【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体関節の潤滑に用いられる人工滑液に関し、特に発ガン性が低く且つ関節の摩耗を抑制することができる人工滑液に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体関節は体重の数倍に及ぶ変動荷重を１日５０００回以上も繰り返しうけながら、約７０年にわたって交換しなくても機能するといった、人工物では為し得ないような性能を備えている。その潤滑機構は滑液と呼ばれる天然の潤滑液に変動荷重が加わることによって、スクイズ流体潤滑膜が生じ、摩擦面の直接接触を防ぎ良好な潤滑状態を保っている。このような潤滑機構によって生体関節は摩耗を軽減しているのである。摩耗を軽減させることは、潤滑の目的の一つである。人工関節における潤滑機構は次のようなものが挙げられる。
【０００３】
(1) 流体潤滑（fluid film lubrication）：摩擦面間に表面粗さに比べて十分に厚い流体膜を形成し、流体の圧力によって摩擦面間を完全に分離する潤滑状態。
(2) 境界潤滑（boundary lubrication）：摩擦面間に単分子または数分子層程度の吸着分子膜（境界膜）を形成し、この吸着膜を隔てて行われる潤滑状態。
(3) 混合潤滑（mixed Lubrication）：境界潤滑、流体潤滑、乾燥摩擦が共存する様な実際に観察される境界潤滑状態。
【０００４】
以上３種類の潤滑機構が人工関節において考えられているが、生体関節は大部分で流体潤滑によって支配されている。しかし現在の人工関節は、種類によっては流体潤滑を行うものが難しく、境界潤滑や混合潤滑を前提としている物が多い。生体関節における摩擦係数が0.005〜0.01であるのに対して、境界潤滑や混合潤滑を前提とする人工関節は摩擦係数が0.05以上と生体関節の5倍から10倍の値を取る。この様に摩擦面の直接接触もしくは直接接触に近い潤滑状態を取る人工関節においては、接触部の摩耗が起こりやすく、これは非常に切実な問題である。
【０００５】
また、摩耗は次の４つの基本形態が挙げられる。
(1) 凝着摩耗（adhesive wear）：摩擦面の真実接触面積を構成する凝着部のせん断や破壊に起因する摩耗。
(2) アブレシブ摩耗（abrasive wear）：摩擦面の一方が硬い場合や摩擦面間に硬い異物が介在する場合に生じる切削作用による摩耗。
(3) 腐食摩耗（corrosive wear）：摩擦面と雰囲気中の反応性が高い成分などとの化学反応による腐食と摩擦の機械的作用が併存することによって生じる摩耗。
(4) 疲れ摩耗（fatigue wear）：ピッチングやフレーキングなどの転がりつかれによる摩耗。
【０００６】
実際の摩耗現象の多くは一つの摩耗形態によって引き起こされることは少なく、複数の摩耗形態の組み合わせによって生じると考えられる。人工関節の摩耗も幾つかの摩耗形態の組み合わせによって生じているものと考えられる。
【０００７】
流体潤滑、境界潤滑、混合潤滑これら全てにおいて、摩擦面間の滑液の介在によって潤滑が成立している。人工関節の摩耗を低減させるためには、滑液の性質を無視することはできない。生体関節においては、滑液および軟骨マトリックスは共通してヒアルロン酸や蛋白質成分、脂質成分を含んでいる。関節軟骨の最表層には輝板（lamina splendens）が存在することが報告されており、発生学的にも滑液（関節液）と関節軟骨はヒアルロン酸の豊富な層を介して連続的な構造を有すると考えられている。また電子顕微鏡による輝板の観察から、輝板はコラーゲン組織に乏しいが、著しく高濃度のヒアルロン酸が蜂巣状構造をなして存在し、高濃度のヒアルロン酸は軟骨第一層の50〜100μｍの深さにまで及んでいるとの報告もある。滑液と摩擦面が共通する成分を有すること、つまり軟骨と滑液の境界が明確ではなく連続的であることが、境界潤滑及び混合潤滑下の生体関節における非常に優れた摩擦摩耗特性の一因となっていると考えられている。さらに生体関節の低い摩擦係数からも判断すれば、滑液は極めて優秀な潤滑剤であるといえる。生体内の滑液は無色あるいは淡黄色を呈する粘調、透明な液で、その役割は滑液（剤）であり、関節軟骨の栄養源である。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
従来、変形性関節症や、慢性関節リウマチなどの関節疾患や、関節の創傷に対して、ヒアルロン酸ナトリウム含有の生理食塩水を関節内注射する処置が行われてきた。ヒアルロン酸ナトリウムは前述のように生体関節内に含まれており、関節の潤滑剤として機能するからである。
【０００９】
深刻な機能障害を引き起こした関節では、人工関節置換術による機能回復法が広く適用されている。この場合、障害の程度によって、股関節においては大腿骨の骨頭部のみを人工骨頭に、または骨盤の臼蓋部のみをソケットと呼ばれる人工物に置き換えることがある。このときに人工関節用ソケットの材料として超高分子量ポリエチレン（以下、ＵＨＭＷＰＥと略す）が広く用いられている。しかし、臼蓋部のみ、もしくは股関節の骨頭部のみを人工物に置換した場合、良好な潤滑が得られない場合は臼蓋部または骨頭部の負担が大きくなる事になる。さらに臼蓋部・骨頭部の両方を人工物に置き換えた場合では、主としてソケット部から摩耗粉が大量に発生し、生体に対して有害な結果をもたらす事もある。このため、潤滑性能の向上・改善を目的として、人工関節においてもヒアルロン酸ナトリウム水溶液の投与が行われている。ヒアルロン酸ナトリウムは水中でクラスタを形成し、このクラスタの抵抗によりヒアルロン酸ナトリウム水溶液は粘性を持つ。
【００１０】
しかしながら、ヒアルロン酸ナトリウムの過剰な投与は発ガン性があることが検討されており、一般にその使用回数に制限がある。このため、患者の生体関節及び人工関節のいずれにおいてもヒアルロン酸ナトリウムに代わる新たな関節用の滑液が要望されている。
【００１１】
本発明の目的は、前記従来技術の問題を解決するためになされたものであり、その目的は、ヒアルロン酸ナトリウムに代わる新規な人工滑液を提供することにある。また、本発明は、関節の軟骨の摩耗及び縦振動を低減することができる人工滑液を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明に従えば、ジパルミトイルホスファチジルコリン及びフィブロネクチンを含む人工滑液が提供される。本発明者は、本願発明とは別の研究活動を通じて、関節の疲労による疾患の原因が関節を構成する軟骨同士の、あるいは人工関節摺動部の縦振動に起因することを見出しており、この縦振動を低減することができる人工滑液成分としてリン脂質の一種であるジパルミトイルホスファチジルコリン（以下、「ＤＰＰＣ」と略する）とフィブロネクチン（以下、「ＦＮ」と略する）の組み合わせが極めて有効であることを見出した。図１の概念図に示すように、関節内でＤＰＰＣとＦＮはともに関節の軟骨表面に皮膜を形成しており、関節の滑液中のヒアルロン酸ナトリウム（以下、ＨＡと略する）のクラスタはそれらの皮膜間に挟み込まれるように存在している。このような構造により、関節の動作時に軟骨表面を十分に保護し、軟骨同士が接触または摺動する際に生じる縦振動を著しく低減するものと考えられる。この際、特に、ＤＰＰＣは、軟骨表面に脂質二分子層を形成して安定したすべりをもたらし、一方、ＦＮは軟骨細胞を強化する作用により軟骨表面の荒れを長期間に渡って防止すると考えられ、それらの相乗効果により縦振動が著しく低減されていると考えられる。この結果、関節に生じる疾患を予防するとともに関節に疾患を持つ患者の痛みを和らげることができる。本発明の人工潤液を用いることにより、従来、使用回数に制限があったＨＡを使用する必要がなくなり、ＨＡの使用に基づく患者の発ガン性を回避することができる。なお、本発明の人工潤液は、さらにＨＡを含んでもよく、この場合、ＤＰＰＣとＦＮを含有するためにＨＡの使用量を最小限に抑えることができる。
【００１３】
本発明の滑液は、典型的には生理食塩水中にＤＰＰＣとＦＮを溶解して含む。滑液中、ＤＰＰＣは０．００１〜０．１重量％の含有量で含まれ得る。また、滑液中、フィブロネクチンは０．００１〜０．０５重量％の含有量で含まれ得る。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について説明するが、本発明はこれに限定されるものではない。
【００１５】
本発明の滑液は、以下に示すようなＤＰＰＣ、ＦＮ及びＨＡを生理食塩水に所定の割合で添加して溶解することにより調製することができる。以下、個々の添加剤等について説明する。
【００１６】
[ジパルミトイルホスファチジルコリン(ＤＰＰＣ)]
ＤＰＰＣ（Dipalmitoyl phosphatidilcholine）はジパルミトイルレシチン（Dipalmitoyl lecithin）とも呼ばれ、リン脂質（ホスホリピド）の一つである。ＤＰＰＣは、図２に示したように、グリセロールの１位及び２位が飽和脂肪酸であるパルミチン酸（ＣＨ３（ＣＨ２）１４ＣＯＯＨ）によりエステル化されている。ＤＰＰＣはリン脂質の中でも極めて表面活性物質としての働きが強い。この働きにより、エネルギー的に安定な球形に近い形を取ろうとする細胞を扁平な形に保っている。本発明の滑液を人体の関節に注入することにより、図１に示したように関節の表面にＤＰＰＣの脂質二分子膜が形成され、この膜が低摩擦を実現すると考えられる。本発明の滑液中、ＤＰＰＣは、０．００１〜０．１重量％の含有量で含ませることができる。特に、防振性及び耐摩耗性に優れるという観点から０．０１〜０．１重量％が好ましい。
【００１７】
[フィブロネクチン（ＦＮ）]
ＦＮ（Fibronectin）は動物の細胞表面、結合組織、血液中などに存在する分子量約４６万の糖蛋白である。ＦＮは、コラーゲン、フィブリン、フィブリノーゲンなどと結合する部位を有する。ＦＮは、図１に示すように関節の軟骨の表面に付着して糖蛋白に特有の境界潤滑作用をもたらすと考えられる。このため、滑液中でＤＰＰＣとともに関節軟骨の摩耗及び振動を低減すると考えられる。本発明の滑液中、ＦＮは、０．００１〜０．０５重量％の含有量で含ませることができる。特に、防振性及び耐摩耗性に優れるという観点から０．０１〜０．０５重量％が好ましい。
【００１８】
[ヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ）]
ＨＡ（Hyaluronic Acid sodium salt）は、図３に示すような構造を有し、分子量が８０〜２４０万程度であり、主に慢性関節疾患（変形性関節症、リウマチ性関節症など）の患者の関節に対して潤滑性能の向上、改善を目的として用いられている。ＨＡはグリコサミノグリカンとして七つに分類される多糖類の一つである。他のグリコサミノグリカンとは異なり硫酸基をもたず、自らがバックボーンとなってその側鎖に他のグリコサミノグリカンを結合させ、巨大なプロテオグリカン複合体を形成していることが多い。ＨＡは、動物諸組織、特に間充組織に広く分布し、硝子体、水様液、臍の緒、滑液、ロク膜液、皮膚、鶏の鶏冠などに多く存在している。また、ＨＡは無定形固体、吸湿性という物理的性質をもっており、高分子多塩基性酸で酸または塩として水に溶け、水和して相互にミセルをつくり、きわめて粘調な溶液となり、流動複屈折を示す。また、金属イオンなどの存在でゲルをつくりやすい。粘度は製法によって異なり、また電解質の存在によって大きく変化し、ｐＨ３以下では沈殿する。さらにＨＡの生物学的性質は、動物組織においては遊離酸および塩としてゲル状をなして細胞間、および繊維間を埋めており、これらを結合する接合物質と考えられる。また、その高度な粘調性は細菌の侵入、毒物の浸透を防ぐ上に重要で、これらの点で植物におけるペクチン質に相当する。
【００１９】
上記のようにＨＡは生体関節の滑液中に元来存在しているが、本発明の滑液中にＨＡを０．０〜０．１重量％の含有量で含ませることができる。この場合、本発明の滑液はＦＮ及びＤＰＰＣを含有するために、ＨＡの使用量を著しく減らすことができる。
【００２０】
[超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）]
人工関節のソケットには、分子量が数百万の超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ：Ultra High Molecular Weight Polyethylene）が用いられる。ＵＨＭＷＰＥは、耐摩耗性、耐衝撃性や耐化学薬品性などに優れた結晶性の高性能熱可塑性材料で、融点が１４０℃前後と低く、射出成形がやや困難であるなどの難点があるものの、室温付近での比較的低速度でのすべりにおいては最も摩耗が少ない材料の一つである。特に強靭で耐衝撃性があるので、アブレシブ摩耗に対しても強い特性をもっている。ＵＨＭＷＰＥはＰＴＦＥと同様に、分子の構造が直線的で分子間の結合力も比較的小さく、摺動によって表面に分子配向層を生じやすく、それが固体潤滑剤的役割を果たすために低い摩擦摩耗を示すと考えられる。そのためＵＨＭＷＰＥは人工関節の摺動部分に多く用いられている。
【００２１】
実施例
（１）試料の調製
滑液の試料として、ＤＰＰＣ、ＦＮ及びＨＡを、それぞれ、図４及び５に示した割合で生理食塩水に溶解することにより全容量２ｍｌの試料を４４個調製した。
【００２２】
ＨＡとして、改良D.A.Swann法により鶏冠から分離、精製して凍結乾燥させたＨＡ（Ｈ６０３：東京化成工業株式会社製）を使用した。このＨＡは、外観は白色綿状であり、分子量６０〜８０万である（粘度法で測定）。比旋光度[α]２０Ｄ＝約−６０°（Ｃ＝０．１、Ｈ２Ｏ）。このＨＡからは、ニンヒドリン反応を通じて蛋白質及びアミノ酸の存在は検出されなかった。また、赤外吸収スペクトル分析からコンドロイチン硫酸が存在していないことがわかった。
【００２３】
ＤＰＰＣとして、関東化学株式会社の純度９９．９％（薄層クロマトグラフィー法により測定した純度）のＤＰＰＣを使用した。また、ＦＮとして、シグマアルドリッチジャパン株式会社の純度９５％（高速液体クロマトグラフィー法により測定した純度）、蛋白含有量約７０％のＦＮを使用した。
【００２４】
生理食塩水は中国大塚製薬有限公司製で、組成は１０００ｍｌ中の塩化ナトリウムが９ｇであり、比重は１．００６、ｐＨは約６．４であった。また電解質組成は、Ｎａ+とＣｌ−ともに１５４ｍＥｑ／Ｌであった。
【００２５】
（２）縦振動及び摩耗量測定実験
上記のように調製した４４個の滑液試料について、以下のようにして縦振動測定実験に供した。この試験において、人工関節のソケットとして超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）製ソケットと、骨頭としての豚股関節骨頭を用いた。ＵＨＭＷＰＥ（ＵＨ９００）は直径４０ｍｍ、厚さ４ｍｍのソケットに加工した。このＵＨＭＷＰＥ（ＵＨ９００）の機械的性質を図６の表に示す。
【００２６】
実験で使用した往復動型摩擦摩耗試験装置の概略図を図７に示す。この試験装置を用いて、往復すべり摩擦摩耗実験を行ない、縦振動と摩耗量を測定した。摩耗実験を行なう場合の運動形式は様々な種類が挙げられるが、今回の実験は関節の摩擦摩耗実験であるため、実際の関節運動にごく近い形式にするため、一方向の往復すべり運動を行なう摩擦の形式を取り入れた。
【００２７】
本装置では、前述のように加工したＵＨＭＷＰＥソケット７は、滑液の試料６を充填した容器９の底部に固定され、容器９は水平方向に往復運動を行なう往復台８に連結されている。支柱１０の先端に取り付けられた豚股関節骨頭５はソケット７に接するように配置されている。荷重１は支柱１０を介して豚股関節骨頭５に加えられる。豚股関節骨頭５を保持している支柱１０の上下方向が無拘束であるため、ソケット５を連結する台を往復運動することで、豚股関節骨頭５とソケット７間にすべり摩擦を行なわせることができる。非接触のレーザー変位計２を使用して支柱１０の変位を測定して、豚股関節骨頭５とソケット６の両者の総変位を総摩耗量とした。この方法では骨頭−ソケット間の平均摩耗深さ、つまり骨頭とソケットの平均摩耗深さの和を直接求めることができる。使用したレーザー変位計２の最小分解能は０．０００１ｍｍ、応答時間は１ｍｓである。また、支柱１０に垂直方向に取り付けた歪ゲージ３で支柱系の縦振動を測定することができ、測定された振動信号をＦＦＴ（不図示）で周波数ごとに解析することができる。
【００２８】
上記のような装置を用いて以下のようにして実験を行った。まず、ＵＨＭＷＰＥソケット７の表面をアセトンで洗浄し、十分に乾燥させた。豚股関節骨頭５とソケット７を図７の実験装置に取り付け、容器９内に滑液の試料を注ぎ、荷重１として２００Ｎをかけた。往復台８をすべり速度４ｃｍ／秒で往復運動させて、すべり摩擦を与えた。一往復のすべり距離は２ｃｍであった（往復周期１．８往復／秒）。摺動実験の総時間は４時間とし、総摩耗量を求めるために、３０分毎に摺動面に対して垂直方向の変位を１分間測定した。ここでは、骨頭の上下運動によって支柱の高さが変動するので平均を求め、実験開始時の平均変位と４時間後の平均変位との差を総摩耗量と定義して用いた。縦振動の測定は総摩耗量の測定時に対応して行った。なお、実験装置の雰囲気温度は約３０℃に維持した。
【００２９】
（３）縦振動測定結果
振動の測定は、ＦＦＴによる周波数分析により０〜１００Ｈｚの周波数における縦振動変位を観測した。図８は、生理食塩水に０．００１ｗt％のＤＰＰＣを溶解した滑液の実験で得られた縦振動変位の主成分周波数の波形を一例として示す。約０．２５Ｈｚ及び約８０Ｈｚの２つの主成分周波数が見られる。固有振動数の計算により、約０．２５Ｈｚのピークは板ばねの固有振動数であり、約８０Ｈｚのピークは支柱に固有の固有（共振）周波数である。支柱の振動が摩耗に影響を及ぼすと考えられるので、支柱の固有周波数である８０Ｈｚ近傍のピーク（の振動振幅）を観測することで豚股関節骨頭５とソケット７間の相対的な縦振動の大きさを検討した。
【００３０】
図９〜１９に実験結果を示す。縦振動振幅の大きさとして、生理食塩水だけを含む滑液の振動振幅に対する各滑液試料の振動振幅（比較基準）の比（縦振動変位比）を用いた。なお、比較基準及び各試料の振動振幅は、前述のように複数の振幅測定データの平均値を用いている。図９は、ＨＡを添加しない（ＨＡ：０．０ｗt％）場合のＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。図９より、ＤＰＰＣ単独の場合（ＦＮ：０．０ｗt％）では、縦振動量変位比が０．８〜０．９５の範囲であり、それでも生理食塩水だけを含む滑液の振動振幅（縦振動変位比１．０）よりもわずかに低い振動振幅であることがわかる。そして、ＦＮの濃度の上昇に対して縦振動量変位比が急勾配で且つ１次元的に低下することがわかる。そして、ＦＮ濃度が０．０４６ｗt％ではＤＰＰＣ濃度にかかわらず、縦振動量変位比は０．１程度の値に低下することがわかる。一方、ＤＰＰＣ濃度の変化に対して縦振動量変位比はあまり変化しない。従って、ＨＡを含まないＤＰＰＣ／ＦＮ滑液においては、縦振動量変位比はＦＮの濃度に大きく依存することがわかる。
【００３１】
図１０〜１２は、ＨＡをそれぞれ０．１ｗt％、０．３ｗt％及び０．５ｗt％の一定値にしたときのＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。図１０及び１１より、ＨＡが０．１ｗt％及び０．３ｗt％の場合には、いずれも図９の場合と同様にＦＮの濃度上昇に伴って縦振動量変位比が低下することがわかる。また、図１２により、ＨＡが０．５ｗt％である場合には、ＤＰＰＣ及びＦＮのいずれかが存在する場合には、縦振動量変位比は概ね０．３以下に抑えられていることがわかる。
【００３２】
図１３は、ＦＮを添加しない（ＦＮ：０．０ｗt％）場合のＨＡ及びＤＰＰＣ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。全体的には、ＨＡの濃度の上昇に伴って縦振動量変位比が低下することがわかる。一方で、ＤＰＰＣ濃度の変化に対して縦振動量変位比は比較的変化しないことがわかる。また、ＨＡが０．２ｗt％以上では縦振動量が有効に抑制されていることがわかる。図１３の結果と図９の結果を比べると、ＤＰＰＣを含む滑液においてＦＮがＨＡに代替することができることが分かる。また、このことは、ＦＮを、それぞれ、０．０２ｗt％及び０．０４６ｗt％の一定値にしたときのＨＡ及びＤＰＰＣ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示す図１４及び１５を図１３と対比させて見ることによっても分かる。特に、図１５では図９の結果と同様にＦＮが比較的高濃度（０．０４６ｗt％）含まれていれば、ＨＡの量に拘わらず０．１〜０．２程度の極めて低い縦振動量変位比が達成されていることがわかる。しかも、ＨＡを単独で用いた場合に得られる縦振動量変位比を達成するためのＦＮの変化量は、ＨＡの変化量に比べて一桁小さいことに注目すべきである。
【００３３】
図１６〜１９は、ＤＰＰＣを、それぞれ、０．０ｗt％、０．００１ｗt％、０．０１ｗt％及び０．１ｗt％の一定値にしたときのＨＡ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。図１６と図１７〜１９の結果を比較すれば、概して、ＤＰＰＣ／ＨＡ／ＦＮの３成分が存在する場合には、ＨＡ／ＦＮの２成分あるいは１成分だけの場合に比べて縦振動量変位比を例えば０．３以下に低下させ得る組成範囲が拡大していることがわかる。また、図１７〜１９の結果より、ＤＰＰＣ／ＨＡ／ＦＮの３成分が存在する場合には、各成分の濃度が高いほど縦振動量変位比を低下させることができることがわかる。これは図１に示したように細分化されたＨＡクラスタの摩擦面間における介在と、骨頭表面におけるＤＰＰＣの脂質二分子膜の形成と、さらにＦＮによる軟骨細胞の強化に基づく軟骨表面の荒れ防止作用との相乗効果によるものと考えられる。
【００３４】
（４）摩耗量測定結果
図２０は、ＤＰＰＣを添加しない（ＤＰＰＣ：０．０００ｗt％）場合のＨＡ及びＦＮ濃度の変化に対する摩耗量（ｍｍ）の関係を示すグラフである。このグラフより、ＨＡ単独の場合（ＨＡ：０．５ｗt％、ＦＮ：０．０ｗt％）には摩耗量は０．３５ｍｍに達することがわかる。図２１は、ＨＡを添加しない（ＨＡ：０．０ｗt％）場合のＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する摩耗量（ｍｍ）の関係を示すグラフである。ＦＮ／ＤＰＰＣの組み合わせであれば、その混合割合に拘わらず、摩耗量は図２０のＨＡ単独の場合（ＨＡ：０．５ｗt％、ＦＮ：０．０ｗt％）に比べて低いことがわかる。
【００３５】
以上のことより、滑液をＦＮ／ＤＰＰＣから構成した場合には、ＨＡ単独の場合に比べて縦振動及び摩耗をいずれも低減することができることがわかる。さらに、滑液をＦＮ／ＤＰＰＣ／ＨＡから構成した場合には摩耗を一層抑制することができることもわかる。
【００３６】
【発明の効果】
本発明のＦＮ／ＤＰＰＣから構成された滑液は、従来のＨＡからなる滑液に比べて関節の動作の際に生じる生体関節軟骨の縦振動を有効に抑制することができるために、関節疾患の治療及び予防に極めて有効となる。また、ＵＨＭＷＰＥソケットを用いた人工関節にも本発明は極めて有用である。本発明の滑液ではＨＡを使用しないかあるいはその使用量を低減することができるので滑液の注入による発ガン率を著しく低下させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明の滑液中のＤＰＰＣ、ＦＮ及びＨＡの機能を説明するための模式図である。
【図２】図２は、ジパルミトイルホスファチジルコリン(ＤＰＰＣ)の構造式である。
【図３】図３は、ヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ）の構造式である。
【図４】図４は、実施例で調製した試料の組成を示す表である。
【図５】図５は、実施例で調製した試料の組成を示す表である。
【図６】図６は、実施例で使用したＵＨＭＷＰＥの機械的特性を示す表である。
【図７】図７は、実施例における試験に用いた装置の概念図である。
【図８】図８は、生理食塩水に０．００１ｗt％のＤＰＰＣを溶解した滑液の実験で得られた縦振動変位をＦＦＴ解析した結果を示すチャートである。
【図９】図９は、ＨＡを添加しない（ＨＡ：０．０ｗt％）場合のＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１０】図１０は、ＨＡを０．１ｗt％にしたときのＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１１】図１１は、ＨＡを０．３ｗt％にしたときのＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１２】図１２は、ＨＡを０．５ｗt％にしたときのＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１３】図１３は、ＦＮを添加しない（ＦＮ：０．０ｗt％）場合のＨＡ及びＤＰＰＣ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１４】図１４は、ＦＮ濃度が０．０２ｗt％の場合のＨＡ及びＤＰＰＣ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１５】図１５は、ＦＮ濃度が０．０４６ｗt％の場合のＨＡ及びＤＰＰＣ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１６】図１６は、ＤＰＰＣを含まないときのＨＡ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１７】図１７は、ＤＰＰＣを０．００１ｗt％にしたときのＨＡ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１８】図１８は、ＤＰＰＣを０．０１ｗt％にしたときのＨＡ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図１９】図１９は、ＤＰＰＣを０．１ｗt％にしたときのＨＡ及びＦＮ濃度の変化に対する縦振動量変位比の関係を示すグラフである。
【図２０】図２０は、ＤＰＰＣを含まないときのＨＡ及びＦＮ濃度の変化に対する摩耗量の関係を示すグラフである。
【図２１】図２１は、ＨＡを含まないときのＤＰＰＣ及びＦＮ濃度の変化に対する摩耗量の関係を示すグラフである。
【符号の説明】
１ 荷重
２ レーザー変位計
３ 歪ゲージ
５ 豚股関節骨頭
６ ソケット
８ 往復台[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an artificial synovial fluid used for lubrication of living joints, and particularly to an artificial synovial fluid having low carcinogenicity and capable of suppressing joint wear.
[0002]
[Prior art]
Living joints have performances that cannot be achieved with artificial objects, such as being able to function without replacement for about 70 years, while being subjected to variable loads that are several times the weight of the body joints over 5000 times a day. In the lubrication mechanism, a squeeze fluid lubrication film is generated by applying a fluctuating load to a natural lubricant called synovial fluid, thereby preventing the direct contact of the friction surface and maintaining a good lubrication state. Such a lubrication mechanism reduces wear on the living joint. Reducing wear is one of the purposes of lubrication. The following lubrication mechanisms are used for artificial joints.
[0003]
(1) Fluid film lubrication: A lubrication state in which a sufficiently thick fluid film is formed between the friction surfaces compared to the surface roughness, and the friction surfaces are completely separated by the pressure of the fluid.
(2) Boundary lubrication: A lubrication state in which an adsorption molecular film (boundary film) of a single molecule or several molecular layers is formed between friction surfaces and this adsorption film is separated.
(3) Mixed Lubrication: An actually observed boundary lubrication state where boundary lubrication, fluid lubrication, and dry friction coexist.
[0004]
Three types of lubrication mechanisms have been considered for artificial joints, but living body joints are mostly governed by fluid lubrication. However, it is difficult for some current artificial joints to perform fluid lubrication depending on the type, and many are based on boundary lubrication and mixed lubrication. The friction coefficient in the living joint is 0.005 to 0.01, whereas the artificial joint premised on boundary lubrication or mixed lubrication has a friction coefficient of 0.05 or more, which is 5 to 10 times that of the living joint. Thus, in an artificial joint that takes a lubrication state close to or in direct contact with the friction surface, wear of the contact portion is likely to occur, which is a very serious problem.
[0005]
Moreover, there are the following four basic forms of wear.
(1) Adhesive wear: Wear resulting from shearing or breaking of the adhesive part that constitutes the real contact area of the friction surface.
(2) Abrasive wear: Wear due to cutting action that occurs when one of the friction surfaces is hard or when a hard foreign object is present between the friction surfaces.
(3) Corrosive wear: Wear caused by the combined mechanical action of corrosion and friction due to chemical reaction between the friction surface and highly reactive components in the atmosphere.
(4) Fatigue wear: Wear caused by rolling such as pitching and flaking.
[0006]
Many of the actual wear phenomena are rarely caused by a single wear form, and are considered to be caused by a combination of a plurality of wear forms. It is thought that the wear of the artificial joint is also caused by a combination of several wear forms.
[0007]
In all of fluid lubrication, boundary lubrication, and mixed lubrication, lubrication is established by the presence of synovial fluid between the friction surfaces. In order to reduce the wear of the artificial joint, the nature of the synovial fluid cannot be ignored. In living joints, synovial fluid and cartilage matrix commonly contain hyaluronic acid, protein components, and lipid components. It has been reported that lamina splendens are present in the outermost layer of articular cartilage, and developmentally synovial fluid (articular fluid) and articular cartilage are continuously connected through a layer rich in hyaluronic acid. It is considered to have a structure. In addition, from the observation of the bright plate with an electron microscope, the bright plate is poor in collagen tissue, but a very high concentration of hyaluronic acid is present in a honeycomb structure, and the high concentration of hyaluronic acid is 50-100 μm in the cartilage first layer. There are reports that it extends to the depth. The fact that the synovial fluid and the friction surface have a common component, that is, the boundary between the cartilage and the synovial fluid is not clear and continuous, is one of the excellent friction and wear characteristics in the living joint under boundary lubrication and mixed lubrication. It is thought to be the cause. Judging from the low coefficient of friction of living joints, synovial fluid is an extremely excellent lubricant. The synovial fluid in the living body is a viscous or transparent liquid that is colorless or light yellow, and its role is synovial fluid (agent), which is a nutrient source for articular cartilage.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
Conventionally, treatments for injecting sodium hyaluronate-containing physiological saline into joints have been performed for osteoarthritis, joint diseases such as rheumatoid arthritis, and joint wounds. This is because sodium hyaluronate is contained in the living joint as described above and functions as a lubricant for the joint.
[0009]
For joints that have caused serious dysfunction, functional recovery using artificial joint replacement has been widely applied. In this case, depending on the degree of the obstacle, in the hip joint, only the femoral head may be replaced with an artificial bone head, or only the acetabular portion of the pelvis may be replaced with an artificial object called a socket. At this time, ultrahigh molecular weight polyethylene (hereinafter abbreviated as UHMWPE) is widely used as a material for sockets for artificial joints. However, when only the acetabular part or only the bone head of the hip joint is replaced with an artificial object, the burden on the acetabular part or the bone head becomes large if good lubrication cannot be obtained. Furthermore, when both the acetabular part and the bone head are replaced with artificial objects, a large amount of wear powder is generated mainly from the socket part, which may cause harmful results to the living body. For this reason, the sodium hyaluronate aqueous solution is administered also to the artificial joint for the purpose of improving and improving the lubricating performance. Sodium hyaluronate forms a cluster in water, and the sodium hyaluronate aqueous solution has viscosity due to the resistance of this cluster.
[0010]
However, it has been investigated that excessive administration of sodium hyaluronate has carcinogenicity, and the number of uses thereof is generally limited. For this reason, a new synovial fluid for joints that replaces sodium hyaluronate is desired in both the living joints and artificial joints of patients.
[0011]
An object of the present invention is to solve the problems of the prior art, and an object of the present invention is to provide a novel artificial synovial fluid that replaces sodium hyaluronate. Another object of the present invention is to provide an artificial synovial fluid that can reduce the wear and longitudinal vibration of cartilage of a joint.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
According to the present invention, an artificial synovial fluid comprising dipalmitoyl phosphatidylcholine and fibronectin is provided. Through the research activities different from the present invention, the present inventor has found that the cause of the disease due to joint fatigue is due to the longitudinal vibration of the cartilage constituting the joint or the sliding portion of the artificial joint. A combination of dipalmitoylphosphatidylcholine (hereinafter abbreviated as “DPPC”) and fibronectin (hereinafter abbreviated as “FN”), which is a kind of phospholipid, is extremely effective as an artificial synovial fluid component capable of reducing longitudinal vibration. I found out. As shown in the conceptual diagram of FIG. 1, both DPPC and FN form a film on the surface of the joint cartilage in the joint, and the cluster of sodium hyaluronate (hereinafter abbreviated as HA) in the joint synovial fluid is It exists so as to be sandwiched between these films. With such a structure, it is considered that the cartilage surface is sufficiently protected during the operation of the joint, and the longitudinal vibration generated when the cartilage contacts or slides is remarkably reduced. At this time, in particular, DPPC forms a lipid bilayer on the cartilage surface and brings about a stable slip, whereas FN is thought to prevent the cartilage surface from being rough for a long period of time by strengthening chondrocytes. It is considered that the longitudinal vibration is remarkably reduced by a synergistic effect thereof. As a result, it is possible to prevent a disease occurring in the joint and relieve pain of a patient having the disease in the joint. By using the artificial liquid of the present invention, it is not necessary to use HA that has been limited in the number of times of use, and it is possible to avoid carcinogenicity of patients based on the use of HA. In addition, the artificial liquid of the present invention may further contain HA. In this case, since it contains DPPC and FN, the amount of HA used can be minimized.
[0013]
The synovial fluid of the present invention typically contains DPPC and FN dissolved in physiological saline. In the synovial fluid, DPPC may be contained in a content of 0.001 to 0.1% by weight. In the synovial fluid, fibronectin can be contained in a content of 0.001 to 0.05% by weight.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, although an embodiment of the present invention is described, the present invention is not limited to this.
[0015]
The synovial fluid of the present invention can be prepared by adding DPPC, FN and HA as shown below to physiological saline at a predetermined ratio and dissolving. Hereinafter, each additive etc. are demonstrated.
[0016]
[Dipalmitoylphosphatidylcholine (DPPC)]
DPPC (Dipalmitoyl phosphatidilcholine) is also called dipalmitoyl lecithin and is one of phospholipids (phospholipids). As shown in FIG. 2, DPPC is composed of palmitic acid (CH 3 (CH 2 ) 14 COOH). DPPC has an extremely strong surface active substance among phospholipids. This function keeps the cells that are trying to take a shape close to an energetically stable sphere in a flat shape. By injecting the synovial fluid of the present invention into a joint of a human body, a lipid bilayer film of DPPC is formed on the surface of the joint as shown in FIG. 1, and this film is considered to realize low friction. In the synovial fluid of the present invention, DPPC can be contained at a content of 0.001 to 0.1% by weight. In particular, 0.01 to 0.1% by weight is preferable from the viewpoint of excellent vibration resistance and wear resistance.
[0017]
[Fibronectin (FN)]
FN (Fibronectin) is a glycoprotein having a molecular weight of about 460,000 present on the surface of animal cells, connective tissue, blood and the like. FN has a site that binds to collagen, fibrin, fibrinogen and the like. As shown in FIG. 1, FN is considered to adhere to the surface of the joint cartilage and bring about a boundary lubrication action peculiar to glycoprotein. For this reason, it is considered that wear and vibration of articular cartilage are reduced together with DPPC in synovial fluid. In the synovial fluid of the present invention, FN can be included at a content of 0.001 to 0.05% by weight. In particular, 0.01 to 0.05% by weight is preferable from the viewpoint of excellent vibration resistance and wear resistance.
[0018]
[Sodium hyaluronate (HA)]
HA (Hyaluronic Acid sodium salt) has a structure as shown in FIG. 3, has a molecular weight of about 800 to 2.4 million, and is mainly used in patients with chronic joint diseases (such as osteoarthritis and rheumatoid arthritis). It is used for the purpose of improving and improving the lubrication performance of joints. HA is one of the polysaccharides classified into seven as glycosaminoglycans. Unlike other glycosaminoglycans, it does not have a sulfate group, and itself often serves as a backbone to bind other glycosaminoglycans to the side chain to form a huge proteoglycan complex. HA is widely distributed in various animal tissues, particularly mesenchymal tissues, and is abundant in vitreous bodies, aqueous fluids, umbilical cords, synovial fluids, roc membrane fluids, skin, chicken crowns, and the like. HA is an amorphous solid and has a physical property of hygroscopicity. It is a polymer polybasic acid that dissolves in water as an acid or salt, hydrates to form micelles, and forms a very viscous solution. Shows birefringence. Moreover, it is easy to make a gel in the presence of metal ions. The viscosity varies depending on the production method, and varies greatly depending on the presence of the electrolyte, and precipitates at pH 3 or lower. Furthermore, the biological properties of HA are considered to be a bonding substance that binds cells and fibers by forming gels as free acids and salts in animal tissues. In addition, its high viscosity is important for preventing the invasion of bacteria and the penetration of toxic substances, and in these respects, it corresponds to the pectin quality in plants.
[0019]
As described above, HA originally exists in the synovial fluid of living joints, but HA can be contained in the synovial fluid of the present invention in a content of 0.0 to 0.1% by weight. In this case, since the synovial fluid of the present invention contains FN and DPPC, the amount of HA used can be significantly reduced.
[0020]
[Ultra high molecular weight polyethylene (UHMWPE)]
For the socket of the artificial joint, ultra high molecular weight polyethylene (UHMWPE) having a molecular weight of several millions is used. UHMWPE is a crystalline high-performance thermoplastic material with excellent wear resistance, impact resistance, chemical resistance, etc., and its melting point is as low as around 140 ° C, and its injection molding is somewhat difficult. It is one of the materials with the least wear when sliding at a relatively low speed near room temperature. In particular, it is strong and impact resistant, so it has strong characteristics against abrasive wear. Similar to PTFE, UHMWPE has a linear molecular structure and relatively low intermolecular bonding force, and it tends to form a molecular alignment layer on the surface by sliding. It is thought to show. For this reason, UHMWPE is often used for sliding portions of artificial joints.
[0021]
Example
(1) Sample preparation
As samples of synovial fluid, DPPC, FN, and HA were dissolved in physiological saline at the ratios shown in FIGS. 4 and 5, respectively, to prepare 44 samples with a total volume of 2 ml.
[0022]
As HA, HA (H603: manufactured by Tokyo Chemical Industry Co., Ltd.), which was separated from a chicken crown by a modified DASwann method, purified and freeze-dried, was used. This HA has a white cotton appearance and a molecular weight of 600 to 800,000 (measured by the viscosity method). Specific rotation [α] 20 D = about −60 ° (C = 0.1, H 2 O). From this HA, the presence of proteins and amino acids was not detected through the ninhydrin reaction. Moreover, it was found from the infrared absorption spectrum analysis that chondroitin sulfate was not present.
[0023]
As the DPPC, DPPC having a purity of 99.9% (purity measured by thin layer chromatography) from Kanto Chemical Co., Ltd. was used. As FN, FN having a purity of 95% (purity measured by high performance liquid chromatography) and a protein content of about 70% from Sigma-Aldrich Japan Co., Ltd. was used.
[0024]
The physiological saline was manufactured by China Otsuka Pharmaceutical Co., Ltd., and the composition was 9 g of sodium chloride in 1000 ml, the specific gravity was 1.006, and the pH was about 6.4. The electrolyte composition is Na + And Cl − Both were 154 mEq / L.
[0025]
(2) Longitudinal vibration and wear measurement experiment
The 44 synovial fluid samples prepared as described above were subjected to a longitudinal vibration measurement experiment as follows. In this test, a socket made of ultra high molecular weight polyethylene (UHMWPE) and a porcine hip joint bone head were used as the artificial joint socket. UHMWPE (UH900) was processed into a socket having a diameter of 40 mm and a thickness of 4 mm. The mechanical properties of this UHMWPE (UH900) are shown in the table of FIG.
[0026]
FIG. 7 shows a schematic diagram of a reciprocating friction and wear test apparatus used in the experiment. Using this test apparatus, a reciprocating sliding frictional wear experiment was conducted to measure the longitudinal vibration and the amount of wear. There are various types of motions when performing wear experiments, but since this experiment is a frictional wear experiment on joints, a one-way reciprocating sliding motion is performed to make the model very close to the actual joint motion. The form of friction was adopted.
[0027]
In this apparatus, the UHMWPE socket 7 processed as described above is fixed to the bottom of a container 9 filled with a sample 6 of synovial fluid, and the container 9 is connected to a carriage 8 that reciprocates horizontally. The pig hip joint head 5 attached to the tip of the column 10 is arranged so as to contact the socket 7. The load 1 is applied to the porcine hip joint head 5 through the support 10. Since the vertical direction of the column 10 holding the porcine hip joint head 5 is unconstrained, sliding friction between the porcine hip joint head 5 and the socket 7 can be performed by reciprocating the table connecting the socket 5. it can. The displacement of the column 10 was measured using a non-contact laser displacement meter 2, and the total displacement of both the porcine hip joint head 5 and the socket 6 was taken as the total amount of wear. In this method, the average wear depth between the head and socket, that is, the sum of the average wear depth of the head and socket can be directly obtained. The minimum resolution of the used laser displacement meter 2 is 0.0001 mm, and the response time is 1 ms. Further, the longitudinal vibration of the column system can be measured by the strain gauge 3 attached to the column 10 in the vertical direction, and the measured vibration signal can be analyzed for each frequency by FFT (not shown).
[0028]
Using the apparatus as described above, an experiment was performed as follows. First, the surface of the UHMWPE socket 7 was washed with acetone and sufficiently dried. A pig hip joint head 5 and a socket 7 were attached to the experimental apparatus shown in FIG. 7, and a sample of synovial fluid was poured into the container 9, and a load of 200 N was applied. The carriage 8 was reciprocated at a sliding speed of 4 cm / sec to give sliding friction. The sliding distance for one reciprocation was 2 cm (reciprocation cycle 1.8 reciprocations / second). The total time of the sliding experiment was 4 hours, and the displacement in the direction perpendicular to the sliding surface was measured for 1 minute every 30 minutes in order to obtain the total amount of wear. Here, since the height of the strut fluctuates due to the vertical motion of the bone head, the average was obtained, and the difference between the average displacement at the start of the experiment and the average displacement after 4 hours was defined and used as the total wear amount. Longitudinal vibration was measured at the time of measuring the total amount of wear. The atmospheric temperature of the experimental apparatus was maintained at about 30 ° C.
[0029]
(3) Longitudinal vibration measurement results
In the measurement of vibration, longitudinal vibration displacement at a frequency of 0 to 100 Hz was observed by frequency analysis by FFT. FIG. 8 shows, as an example, a waveform of the main component frequency of the longitudinal vibration displacement obtained in an experiment of synovial fluid in which 0.001 wt% DPPC is dissolved in physiological saline. Two main component frequencies of about 0.25 Hz and about 80 Hz are seen. According to the calculation of the natural frequency, the peak at about 0.25 Hz is the natural frequency of the leaf spring, and the peak at about 80 Hz is the natural (resonant) frequency inherent to the support. Since the vibration of the strut is considered to affect the wear, the magnitude of the relative longitudinal vibration between the porcine hip joint head 5 and the socket 7 is observed by observing a peak (vibration amplitude) in the vicinity of 80 Hz which is the natural frequency of the strut. I examined it.
[0030]
The experimental results are shown in FIGS. As the magnitude of the longitudinal vibration amplitude, the ratio (longitudinal vibration displacement ratio) of the vibration amplitude (comparison standard) of each synovial fluid sample to the vibration amplitude of synovial fluid containing only physiological saline was used. Note that, as described above, an average value of a plurality of amplitude measurement data is used for the comparison reference and the vibration amplitude of each sample. FIG. 9 is a graph showing the relationship of the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is not added (HA: 0.0 wt%). FIG. 9 shows that in the case of DPPC alone (FN: 0.0 wt%), the longitudinal vibration amount displacement ratio is in the range of 0.8 to 0.95, and the vibration amplitude of the synovial fluid containing only physiological saline (longitudinal). It can be seen that the vibration amplitude is slightly lower than the vibration displacement ratio 1.0). It can also be seen that the longitudinal vibration amount displacement ratio decreases steeply and one-dimensionally as the concentration of FN increases. It can be seen that when the FN concentration is 0.046 wt%, the longitudinal vibration amount displacement ratio decreases to a value of about 0.1 regardless of the DPPC concentration. On the other hand, the longitudinal vibration amount displacement ratio does not change much with respect to the change in the DPPC concentration. Therefore, it can be seen that in the DPPC / FN synovial fluid containing no HA, the longitudinal vibration amount displacement ratio greatly depends on the concentration of FN.
[0031]
10 to 12 are graphs showing the relationship of the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is set to a constant value of 0.1 wt%, 0.3 wt%, and 0.5 wt%, respectively. 10 and 11, it can be seen that when HA is 0.1 wt% and 0.3 wt%, the longitudinal vibration amount displacement ratio decreases as the FN concentration increases, as in FIG. Further, FIG. 12 shows that when HA is 0.5 wt%, when either DPPC or FN exists, the longitudinal vibration amount displacement ratio is suppressed to approximately 0.3 or less. .
[0032]
FIG. 13 is a graph showing the relationship of the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and DPPC concentrations when FN is not added (FN: 0.0 wt%). As a whole, it can be seen that the longitudinal vibration amount displacement ratio decreases as the concentration of HA increases. On the other hand, it can be seen that the longitudinal vibration amount displacement ratio is relatively unchanged with respect to the change in the DPPC concentration. It can also be seen that the amount of longitudinal vibration is effectively suppressed when HA is 0.2 wt% or more. Comparing the results of FIG. 13 with the results of FIG. 9, it can be seen that FN can replace HA in synovial fluid containing DPPC. This also shows the relationship between the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in the HA and DPPC concentrations when FN is set to a constant value of 0.02 wt% and 0.046 wt%, respectively. You can also understand by looking at the contrast. In particular, in FIG. 15, if the FN is contained at a relatively high concentration (0.046 wt%) as in the result of FIG. 9, an extremely low longitudinal vibration amount of about 0.1 to 0.2 regardless of the amount of HA. It can be seen that the displacement ratio is achieved. Moreover, it should be noted that the amount of change in FN for achieving the longitudinal vibration amount displacement ratio obtained when HA is used alone is an order of magnitude smaller than the amount of change in HA.
[0033]
FIGS. 16 to 19 show the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and FN concentrations when DPPC is set to constant values of 0.0 wt%, 0.001 wt%, 0.01 wt%, and 0.1 wt%, respectively. It is a graph which shows a relationship. Comparing the results of FIG. 16 and FIGS. 17 to 19, in general, when there are three DPPC / HA / FN components, the longitudinal vibration amount displacement is larger than when only two HA / FN components or only one component is present. It can be seen that the composition range in which the ratio can be reduced to, for example, 0.3 or less is expanded. Further, from the results of FIGS. 17 to 19, it is understood that when there are three components of DPPC / HA / FN, the longitudinal vibration amount displacement ratio can be lowered as the concentration of each component is higher. As shown in FIG. 1, the roughening of the cartilage surface based on the interposition between the frictional surfaces of the subdivided HA clusters, the formation of DPPC lipid bilayer on the bone head surface, and the reinforcement of chondrocytes by FN This is thought to be due to a synergistic effect with the action.
[0034]
(4) Wear amount measurement results
FIG. 20 is a graph showing the relationship between the amount of wear (mm) with respect to changes in HA and FN concentrations when DPPC is not added (DPPC: 0.000 wt%). From this graph, it can be seen that the wear amount reaches 0.35 mm in the case of HA alone (HA: 0.5 wt%, FN: 0.0 wt%). FIG. 21 is a graph showing the relationship of the amount of wear (mm) with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is not added (HA: 0.0 wt%). In the case of a combination of FN / DPPC, it can be seen that the wear amount is low compared to the case of HA alone (HA: 0.5 wt%, FN: 0.0 wt%) in FIG. 20 regardless of the mixing ratio.
[0035]
From the above, it can be seen that when the synovial fluid is composed of FN / DPPC, both longitudinal vibration and wear can be reduced as compared with the case of HA alone. Furthermore, it can be seen that wear can be further suppressed when the synovial fluid is composed of FN / DPPC / HA.
[0036]
【The invention's effect】
The synovial fluid composed of the FN / DPPC of the present invention can effectively suppress the longitudinal vibration of the living articular cartilage that occurs during the operation of the joint as compared with the conventional synovial fluid composed of HA. It is extremely effective for the treatment and prevention. The present invention is also extremely useful for artificial joints using UHMWPE sockets. In the synovial fluid of the present invention, HA is not used or the amount thereof can be reduced, so that the carcinogenic rate due to synovial fluid injection can be significantly reduced.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram for explaining the functions of DPPC, FN and HA in the synovial fluid of the present invention.
FIG. 2 is a structural formula of dipalmitoylphosphatidylcholine (DPPC).
FIG. 3 is a structural formula of sodium hyaluronate (HA).
FIG. 4 is a table showing the composition of samples prepared in Examples.
FIG. 5 is a table showing the composition of samples prepared in Examples.
FIG. 6 is a table showing mechanical properties of UHMWPE used in Examples.
FIG. 7 is a conceptual diagram of an apparatus used for a test in Examples.
FIG. 8 is a chart showing the result of FFT analysis of longitudinal vibration displacement obtained in a synovial fluid experiment in which 0.001 wt% DPPC was dissolved in physiological saline.
FIG. 9 is a graph showing the relationship of the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is not added (HA: 0.0 wt%).
FIG. 10 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is 0.1 wt%.
FIG. 11 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is 0.3 wt%.
FIG. 12 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is 0.5 wt%.
FIG. 13 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and DPPC concentrations when FN is not added (FN: 0.0 wt%).
FIG. 14 is a graph showing the relationship of the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and DPPC concentrations when the FN concentration is 0.02 wt%.
FIG. 15 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and DPPC concentrations when the FN concentration is 0.046 wt%.
FIG. 16 is a graph showing the relationship of the longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and FN concentrations when DPPC is not included.
FIG. 17 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and FN concentrations when DPPC is 0.001 wt%.
FIG. 18 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and FN concentrations when DPPC is 0.01 wt%.
FIG. 19 is a graph showing the relationship of longitudinal vibration amount displacement ratio with respect to changes in HA and FN concentrations when DPPC is 0.1 wt%.
FIG. 20 is a graph showing the relationship of the amount of wear to changes in HA and FN concentrations when DPPC is not included.
FIG. 21 is a graph showing the relationship of the amount of wear with respect to changes in DPPC and FN concentrations when HA is not included.
[Explanation of symbols]
1 Load
2 Laser displacement meter
3 Strain gauge
5 Pig hip joint head
6 Socket
8 Round trip
