に記載の圧電性複合体。
前記複合体は、１−３複合体である、
請求項６８に記載の圧電性複合体。
前記ポリマーは、熱硬化性、熱可塑性、もしくは熱硬化性／熱可塑性にポリマー又は共重合性ポリマー混合体である、
請求項６８に記載の圧電性複合体。
前記圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する、
請求項６８に記載の圧電性複合体。
前記圧電性粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子からなる群から選択される、
請求項６８に記載の圧電性複合体。
前記複合体は、圧縮時に約１から約２５０マイクロアンペア／ｃｍ２の電流密度を生成する、請求項６８に記載の圧電性複合体。
ポリマー母材と複数の圧電性粒子とで構成され、
前記圧電性粒子の少なくとも４０％がチェーンを形成し、複合体は１−３複合体である、組織刺激性圧電性複合体。
チェーンの少なくとも約１０％が互いに±１０°以内で配向している、
請求項７７に記載の組織刺激性圧電性複合体。
チェーンの少なくとも約５０％互いに±１０°以内で配向している、
請求項７８に記載の組織刺激性圧電性複合体。
前記圧電性粒子は、ペロブスカイト結晶構造を呈する、
請求項７７に記載の組織刺激性圧電性複合体。
前記圧電性粒子は、チタン酸バリウム粒子、ヒドロキシアパタイト粒子、アパタイト粒子、硫化リチウム一水和物粒子、ニオブ酸ナトリウムカリウム粒子、水晶粒子、チタン酸ジルコン酸鉛粒子（ｌｅａｄｚｉｒｃｏｎｉｕｍｔｉｔａｎａｔｅ：ＰＺＴ）、酒石酸及びポリ二フッ化ビニリデンファイバ粒子からなる群から選択される、
請求項７７に記載の組織刺激性圧電性複合体。
前記複合体は、圧縮時に約１から約２５０マイクロアンペア／ｃｍ２の電流密度を生成する、
請求項７７に記載の組織刺激性圧電性複合体。