JP3094263B2 - インプラント材料 - Google Patents
インプラント材料Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の硬組織から軟組
織に至る広い範囲の部位に使用することができるインプ
ラント部材に関する。更に詳しくは、人工靱帯、人工気
管、人工関節軟組織、人工椎間板、人工血管、人工尿
管、人工骨、経皮端子、人工顎骨、人工歯根、人工弁、
人工腱等に使用でき、また、手術用補綴材、修復材、骨
充填材、骨接合材等として使用できる屈曲性、弾力性を
備えた生体適合性および力学的適合性に優れたインプラ
ント材料に関する。
織に至る広い範囲の部位に使用することができるインプ
ラント部材に関する。更に詳しくは、人工靱帯、人工気
管、人工関節軟組織、人工椎間板、人工血管、人工尿
管、人工骨、経皮端子、人工顎骨、人工歯根、人工弁、
人工腱等に使用でき、また、手術用補綴材、修復材、骨
充填材、骨接合材等として使用できる屈曲性、弾力性を
備えた生体適合性および力学的適合性に優れたインプラ
ント材料に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来より、実用化に近い段階にあるか又
は実用化されているインプラント材料として、以下のよ
うな金属材料、セラミックス材料、有機材料が知られて
いる。即ち、金属材料としてはチタン及びその合金、ス
テンレス鋼、コバルト−クロム合金等が知られており、
セラミックス材料としてはアルミナ、ジルコニア、マグ
ネシア、サファイヤ、ハイドロキシアパタイト、トリカ
ルシウムフォスフェイト、アパタイト・ウォラストナイ
ト等が知られている。また、有機材料としてはポリエチ
レン、ポリプロピレン、シリコーン、ポリメチルメタク
リレート、ポリフッ化エチレン等の高分子物質が知られ
ている。
は実用化されているインプラント材料として、以下のよ
うな金属材料、セラミックス材料、有機材料が知られて
いる。即ち、金属材料としてはチタン及びその合金、ス
テンレス鋼、コバルト−クロム合金等が知られており、
セラミックス材料としてはアルミナ、ジルコニア、マグ
ネシア、サファイヤ、ハイドロキシアパタイト、トリカ
ルシウムフォスフェイト、アパタイト・ウォラストナイ
ト等が知られている。また、有機材料としてはポリエチ
レン、ポリプロピレン、シリコーン、ポリメチルメタク
リレート、ポリフッ化エチレン等の高分子物質が知られ
ている。
【０００３】しかし、金属材料は硬組織の生体材料より
弾性率が一桁以上も高く、骨のストレス保護による再折
損などの問題があり、セラミックス材料は静的な強さが
大きいけれども、衝撃に脆く、容易に欠けたり、折損す
るという問題がある。また、ハイドロキシアパタイト、
トリカルシウムフォスフェイト、アパタイト・ウォラス
トナイトなどのバイオアクティブなセラミックス材料は
生体組織との適合性あるいは結合性が良いが、それ以外
のセラミックス材料や金属材料、有機材料は生体組織と
の適合性が欠けていたり、結合性がないという問題があ
る。
弾性率が一桁以上も高く、骨のストレス保護による再折
損などの問題があり、セラミックス材料は静的な強さが
大きいけれども、衝撃に脆く、容易に欠けたり、折損す
るという問題がある。また、ハイドロキシアパタイト、
トリカルシウムフォスフェイト、アパタイト・ウォラス
トナイトなどのバイオアクティブなセラミックス材料は
生体組織との適合性あるいは結合性が良いが、それ以外
のセラミックス材料や金属材料、有機材料は生体組織と
の適合性が欠けていたり、結合性がないという問題があ
る。
【０００４】このため、最近では、有機高分子材料の表
面にハイドロキシアパタイト層を形成させるための種々
の方法が工夫され、生体組織との生体結合性を得たり、
力学的適合性を高めるインプラント複合材料の研究が行
われている。即ち、ＣａＯとＳｉＯ2 を主成分とするガ
ラス粒子を擬似体液に浸漬し、その中に有機高分子を浸
漬して表面に骨類似のアパタイト層を形成させる方法で
ある。有機高分子の中ではポリエチレンテレフタレート
やポリエーテルサルフォンが特に高い接着強度を示す。
しかし、これらの場合は、基材である高分子の生体適合
性と耐久性に問題があり、その強度も十分とは言えな
い。また、アパタイト層は表層のみの薄層であり、長期
の使用によるストレス下で層間剥離による破壊、脱離の
危惧があり、長期の実用に耐えうるものでない。
面にハイドロキシアパタイト層を形成させるための種々
の方法が工夫され、生体組織との生体結合性を得たり、
力学的適合性を高めるインプラント複合材料の研究が行
われている。即ち、ＣａＯとＳｉＯ2 を主成分とするガ
ラス粒子を擬似体液に浸漬し、その中に有機高分子を浸
漬して表面に骨類似のアパタイト層を形成させる方法で
ある。有機高分子の中ではポリエチレンテレフタレート
やポリエーテルサルフォンが特に高い接着強度を示す。
しかし、これらの場合は、基材である高分子の生体適合
性と耐久性に問題があり、その強度も十分とは言えな
い。また、アパタイト層は表層のみの薄層であり、長期
の使用によるストレス下で層間剥離による破壊、脱離の
危惧があり、長期の実用に耐えうるものでない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】このように、上記のバ
イオアクティブなインプラント材料およびその表面にハ
イドロキシアパタイト層を形成させた複合材料は、生体
組織との結合性は良いが、生体組織との力学的適合性の
点で問題がある。また、上記の金属材料、セラミックス
材料、有機材料は生体適合性および力学的適合性の点で
問題がある。
イオアクティブなインプラント材料およびその表面にハ
イドロキシアパタイト層を形成させた複合材料は、生体
組織との結合性は良いが、生体組織との力学的適合性の
点で問題がある。また、上記の金属材料、セラミックス
材料、有機材料は生体適合性および力学的適合性の点で
問題がある。
【０００６】力学的適合性とは、インプラント材料が接
合する相手の生体組織と力学的整合性をもつことを意味
し、強度よりもむしろ力学的挙動、特に変形特性が互い
に一致すること、或は、インプラント材料により生体組
織に伝達され、発生する応力が正常な生理的範囲にある
ことである。
合する相手の生体組織と力学的整合性をもつことを意味
し、強度よりもむしろ力学的挙動、特に変形特性が互い
に一致すること、或は、インプラント材料により生体組
織に伝達され、発生する応力が正常な生理的範囲にある
ことである。
【０００７】けれども、従来のインプラント材料と生体
組織のそれらは変形挙動がかなり異なっている。即ち、
生理的な応力レベルでは生体組織は擬弾性的であり、負
荷時と解放時の応力−歪み曲線が一致しない。つまりヒ
ステリシスロスが大きい。また、皮膚などの軟組織は線
形弾性を示さず、低応力レベルでは非常に柔らかいが、
応力が増加するにつれて剛くなる。従来のインプラント
材料の使用の失敗は、殆どが生体組織との接合部や界面
で材料あるいは生体組織が壊れている。これは両者の結
合の強さの問題よりも変形の不一致によるものである。
従って、歪みの調和、変形特性の適合を図ることが重要
であるが、生体由来の材料は低い弾性係数のわりには高
い強度を示すのに対し、従来の人工のインプラント材料
は強度を上げようとすれば弾性係数も上がるため、根本
的にインプラント材料の形態や構造を改良しない限り、
高強度、低弾性係数（高コンプライアンス）の所謂しな
やかで強い力学的適合性のある材料とはなり得ない。
組織のそれらは変形挙動がかなり異なっている。即ち、
生理的な応力レベルでは生体組織は擬弾性的であり、負
荷時と解放時の応力−歪み曲線が一致しない。つまりヒ
ステリシスロスが大きい。また、皮膚などの軟組織は線
形弾性を示さず、低応力レベルでは非常に柔らかいが、
応力が増加するにつれて剛くなる。従来のインプラント
材料の使用の失敗は、殆どが生体組織との接合部や界面
で材料あるいは生体組織が壊れている。これは両者の結
合の強さの問題よりも変形の不一致によるものである。
従って、歪みの調和、変形特性の適合を図ることが重要
であるが、生体由来の材料は低い弾性係数のわりには高
い強度を示すのに対し、従来の人工のインプラント材料
は強度を上げようとすれば弾性係数も上がるため、根本
的にインプラント材料の形態や構造を改良しない限り、
高強度、低弾性係数（高コンプライアンス）の所謂しな
やかで強い力学的適合性のある材料とはなり得ない。
【０００８】この問題を解決するための方策として、最
近ではアパタイト層と基材となる高分子の中で表面結合
力の強いポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）の極細
繊維でできた布地にアパタイト層を形成する研究が試み
られている。その結果、アパタイト層が剥げ落ちること
なく折り曲げることができたとされている。しかしなが
ら、これらの高分子表面とアパタイト層の結合力は基本
的に化学的結合力よりも、高分子の表面を粗くすること
で得られるアンカー効果による物理的結合力に大きく依
存するものである。アパタイト層は数μｍ〜１０数μｍ
と薄く、長期の耐久性に疑問が残るものであり、極細繊
維の表面を処理した場合、布地本来の物性とは異質の硬
いものに変わるので力学的適合性が変化するなどの不都
合な問題があった。また、繊維の強度は不慮の際の過激
な強度がかかった場合でも切断されないというほどの強
度を補償できるものでない。
近ではアパタイト層と基材となる高分子の中で表面結合
力の強いポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）の極細
繊維でできた布地にアパタイト層を形成する研究が試み
られている。その結果、アパタイト層が剥げ落ちること
なく折り曲げることができたとされている。しかしなが
ら、これらの高分子表面とアパタイト層の結合力は基本
的に化学的結合力よりも、高分子の表面を粗くすること
で得られるアンカー効果による物理的結合力に大きく依
存するものである。アパタイト層は数μｍ〜１０数μｍ
と薄く、長期の耐久性に疑問が残るものであり、極細繊
維の表面を処理した場合、布地本来の物性とは異質の硬
いものに変わるので力学的適合性が変化するなどの不都
合な問題があった。また、繊維の強度は不慮の際の過激
な強度がかかった場合でも切断されないというほどの強
度を補償できるものでない。
【０００９】本発明は上記問題に鑑みてなされたもの
で、その目的とするところは、材料の形態ないし構造を
生体の繊維構造に近づけ、それを長期に維持できる構成
形態とし、また極めて大きい破断強度をもたせることに
よって生体組織との生体適合性と力学的適合性を付与
し、耐久性、長期安全性の高いインプラント材料を提供
することにある。
で、その目的とするところは、材料の形態ないし構造を
生体の繊維構造に近づけ、それを長期に維持できる構成
形態とし、また極めて大きい破断強度をもたせることに
よって生体組織との生体適合性と力学的適合性を付与
し、耐久性、長期安全性の高いインプラント材料を提供
することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記の目的は、バイオセ
ラミックスの粉末を含む低密度ポリエチレンで超高分子
量ポリエチレン繊維を被覆し、その表面のポリエチレン
薄層を除いて該バイオセラミックス粉末の一部を露出さ
せた糸を用いて造られた織物、編物、網体のいずれかよ
り成る本発明のインプラント材料によって達成される。
この織物は、使用する生体の力学的特性に応じて平織、
綾織、朱子織、搦み織等、種々の織り組織を持つものを
任意に選択すればよく、編物は長さ方向に編み込む経編
でも巾方向に編み込む緯編でもよい。また、網体は平網
でも立体網でもよく、網目の形状も方形、菱形、六角形
等、種々の形状を選択できる。
ラミックスの粉末を含む低密度ポリエチレンで超高分子
量ポリエチレン繊維を被覆し、その表面のポリエチレン
薄層を除いて該バイオセラミックス粉末の一部を露出さ
せた糸を用いて造られた織物、編物、網体のいずれかよ
り成る本発明のインプラント材料によって達成される。
この織物は、使用する生体の力学的特性に応じて平織、
綾織、朱子織、搦み織等、種々の織り組織を持つものを
任意に選択すればよく、編物は長さ方向に編み込む経編
でも巾方向に編み込む緯編でもよい。また、網体は平網
でも立体網でもよく、網目の形状も方形、菱形、六角形
等、種々の形状を選択できる。
【００１１】これらの織物、編物、網体（以下、まとめ
て織物等という）の製造に用いる糸は、１本又は２本以
上の超高分子量ポリエチレン繊維を押出機のクロスヘッ
ドダイに通しながら、バイオセラミックス粉末を含んだ
低密度ポリエチレンを同時に押出して該繊維を被覆した
ものである。この糸は１００〜３０００デニールの太さ
のものが適当で、この程度の太さの糸を使用すると、織
機や編機を用いて力学的適合性の良い織物等を容易に製
造することができる。
て織物等という）の製造に用いる糸は、１本又は２本以
上の超高分子量ポリエチレン繊維を押出機のクロスヘッ
ドダイに通しながら、バイオセラミックス粉末を含んだ
低密度ポリエチレンを同時に押出して該繊維を被覆した
ものである。この糸は１００〜３０００デニールの太さ
のものが適当で、この程度の太さの糸を使用すると、織
機や編機を用いて力学的適合性の良い織物等を容易に製
造することができる。
【００１２】芯材となる超高分子量ポリエチレン繊維
は、超高分子量ポリエチレンを溶剤に溶かしてゲル化し
たものを紡糸し、溶剤を除去したものである。この超高
分子量ポリエチレン繊維は５００〜１０００デニール程
度の太さのものが好適である。あまり太い繊維を芯材に
すると、被覆した糸が剛直となるため、織物等をつくり
難く、また織物等の屈曲性、変形性等が低下するといっ
た不都合を生じるし、逆に、あまり細い繊維を用いる
と、もつれて取扱いが困難であり、織物等の強度が不十
分になるといった不都合を生じるからである。但し、使
用目的によっては織り組織に網目に由来する伸び縮みの
融通性の必要なものと、あまり必要でないものがあるの
で、繊維の太さ、織り組織、バイオセラミックス粉末を
含む低密度ポリエチレンの被覆量等を可変する必要があ
る。原料の超高分子量ポリエチレンとしては、分子量が
１００万以上、好ましくは３００万〜５００万程度のも
のが使用される。
は、超高分子量ポリエチレンを溶剤に溶かしてゲル化し
たものを紡糸し、溶剤を除去したものである。この超高
分子量ポリエチレン繊維は５００〜１０００デニール程
度の太さのものが好適である。あまり太い繊維を芯材に
すると、被覆した糸が剛直となるため、織物等をつくり
難く、また織物等の屈曲性、変形性等が低下するといっ
た不都合を生じるし、逆に、あまり細い繊維を用いる
と、もつれて取扱いが困難であり、織物等の強度が不十
分になるといった不都合を生じるからである。但し、使
用目的によっては織り組織に網目に由来する伸び縮みの
融通性の必要なものと、あまり必要でないものがあるの
で、繊維の太さ、織り組織、バイオセラミックス粉末を
含む低密度ポリエチレンの被覆量等を可変する必要があ
る。原料の超高分子量ポリエチレンとしては、分子量が
１００万以上、好ましくは３００万〜５００万程度のも
のが使用される。
【００１３】超高分子量ポリエチレン繊維を被覆する低
密度ポリエチレンは、およそ０．８６５〜０．９２０の
密度を有するものが使用される。このような低密度ポリ
エチレンは、超高分子量ポリエチレンの軟化温度が１４
０℃近辺であるために、それ以下の温度で被覆できるよ
うなグレードから選ばれる。殊に超低密度ポリエチレン
（Very low density PE，or Ultra low density PE）は
低融点であり、１４０℃以下で流動性が良いので、バイ
オセラミック粉末を均一に混合しやすく、また、被覆性
が良いためピンホール等のない被膜層を形成するので好
都合である。但し、柔らかくて強度的にはあまり強くな
い。従って、被覆後、γ線照射によって低密度ポリエチ
レンのポリマーを架橋し、被膜層の強度を向上させるこ
とが望ましい。また、γ線を照射すると、超高分子量ポ
リエチレン繊維の表面にもラジカルが発生するため、低
密度ポリエチレン被膜層と超高分子量ポリエチレン繊維
との界面で両者が化学結合して密着するので、両者の界
面で剥離、脱落することがない。この被膜は粉末濃度が
被覆外層から内層に向かって徐々に低くなるように傾斜
をもたせるように多層構造としてもよい。
密度ポリエチレンは、およそ０．８６５〜０．９２０の
密度を有するものが使用される。このような低密度ポリ
エチレンは、超高分子量ポリエチレンの軟化温度が１４
０℃近辺であるために、それ以下の温度で被覆できるよ
うなグレードから選ばれる。殊に超低密度ポリエチレン
（Very low density PE，or Ultra low density PE）は
低融点であり、１４０℃以下で流動性が良いので、バイ
オセラミック粉末を均一に混合しやすく、また、被覆性
が良いためピンホール等のない被膜層を形成するので好
都合である。但し、柔らかくて強度的にはあまり強くな
い。従って、被覆後、γ線照射によって低密度ポリエチ
レンのポリマーを架橋し、被膜層の強度を向上させるこ
とが望ましい。また、γ線を照射すると、超高分子量ポ
リエチレン繊維の表面にもラジカルが発生するため、低
密度ポリエチレン被膜層と超高分子量ポリエチレン繊維
との界面で両者が化学結合して密着するので、両者の界
面で剥離、脱落することがない。この被膜は粉末濃度が
被覆外層から内層に向かって徐々に低くなるように傾斜
をもたせるように多層構造としてもよい。
【００１４】低密度ポリエチレンに含有させるバイオセ
ラミックスの粉末としては、その表面で生体組織と反応
するアパタイト・ウォラストナイト含有結晶ガラス（以
下、ＡＷと記す）、ハイドロキシアパタイト（以下、Ｈ
Ａと記す）等の粉末や、生体組織との反応が材料内部ま
で及ぶリン酸トリカルシウム（以下、ＴＣＰと記す）等
の粉末が好適であり、これらは単独で又は二種以上混合
して使用される。その他、アパタイト含有結晶ガラスや
アパタイト・金雲母含有結晶ガラス等の粉末も使用され
る。これらのバイオセラミックス粉末は、粒度を０．１
〜３０μｍ程度に調整すれば低密度ポリエチレンと良く
混ざり合い、均一に含有させることができる。特に、平
均粒度が１０μｍ以下のものが好ましい。
ラミックスの粉末としては、その表面で生体組織と反応
するアパタイト・ウォラストナイト含有結晶ガラス（以
下、ＡＷと記す）、ハイドロキシアパタイト（以下、Ｈ
Ａと記す）等の粉末や、生体組織との反応が材料内部ま
で及ぶリン酸トリカルシウム（以下、ＴＣＰと記す）等
の粉末が好適であり、これらは単独で又は二種以上混合
して使用される。その他、アパタイト含有結晶ガラスや
アパタイト・金雲母含有結晶ガラス等の粉末も使用され
る。これらのバイオセラミックス粉末は、粒度を０．１
〜３０μｍ程度に調整すれば低密度ポリエチレンと良く
混ざり合い、均一に含有させることができる。特に、平
均粒度が１０μｍ以下のものが好ましい。
【００１５】このバイオセラミックス粉末は、殊に被覆
外層では低密度ポリエチレンの被膜層内で互いに接触す
るほど密に存在しており、また、表面にハイドロキシア
パタイトの結晶が成長してポリエチレンの全面を最終的
に覆ってしまうようになるために、被膜層表面において
該粉末が面積比で約５％以上露出していることが望まし
い。このような状態で該粉末が含有されていると、被膜
層表面や層内に浸透する体液との反応によって連続した
アパタイト層が比較的速やかに形成され、生体組織と強
く結合することも可能である。このような含有状態とす
るためにはバイオセラミックス粉末の含有率を３０容量
％以上とする必要があり、これより少なくすると、連続
したアパタイト層の形成が困難になって生体組織との結
合力が低下する。一方、バイオセラミックス粉末の含有
率が７０容量％を越えると、粉末過剰のため低密度ポリ
エチレンの被膜層の強度低下が大きくなる。従って、バ
イオセラミックス粉末の含有率は３０〜７０容量％とす
るのが望ましく、より好ましい含有率は４０〜６０容量
％である。また、被膜層であるバイオセラミックス粉末
含有の低密度ポリエチレン層は、該粉末の濃度が異なる
ものを内層から外層に向かって濃度が高くなるように多
層に被覆した場合には、界面での密着力や糸のしなやか
さ等が改善されるので都合がよい。また最表層の粉末の
濃度を上げることもできる。
外層では低密度ポリエチレンの被膜層内で互いに接触す
るほど密に存在しており、また、表面にハイドロキシア
パタイトの結晶が成長してポリエチレンの全面を最終的
に覆ってしまうようになるために、被膜層表面において
該粉末が面積比で約５％以上露出していることが望まし
い。このような状態で該粉末が含有されていると、被膜
層表面や層内に浸透する体液との反応によって連続した
アパタイト層が比較的速やかに形成され、生体組織と強
く結合することも可能である。このような含有状態とす
るためにはバイオセラミックス粉末の含有率を３０容量
％以上とする必要があり、これより少なくすると、連続
したアパタイト層の形成が困難になって生体組織との結
合力が低下する。一方、バイオセラミックス粉末の含有
率が７０容量％を越えると、粉末過剰のため低密度ポリ
エチレンの被膜層の強度低下が大きくなる。従って、バ
イオセラミックス粉末の含有率は３０〜７０容量％とす
るのが望ましく、より好ましい含有率は４０〜６０容量
％である。また、被膜層であるバイオセラミックス粉末
含有の低密度ポリエチレン層は、該粉末の濃度が異なる
ものを内層から外層に向かって濃度が高くなるように多
層に被覆した場合には、界面での密着力や糸のしなやか
さ等が改善されるので都合がよい。また最表層の粉末の
濃度を上げることもできる。
【００１６】以上のような織物等よりなる本発明のイン
プラント材料は、埋入部位に応じて適当な大きさ及び形
状に切断して使用されるが、予め埋入部位に合わせた立
体形状に熱成形しておいてもよい。例えば人工気管とし
て用いる場合は、織物等を予め円筒状に熱成形してお
き、また、顎骨補綴材として用いる場合は予めＵ字状な
いしコ字状の湾曲した溝型に熱成形しておき、また、人
工椎間板のように厚みを必要とする場合は、織物等を折
り重ねて縫い合わせるか又は複数枚積み重ねて加熱圧縮
成形する。その後、γ線架橋して界面での密着性を上げ
ると同時に形状保型性を付与することができる。また、
最終的にγ線の照射は滅菌処理を併用するので好都合で
ある。
プラント材料は、埋入部位に応じて適当な大きさ及び形
状に切断して使用されるが、予め埋入部位に合わせた立
体形状に熱成形しておいてもよい。例えば人工気管とし
て用いる場合は、織物等を予め円筒状に熱成形してお
き、また、顎骨補綴材として用いる場合は予めＵ字状な
いしコ字状の湾曲した溝型に熱成形しておき、また、人
工椎間板のように厚みを必要とする場合は、織物等を折
り重ねて縫い合わせるか又は複数枚積み重ねて加熱圧縮
成形する。その後、γ線架橋して界面での密着性を上げ
ると同時に形状保型性を付与することができる。また、
最終的にγ線の照射は滅菌処理を併用するので好都合で
ある。
【００１７】
【作用】本発明のインプラント材料は、糸表面の低密度
ポリエチレン被膜層にバイオセラミックス粉末が含まれ
るため、体内に埋入すると、該被膜層の表面や層内部に
浸透した体液と該粉末が反応して連続したアパタイト層
を形成し、生体組織と強固に結合する。特に、平均粒度
が１０μｍ以下のＡＷ、ＨＡ、ＴＣＰの粉末を単独で又
は二種以上混合して低密度ポリエチレンに３０〜７０容
量％含有させたものは、生体組織との結合力が大であ
る。そして、低密度ポリエチレンを架橋し、超高分子量
ポリエチレン繊維との界面で両者を化学結合させたもの
は、低密度ポリエチレンの被膜強度が大きく、超高分子
量ポリエチレン繊維との密着力に優れるため、被膜の破
損や剥離を生じない。
ポリエチレン被膜層にバイオセラミックス粉末が含まれ
るため、体内に埋入すると、該被膜層の表面や層内部に
浸透した体液と該粉末が反応して連続したアパタイト層
を形成し、生体組織と強固に結合する。特に、平均粒度
が１０μｍ以下のＡＷ、ＨＡ、ＴＣＰの粉末を単独で又
は二種以上混合して低密度ポリエチレンに３０〜７０容
量％含有させたものは、生体組織との結合力が大であ
る。そして、低密度ポリエチレンを架橋し、超高分子量
ポリエチレン繊維との界面で両者を化学結合させたもの
は、低密度ポリエチレンの被膜強度が大きく、超高分子
量ポリエチレン繊維との密着力に優れるため、被膜の破
損や剥離を生じない。
【００１８】しかも、本発明のインプラント材料は織
物、編物又は網体であるから、屈曲性、弾力性等が良好
であり、筋肉等の動きによって力が作用すると、織り組
織や編み組織が伸びて変形する。そして、糸の芯材が引
張り強度の大きい超高分子量ポリエチレンであるから、
破断するまでに強度的な余裕がある。従って、生体組織
と良く似た力学的挙動を示し、生体組織との力学的適合
性が良好であり、超高分子量ポリエチレン繊維の本数や
太さ、或は、織り組織や編組織の疎密度、編目の大きさ
等を調整することによって、生体の軟組織から硬組織ま
で適合するインプラント材料を提供することができる。
物、編物又は網体であるから、屈曲性、弾力性等が良好
であり、筋肉等の動きによって力が作用すると、織り組
織や編み組織が伸びて変形する。そして、糸の芯材が引
張り強度の大きい超高分子量ポリエチレンであるから、
破断するまでに強度的な余裕がある。従って、生体組織
と良く似た力学的挙動を示し、生体組織との力学的適合
性が良好であり、超高分子量ポリエチレン繊維の本数や
太さ、或は、織り組織や編組織の疎密度、編目の大きさ
等を調整することによって、生体の軟組織から硬組織ま
で適合するインプラント材料を提供することができる。
【００１９】また、本発明のインプラント材料はポリエ
チレン樹脂の糸で製した織物等であるから、ハサミ等の
切断具を用いて所望の大きさ及び形状に切断でき、熱成
形によって所望の立体形状に賦型できる利便さもある。
チレン樹脂の糸で製した織物等であるから、ハサミ等の
切断具を用いて所望の大きさ及び形状に切断でき、熱成
形によって所望の立体形状に賦型できる利便さもある。
【００２０】
【実施例】次に、本発明の実施例を詳述する。
【００２１】［実施例１］１〜３０μｍの粒径をもつＡ
Ｗ（ＳｉＯ2 −ＣａＯ−ＭｇＯ−Ｐ2 Ｏ5 系）の粉末を
超低密度ポリエチレン（ニポロン−ＬＩＰ１９７Ｙ，東
ソ株式会社製）に対して容量比で３５％配合し、ロール
を用いて加熱混練した後、フレーク状に粉砕した。
Ｗ（ＳｉＯ2 −ＣａＯ−ＭｇＯ−Ｐ2 Ｏ5 系）の粉末を
超低密度ポリエチレン（ニポロン−ＬＩＰ１９７Ｙ，東
ソ株式会社製）に対して容量比で３５％配合し、ロール
を用いて加熱混練した後、フレーク状に粉砕した。
【００２２】この粉砕物を押出機に供給し、ダイの先端
温度が１３０℃になるように調整して押出すと共に、こ
のダイに直角にクロスしたダイの孔に、フィラメント数
１０の縒をかけた１００デニールの超高分子量ポリエチ
レン繊維（テクミロンＮＡ２１０、三井石油化学工業株
式会社製）を通し、上記の押出した溶融物で被覆して、
フィラメント数１００、１０００デニールのテクミロン
に相当する大きさのモノフィラメントを作製した。但
し、被覆時に空気がフィラメントと樹脂の間に介在しな
いように、吸引下に被覆した。また、フィラメントの表
面は巻取り時に耐水研磨紙＃１５００にその周囲をこす
りつけて、ＡＷが表面に現出するようにした。
温度が１３０℃になるように調整して押出すと共に、こ
のダイに直角にクロスしたダイの孔に、フィラメント数
１０の縒をかけた１００デニールの超高分子量ポリエチ
レン繊維（テクミロンＮＡ２１０、三井石油化学工業株
式会社製）を通し、上記の押出した溶融物で被覆して、
フィラメント数１００、１０００デニールのテクミロン
に相当する大きさのモノフィラメントを作製した。但
し、被覆時に空気がフィラメントと樹脂の間に介在しな
いように、吸引下に被覆した。また、フィラメントの表
面は巻取り時に耐水研磨紙＃１５００にその周囲をこす
りつけて、ＡＷが表面に現出するようにした。
【００２３】この糸を用いて、経糸×緯糸が１５／１５
の平織の布地を織った。この布地は例えば１００℃程度
に加熱して変形し、そのまま冷却すれば、ある種の簡単
な形状に加工することもできる。また、この布地を１０
枚重ねて、重ね合わせ方向を同じフィラメントで縫い合
わせ、縦、横、高さ方向に引張っても容易に剥離破断し
ないような約８ｍｍ厚の立方体の織物よりなるインプラ
ント材料（資料１）を得た。
の平織の布地を織った。この布地は例えば１００℃程度
に加熱して変形し、そのまま冷却すれば、ある種の簡単
な形状に加工することもできる。また、この布地を１０
枚重ねて、重ね合わせ方向を同じフィラメントで縫い合
わせ、縦、横、高さ方向に引張っても容易に剥離破断し
ないような約８ｍｍ厚の立方体の織物よりなるインプラ
ント材料（資料１）を得た。
【００２４】［実施例２］０．５〜１０μｍの粒径をも
つＨＡ（Ｃａ10（ＰＯ4 ）6 （ＯＨ）2 ）の粉末を低密
度ポリエチレン（ペトロセン３４２、東ソ株式会社製）
に対して容量比で３５％配合し、実施例１と同様にして
フレーク状物を得た。
つＨＡ（Ｃａ10（ＰＯ4 ）6 （ＯＨ）2 ）の粉末を低密
度ポリエチレン（ペトロセン３４２、東ソ株式会社製）
に対して容量比で３５％配合し、実施例１と同様にして
フレーク状物を得た。
【００２５】このフレーク状物を押出機に供給し、実施
例１と同様にして被覆したモノフィラメントを造った。
これを用いて伸縮製のあるメリヤスを編み、この編物で
直径２ｃｍの円筒状のインプラント材料（資料２）を作
製した。
例１と同様にして被覆したモノフィラメントを造った。
これを用いて伸縮製のあるメリヤスを編み、この編物で
直径２ｃｍの円筒状のインプラント材料（資料２）を作
製した。
【００２６】［実施例３］実施例１で用いたＡＷの粉末
に０．５〜１０μｍのＴＣＰ（Ｃａ3（ＰＯ4）2）を
１：１の容量比で混合し、これをニポロン−ＬＩＰ１９
７Ｙに容量比で４０％配合して、実施例１と同様にフレ
ーク状物を得た。
に０．５〜１０μｍのＴＣＰ（Ｃａ3（ＰＯ4）2）を
１：１の容量比で混合し、これをニポロン−ＬＩＰ１９
７Ｙに容量比で４０％配合して、実施例１と同様にフレ
ーク状物を得た。
【００２７】このフレーク状物を押出機に供給し、実施
例１と同様にしてフィラメント数１５０、１５００デニ
ールのテクミロンに相当する太さのモノフィラメントを
造った。これを手編みして、鎖編の円筒状のインプラン
ト材料（資料３）を作製した。
例１と同様にしてフィラメント数１５０、１５００デニ
ールのテクミロンに相当する太さのモノフィラメントを
造った。これを手編みして、鎖編の円筒状のインプラン
ト材料（資料３）を作製した。
【００２８】［実施例４］実施例１のインプラント材料
（資料１）にγ線を２．５〜７．５Ｍｒａｄ照射してイ
ンプラント材料（資料４）を得た。そして、加熱トルエ
ン中でその破片を煮沸したが、ポリエチレンは膨潤し、
繊維との剥離は容易でなく、γ線を未照射の場合との差
は明らかであった。
（資料１）にγ線を２．５〜７．５Ｍｒａｄ照射してイ
ンプラント材料（資料４）を得た。そして、加熱トルエ
ン中でその破片を煮沸したが、ポリエチレンは膨潤し、
繊維との剥離は容易でなく、γ線を未照射の場合との差
は明らかであった。
【００２９】［実施例５］実施例１〜４で得られたイン
プラント材料（資料１〜４）を、ＮａＣｌ，ＮａＨＣＯ
3 ，ＫＣｌ，Ｋ2 ＨＰＯ4 ，ＭｇＣｌ2 ・２Ｈ2 Ｏ，Ｃ
ａＣｌ2 ・２Ｈ2Ｏ，ＮａＳＯ4 ，ＨＣｌ，トリスハイ
ドロキシメチルアミノメタンの組成からなる３７℃の擬
似体液に浸漬した。
プラント材料（資料１〜４）を、ＮａＣｌ，ＮａＨＣＯ
3 ，ＫＣｌ，Ｋ2 ＨＰＯ4 ，ＭｇＣｌ2 ・２Ｈ2 Ｏ，Ｃ
ａＣｌ2 ・２Ｈ2Ｏ，ＮａＳＯ4 ，ＨＣｌ，トリスハイ
ドロキシメチルアミノメタンの組成からなる３７℃の擬
似体液に浸漬した。
【００３０】その結果、約２日後よりＨＡの結晶が各々
の表面に形成し始め、１週〜３週後には、いずれの資料
表面も網目状のＨＡの結晶で完全に覆われた。ただし、
結晶成長の速さと密度は、資料１，資料２，資料４，資
料３の順である傾向が見られた。また、資料３の場合は
ＴＣＰの擬似体液への溶出のためか、浸漬後期にＨＡ結
晶はＴＣＰのぬけた孔、あるいはＡＷの周囲孔にまで浸
入している状態が観察された。この事実はＨＡ孔の浸入
によるアンカー効果のために生体とのより強い力学的結
合性を生ずるものである。編、織り組織へのＨＡ結晶の
浸入も認められたので、長期間生体に存するとこの複合
体をＨＡが全体に覆い、生体への強固な結合と為害性を
発現しないことが予想できる。
の表面に形成し始め、１週〜３週後には、いずれの資料
表面も網目状のＨＡの結晶で完全に覆われた。ただし、
結晶成長の速さと密度は、資料１，資料２，資料４，資
料３の順である傾向が見られた。また、資料３の場合は
ＴＣＰの擬似体液への溶出のためか、浸漬後期にＨＡ結
晶はＴＣＰのぬけた孔、あるいはＡＷの周囲孔にまで浸
入している状態が観察された。この事実はＨＡ孔の浸入
によるアンカー効果のために生体とのより強い力学的結
合性を生ずるものである。編、織り組織へのＨＡ結晶の
浸入も認められたので、長期間生体に存するとこの複合
体をＨＡが全体に覆い、生体への強固な結合と為害性を
発現しないことが予想できる。
【００３１】以上の結果から、本発明のインプラント材
料はＨＡを介して生体組織に強く結合する生体への組織
適合性を有すると同時に、破断時に高強度を有する超高
分子量ポリエチレン繊維で織・編した布地で強化された
生体への力学的適合性を備えた材料であると言えよう。
料はＨＡを介して生体組織に強く結合する生体への組織
適合性を有すると同時に、破断時に高強度を有する超高
分子量ポリエチレン繊維で織・編した布地で強化された
生体への力学的適合性を備えた材料であると言えよう。
【００３２】
【発明の効果】以上の説明から明らかなように、本発明
のインプラント部材は生体組織と強固に結合し、生体組
織との力学的適合性があるので、破損したり生体組織を
傷めることなく長期にわたって体内に埋入することがで
きる。また、切断が容易で、所望の立体形状に熱成形で
きる利便さもある。
のインプラント部材は生体組織と強固に結合し、生体組
織との力学的適合性があるので、破損したり生体組織を
傷めることなく長期にわたって体内に埋入することがで
きる。また、切断が容易で、所望の立体形状に熱成形で
きる利便さもある。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61L 27/00
Claims (7)
- 【請求項１】バイオセラミックスの粉末を含む低密度ポ
リエチレンで超高分子量ポリエチレン繊維を被覆し、そ
の表面のポリエチレン薄層を除いて該バイオセラミック
ス粉末の一部を露出させた糸を用いて造られた織物、編
物、網体のいずれかより成るインプラント材料。 - 【請求項２】織物、編物、網体のいずれかを任意の立体
形状に成形した請求項１に記載のインプラント材料。 - 【請求項３】バイオセラミックスがアパタイト・ウォラ
ストナイト含有結晶ガラス、リン酸トリカルシウム、ハ
イドロキシアパタイトのそれぞれ単独又は二種以上の混
合物である請求項１又は請求項２に記載のインプラント
材料。 - 【請求項４】低密度ポリエチレンが架橋され、且つ超高
分子量ポリエチレン繊維との界面で両者が化学結合して
いる請求項１又は請求項２に記載のインプラント材料。 - 【請求項５】低密度ポリエチレンにバイオセラミックス
の粉末が３０〜７０容量％含有されている請求項１又は
請求項２に記載のインプラント材料。 - 【請求項６】バイオセラミックスの粉末の平均粒度が１
０μｍ以下である請求項１又は請求項２に記載のインプ
ラント材料。 - 【請求項７】請求項６のインプラント材料を擬似体液に
浸漬してその表面をハイドロキシアパタイトの結晶で覆
ったインプラント材料。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05156165A JP3094263B2 (ja) | 1993-06-01 | 1993-06-01 | インプラント材料 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05156165A JP3094263B2 (ja) | 1993-06-01 | 1993-06-01 | インプラント材料 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06339522A JPH06339522A (ja) | 1994-12-13 |
| JP3094263B2 true JP3094263B2 (ja) | 2000-10-03 |
Family
ID=15621777
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05156165A Expired - Fee Related JP3094263B2 (ja) | 1993-06-01 | 1993-06-01 | インプラント材料 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3094263B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8544752B2 (en) | 2005-03-24 | 2013-10-01 | Ricoh Company, Ltd. | Nonvolatile memory card adaptable to plural specifications |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2509141A1 (en) * | 2002-12-11 | 2004-06-24 | Dsm Ip Assets B.V. | Surgical soft tissue mesh |
| JP2014100151A (ja) * | 2011-03-02 | 2014-06-05 | Remedio Corp | 骨補填材 |
| EP3691700B1 (en) | 2017-10-06 | 2021-08-11 | DSM IP Assets B.V. | Method of making an osteoconductive fibrous article and a medical implant comprising such osteoconductive fibrous article |
| US11400184B2 (en) | 2017-10-06 | 2022-08-02 | Dsm Ip Assets B.V. | Method of making an osteoconductive polymer article and an osteoconductive polymer article thus made |
-
1993
- 1993-06-01 JP JP05156165A patent/JP3094263B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8544752B2 (en) | 2005-03-24 | 2013-10-01 | Ricoh Company, Ltd. | Nonvolatile memory card adaptable to plural specifications |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06339522A (ja) | 1994-12-13 |
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