JP2860663B2 - 生体内分解吸収性外科用成形物 - Google Patents
生体内分解吸収性外科用成形物Info
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、骨の損傷や骨折時に、骨が形成されるま
で、その部分を固定、補助する材料と成形物に関するも
のである。更に詳しくは、損傷あるいは骨折部位の骨の
再形成が徐々に進行して、その強度が日常生活にほとん
ど支障のない程度までに復元する時点まではその材料強
度が維持されており、次いで、ほぼ骨の形式が完了する
頃には、生体内に分解吸収されるようにコントロールさ
れた強度、形状、大きさ及び分解・劣化速度を有する骨
接合用のポリ乳酸外科用成形物に関する。
で、その部分を固定、補助する材料と成形物に関するも
のである。更に詳しくは、損傷あるいは骨折部位の骨の
再形成が徐々に進行して、その強度が日常生活にほとん
ど支障のない程度までに復元する時点まではその材料強
度が維持されており、次いで、ほぼ骨の形式が完了する
頃には、生体内に分解吸収されるようにコントロールさ
れた強度、形状、大きさ及び分解・劣化速度を有する骨
接合用のポリ乳酸外科用成形物に関する。
成形外科や口腔外科においては、骨折部の整復に高強
度に骨接合プレートやビスなどが使用されている。この
ような骨接合用の人工材料は、骨折が治癒するまでの期
間だけ機能し、治癒後は骨の弱化を防ぐためにもできる
だけ早期に抜き去る必要がある。
度に骨接合プレートやビスなどが使用されている。この
ような骨接合用の人工材料は、骨折が治癒するまでの期
間だけ機能し、治癒後は骨の弱化を防ぐためにもできる
だけ早期に抜き去る必要がある。
現在、臨床で広く使用されている骨接合プレートなど
はほとんどが金属製であり、最近セラミックス製のもの
も出現してきた。しかし、これらは材料そのものの弾性
率が高すぎて、かえって周囲の骨の強度を低下させた
り、弾性率が高くても脆かったり、金属イオンの溶出に
よって生体を損傷するなどの問題がある。従って、生体
骨と同程度かやや高い程度の弾性率をもち、なおかつ生
体内分解吸収性である材料を骨接合に用いるならば、取
りはずしのための再手術が不必要になるだけでなく、異
物が長期にわたって生体内に存在することにより生じる
様々な悪影響を除外できるはずである。
はほとんどが金属製であり、最近セラミックス製のもの
も出現してきた。しかし、これらは材料そのものの弾性
率が高すぎて、かえって周囲の骨の強度を低下させた
り、弾性率が高くても脆かったり、金属イオンの溶出に
よって生体を損傷するなどの問題がある。従って、生体
骨と同程度かやや高い程度の弾性率をもち、なおかつ生
体内分解吸収性である材料を骨接合に用いるならば、取
りはずしのための再手術が不必要になるだけでなく、異
物が長期にわたって生体内に存在することにより生じる
様々な悪影響を除外できるはずである。
かかる事情から、生体内分解吸収性材料であるポリ乳
酸や乳酸−グリコール酸共重合体を用いる骨接合剤の開
発が活発に進められている。
酸や乳酸−グリコール酸共重合体を用いる骨接合剤の開
発が活発に進められている。
例えばM.Vert、F.Chabotらは、骨接合プレート用とし
てポリ乳酸や乳酸−グリコール酸共重合体を合成してお
り、ポリ乳酸100％のもので圧縮曲げ弾性率が3.4GPa（3
40kg/mm2）の値のものを報告している（Makromol Chem.
Suppl.、５、30〜41、1981）。また、D.C.Tuncは圧縮曲
げ弾性率520kg/mm2のポリ乳酸骨接合プレートを報告し
ている（第９回SUAバイオマテリアル学会要旨集、６、4
7、1983）。
てポリ乳酸や乳酸−グリコール酸共重合体を合成してお
り、ポリ乳酸100％のもので圧縮曲げ弾性率が3.4GPa（3
40kg/mm2）の値のものを報告している（Makromol Chem.
Suppl.、５、30〜41、1981）。また、D.C.Tuncは圧縮曲
げ弾性率520kg/mm2のポリ乳酸骨接合プレートを報告し
ている（第９回SUAバイオマテリアル学会要旨集、６、4
7、1983）。
また、特開昭59−97654号公報には、吸収性の骨固定
用器具の材料としてのポリ乳酸の合成法が開示されてい
るが、このポリ乳酸の引張り強度は約580kg/cm2と低い
値であり、しかもポリ乳酸の成形加工法については何ら
説明されていない。
用器具の材料としてのポリ乳酸の合成法が開示されてい
るが、このポリ乳酸の引張り強度は約580kg/cm2と低い
値であり、しかもポリ乳酸の成形加工法については何ら
説明されていない。
また、J.W.Leenslag、A.J.Penningらは、粘度平均分
子量約100万のポリ乳酸を合成し、その高分子量ポリ乳
酸を用いた骨接合プレートの圧縮曲げ弾性率は5GPa（50
0Kg/mm2）であったと報告している（Biomaterials、
８、70、1987）が、高分子量すぎて成形加工性に難点が
ある。
子量約100万のポリ乳酸を合成し、その高分子量ポリ乳
酸を用いた骨接合プレートの圧縮曲げ弾性率は5GPa（50
0Kg/mm2）であったと報告している（Biomaterials、
８、70、1987）が、高分子量すぎて成形加工性に難点が
ある。
このように、ポリ乳酸系骨接合材の機械的性質を向上
させるための研究が数多く報告され、様々な方法が試み
られているが、未だ臨床で充分に使用されうるような満
足できる強度の材料は開発されていない。本発明者等は
特願昭62−333333号において生体骨と同程度かやや高い
程度の強度を有する生体内分解吸収性外科用材料の提案
を行った。しかしながら、実際にこのような材料を埋植
した場合、部位による要求強度とその持続時間に大きな
違いのあることが問題となる。
させるための研究が数多く報告され、様々な方法が試み
られているが、未だ臨床で充分に使用されうるような満
足できる強度の材料は開発されていない。本発明者等は
特願昭62−333333号において生体骨と同程度かやや高い
程度の強度を有する生体内分解吸収性外科用材料の提案
を行った。しかしながら、実際にこのような材料を埋植
した場合、部位による要求強度とその持続時間に大きな
違いのあることが問題となる。
つまり、ポリ乳酸の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性
率、引張強度が人体の骨の各部位に適する値はいくら
か、また、各部位に必要な実際値を有するポリ乳酸成形
材料の形状、大きさはいくらが良いのか、未だ解明され
ていない。また、強度を持続できる成形物の形状、大き
さが、どれくらいなのかも未だ明確でない。
率、引張強度が人体の骨の各部位に適する値はいくら
か、また、各部位に必要な実際値を有するポリ乳酸成形
材料の形状、大きさはいくらが良いのか、未だ解明され
ていない。また、強度を持続できる成形物の形状、大き
さが、どれくらいなのかも未だ明確でない。
本発明は上記の実情に鑑みてなされたものである。そ
の目的とするところは、成形物として各部の生体骨と
同程度かやや高い機械的強度を有し、生体内埋植後は
骨が再生されるまでの必要な時間その強度を維持できる
ような形状、サイズであり、しかも不必要に大きすぎ
て分解・劣化・吸収に余分の時間を要することなく、手
術部位に好適におさまるサイズであること。の三要素を
備えた生体内分解吸収性外科用材料である骨接合または
固定用のスクリュー、ロッド、プレート、ピン状等のポ
リ乳酸成形物を提供することにある。
の目的とするところは、成形物として各部の生体骨と
同程度かやや高い機械的強度を有し、生体内埋植後は
骨が再生されるまでの必要な時間その強度を維持できる
ような形状、サイズであり、しかも不必要に大きすぎ
て分解・劣化・吸収に余分の時間を要することなく、手
術部位に好適におさまるサイズであること。の三要素を
備えた生体内分解吸収性外科用材料である骨接合または
固定用のスクリュー、ロッド、プレート、ピン状等のポ
リ乳酸成形物を提供することにある。
本発明に使用するポリ乳酸は以下のものである。即
ち、粘度平均分子量が30万以上のポリ乳酸を、その融点
ないし220℃の温度条件下に溶融成形、例えば押出成形
またはプレス成形したものであり、溶融成形後の粘度平
均分子量が20万以上である。更にこれを60〜160℃の温
度条件下または酸化分解に伴う分子量低下を抑えるため
に窒素雰囲気中あるいはオイル中にて延伸した。このも
のは圧縮曲げ強度が16.0×102〜25.0×102kg/cm2、圧縮
曲げ弾性率が5.5×102〜24.0×102kg/mm2の強靭なポリ
乳酸の成形物である。そして、本発明は上記物性値を有
するポリ乳酸の成形物を生体内加水分解性及びそれぞれ
の骨部位に必要な強度を考慮して、骨折時の各骨の治療
に必要な大きさ、形状に形成したものである。
ち、粘度平均分子量が30万以上のポリ乳酸を、その融点
ないし220℃の温度条件下に溶融成形、例えば押出成形
またはプレス成形したものであり、溶融成形後の粘度平
均分子量が20万以上である。更にこれを60〜160℃の温
度条件下または酸化分解に伴う分子量低下を抑えるため
に窒素雰囲気中あるいはオイル中にて延伸した。このも
のは圧縮曲げ強度が16.0×102〜25.0×102kg/cm2、圧縮
曲げ弾性率が5.5×102〜24.0×102kg/mm2の強靭なポリ
乳酸の成形物である。そして、本発明は上記物性値を有
するポリ乳酸の成形物を生体内加水分解性及びそれぞれ
の骨部位に必要な強度を考慮して、骨折時の各骨の治療
に必要な大きさ、形状に形成したものである。
すなわち、本発明の生体内分解吸収性外科用材料は、
溶融成形・延伸後の粘度平均分子量が20万以上であっ
て、その圧縮曲げ強度が16.0×102〜25.0×102kg/cm2、
圧縮曲げ弾性率が5.5×102〜24.0×102kg/mm2、密度測
定より求められる結晶化度が10〜60％であるポリ乳酸成
形物において、その最も肉厚なる部分を1.0〜4.5mm以下
に制限することにより、生体内での分解による強度劣化
速度がおよそ４〜16週間の範囲内に制御されたロッド
状、プレート状、スクリュー状、ピン状などの形状を有
するものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのスクリュー
状の成形物であって、肩関節における大結節部の固定
用、及び外科顆骨骨折、及び関節臼蓋部の骨片固定に用
いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.0〜2.5mmのピン状の成
形物であって、肘関節骨軟骨骨折の骨接合用及び野球肘
の骨移植の固定用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.0〜3.0mmのスクリュー
状の成形物であって、肘関節における内上顆及び外顆骨
折の骨接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.0〜2.0mmのピン状の成
形物であって、手根骨及び手骨における各部手指骨骨
折、関節内骨折、僥骨末端骨折などの骨接合用に用いら
れるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.5〜2.5mmのマイクロス
クリュー状の成形物であって、手関節及び手指骨におけ
る僥骨末端骨折及び手指骨骨折などの骨接合用に用いら
れるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのピンまたは
スクリュー状の成形物であって、骨盤及び股関節におけ
る寛骨臼骨折、腸骨剥離骨折の骨接合用、股関節形成術
の骨移植固定用及び大腿骨骨頭骨折の骨接合用に用いら
れるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径3.5〜4.5mmのピンまたは
スクリュー状の成形物であって、膝関節における大腿骨
顆部骨折接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのピンまたは
スクリュー状の成形物であって、膝関節における関節内
骨折、離断性骨軟骨炎、脛骨上端骨折または骨切り手術
時の接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのスクリュー
状の成形物であって、足関節における足関節内外顆、後
顆骨折の骨接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径が3.5〜4.5mmのスクリュ
ー状成形物であって、足関節における距骨骨折接合用に
用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.0〜4.0mmのピン状の成
形物であって、足関節における離断性骨軟骨炎、骨軟骨
骨折接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.0〜2.5mmのピン状の成
形物である足指における外反母趾手術及び足指骨骨折接
合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.0〜3.5mmのスクリュー
状の成形物であって、頚椎における前方除圧固定手術
用、及び移植骨固定用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径3.5〜4.5mmのスクリュー
状の成形物であって、長幹骨骨折部における骨移植固定
用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が厚みまたは直径が2.0〜4.0mm
の弓形または直方形のピン状成形物であって、鎖骨また
は肋骨の骨接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が厚み1.0〜2.0mmの穿孔された
プレート状の成形物及びこれを固定する直径2.0〜2.5mm
のスクリュー状の成形物の組合わせであって、頭骨、頬
骨、鼻骨、及び上顎骨、下顎骨などの骨接合用などの口
腔外科用に用いられるものである。
溶融成形・延伸後の粘度平均分子量が20万以上であっ
て、その圧縮曲げ強度が16.0×102〜25.0×102kg/cm2、
圧縮曲げ弾性率が5.5×102〜24.0×102kg/mm2、密度測
定より求められる結晶化度が10〜60％であるポリ乳酸成
形物において、その最も肉厚なる部分を1.0〜4.5mm以下
に制限することにより、生体内での分解による強度劣化
速度がおよそ４〜16週間の範囲内に制御されたロッド
状、プレート状、スクリュー状、ピン状などの形状を有
するものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのスクリュー
状の成形物であって、肩関節における大結節部の固定
用、及び外科顆骨骨折、及び関節臼蓋部の骨片固定に用
いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.0〜2.5mmのピン状の成
形物であって、肘関節骨軟骨骨折の骨接合用及び野球肘
の骨移植の固定用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.0〜3.0mmのスクリュー
状の成形物であって、肘関節における内上顆及び外顆骨
折の骨接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.0〜2.0mmのピン状の成
形物であって、手根骨及び手骨における各部手指骨骨
折、関節内骨折、僥骨末端骨折などの骨接合用に用いら
れるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.5〜2.5mmのマイクロス
クリュー状の成形物であって、手関節及び手指骨におけ
る僥骨末端骨折及び手指骨骨折などの骨接合用に用いら
れるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのピンまたは
スクリュー状の成形物であって、骨盤及び股関節におけ
る寛骨臼骨折、腸骨剥離骨折の骨接合用、股関節形成術
の骨移植固定用及び大腿骨骨頭骨折の骨接合用に用いら
れるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径3.5〜4.5mmのピンまたは
スクリュー状の成形物であって、膝関節における大腿骨
顆部骨折接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのピンまたは
スクリュー状の成形物であって、膝関節における関節内
骨折、離断性骨軟骨炎、脛骨上端骨折または骨切り手術
時の接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.5〜3.5mmのスクリュー
状の成形物であって、足関節における足関節内外顆、後
顆骨折の骨接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径が3.5〜4.5mmのスクリュ
ー状成形物であって、足関節における距骨骨折接合用に
用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.0〜4.0mmのピン状の成
形物であって、足関節における離断性骨軟骨炎、骨軟骨
骨折接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径1.0〜2.5mmのピン状の成
形物である足指における外反母趾手術及び足指骨骨折接
合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径2.0〜3.5mmのスクリュー
状の成形物であって、頚椎における前方除圧固定手術
用、及び移植骨固定用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が直径3.5〜4.5mmのスクリュー
状の成形物であって、長幹骨骨折部における骨移植固定
用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が厚みまたは直径が2.0〜4.0mm
の弓形または直方形のピン状成形物であって、鎖骨また
は肋骨の骨接合用に用いられるものであり、 亦、上記ポリ乳酸成形物が厚み1.0〜2.0mmの穿孔された
プレート状の成形物及びこれを固定する直径2.0〜2.5mm
のスクリュー状の成形物の組合わせであって、頭骨、頬
骨、鼻骨、及び上顎骨、下顎骨などの骨接合用などの口
腔外科用に用いられるものである。
ところで、ポリ乳酸系材料は、熱処理により結晶性を
上げることができる。結晶性材料は非晶性材料に比べて
曲げ強度、弾性率が高い。また体液（水分）の浸透は結
晶相の方が悪いので見掛け上の加水分解も遅い。使用す
るポリマーの分子量が高くなると結晶性材料の力学的性
質は向上する。しかし、熱処理によって結晶化度を上げ
てゆくと初期強度は向上するが、ポリ乳酸が熱に不安定
であるために劣化して分子量が低下する。そして加水分
解速度も速くなり、強度劣化も急激に起こる。つまり適
切な分子量と結晶化度を保有させることにより、骨接合
用及び骨固定用材料として使用可能な力学的性質及び耐
加水分解性を有する生体内分解吸収性外科用材料とする
ことができる。
上げることができる。結晶性材料は非晶性材料に比べて
曲げ強度、弾性率が高い。また体液（水分）の浸透は結
晶相の方が悪いので見掛け上の加水分解も遅い。使用す
るポリマーの分子量が高くなると結晶性材料の力学的性
質は向上する。しかし、熱処理によって結晶化度を上げ
てゆくと初期強度は向上するが、ポリ乳酸が熱に不安定
であるために劣化して分子量が低下する。そして加水分
解速度も速くなり、強度劣化も急激に起こる。つまり適
切な分子量と結晶化度を保有させることにより、骨接合
用及び骨固定用材料として使用可能な力学的性質及び耐
加水分解性を有する生体内分解吸収性外科用材料とする
ことができる。
本発明に用いられるポリ乳酸について更に詳述する
と、ポリマー乳酸は光学活性を有するＬ体またはＤ体の
乳酸から常法（C.E.Love、米国特許第2,668,182号明細
書）にしたがって乳酸の環状二量体であるラクチドを合
成したあと、そのラクチドを開環重合することによって
得られるものである。このポリマー乳酸は熱安定性に劣
るため溶融成形時の分子量低下を考慮すると、少なくと
も粘度平均分子量が30万以上のものであることが必要で
あり、分子量が高いものほど高強度の外科用材料を得る
のに適する。しかし、分子量があまり高すぎると、溶融
成形の際に高温、高圧が必要となるため分子量の大幅な
低下を招き、結果的に溶融成形後の分子量が20万を下回
るようになるので、目的とする高強度の外科用材料を得
ることが困難となる。従って、粘度平均分子量が30万〜
60万程度のものを使用するのが適当であり、好ましくは
35万〜55万、なかでも40万〜50万程度の分子量を有する
ものが特に好適に使用される。
と、ポリマー乳酸は光学活性を有するＬ体またはＤ体の
乳酸から常法（C.E.Love、米国特許第2,668,182号明細
書）にしたがって乳酸の環状二量体であるラクチドを合
成したあと、そのラクチドを開環重合することによって
得られるものである。このポリマー乳酸は熱安定性に劣
るため溶融成形時の分子量低下を考慮すると、少なくと
も粘度平均分子量が30万以上のものであることが必要で
あり、分子量が高いものほど高強度の外科用材料を得る
のに適する。しかし、分子量があまり高すぎると、溶融
成形の際に高温、高圧が必要となるため分子量の大幅な
低下を招き、結果的に溶融成形後の分子量が20万を下回
るようになるので、目的とする高強度の外科用材料を得
ることが困難となる。従って、粘度平均分子量が30万〜
60万程度のものを使用するのが適当であり、好ましくは
35万〜55万、なかでも40万〜50万程度の分子量を有する
ものが特に好適に使用される。
亦、本発明の外科用材料は、上記のようなポリ乳酸を
原料とし、これをロッド状あるいは平板状など目的に応
じた形状に溶融成形、例えば押出成形、プレス成形した
のち、更に長軸方向に一軸延伸することによってまず成
形物を得るか、更にこれを切削加工してスクリューなど
の異形物を得るものである。この生産性のよい溶融成形
の場合は、通常の押出成形機を用いて、次の温度条件及
び圧力条件の下に行われる。
原料とし、これをロッド状あるいは平板状など目的に応
じた形状に溶融成形、例えば押出成形、プレス成形した
のち、更に長軸方向に一軸延伸することによってまず成
形物を得るか、更にこれを切削加工してスクリューなど
の異形物を得るものである。この生産性のよい溶融成形
の場合は、通常の押出成形機を用いて、次の温度条件及
び圧力条件の下に行われる。
すなわち、溶融押出成形の温度条件については、上記
ポリマー乳酸の融点以上220℃以下の温度範囲とする必
要がある。融点より低い温度では、溶融押出が困難とな
り、逆に220℃より高い温度では、ポリ乳酸の熱不安定
性のため分子量低下が著しくなって、溶融押出成形後の
粘度平均分子量が20万を下回るようになるからである。
ポリマー乳酸の融点以上220℃以下の温度範囲とする必
要がある。融点より低い温度では、溶融押出が困難とな
り、逆に220℃より高い温度では、ポリ乳酸の熱不安定
性のため分子量低下が著しくなって、溶融押出成形後の
粘度平均分子量が20万を下回るようになるからである。
溶融押出成形後の成形物の分子量は20万以上とくに25
万〜40万の範囲内になるものが好ましく、20万を下回る
と延伸操作によっても力学的性質の向上は期待できな
い。分子量低下を最小限に抑えるには、原料ポリマーの
融点よりわずかに高い温度で溶融押出成形することが大
切であり、従って、原料ポリマーとして既述のごとき40
万〜50万程度の分子量を有するものを使用する場合は、
200℃以下の温度条件で溶融押出成形をすることが望ま
しい。成形後の分子量は、機械的強度から見るとより高
い方が好ましい。
万〜40万の範囲内になるものが好ましく、20万を下回る
と延伸操作によっても力学的性質の向上は期待できな
い。分子量低下を最小限に抑えるには、原料ポリマーの
融点よりわずかに高い温度で溶融押出成形することが大
切であり、従って、原料ポリマーとして既述のごとき40
万〜50万程度の分子量を有するものを使用する場合は、
200℃以下の温度条件で溶融押出成形をすることが望ま
しい。成形後の分子量は、機械的強度から見るとより高
い方が好ましい。
同様に、溶融押出成形の圧力条件についても、分子量
低下を極力抑えるために、溶融原料ポリマーの粘度（分
子量）に応じて押出し可能な最小限の押出し圧力とする
のが望ましい。従って、原料ポリマーの分子量が60万ま
での場合は260kg/cm2以下、分子量が40万〜50万の場合
は170〜210kg/cm2程度の押出し圧力とするのが適当であ
る。
低下を極力抑えるために、溶融原料ポリマーの粘度（分
子量）に応じて押出し可能な最小限の押出し圧力とする
のが望ましい。従って、原料ポリマーの分子量が60万ま
での場合は260kg/cm2以下、分子量が40万〜50万の場合
は170〜210kg/cm2程度の押出し圧力とするのが適当であ
る。
尚、溶融押出成形のまえに、原料ポリマーのペレット
は予め減圧加熱乾燥して水分を充分に除去しておくのが
望ましい。
は予め減圧加熱乾燥して水分を充分に除去しておくのが
望ましい。
溶融押出成形によって得られた成形物は、粘度平均分
子量が20万以上に保たれているので、かなりの強度を有
するが、まだ目的とする強度には及ばない。そこで、前
述のように、この成形物をさらに流動パラフィンやシリ
コーンオイルあるいは加熱窒素気流中で長軸方向（押出
し方向）に一軸延伸することにより、ポリマー分子を配
向させて強度を向上させる。
子量が20万以上に保たれているので、かなりの強度を有
するが、まだ目的とする強度には及ばない。そこで、前
述のように、この成形物をさらに流動パラフィンやシリ
コーンオイルあるいは加熱窒素気流中で長軸方向（押出
し方向）に一軸延伸することにより、ポリマー分子を配
向させて強度を向上させる。
また、延伸時の加熱により材料の結晶化度を高めるこ
とができる。しかし、熱処理により材料の結晶化度を高
めると、初期強度は向上するが、分子量低下が起こるの
で、加水分解速度は速くなり、強度保持期間は非晶性の
材料に比べて短くなるので注意が必要である。従って、
延伸時の温度条件は前記のように60〜160℃の範囲が好
ましく、60℃より低い場合は、ガラス転移温度に近すぎ
るため好ましくない。逆に160℃以上特に180℃を越える
と分子量低下を起こすと共に分子相互の滑り変形が優先
して分子配向が起こらず、強度の向上も期待できない。
また加熱時間は10分以内であることが望ましい。
とができる。しかし、熱処理により材料の結晶化度を高
めると、初期強度は向上するが、分子量低下が起こるの
で、加水分解速度は速くなり、強度保持期間は非晶性の
材料に比べて短くなるので注意が必要である。従って、
延伸時の温度条件は前記のように60〜160℃の範囲が好
ましく、60℃より低い場合は、ガラス転移温度に近すぎ
るため好ましくない。逆に160℃以上特に180℃を越える
と分子量低下を起こすと共に分子相互の滑り変形が優先
して分子配向が起こらず、強度の向上も期待できない。
また加熱時間は10分以内であることが望ましい。
次に、延伸倍率については、２〜６倍にするのが望ま
しい。２倍より小さい延伸倍率では、分子配向が不充分
となり、満足に強度を向上させることが困難となるから
であり、一方、６倍以上になるとフィブリル化が生じて
耐加水分解性が低下するからである。
しい。２倍より小さい延伸倍率では、分子配向が不充分
となり、満足に強度を向上させることが困難となるから
であり、一方、６倍以上になるとフィブリル化が生じて
耐加水分解性が低下するからである。
以上の製法によって得られる外科用材料は生体内分解
吸収性を有しており、従来の金属製外科用材料のように
生体内で悪影響を与える心配は殆どない。しかしも、溶
融成形時の分子量低下を最小限に抑えて溶融成形後の粘
度平均分子量を20万以上に保ち、さらに延伸によって分
子配向及び結晶化を与えているものである。すなわち、
この外科用材料は延伸曲げ強度が16.0×102〜25.0×102
kg/cm2、圧縮曲げ弾性率が5.5×102〜24.0×102kg/m
m2、結晶化度が10〜60％であり、高強度を有するもので
ある。
吸収性を有しており、従来の金属製外科用材料のように
生体内で悪影響を与える心配は殆どない。しかしも、溶
融成形時の分子量低下を最小限に抑えて溶融成形後の粘
度平均分子量を20万以上に保ち、さらに延伸によって分
子配向及び結晶化を与えているものである。すなわち、
この外科用材料は延伸曲げ強度が16.0×102〜25.0×102
kg/cm2、圧縮曲げ弾性率が5.5×102〜24.0×102kg/m
m2、結晶化度が10〜60％であり、高強度を有するもので
ある。
ところで整形外科的臨床の知見からすれば、人体の各
々の部位の骨が、損傷や骨折して後、補綴材料を除去し
てもよい程度にまでほぼその強度と機能を回復するに要
する時間は、大略、表１のようにまとめることができ
る。
々の部位の骨が、損傷や骨折して後、補綴材料を除去し
てもよい程度にまでほぼその強度と機能を回復するに要
する時間は、大略、表１のようにまとめることができ
る。
この表から、生体中に埋植するポリ乳酸の成形物を、
ある部位に使用する場合、どれだけの期間、その強度を
生体中で維持していなければならないかが判る。但し、
ここで言う強度の維持とは100％維持しているという意
味ではない。生分解性のポリ乳酸はエステル結合が加水
分解して分子量が低下する。実際はポリ乳酸の成形物の
表面が体液と接して加水分解が起こり、徐々に内部まで
進行して、亀裂を生じ、その結果、成形物の強度の劣化
として発現する。従って見掛け上、強度のほとんど変化
のない期間があり、その後徐々に強度低下する短い期間
があった後に急激な低下が生ずる。
ある部位に使用する場合、どれだけの期間、その強度を
生体中で維持していなければならないかが判る。但し、
ここで言う強度の維持とは100％維持しているという意
味ではない。生分解性のポリ乳酸はエステル結合が加水
分解して分子量が低下する。実際はポリ乳酸の成形物の
表面が体液と接して加水分解が起こり、徐々に内部まで
進行して、亀裂を生じ、その結果、成形物の強度の劣化
として発現する。従って見掛け上、強度のほとんど変化
のない期間があり、その後徐々に強度低下する短い期間
があった後に急激な低下が生ずる。
この強度低下の期間中に、生体骨の接合部位の回復が
進行しているわけであり、ポリ乳酸の低下と生体骨の回
復が加算されるわけであるから、骨の回復期間中、成形
物が必ずしも100％の強度を維持する必要がないのであ
る。むしろ回復期間の直後にはその強度の大半が失わ
れ、骨に負荷のかからない状況が望ましい。かかる意味
において本発明の強度劣化速度が４〜16週間であること
の意味は、回復末期の成形物の強度は、初期の強度と生
体の固体差を考えにいれると、成形物の初期強度の約30
％以上、好ましくは50％以上の値を維持するようにポリ
乳酸の材料（分子量、延伸倍率）とポリ乳酸の成形物の
サイズとその肉厚を選定することが必要である。
進行しているわけであり、ポリ乳酸の低下と生体骨の回
復が加算されるわけであるから、骨の回復期間中、成形
物が必ずしも100％の強度を維持する必要がないのであ
る。むしろ回復期間の直後にはその強度の大半が失わ
れ、骨に負荷のかからない状況が望ましい。かかる意味
において本発明の強度劣化速度が４〜16週間であること
の意味は、回復末期の成形物の強度は、初期の強度と生
体の固体差を考えにいれると、成形物の初期強度の約30
％以上、好ましくは50％以上の値を維持するようにポリ
乳酸の材料（分子量、延伸倍率）とポリ乳酸の成形物の
サイズとその肉厚を選定することが必要である。
一般にポリマーをそれ自体の強度を勘案して、構造材
料として使用する場合は、その強度の劣化はあまり問題
とされない。それは劣化速度が極めて遅いためであり、
劣化することを配慮する必要性が少ないためである。
料として使用する場合は、その強度の劣化はあまり問題
とされない。それは劣化速度が極めて遅いためであり、
劣化することを配慮する必要性が少ないためである。
しかし、本発明のポリ乳酸の場合のように生体内分解
吸収性を一つの機能として利用する場合は、分解速度
と、構造材としての強度を失う時期が実用上は極めて重
要である。特に生体内に使用する場合、強度の損失が速
すぎて、骨折部位の骨の再生が不充分な段階で、強度劣
化がかなり進行してしまうようでは実用性がないと言え
る。
吸収性を一つの機能として利用する場合は、分解速度
と、構造材としての強度を失う時期が実用上は極めて重
要である。特に生体内に使用する場合、強度の損失が速
すぎて、骨折部位の骨の再生が不充分な段階で、強度劣
化がかなり進行してしまうようでは実用性がないと言え
る。
ポリ乳酸などのポリエステル型の生分解生ポリマーの
加水分解は、その一時構造のエステル結合の分解に基づ
いている。これは物質固有の分子レベルの分解速度であ
るが、実際の分解は弱アルカリ性（pH≒7.4）である体
液に接触した部分から生ずる。それ故、実際に使用する
スクリュー、ロッド、プレート、ピンなどの表面から加
水分解が行われるわけであり、表面の大きさ（体積との
比率）が物体としての強度劣化の決定因子となる。つま
り、小さくて表面積の大きい（表面の凹凸が多い形状）
成形物は物体としての劣化が比較的速く、これに対し
て、大きくて表面積の小さい（表面の凹凸が少ない形
状）成形物は物体としての劣化が比較的遅い。
加水分解は、その一時構造のエステル結合の分解に基づ
いている。これは物質固有の分子レベルの分解速度であ
るが、実際の分解は弱アルカリ性（pH≒7.4）である体
液に接触した部分から生ずる。それ故、実際に使用する
スクリュー、ロッド、プレート、ピンなどの表面から加
水分解が行われるわけであり、表面の大きさ（体積との
比率）が物体としての強度劣化の決定因子となる。つま
り、小さくて表面積の大きい（表面の凹凸が多い形状）
成形物は物体としての劣化が比較的速く、これに対し
て、大きくて表面積の小さい（表面の凹凸が少ない形
状）成形物は物体としての劣化が比較的遅い。
特にポリ乳酸を延伸することでその強度を骨の強度と
同等の程度まで高めた材料では、わずかの劣化が、物体
としての強度を実用レベルよりかなり低い値まで急激に
低下させることになるので、成形品の表面積、つまり形
状、大きさは注意深く決定されねばならない。強度だけ
を重視するのであれば、成形物は大きく、表面が平滑で
単純な形状のものを使用すればよい。しかし、治療部位
に必要な成形物の大きさには制限がある。また、あまり
大きすぎれば分解が進行して、次いで生体内に分解物が
吸収されるとき、その量が多すぎて生体との不必要な反
応が懸念される。
同等の程度まで高めた材料では、わずかの劣化が、物体
としての強度を実用レベルよりかなり低い値まで急激に
低下させることになるので、成形品の表面積、つまり形
状、大きさは注意深く決定されねばならない。強度だけ
を重視するのであれば、成形物は大きく、表面が平滑で
単純な形状のものを使用すればよい。しかし、治療部位
に必要な成形物の大きさには制限がある。また、あまり
大きすぎれば分解が進行して、次いで生体内に分解物が
吸収されるとき、その量が多すぎて生体との不必要な反
応が懸念される。
加水分解による強度の劣化は表面に亀裂が生ずること
から始まる。この亀裂がノッチの役割をするので、実測
の強度が低下する。経験によれば分子量の低下よりもこ
の表面亀裂が実際の強度劣化の発現の先行要素である。
つまり、体液と接触している表面のポリマーは加水分解
により分子量が低下しているが、これが、ある程度成形
物の内部まで進行しないと目視できる程度の大きな亀裂
が生じてこない。表層のみの劣化では成形物全体として
の強度劣化はそれ程大きくないわけである。成形物の内
層まで劣化進行して亀裂を生じ、強度劣化が発現するま
での時間が、骨が再生してある程度の強度が発生する時
間とほぼ等しいことが最も望ましいわけである。事実、
この望ましい強度低下の時期を決定するものは成形品の
肉厚である。すなわち、ロッド、プレート、スクリュ
ー、などの形状であっても、その厚みの部分がその成形
物を包囲する体液間の最短距離となることから、成形品
の肉厚が強度低下の時期を決定する最大要因であること
が理解できる。つまり単位強度が同じ材料であっても表
面積比の大きい粉状、粒状、細いピンやロッドなどは太
いロッド、肉厚の大きいプレート、スクリューより強度
低下が速い。
から始まる。この亀裂がノッチの役割をするので、実測
の強度が低下する。経験によれば分子量の低下よりもこ
の表面亀裂が実際の強度劣化の発現の先行要素である。
つまり、体液と接触している表面のポリマーは加水分解
により分子量が低下しているが、これが、ある程度成形
物の内部まで進行しないと目視できる程度の大きな亀裂
が生じてこない。表層のみの劣化では成形物全体として
の強度劣化はそれ程大きくないわけである。成形物の内
層まで劣化進行して亀裂を生じ、強度劣化が発現するま
での時間が、骨が再生してある程度の強度が発生する時
間とほぼ等しいことが最も望ましいわけである。事実、
この望ましい強度低下の時期を決定するものは成形品の
肉厚である。すなわち、ロッド、プレート、スクリュ
ー、などの形状であっても、その厚みの部分がその成形
物を包囲する体液間の最短距離となることから、成形品
の肉厚が強度低下の時期を決定する最大要因であること
が理解できる。つまり単位強度が同じ材料であっても表
面積比の大きい粉状、粒状、細いピンやロッドなどは太
いロッド、肉厚の大きいプレート、スクリューより強度
低下が速い。
かかる事実に基づいて本発明者等は種々の形状、大き
さを有する成形物を動物生体に埋植することにより、分
解により適切な強度の劣化時期を有する成形物の肉厚を
決定することができ本発明に到達したものである。この
ようにポリ乳酸の成形物に於いて、その厚みと生分解速
度とを対比させた例は未だない。
さを有する成形物を動物生体に埋植することにより、分
解により適切な強度の劣化時期を有する成形物の肉厚を
決定することができ本発明に到達したものである。この
ようにポリ乳酸の成形物に於いて、その厚みと生分解速
度とを対比させた例は未だない。
すなわち人体の骨の再生に必要な時間はその部位によ
り異なるが、埋植したポリマーが強度を維持しているこ
とが必要な期間は約４〜16週間であることが外科的経験
から判っている。このような期間、初期の強度あるいは
支障のない程度の劣化に留まった程度に強度を保つに
は、外科用骨折固定用、接合用材料として使用する成形
品のその最も肉厚なる部分が略1.0〜4.5mmであることが
必要である。但し、成形品の肉厚については次のことに
留意しなければならない。
り異なるが、埋植したポリマーが強度を維持しているこ
とが必要な期間は約４〜16週間であることが外科的経験
から判っている。このような期間、初期の強度あるいは
支障のない程度の劣化に留まった程度に強度を保つに
は、外科用骨折固定用、接合用材料として使用する成形
品のその最も肉厚なる部分が略1.0〜4.5mmであることが
必要である。但し、成形品の肉厚については次のことに
留意しなければならない。
即ち、一つの成形物に肉厚の部分と肉薄の部分が同時
にあるスクリュー状の成形物の場合はネジ山の部分は薄
く肉厚は小さい。ネジ芯の部分の直径は太く、肉厚は大
きい。しかしスクリューを骨中に埋植した場合はその曲
げ強度はスクリューのネジ芯の太さによって決定される
ものであり、ネジ山は主として骨折部位の切片の固定に
作用しているものである。
にあるスクリュー状の成形物の場合はネジ山の部分は薄
く肉厚は小さい。ネジ芯の部分の直径は太く、肉厚は大
きい。しかしスクリューを骨中に埋植した場合はその曲
げ強度はスクリューのネジ芯の太さによって決定される
ものであり、ネジ山は主として骨折部位の切片の固定に
作用しているものである。
スクリューは骨折部位の接合に用いる場合、あらかじ
めタップネジを切ってからネジ込んで使用する。従って
セットインされた状態はタップ穴にスクリューが充填さ
れた状況を呈している。埋植後体液と接触した表面部分
から徐々に加水分解による劣化が始まり、劣化の進行は
徐々に内部にまで到る。ネジ山の切片やネジ先の肉薄部
位は劣化の到達が早く、見掛上、表面亀裂が早く発現す
る。このときのポリ乳酸スクリューの肉薄部分の強度は
かなり低下しているが、ネジ芯部位の劣化はそれ程大き
くなく、実用上の接合強度に支障をきたすものではな
い。すなわち、ネジのような形状では肉厚部位であるネ
ジ芯のロッド部位の太さが強度持続時間を決定すると言
える。本発明のスクリューの直径とはネジ芯の直径をさ
す。また他のロッド、ピン、プレートなどの単純形状の
成形物の場合、その厚みが強度持続時間を決定する。
めタップネジを切ってからネジ込んで使用する。従って
セットインされた状態はタップ穴にスクリューが充填さ
れた状況を呈している。埋植後体液と接触した表面部分
から徐々に加水分解による劣化が始まり、劣化の進行は
徐々に内部にまで到る。ネジ山の切片やネジ先の肉薄部
位は劣化の到達が早く、見掛上、表面亀裂が早く発現す
る。このときのポリ乳酸スクリューの肉薄部分の強度は
かなり低下しているが、ネジ芯部位の劣化はそれ程大き
くなく、実用上の接合強度に支障をきたすものではな
い。すなわち、ネジのような形状では肉厚部位であるネ
ジ芯のロッド部位の太さが強度持続時間を決定すると言
える。本発明のスクリューの直径とはネジ芯の直径をさ
す。また他のロッド、ピン、プレートなどの単純形状の
成形物の場合、その厚みが強度持続時間を決定する。
以下に実施例を示す。即ち、白兎を用いてin vivo te
stを行い、生体中での実際の成形品の強度劣化を把握
し、外科的臨床において、どの部位の骨の固定・接合に
使用できるかの裏付けを明らかにするものである。
stを行い、生体中での実際の成形品の強度劣化を把握
し、外科的臨床において、どの部位の骨の固定・接合に
使用できるかの裏付けを明らかにするものである。
以下、実施例を挙げて本発明のポリ乳酸の外科用成形
物を説明する。
物を説明する。
（ポリマーの調製） 初期の粘度平均分子量が42万のポリ乳酸のペレットを
減圧下に80〜120℃で一昼夜乾燥し、この乾燥ペレット
を押出成形機にいれて減圧下に約40分放置した後、押出
機の温度条件としてシリンダー部分を198℃、アダプタ
ー部分を200℃、ダイス部分を200℃に設定し、角棒また
は丸棒状に溶融押出成形した。得られた成形物の粘度平
均分子量を測定したところ、22万であった。なお、この
場合の粘度式は、 ［η］＝5.45×10-4M0.73 （クロロホルム 25℃） を用いた。
減圧下に80〜120℃で一昼夜乾燥し、この乾燥ペレット
を押出成形機にいれて減圧下に約40分放置した後、押出
機の温度条件としてシリンダー部分を198℃、アダプタ
ー部分を200℃、ダイス部分を200℃に設定し、角棒また
は丸棒状に溶融押出成形した。得られた成形物の粘度平
均分子量を測定したところ、22万であった。なお、この
場合の粘度式は、 ［η］＝5.45×10-4M0.73 （クロロホルム 25℃） を用いた。
次いで、この成形物を105℃の流動パラフィン中で長
軸方向に２倍に一軸延伸し、これを切断して試験片（寸
法：φ5.0mm×長さ80mm）を作製した。得られた試験片
の圧縮曲げ強度は1720kg/cm2、圧縮曲げ弾性率は610kg/
mm2であり、結晶化度は28％であった。
軸方向に２倍に一軸延伸し、これを切断して試験片（寸
法：φ5.0mm×長さ80mm）を作製した。得られた試験片
の圧縮曲げ強度は1720kg/cm2、圧縮曲げ弾性率は610kg/
mm2であり、結晶化度は28％であった。
さらに、この試験片を37℃の生理食塩水中に３ケ月間
浸漬し、その後、この試験片の圧縮曲げ強度を測定した
ところ、1700kg/cm2、また圧縮曲げ弾性率は600kg/mm2
であり、ほとんど強度劣化を生じていないことがわか
る。
浸漬し、その後、この試験片の圧縮曲げ強度を測定した
ところ、1700kg/cm2、また圧縮曲げ弾性率は600kg/mm2
であり、ほとんど強度劣化を生じていないことがわか
る。
なお、上記の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性率はJIS
K−7203に基づいて測定したものであり、結晶化度の次
の方法により測定した密度から算出したものである。
K−7203に基づいて測定したものであり、結晶化度の次
の方法により測定した密度から算出したものである。
（密度測定） ｎ−ヘキサン−四塩化炭素系の密度勾配管を用いて30
℃にて測定した。測定に先立ち、気泡を除去するために
試料をＮ−ヘキサン中に入れて、30分間脱泡した。
℃にて測定した。測定に先立ち、気泡を除去するために
試料をＮ−ヘキサン中に入れて、30分間脱泡した。
測定した密度から次式にしたがって結晶化度を算出し
た。
た。
1/ρ＝X/ρｃ−（１−Ｘ）／ρａ X ：結晶化度 ρ ：試料の実測密度 ρc :結晶の密度（＝1.290g/cm3） ρa :非晶質の密度（＝1.248g/cm3） （in vivoテスト） 初期の粘度平均分子量が42万のポリ乳酸を用いて溶融
押出成形の温度条件や延伸条件を上記と同様にして５種
類の試験片（長さが80mmの丸棒で直径がそれぞれ4.5m
m、4.0mm、3.0mm、2.0mm、1.0mm）を作製し、得られた
試験片を白兎の背中骨中に埋植し、所定期間毎に摘出し
て、その強度を測定した。その結果を表２に示す。
押出成形の温度条件や延伸条件を上記と同様にして５種
類の試験片（長さが80mmの丸棒で直径がそれぞれ4.5m
m、4.0mm、3.0mm、2.0mm、1.0mm）を作製し、得られた
試験片を白兎の背中骨中に埋植し、所定期間毎に摘出し
て、その強度を測定した。その結果を表２に示す。
なお、試験片の摘出は３羽づつ同時に行い、表中のデ
ータはその平均値である。
ータはその平均値である。
ここで、白兎背中骨内に埋植した試験片の強度劣化の
速度は、動物の固体差や、試験片の補綴状態、及び補綴
後の骨との密着生、及び埋植中のストレスのかかり方等
により、多少の変動がある。また、各固体の回復力の差
異、すなわち損傷部の骨の再生速度の違い等を総合的に
考慮すると、表１に示した各部位に必要な回復期間中
は、埋植された本発明の外科用材料の曲げ強度は初期強
度の30％以上、好ましくは50％以上の値を維持していな
ければならない。
速度は、動物の固体差や、試験片の補綴状態、及び補綴
後の骨との密着生、及び埋植中のストレスのかかり方等
により、多少の変動がある。また、各固体の回復力の差
異、すなわち損傷部の骨の再生速度の違い等を総合的に
考慮すると、表１に示した各部位に必要な回復期間中
は、埋植された本発明の外科用材料の曲げ強度は初期強
度の30％以上、好ましくは50％以上の値を維持していな
ければならない。
そこで、以下の厚みの妥当性の範囲を決定するために
初期強度の約70％で線引きを行い、それぞれの径のロッ
ドの強度劣化曲線との交叉点を求め、それにより強度保
持期間を求めた。
初期強度の約70％で線引きを行い、それぞれの径のロッ
ドの強度劣化曲線との交叉点を求め、それにより強度保
持期間を求めた。
（成形物の厚みの妥当性） 本発明のポリ乳酸成形物の厚みまたは直径が2.0〜4.0
mmの弓状または直方形のピン状成形物を鎖骨または肋骨
の骨折などの骨接合用に用いる場合、その成形物の約70
％の強度保持期間は６週〜12週であり、表１との対比よ
り、好適に使用可能といえる。
mmの弓状または直方形のピン状成形物を鎖骨または肋骨
の骨折などの骨接合用に用いる場合、その成形物の約70
％の強度保持期間は６週〜12週であり、表１との対比よ
り、好適に使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が2.0〜4.0mmのス
クリュー状成形物を、肩関節における大結節部の固定
用、外科顆骨骨折、及び関臼蓋部の骨片固定用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は６週〜12週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
クリュー状成形物を、肩関節における大結節部の固定
用、外科顆骨骨折、及び関臼蓋部の骨片固定用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は６週〜12週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が1.0〜2.5mmのピ
ン状成形物を肘関節軟骨骨折の骨接合用及び野球肘の骨
切りまたは骨移植の固定用に用いる場合、その成形物の
約70％の強度保持期間は５週〜８週であり、表１との対
比より好適に使用可能といえる。
ン状成形物を肘関節軟骨骨折の骨接合用及び野球肘の骨
切りまたは骨移植の固定用に用いる場合、その成形物の
約70％の強度保持期間は５週〜８週であり、表１との対
比より好適に使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が2.0〜3.0mmのス
クリュー状成形物を肘関節における内上顆及び外顆骨折
の骨接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保
持期間は６週〜９週であり、表１との対比により好適に
使用可能といえる。
クリュー状成形物を肘関節における内上顆及び外顆骨折
の骨接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保
持期間は６週〜９週であり、表１との対比により好適に
使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が1.0〜2.0mmのピ
ン状成形物を、手根骨及び手骨における各部手指骨骨
折、関節内骨折、僥骨末端骨折などの骨接合用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は５週〜８週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
ン状成形物を、手根骨及び手骨における各部手指骨骨
折、関節内骨折、僥骨末端骨折などの骨接合用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は５週〜８週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が1.5〜2.5mmのマ
イクロスクリュー状の成形物を、手関節及び手指骨にお
ける僥骨末端骨折及び手指骨折などの骨接合用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は６週〜８週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
イクロスクリュー状の成形物を、手関節及び手指骨にお
ける僥骨末端骨折及び手指骨折などの骨接合用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は６週〜８週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が2.5〜3.5mmのピ
ンまたはスクリュー状成形物を、骨盤及び股関節におけ
る寛骨臼骨折、腸骨剥離骨折の骨接合用、股関節形成術
の骨移植固定用及び大腿骨骨頭骨折の骨接合用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は８週〜11週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
ンまたはスクリュー状成形物を、骨盤及び股関節におけ
る寛骨臼骨折、腸骨剥離骨折の骨接合用、股関節形成術
の骨移植固定用及び大腿骨骨頭骨折の骨接合用に用いる
場合、その成形物の約70％の強度保持期間は８週〜11週
であり、表１との対比より好適に使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が3.5〜4.5mmのピ
ンまたはスクリュー状成形物を膝関節における大腿骨顆
部骨折接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度
保持期間は11週〜16週であり、表１との対比より好適に
使用可能といえる。
ンまたはスクリュー状成形物を膝関節における大腿骨顆
部骨折接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度
保持期間は11週〜16週であり、表１との対比より好適に
使用可能といえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が2.5〜3.5mmのピ
ンまたはスクリュー状成形物を、膝関節における関節内
骨折、離断性骨軟骨炎、脛骨上端骨折または骨切り手術
時の接合用に使用する場合、その成形物の約70％の強度
保持期間は８週〜11週であり、表１との対比より好適に
使用可能であるといえる。
ンまたはスクリュー状成形物を、膝関節における関節内
骨折、離断性骨軟骨炎、脛骨上端骨折または骨切り手術
時の接合用に使用する場合、その成形物の約70％の強度
保持期間は８週〜11週であり、表１との対比より好適に
使用可能であるといえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が2.5〜3.5mmのス
クリュー状成形物を、足関節における足関節内外顆、後
顆骨折接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度
保持期間は８週〜11週であり、表１との対比より好適に
使用可能であるといえる。
クリュー状成形物を、足関節における足関節内外顆、後
顆骨折接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度
保持期間は８週〜11週であり、表１との対比より好適に
使用可能であるといえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が3.5〜4.5mmのス
クリュー状成形物を足関節における距骨骨折接合用に用
いる場合、その成形物の約70％の強度保持期間は11週〜
16週であり、表１との対比より好適に使用可能といえ
る。
クリュー状成形物を足関節における距骨骨折接合用に用
いる場合、その成形物の約70％の強度保持期間は11週〜
16週であり、表１との対比より好適に使用可能といえ
る。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が2.0〜4.0mmのピ
ン状成形物を足関節における離断性骨軟骨炎、骨軟骨骨
折接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保持
期間は６週〜12週であり、表１との対比より好適に使用
可能であるといえる。
ン状成形物を足関節における離断性骨軟骨炎、骨軟骨骨
折接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保持
期間は６週〜12週であり、表１との対比より好適に使用
可能であるといえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が1.5〜3.0mmのピ
ン状成形物を足指における外反母趾手術及び足指骨骨折
接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保持期
間は６週〜９週であり、表１との対比より好適に使用可
能であるといえる。
ン状成形物を足指における外反母趾手術及び足指骨骨折
接合用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保持期
間は６週〜９週であり、表１との対比より好適に使用可
能であるといえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が2.0〜3.5mmのス
クリュー状成形物を頚椎における前方除圧固定手術用、
及び移植骨固定用に用いる場合、その成形物の約70％の
強度保持期間は６週〜11週であり、表１との対比より好
適に使用可能であるといえる。
クリュー状成形物を頚椎における前方除圧固定手術用、
及び移植骨固定用に用いる場合、その成形物の約70％の
強度保持期間は６週〜11週であり、表１との対比より好
適に使用可能であるといえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の直径が3.5〜4.5mmのス
クリュー状成形物を、長幹骨骨幹部における骨移植固定
用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保持期間は
11週〜16週であり、表１との対比より好適に使用可能で
あるといえる。
クリュー状成形物を、長幹骨骨幹部における骨移植固定
用に用いる場合、その成形物の約70％の強度保持期間は
11週〜16週であり、表１との対比より好適に使用可能で
あるといえる。
亦、本発明のポリ乳酸成形物の厚みが1.0〜2.0mmのプ
レート状成形物及びこれを固定する直径が2.0〜2.5mmの
スクリュー状成形物の組み合わせによって頭骨、頬骨、
鼻骨、及び上顎骨、下顎骨などの骨折等の骨接合用など
口腔外科用材料として用いる場合、その成形物の約70％
の強度保持期間は５週〜８週であり、表１との対比より
好適に使用可能であるといえる。
レート状成形物及びこれを固定する直径が2.0〜2.5mmの
スクリュー状成形物の組み合わせによって頭骨、頬骨、
鼻骨、及び上顎骨、下顎骨などの骨折等の骨接合用など
口腔外科用材料として用いる場合、その成形物の約70％
の強度保持期間は５週〜８週であり、表１との対比より
好適に使用可能であるといえる。
次に本発明の具体的な骨固定用器具の形状を図に基づ
いて説明する。
いて説明する。
第１図は本発明のポリ乳酸形成加工品のピンを示す正
面図（イ）及び平面図（ロ）であって、その大きさは長
さＬが37.5mm、一辺の長さが3mm〜4mmの断面略正方形の
もので、平面図（ロ）から明らかなようにR50の曲面を
有する。これは肋骨固定用のピンとして使用されるもの
で、必要強度保持期間は６〜８週間である。
面図（イ）及び平面図（ロ）であって、その大きさは長
さＬが37.5mm、一辺の長さが3mm〜4mmの断面略正方形の
もので、平面図（ロ）から明らかなようにR50の曲面を
有する。これは肋骨固定用のピンとして使用されるもの
で、必要強度保持期間は６〜８週間である。
第２図はプレートの一例を示す正面図（イ）及び側面
図（ロ）である。長さは22.6mmで４ケ所の小孔を有す
る。この種のプレートは骨折断端に積極的に圧迫力を加
え骨折治癒を促す場合に使用する。
図（ロ）である。長さは22.6mmで４ケ所の小孔を有す
る。この種のプレートは骨折断端に積極的に圧迫力を加
え骨折治癒を促す場合に使用する。
第３図はプレートを使用した一例を示す断面概略図で
ある。同図において100は骨折した骨であり、１はプレ
ートで２はプレートの小孔に挿通せられたスクリューで
あって、スクリュー２によりプレート１が固定される。
その他、プレートには多くの種類があり、骨折の状態や
その部位により、最も適したものが選択使用される。
ある。同図において100は骨折した骨であり、１はプレ
ートで２はプレートの小孔に挿通せられたスクリューで
あって、スクリュー２によりプレート１が固定される。
その他、プレートには多くの種類があり、骨折の状態や
その部位により、最も適したものが選択使用される。
次にスクリューについて説明する。
第４図には皮膚骨用スクリューが示されている。皮膚
骨用スクリューは粗いネジ山のスクリューで斜骨折の圧
迫整復固定や不レートと併用して使用されることも多
い。大きさはスクリュー頭部の径Ｈが7.5mm、長さＬが1
4〜70mmである。
骨用スクリューは粗いネジ山のスクリューで斜骨折の圧
迫整復固定や不レートと併用して使用されることも多
い。大きさはスクリュー頭部の径Ｈが7.5mm、長さＬが1
4〜70mmである。
第４図（ロ）はスクリュー頭部の拡大図及びネジ部の部
分拡大図である。ピッチＰは1.75mm、ネジ部の最小径ｔ
は3.0mm、最大径Ｔは4.5mmである。この種のスクリュー
には他に頭部の径が5.5mm、長さが10〜40mm、ピッチが
1.75mm、ネジ部の最小径が1.9mm、最大径が3.5mm、及び
頭部が3.0mm、長さが５〜15mm、ピッチが1.8mm、ネジ部
の最小径が1.4mm、最大径が2.0mm等がある。
分拡大図である。ピッチＰは1.75mm、ネジ部の最小径ｔ
は3.0mm、最大径Ｔは4.5mmである。この種のスクリュー
には他に頭部の径が5.5mm、長さが10〜40mm、ピッチが
1.75mm、ネジ部の最小径が1.9mm、最大径が3.5mm、及び
頭部が3.0mm、長さが５〜15mm、ピッチが1.8mm、ネジ部
の最小径が1.4mm、最大径が2.0mm等がある。
第５図は皮膚骨用スクリューの使用状態を示す断面概
略図であり、100は骨であり、３は皮膚骨用スクリュー
である。
略図であり、100は骨であり、３は皮膚骨用スクリュー
である。
第６図（イ）は圧迫整復固定用スクリューでマレオラ
スクリューと称されるものであり、皮質骨用スクリュー
と同様に幅広い鋭いネジ山は海綿骨を保持し、斜位にね
じ込んだ場合、スクリューの頭部で組織を巻き込むのを
避けるように形成されている。第６図（ロ）は該スクリ
ューの頭部の部分拡大図及びネジ部の部分拡大図であ
る。スクリュー頭部の径Ｈが7.5mm、長さＬが25〜70m
m、ネジ部の長さｌは12〜32mmである。ネジ部の最小径
ｔは3.0mm、最大径Ｔは4.5mmである。
スクリューと称されるものであり、皮質骨用スクリュー
と同様に幅広い鋭いネジ山は海綿骨を保持し、斜位にね
じ込んだ場合、スクリューの頭部で組織を巻き込むのを
避けるように形成されている。第６図（ロ）は該スクリ
ューの頭部の部分拡大図及びネジ部の部分拡大図であ
る。スクリュー頭部の径Ｈが7.5mm、長さＬが25〜70m
m、ネジ部の長さｌは12〜32mmである。ネジ部の最小径
ｔは3.0mm、最大径Ｔは4.5mmである。
第７図はマレオラスクリューの使用例を示す。100は
骨で、４はマレオラスクリューである。
骨で、４はマレオラスクリューである。
以上の説明から理解できるように、本発明の生体内分
解吸収性外科用成形物は、損傷或いは骨折した骨の再形
成が徐々に進行して、その強度が日常生活にほとんど支
障のない程度に復元する時点まで、その材料強度が維持
されており、次いでほぼ骨の形成が完了する頃には生体
内に分解吸収されるので、従来の金属製の材料に比べて
骨の成長を阻害することがないという極めて優れた効果
を奏する。しかも、本発明に於いては、生体骨の各部位
に最も適した大きさ及び形状のポリ乳酸成形物としたこ
とにより、骨の固定や接合に必要な強度と該成形物の分
解吸収とのバランスをとることができ、それによって上
記の効果は更に顕著となったものである。
解吸収性外科用成形物は、損傷或いは骨折した骨の再形
成が徐々に進行して、その強度が日常生活にほとんど支
障のない程度に復元する時点まで、その材料強度が維持
されており、次いでほぼ骨の形成が完了する頃には生体
内に分解吸収されるので、従来の金属製の材料に比べて
骨の成長を阻害することがないという極めて優れた効果
を奏する。しかも、本発明に於いては、生体骨の各部位
に最も適した大きさ及び形状のポリ乳酸成形物としたこ
とにより、骨の固定や接合に必要な強度と該成形物の分
解吸収とのバランスをとることができ、それによって上
記の効果は更に顕著となったものである。
第１図（イ）及び（ロ）はそれぞれ本発明の一実施例に
係るピンを示す正面図及び平面図、第２図（イ）及び
（ロ）はそれぞれ本発明の他の実施例に係るプレートを
示す正面図及び側面図、第３図は同プレートの一使用例
を示す部分斜視図、第４図（イ）は本発明の更に他の実
施例に係る皮質骨用スクリューを示す正面図、第４図
（ロ）は同スクリューの頭部の拡大図及びネジ部の部分
拡大図、第５図は同スクリューの使用状態を示す概略断
面図、第６図（イ）は本発明のもう一つの実施例に係る
圧迫整復固定用スクリュー（マレオラスクリュー）の正
面図、第６図（ロ）は同スクリューの頭部の部分拡大図
及びネジ部の部分拡大図、第７図は同スクリューの一使
用例を示す概略断面図である。 １……プレート、２……スクリュー、３……皮質骨用ス
クリュー、４……マレオラスクリュー、100……骨。
係るピンを示す正面図及び平面図、第２図（イ）及び
（ロ）はそれぞれ本発明の他の実施例に係るプレートを
示す正面図及び側面図、第３図は同プレートの一使用例
を示す部分斜視図、第４図（イ）は本発明の更に他の実
施例に係る皮質骨用スクリューを示す正面図、第４図
（ロ）は同スクリューの頭部の拡大図及びネジ部の部分
拡大図、第５図は同スクリューの使用状態を示す概略断
面図、第６図（イ）は本発明のもう一つの実施例に係る
圧迫整復固定用スクリュー（マレオラスクリュー）の正
面図、第６図（ロ）は同スクリューの頭部の部分拡大図
及びネジ部の部分拡大図、第７図は同スクリューの一使
用例を示す概略断面図である。 １……プレート、２……スクリュー、３……皮質骨用ス
クリュー、４……マレオラスクリュー、100……骨。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−198553（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−198552（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 17/58 A61L 15/00 - 33/00
Claims (17)
- 【請求項１】溶融成形・延伸後の粘度平均分子量（MW）
が20万以上であって、その圧縮曲げ強度が16.0×102〜2
5.0×102Kg/cm2、圧縮曲げ弾性率が5.5×102〜24.0×10
2Kg/mm2、密度測定より求められる結晶化度が10〜60％
であるポリ乳酸成形物において、その最も肉厚なる部分
を1.0〜4.5mm以下に制限することにより、生体内での分
解による強度劣化速度がおよそ４〜16週間の範囲内に制
御されたロッド状、プレート状、スクリュー状、ピン状
などの形状を有する生体内分解吸収性外科用成形物。 - 【請求項２】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径2.5〜3.5mmのスクリュー状の成形物である肩関節にお
ける大結節部の固定用、多び外科顆骨骨折、及び関節臼
蓋部の骨片固定用の生体内分解吸収性外科用成形物。 - 【請求項３】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径1.0〜2.5mmのピン状の成形物である肘関節骨軟骨骨折
の骨接合用及び野球肘の骨移植の固定用の生体内分解吸
収性外科用成形物。 - 【請求項４】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径2.0〜3.0mmのスクリュー状の成形物である肘関節にお
ける内上顆及び外顆骨折の骨接合用の生体内分解吸収性
外科用成形物。 - 【請求項５】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径1.0〜2.0mmのピン状の成形物である手根骨及び手骨に
おける各部手指骨骨折、関節内骨折、僥骨末端骨折など
の骨接合用の生体内分解吸収性外科用成形物。 - 【請求項６】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径1.5〜2.5mmのマイクロスクリュー状の成形物である手
関節及び手指骨における僥骨末端骨折及び手指骨骨折な
どの骨接合用の生体内分解吸収性外科用成形物。 - 【請求項７】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径2.5〜3.5mmのピンまたはスクリュー状の成形物である
骨盤及び股関節における寛骨臼骨折、腸骨剥離骨折の骨
接合用、股関節形成術の骨移植固定用及び大腿骨骨頭骨
折の骨接合用の生体内分解吸収性外科用成形物。 - 【請求項８】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径3.5〜4.5mmのピンまたはスクリュー状の成形物である
膝関節における大腿骨顆部骨折接合用の生体内分解吸収
性外科用成形物。 - 【請求項９】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が直
径2.5〜3.5mmのピンまたはスクリュー状の成形物である
膝関節における関節内骨折、離断性骨軟骨炎、脛骨上端
骨折または骨切り手術時の接合用の生体内分解吸収性外
科用成形物。 - 【請求項１０】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
直径2.5〜3.5mmのスクリュー状の成形物である足関節に
おける足関節内外顆、後顆骨折接合用の生体内分解吸収
性外科用成形物。 - 【請求項１１】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
直径3.5〜4.5mmのスクリュー状の成形物である足関節に
おける距骨骨折接合用の生体内分解吸収性外科用成形
物。 - 【請求項１２】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
直径2.0〜4.0mmのピン状の成形物である足関節に於ける
離断性骨軟骨炎、骨軟骨骨折接合用の生体内分解吸収性
外科用成形物。 - 【請求項１３】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
直径1.5〜2.5mmのピン状の成形物である足指における外
反母趾手術及び足指骨骨折接合用の生体内分解吸収性外
科用成形物。 - 【請求項１４】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
直径2.0〜3.5mmのスクリュー状の成形物である頚椎にお
ける前方除圧固定手術用、及び移植骨固定用の生体内分
解吸収性外科用成形物。 - 【請求項１５】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
直径3.5〜4.5mmのスクリュー状の成形物である長幹骨骨
幹部における骨移植固定用の生体内分解吸収性外科用成
形物。 - 【請求項１６】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
その最も肉厚なる部分が2.0〜4.0mmの弓形または直方形
のロッド状成形物である鎖骨または肋骨の骨接合用の生
体内分解吸収性外科用成形物。 - 【請求項１７】請求項（１）に記載のポリ乳酸成形物が
厚み1.0〜2.0mmの穿孔されたプレート状の成形物及びこ
れを固定する直径2.0〜2.5mmのスクリュー状の成形物の
組合わせである頭骨、頬骨、鼻骨、及び上顎骨、下顎骨
などの骨接合用の生体以内分解吸収性口腔外科用成形
物。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1165740A JP2860663B2 (ja) | 1989-06-28 | 1989-06-28 | 生体内分解吸収性外科用成形物 |
| EP90125452A EP0491983B1 (en) | 1989-06-28 | 1990-12-24 | Biodegradable and resorbable molded article for surgical use |
| DE69026100T DE69026100T2 (de) | 1989-06-28 | 1990-12-24 | Biologisch abbaubarer und resorbierbarer Formkörper für chirurgischen Gebrauch |
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1165740A JP2860663B2 (ja) | 1989-06-28 | 1989-06-28 | 生体内分解吸収性外科用成形物 |
| EP90125452A EP0491983B1 (en) | 1989-06-28 | 1990-12-24 | Biodegradable and resorbable molded article for surgical use |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8175913A Division JP2864113B2 (ja) | 1996-06-14 | 1996-06-14 | 生体内分解吸収性肋骨固定ピン |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0329663A JPH0329663A (ja) | 1991-02-07 |
| JP2860663B2 true JP2860663B2 (ja) | 1999-02-24 |
Family
ID=26125687
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1165740A Expired - Lifetime JP2860663B2 (ja) | 1989-06-28 | 1989-06-28 | 生体内分解吸収性外科用成形物 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0491983B1 (ja) |
| JP (1) | JP2860663B2 (ja) |
| DE (1) | DE69026100T2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5275601A (en) * | 1991-09-03 | 1994-01-04 | Synthes (U.S.A) | Self-locking resorbable screws and plates for internal fixation of bone fractures and tendon-to-bone attachment |
| JP2619760B2 (ja) * | 1991-12-25 | 1997-06-11 | グンゼ株式会社 | 骨治療用具及びその製造法 |
| DE4308239C2 (de) * | 1992-12-08 | 2002-07-11 | Biomet Merck Deutschland Gmbh | Verfahren zur Herstellung eines Formkörpers für die Osteosynthese |
| US5569250A (en) * | 1994-03-01 | 1996-10-29 | Sarver; David R. | Method and apparatus for securing adjacent bone portions |
| JPH08196557A (ja) * | 1995-01-24 | 1996-08-06 | Gunze Ltd | 腱及び靭帯再建固定用ネジ |
| EP0795336B1 (en) * | 1995-09-14 | 2003-06-11 | Takiron Co. Ltd. | Osteosynthetic material, composited implant material, and process for preparing the same |
| US20020169485A1 (en) | 1995-10-16 | 2002-11-14 | Neuropace, Inc. | Differential neurostimulation therapy driven by physiological context |
| US6944501B1 (en) | 2000-04-05 | 2005-09-13 | Neurospace, Inc. | Neurostimulator involving stimulation strategies and process for using it |
| DE19601477C2 (de) * | 1996-01-17 | 1999-12-16 | Axel Kirsch | Befestigungsnagel |
| JP3263806B2 (ja) * | 1996-09-18 | 2002-03-11 | タキロン株式会社 | 骨接合ピン |
| ATE383828T1 (de) | 1997-02-11 | 2008-02-15 | Warsaw Orthopedic Inc | Vorrichtung zum anbringen von skelettplatten |
| US5935127A (en) * | 1997-12-17 | 1999-08-10 | Biomet, Inc. | Apparatus and method for treatment of a fracture in a long bone |
| ATE382296T1 (de) * | 1998-02-13 | 2008-01-15 | Gunze Kk | Stift zur knochenfixation |
| US6221075B1 (en) | 1998-03-06 | 2001-04-24 | Bionx Implants Oy | Bioabsorbable, deformable fixation plate |
| US6783529B2 (en) | 1999-04-09 | 2004-08-31 | Depuy Orthopaedics, Inc. | Non-metal inserts for bone support assembly |
| US6296645B1 (en) | 1999-04-09 | 2001-10-02 | Depuy Orthopaedics, Inc. | Intramedullary nail with non-metal spacers |
| KR20010029174A (ko) * | 1999-09-29 | 2001-04-06 | 이세현 | 휴대폰 마스크 폴더 |
| US6473639B1 (en) | 2000-03-02 | 2002-10-29 | Neuropace, Inc. | Neurological event detection procedure using processed display channel based algorithms and devices incorporating these procedures |
| US6466822B1 (en) | 2000-04-05 | 2002-10-15 | Neuropace, Inc. | Multimodal neurostimulator and process of using it |
| US6808527B2 (en) | 2000-04-10 | 2004-10-26 | Depuy Orthopaedics, Inc. | Intramedullary nail with snap-in window insert |
| US6529774B1 (en) | 2000-11-09 | 2003-03-04 | Neuropace, Inc. | Extradural leads, neurostimulator assemblies, and processes of using them for somatosensory and brain stimulation |
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| ATE540628T1 (de) | 2003-12-01 | 2012-01-15 | Smith & Nephew Inc | Humerusnagel mit einsatz zum fixieren einer schraube |
| US7410488B2 (en) | 2005-02-18 | 2008-08-12 | Smith & Nephew, Inc. | Hindfoot nail |
| GB0610630D0 (en) * | 2006-05-26 | 2006-07-05 | Ness Malcolm G | A bone fixation device |
| US10085780B2 (en) | 2006-05-26 | 2018-10-02 | Mark Richard Cunliffe | Bone fixation device |
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| CN106540337B (zh) * | 2016-12-19 | 2022-09-20 | 苏州西脉新诚生物科技有限公司 | 一种高强度可吸收骨折内固定骨针 |
| CN106730043B (zh) * | 2016-12-19 | 2022-09-20 | 苏州西脉新诚生物科技有限公司 | 一种高强度可吸收骨折内固定骨螺钉 |
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| FR2623402B1 (fr) * | 1987-11-19 | 1994-04-29 | Solvay | Article en polymere d'acide lactique utilisable notamment comme prothese biodegradable et procede pour sa realisation |
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- 1989-06-28 JP JP1165740A patent/JP2860663B2/ja not_active Expired - Lifetime
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- 1990-12-24 DE DE69026100T patent/DE69026100T2/de not_active Expired - Fee Related
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| DE69026100D1 (de) | 1996-04-25 |
| EP0491983B1 (en) | 1996-03-20 |
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