JP5900909B2 - ポリヒドロキシアルカノエートを含む材料から作製された３次元構造体、及び骨充填材の調製用キット - Google Patents

Description

本発明は、骨粗鬆症により脆くなった骨の治療に好適な、ポリヒドロキシアルカノエートを含む材料から作製された３次元構造体、及び骨充填材の調製用キットに関するものである。

高齢化社会に伴い、近年、骨粗鬆症および骨脆弱性骨折が増加している。大腿骨頚部骨折は年間１５万件発生し２５００億円の医療費を必要としているが、その内の相当数は転倒せずとも発生する骨脆弱性骨折である。骨脆弱性骨は、初期には転位（骨折した骨がずれたり曲がったりすることで、その結果、骨折した部位の見た目の形が変わること）が無いが、徐々に転位が進み、最終的には、高侵襲、高費用の外科的手術をせざるを得なくなる。

骨折個所の外科的手術としては、金属製のプレートを骨折部位にあて、螺子でプレートを骨に固定するロッキングプレート法、又は骨の中心部にある髄腔に骨端から金属製の長いロッド(棒)を打ち込み、ロッドを螺子で固定する髄内釘固定法が一般的に用いられている。しかしながら、上記の外科的手術を骨粗鬆症や骨脆弱性骨折の患者に実施すると、骨の強度が金属の強度より劣っている為、脱転、再転位など様々なトラブルを生じる事があった。

骨折個所のその他の外科的手術としては、骨の髄を削り取り、その中に生体吸収材料等で形成された鞘を設けた構造骨組を挿入し、挿入後に構造骨組を拡大し、骨セメントを充填する方法が知られている（特許文献１参照）。

また、最近では、骨粗鬆症にもとづく背骨の骨折による痛みが改善しない患者に対しては、経皮的後弯矯正術（Ｂａｌｌｏｏｎ Ｋｙｐｈｏｐｌａｓｔｙ）が、２０１１年１月から保険診療の対象となり、日本でも一般的に用いられるようになってきた。この方法は、（１）背中から小さな風船付きの器具を背骨の骨折部に挿入し、（２）椎体の中の風船を膨らませてつぶれた骨を骨折前の形に戻し、（３）次に風船を抜いて椎体内に空間を形成し、（４）形成された空間を満たすように骨セメントを充填する方法で、手術は約１時間程度で終了し、比較的低侵襲な治療方法として注目されている。

しかしながら、経皮的後弯矯正術は、（１）先にシリコン製のバルーンを入れて、骨髄の中のスポンジ状の骨である海面骨を、バルーンで押しつぶすことで壁を作り空間を確保することで、目的とする部分に骨セメントの漏れを防ぎながら確実に注入する事が可能となるが、骨折個所では周りの硬い骨（皮質骨）が破断していることから、この部分からの漏れを止めることはできない、（２）経皮的後弯矯正術で用いられる骨セメントは、カルシウム骨セメントではなく、メチルメタクリレートと呼ばれる樹脂を用いている。この樹脂は、強度に優れており、早期に骨強度を確実に上げることができるが、この材料は骨と直接結合することはできず、硬化する時に９０度近くまで発熱することで周囲の組織に影響を与える、（３）硬化したメチルメタクリレートは硬すぎるため、そもそも骨が弱っている患者に使用すると、使用箇所の周囲の骨で、硬化したメチルメタクリレートの強度より弱い個所の骨折を誘発する、という問題があった。

更に、骨セメントが充填個所から骨外に漏洩して血管内に流入すると、肺塞栓を引き起こす恐れがある。この問題を解決するため、骨折個所等の骨欠損部に骨セメントを充填する際に、骨セメントの漏洩を防止し、かつ硬化時間の遅延を防ぐために、骨セメントのペーストをフィブリンシート、コラーゲンシート、又はポリ乳酸、ポリグリコール酸の単独重合体若しくは共重合体から選択された１種からなる生体吸収性材料で包囲することが知られている（特許文献２参照）。

また、骨再建能力を有効に導き出すための化学組成物の徐放システムと患部へのフィッティングを良好にする材料として、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、あるいはポリ乳酸とポリグリコール酸（ＰＧＡ）との共重合体、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）や、ＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＥＧ及びＰＣＬの共重合体のような合成高分子、フィブリン、コラーゲン、アルギン酸、ヒアルロン酸、キチン、キトサンのような天然高分子を主成分としシロキサンを含有する物質から形成された綿状の３次元立体構造体が知られている（特許文献３参照）。

しかしながら、骨折個所に骨セメントを充填する際には、粘度のある骨セメントペーストを、形状が不規則な髄腔の隅々まで隙間なく浸入させることが必要であるが、上記特許文献１の鞘は、コラーゲン、ポリエステル繊維、ポリ乳酸等の材料から製造されており、柔軟性が乏しいため、骨との密着性に問題がある。

また、上記特許文献２に記載されている生体吸収性材料、特許文献３に記載されている３次元立体構造についても、伸長性が優れないため、骨セメントペーストを注入する際の圧力に耐えきれず、３次元構造体から骨セメントが漏洩してしまい、その結果、血管内への流出の恐れと、骨の隅々まで粘度のある骨セメントペーストを充填させることは難しいという問題があった。

加えて、上記特許文献１に記載されている構造骨格等、骨折個所を骨内から補強する髄内釘は金属から作製されたものが多く、外科的手術後に再骨折すると、骨折個所から金属が骨外に飛び出し、生体組織を傷つける虞がある。

一方、骨折個所の手術に髄内釘を用いず、骨伝導性のあるリン酸カルシウム系骨セメントのみを充填する場合、骨セメントが硬化した状態では弾性に乏しく、曲げ、引っ張り、圧縮等のストレスにより破断をきたす虞がある。例えば、骨粗鬆症で脊椎圧迫骨折を起こした患者の骨折部（脊椎部）に使用する場合、硬化したリン酸カルシウム系骨セメントに比較的高い圧力が加わる状況での長期にわたる機械的強度の維持が不十分であり、所望する形状の安定的維持が困難であった。そのため、リン酸カルシウム系骨セメントに縮れのある繊維を分散させた骨充填材が知られているが（特許文献４参照）、曲げや引っ張り強度は満足がいくものではない。

特開２００８−５００１４０号公報 特開２０００−２６２６０９号公報 特開２０１１−２１２０３９号公報 国際公開２００８／０２６５９６号

本発明は、上記従来の問題を解決するためになされた発明であり、鋭意研究を行ったところ、ポリヒドロキシアルカノエート（以下「ＰＨＡ」と記載することもある。）を含む材料から作製された３次元構造体は、（１）耐熱特性に優れていることから、硬化時に発熱するメチルメタクリレートを充填する際の漏洩防止に用いることができ、リン酸カルシウム等の骨伝導性のある骨セメントを含め、従来使用されている全ての骨セメントを充填する際の漏洩防止材料として使用が可能であること、（２）非常に優れた伸長性を備えていることから、骨セメントペーストの注入に応じて伸長するため、凹凸のある髄腔内の隅々まで骨セメントを充填できること、（３）ポリ乳酸等の従来の生分解性材料に比べ、生体内での生分解特性に優れていることから、リン酸カルシウム等の骨伝導性のある骨セメントが用いられると、骨と骨セメントが速やかに接触し骨の再生が促進されること、を新たに見出した。

すなわち、本発明の目的は、（１）ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、（２）ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘及び骨セメント材料を含む骨充填材の調整用キット、を提供することである。

本発明は、以下に示す、（１）ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、（２）ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘及び骨セメント材料を含む骨充填材の調整用キットに関する。

（１）骨折個所に骨セメントを注入する際に骨セメントが漏洩することを防止するための、ポリヒドロキシアルカノエートを含む材料から作製された直径１〜１００μｍの繊維を堆積したものであることを特徴とする３次元構造体。
（２）前記ポリヒドロキシアルカノエートが、３−ヒドロキシ酪酸、３−ヒドロキシ吉草酸、４−ヒドロキシ酪酸から選ばれる少なくとも２種の共重合体であることを特徴とする上記（１）に記載の３次元構造体。
（３）前記３次元構造体が、２００％以上伸長することを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の３次元構造体。
（４）上記（１）〜（３）に記載の３次元構造体及び骨セメントを含む骨充填材の調製用キット。
（５）上記（１）〜（３）に記載の３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘及び骨セメントを含む骨充填材の調製用キット。
（６）前記髄内釘が、骨セメントを漏出できるサイズの網目構造を有する筒状のものであることを特徴とする上記（５）に記載の骨充填材の調製用キット。
（７）前記骨セメントが、メチルメタクリレート又は骨伝導性のある材料から選ばれることを特徴とする上記（４）〜（６）に記載の骨充填材の調製用キット。

本発明のＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体は、耐熱特性に優れていることから、硬化時に発熱するメチルメタクリレートを充填する際の漏洩防止に用いることができ、リン酸カルシウム等の骨伝導性のある骨セメントを含め、従来使用されている全ての骨セメントを充填する際の漏洩防止材料として使用が可能である。また、本発明の３次元構造体は非常に優れた伸長性を備えることから、骨セメントペーストの注入に応じて伸長するため、凹凸のある髄腔内の隅々まで骨セメントを充填することができる。更に、ポリ乳酸等の従来の生分解性材料に比べ、生体内での生分解特性に優れていることから、リン酸カルシウム等の骨伝導性のある骨セメントが充填に用いられると、骨と骨セメントが速やかに接触し、骨の再生が促進される。

本発明のＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘及び骨セメントを組み合わせて用いることで、骨セメントの曲げ強度が著しく向上する。したがって、骨伝導性があり骨折個所の充填材としては好ましいものの、曲げに弱く、単独で用いることが困難であったリン酸カルシウム系の骨セメントを充填材として用いることができ、従来は強度が強いメチルメタクリレートが充填されていた骨折個所でも、骨伝導性のある骨セメントの利用が可能となる。

また、本発明の生分解性材料から作製された髄内釘を用いることで、従来の金属と違い、再骨折しても生体組織を傷つける恐れが無い。

図１は、図面代用写真であり、本発明の髄内釘の写真である。 図２は、本発明のＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘、骨セメントの使用方法の一例を示す図である。 図３は、図面代用写真であり、（ａ）実施例１で作製したＰＨＡ−１８（１０μｍ）の不織布、（ｂ）比較例１で作製したＰＬＬＡ（２μｍ）の不織布、（ｃ）比較例２で作製したＰＬＬＡ（１０μｍ）の不織布、のＳＥＭ写真である。 図４は、実施例１で作製したＰＨＡ−１８（１０μｍ）の不織布、比較例１で作製したＰＬＬＡ（２μｍ）の不織布、比較例２で作製したＰＬＬＡ（１０μｍ）の不織布、の応力−歪曲線を示すグラフである。 図５は、実施例２で作製したＰＨＡ−１８の綿状材料、比較例３で作製したＰＬＬＡの綿状材料、比較例４で作製したＰＬＧＡの綿状材料、の荷重−歪曲線を示すグラフである。 図６は、図面代用写真で、実施例３及び比較例５において、ガラス瓶で作製した不均一形状モデル内に、袋状の不織布を取り付けた注入シリンジを挿入し、バイオペックスを注入する前の状態を示す写真である。 図７は、図面代用写真で、実施例３及び比較例５において、ガラス瓶で作製した不均一形状モデル内に、袋状の不織布を取り付けた注入シリンジ先端から、バイオペックスを注入中の状態を示す写真である。 図８は、図面代用写真で、比較例５において、バイオペックスを注入中の状態を横方向から見た拡大写真である。 図９は、図面代用写真で、実施例３において、バイオペックスを注入中の状態を横方向から見た拡大写真である。 図１０は、図面代用写真で、実施例４及び比較例６において、メチルメタクリレート系骨セメントを注入し、２０分経過後の写真である。 図１１は、図面代用写真で、（ａ）は実施例６の手順で治療した兎の１カ月後のレントゲン写真で、（ｂ）は、比較例７の手順で治療した兎の１週間後のレントゲン写真である。 図１２は、図面代用写真で、（ａ）は三点曲げ試験の強度試験機（ＭＴＳ ８５８ Ｍｉｎｉ Ｂｉｏｎｉｘ ＩＩ）の外観を示す写真で、（ｂ）は試料とヘッド部分の拡大写真である。 図１３は、髄内釘有（実施例７）及び髄内釘無（比較例８、９）の強度試験結果（応力−変位図）を示し、ヘッドの移動時間と曲げ応力値との関係を示すグラフである。 図１４は、髄内釘有（実施例７）及び髄内釘無（比較例８、９）の、曲げ応力の最大値を示すグラフある。 図１５は、髄内釘有（実施例７）及び髄内釘無（比較例８、９）の、破壊に要したエネルギーの比較を示すグラフである。

以下に、（１）ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、（２）生分解性材料から作製された髄内釘、（３）ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘及び骨セメント材料を含む骨充填材について詳しく説明する。

先ず、本発明の３次元構造体とは、不織布、綿状等、ＰＨＡを含む材料から作製された繊維（以下「ＰＨＡ繊維」と記載する。）が、編み物のように織られずに、堆積した状態であるものを意味する。

本発明の３次元構造体の作製に用いられるＰＨＡは、生分解性材料として知られており、ヒドロキシル基が付随したアルカン酸を構成モノマーとし、それらがエステル結合してポリマーを形成したものである。

ＰＨＡを構成する代表的なモノマーとしては、３−ヒドロキシ酪酸（３ＨＢ）、３−ヒドロキシ吉草酸（３ＨＶ）、４−ヒドロキシ酪酸（４ＨＢ）、３−ヒドロキシプロピオン酸（３ＨＰ）、３−ヒドロキシヘキサン酸（３ＨＨ）、３−ヒドロキシオクタン酸（３ＨＯ）、３−ヒドロキシデカン酸（３ＨＤ）、４−ヒドロキシ吉草酸（４ＨＶ）等が挙げられる。これらモノマーを単独で用いてポリマーを形成してもよいし、２種類以上のモノマーを組み合わせて、ランダム又はブロック共重合体にしてもよい。単一のモノマーから作製したポリマーの一例であるＰ（３ＨＢ）の融点は、１７０〜１８０℃であり、メチルメタクリレートが硬化する際の発熱にも十分耐えることができる。一方、Ｐ（３ＨＢ）は、結晶性が高く、硬くて脆いことから、凹凸のある髄腔の隅々まで密着できるようにするため柔軟性を持たせることが好ましく、Ｐ（３ＨＢ−ｃｏ−３ＨＶ）、Ｐ（３ＨＢ−ｃｏ−４ＨＢ）、Ｐ（３ＨＢ−ｃｏ−４ＨＶ）等の共重合体にすることが望ましい。共重合体の構成モノマーの比率を適宜調整することで、柔軟性を持たせることができる。

一方、共重合体にすることで柔軟性が得られるが、共重合体のガラス転移温度は低くなる。そのため、柔軟性及び耐熱性を考慮し、共重合比率を調整すればよく、例えば、Ｐ（３ＨＢ−ｃｏ−３ＨＶ）の場合、共重合体中の３ＨＶの割合は、モル比で５〜５０％が好ましく、１０〜２０％がより好ましい。また、Ｐ（３ＨＢ−ｃｏ−４ＨＢ）の場合、共重合体中の４ＨＢの割合は、モル比で５〜５０％が好ましく、１０〜２０％がより好ましい。これらの比率のＰＨＡは、公知の方法で製造してもよいし、例えば、Ｇ５ ＪＡＰＡＮ社製ＰＨＡ−１８（３ＨＢ：４ＨＢ＝８２：１８）等の市販品を用いてもよい。

また、分子量は、５０〜３０００ｋＤａが好ましく、３００〜１５００ｋＤａがより好ましい。分子量が５０ｋＤａ以下であると、分解性が激しくなり、３０００ｋＤａ以上であると、分解が数年以上にも及び好ましくない。

本発明の３次元構造体は、上記ＰＨＡのみから作製されてもよいし、グリコール酸等を添加してもよい。

３次元構造体は、ＰＨＡ材料をクロロホルム、ジクロロメタン等の溶剤に溶解させるとともに、ＰＨＡ繊維を作製できる粘度に調整された溶液またはスラリー（以下「ＰＨＡ溶液」と記載する。）を用いて、エレクトロスピニング法による紡糸を実施することで作製される。エレクトロスピニング法とは、ＰＨＡ溶液にプラス高電圧を印加し、ＰＨＡ溶液がノズルから、マイナスに帯電したコレクターにスプレーされる過程で、ＰＨＡ溶液をＰＨＡ繊維化させる方法である。作製される３次元構造体は、ＰＨＡ溶液が、ノズルからコレクターに向かって射出される際に、送風下で行うか否か、また、送風の程度により調整することができる。送風しないでＰＨＡ溶液を射出すると、飛び出したＰＨＡ溶液が電界の力によって引き伸ばされて繊維化され、ＰＨＡ繊維がコレクター上に堆積する。このとき、コレクター上に堆積したＰＨＡ繊維が溶剤を含んでいると、ＰＨＡ繊維が軟化して折り重なることで二次元的にＰＨＡ繊維が堆積して不織布が作製される。

これに対して、送風下で射出を行うと、溶剤の揮発を促進させ、溶剤をほとんど含まない状態でＰＨＡ繊維をコレクターに到達させることができる。このため、コレクター上に堆積したＰＨＡ繊維は、溶剤をほとんど含まないので軟化せず繊維形状を維持でき、ＰＨＡ繊維が折り重ならずに三次元的に堆積する。繊維同士の接着が少ないほど、得られた３次元構造体はより伸長することから、３次元構造体の作製の際には、所望の伸長量が得られるよう送風量を適宜調整すればよい。

また、上記の方法の他に、エタノール等を満たした容器にコレクターを浸漬して、エレクトロスピニングを行ってもよい。この方法では、ＰＨＡ繊維をエタノール等の中へ誘導することができ、その際にエタノール等へ溶剤が溶出して繊維同士が接着しなくなる。浮遊する繊維を回収すれば自然に繊維同士は絡み合い、綿状材料を得ることができる。繊維を絡みやすくするために、撹拌などを併用してもよい。

ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体は、骨セメントを注入する際の圧力により、３次元構造体の隙間から骨セメントが漏洩することなく伸縮でき、且つ、骨の内面に接触した後も、骨セメントが漏洩しない必要がある。骨セメントは、一般的にはシリンジを通して髄腔に注入されるが、その際のシリンジの押圧力は、骨セメントの材料や粘度により異なるものの、２〜４ＭＰａ程度は必要である。シリンジの先端から後述する髄内釘の内部に注入された骨セメントは、髄内釘の隙間を通って３次元構造体を伸長させ、３次元構造体は最終的には髄腔内の凹凸のある骨面に当接するまで伸長するが、髄腔内が骨セメントで隙間なく充填されると、骨セメントが３次元構造体を押圧する圧力は上昇し、シリンジの押圧力に近い圧力になる。したがって、本発明のＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体は、少なくとも２〜４ＭＰａ程度の圧力がかかっても、骨セメントが漏洩しないことが好ましい。３次元構造体が上記のような特性を持つためには、骨セメントの注入量が増加しても内圧が上昇することなく拡張すること、つまり、３次元構造体固有の伸長量が、少なくとも、髄腔内に骨セメントを充填する際に必要な伸長量より大きい必要があり、具体的には、約２００％以上は伸長できるものが好ましい。

一方、後述する骨セメントの中で、例えば、骨伝導性のあるリン酸カルシウム系の骨セメントが用いられる場合、リン酸カルシウム等は骨再生に寄与するため、骨の内面に接触することが好ましい。したがって、本発明の３次元構造体は、骨セメントを注入して３次元構造体が髄腔内に当接した状態であっても、骨セメント粒子が外に漏洩しないが、３次元構造体の表面に骨セメントの粒子が露出している状態になる寸法が好ましい。

３次元構造体が上記のような特性を持つ為には、骨セメントの粒子サイズ及び粘度にもよるが、ＰＨＡ繊維の直径サイズを調整すればよい。３次元構造体を構成するＰＨＡ繊維の直径が大きすぎると、得られる３次元構造体の隙間の寸法が大きくなり、骨セメント粒子が漏洩する恐れがある。また、ＰＨＡ繊維の直径が小さすぎると、得られる３次元構造体の隙間の寸法が小さくなり、骨セメントペーストの粘性のため、骨セメント粒子が３次元構造体の表面に露出することができない。したがって、用いる骨セメントの粒子サイズ及び粘度にもよるが、ＰＨＡ繊維の平均直径は、約１〜１００μｍが好ましく、約５〜２０μｍがより好ましい。

本発明のＰＨＡ繊維は、エレクトロスピニング法により、飛び出した溶液またはスラリーが電界の力によって引き伸ばされて繊維化されることから、平均直径は溶液またはスラリーの粘度を調整することで制御できる。粘度を大きくすれば、得られる平均直径は太くなり、粘度を小さくすれば、得られる平均直径は細くなる。上記の平均直径にする為には、溶液の濃度や材料の分子量、さらには溶液の誘電率等を考慮し、適宜調整すればよい。また、エレクトロスピニング法以外にも、例えば、メタノールやエタノール等の両親媒性液体を撹拌しているところへＰＨＡ溶液又はスラリーをシリンジから注入し、撹拌によって引き伸ばすことで本発明のＰＨＡ繊維を得ることもできる。ＰＨＡ繊維の直径は、ＰＨＡ溶液又はスラリーの粘度と撹拌の強弱の調整により、ＰＨＡ溶液又はスラリーが引き伸ばされる力が変化することで制御することができる。エレクトロスピニング法は、直径の細いＰＨＡ繊維を作製する場合、メタノールやエタノール等の両親媒性液体を撹拌しているところへＰＨＡ溶液又はスラリーをシリンジから注入する方法は、直径の太いＰＨＡ繊維を作製する場合に好適であり、所望とする直径に応じて適宜選択すればよい。

本発明で用いられる骨セメントは、骨折個所に注入されて硬化するものであれば特に限定されず、従来この種の用途に用いられている種々の組成の材料を使用することができる。例えば、ポリメチルメタクリレートを主成分とする骨セメント材料（例えばポリメチルメタクリレートの他に、バリウム粉末、メチルメタクリレート（モノマー）等を含むセメント材料）を使用することができる。

また、ポリメチルメタクリレート以外では、リン酸カルシウム系セメント材料が挙げられる。リン酸カルシウムは骨を構成する成分であり、骨伝導性と生体適合性にも優れている好ましい骨セメントである。また、リン酸カルシウム系セメント材料は、骨充填材の調製用キットを構成する材料として、硬化処理を実施する迄は固体形状（典型的には粉末形状）のまま貯蔵することができるため、本発明のキットを構築するうえでも好ましい。

リン酸カルシウム系セメント材料としては、種々の化学組成比のリン酸カルシウムが含まれ得る。好適にはハイドロキシアパタイト（Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２）或いは加水分解によりハイドロキシアパタイトを生成し得る化合物が挙げられる。例えば、α型リン酸三カルシウム（α−Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２）を主成分とし副成分として他のリン酸カルシウム系化合物が混合されたものが挙げられる。例えば、α型リン酸三カルシウムにハイドロキシアパタイト、β型リン酸三カルシウム（β−Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２）、リン酸四カルシウム（Ｃａ_４（ＰＯ_４）_２Ｏ）、リン酸水素カルシウム（ＣａＨＰＯ_４・２Ｈ_２Ｏ）等を添加したものが挙げられる。なお、これら例示したもの以外のリン酸カルシウム系化合物を使用してもよく、使用する化合物の組み合わせはハイドロキシアパタイトその他のリン酸カルシウム系セメント基材（硬化体）を形成し得る組み合わせであれば特に制限はない。

また、リン酸カルシウム系セメント基材（硬化体）が得られる限り、主成分たるリン酸カルシウム系化合物以外の化合物が含まれていてもよい。例えば、リン酸カルシウム系化合物におけるＣａの一部が他の元素（例えばＳｒ、Ｂａ、Ｍｇ、Ｆｅ、Ａｌ、Ｎａ、Ｋ、Ｈ）と置換した化合物を含んでいてもよい。或いはＰＯ_４の一部が他の酸成分（例えばＣＯ_３、ＢＯ_３、ＳＯ_４、ＳｉＯ_４）と置換した化合物を含んでいてもよい。

上記のリン酸カルシウム系骨セメントは、骨伝導性と生体適合性があり、骨折箇所の充填材としては好ましい材料ではあるが、従来、その脆さのため、長幹骨の骨折接合に単独で用いられることはなかった。しかしながら、本発明の、ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘と共に用いられることで、曲げ、引っ張り、圧縮等のストレスが他の骨より比較的多くかかる長幹骨の骨折治療にも、リン酸カルシウム系骨セメントを用いることができる。

本発明で用いられる骨セメントは、上記の原料を適宜調整して作製してもよいし、市販されているものを使用してもよい。例えば、メチルメタクリレートを主成分とする骨セメントは、サージカルシンプレックス（ストライカー社製）、オストロンＩＩ（ジーシー社製）等の商品名で市販されており、また、骨伝導性のある骨セメントは、バイオペックス−Ｒ（アドバンス フルセット）（ＨＯＹＡ社製）、セラペースト（日本特殊陶業社製、販売：小林メデイカル）、プリマフィックス（日本エム・デイ・エム社製）等の商品名で市販されている。

本発明で用いられる髄内釘は、図１に示すように、生分解性材料をメッシュ構造に編み上げた円筒形の形態であり、円筒形の内腔に骨セメントを注入すると、メッシュの隙間を通って、骨セメントが髄内釘の外へ漏出する構造となっている。髄内釘の直径及び長さは、用いられる骨折箇所の骨の内腔径より小さければよい。また、筒を形成する編み上げ層数を多くするほど耐曲げ性が向上するので、適用する個所の骨の内腔径や骨折箇所への曲げ、引っ張り、圧縮等のストレスを考慮し、編み上げ回数を適宜調整すればよい。また、網目の大きさは、縦糸及び横糸の間隔を適宜調整すればよい。

髄内釘の作製に用いられる生分解性材料は、生分解性樹脂として、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ＰＨＡの重合体、或いは、ＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＥＧ、ＰＣＬ及びＰＨＡから選ばれる２種以上の共重合体のような合成高分子の他、フィブリン、コラーゲン、アルギン酸、ヒアルロン酸、キチン、キトサンのような天然高分子が挙げられる。

ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘、骨セメント材料は、骨折箇所の治療の際に、それぞれを組み合わせて用いてもよいし、予め骨充填材の調整用キットとして、準備しておいてもよい。

図２は、ＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘、骨セメントの使用方法の一例を示す図である。図２（ａ）は長幹骨の端部、（ｂ）は長幹骨の長軸方向断面図、（ｃ）は骨セメント注入前の長幹骨の軸方向垂直断面図、（ｄ）は骨セメント注入後の長幹骨の軸方向垂直断面図である。

図２（ａ）に示すように、先ず、長幹骨の端部１に、小孔２がドリル等を用いて形成される。次に、髄内釘３の周りに３次元構造体４を袋状に形成し、図２（ｂ）に示すように、小孔２から、長幹骨の内部に挿入する。挿入直後は、図２（ｃ）に示すように、髄内釘３及び３次元構造体４は、長幹骨１の内面に当接せずに、隙間のある状態である。そして、髄内釘３の中心部に骨セメント５を注入すると、図２（ｄ）に示すように、注入された骨セメント５は、髄内釘３の網目を通って外側に漏出し、伸長性に優れた３次元構造体４は長幹骨１の内側に当接するまで押し広げられ、長幹骨１の内面は隅々まで、骨セメント５が充填される。骨セメント５として骨伝導性のあるリン酸カルシウム系が使用された場合、長幹骨１の内面に３次元構造体４が当接した状態で、３次元構造体の外には骨セメント５は漏洩しないが、３次元構造体の最外面に骨セメント５の粒子の一部が露出した状態になる。したがって、骨伝導性のあるリン酸カルシウムが骨に直接当接することで、骨の自己修復が進みやすくなる。

更に、本発明の３次元構造体を構成するＰＨＡは、他の生分解性材料と比較して生分解性が優れている。そのため、骨セメントが硬化し、骨外への漏出の恐れがなくなった後早期に分解されるため、骨と骨伝導性材料の間に異物がなくなり一体となるため、骨の自己修復が更に進みやすくなる。

以下に実施例を掲げ、本発明を具体的に説明するが、この実施例は単に本発明の説明のため、その具体的な態様の参考のために提供されているものである。これらの例示は本発明の特定の具体的な態様を説明するためのものであるが、本願で開示する発明の範囲を限定したり、あるいは制限することを表すものではない。

〔実施例及び比較例で用いた材料〕
・ＰＨＡ：Ｇ５ ＪＡＰＡＮ社製ＰＨＡ−１８（３ＨＢ：４ＨＢ＝８２：１８）（以下「ＰＨＡ−１８」と記載する。）
・ＰＬＬＡ：ＬＡＣＥＡ（三井化学社製、Ｍｗ：１４０ ｋＤａ）
・ＰＬＧＡ：Ｐｕｒａｓｏｒｂ（登録商標） ＰＤＬＧ（Ｐｕｒａｃ社製、Ｍｗ：１４０ｋ Ｄａ、ＰＬＡ：ＰＧＡ＝７５：２５）
・クロロホルム（ＣＨＣｌ₃）：特級試薬、純度９９．０％以上、キシダ化学株式会社
・リン酸カルシウム系骨セメント：バイオペックス−Ｒ（アドバンス フルセット）（ＨＯＹＡ社製）
・メチルメタクリレート系骨セメント：オストロンＩＩ（ジーシー社製）

〔３次元構造体（不織布）の作製〕
（実施例１）
２ｇのＰＨＡ−１８をクロロホルムに溶解し、ＰＨＡ濃度を６重量％となるようにした。このときの溶液の粘度は２．８Ｐａ・ｓであった。ガラス製注射筒に上記溶液１０ｍＬを入れた。接地した回転ドラムにアルミホイルを巻き付けてコレクターとした。２２Ｇの注射針を取り付け、針部分に正電荷となるように１０ｋＶの電圧を印加し、０．３５ｍｍ／ｍｉｎで押しだして、コレクター上に紡糸して厚さ０．１ｍｍの不織布を作製した。繊維径は約１０μｍであった。得られた不織布の融点及びガラス転移温度を示差走査熱量計にて調べたところ、融点は１３０℃、ガラス転移温度は−２０℃であった。

（比較例１）
２ｇのＰＬＬＡをクロロホルムに溶解した後、メタノール（和光純薬製、特級）を加え、ＰＬＬＡ：クロロホルム：メタノール＝１０：６７．５：２２．５重量比となるようにした。このときの溶液の粘度は０．５Ｐａ・ｓであった。ガラス製注射筒に上記溶液１０ｍＬを入れた。接地した回転ドラムにアルミホイルを巻き付けてコレクターとした。２２Ｇの注射針を取り付け、針部分に正電荷となるように１５ｋＶの電圧を印加し、０．３５ｍｍ／ｍｉｎで押しだして、コレクター上に紡糸して厚さ０．１ｍｍの不織布を作製した。繊維径は約２μｍであった。得られた不織布の融点及びガラス転移温度を示差走査熱量計にて調べたところ、融点は１７０℃、ガラス転移温度は５６℃であった。

（比較例２）
２ｇのＰＬＬＡをクロロホルムに溶解し、ＰＬＬＡ濃度が１３重量％となるようにした。このときの溶液の粘度は３Ｐａ・ｓであった。ガラス製注射筒に上記溶液１０ｍＬを入れた。接地した回転ドラムにアルミホイルを巻き付けてコレクターとした。２２Ｇの注射針を取り付け、針部分に正電荷となるように１５ｋＶの電圧を印加し、０．３５ｍｍ／ｍｉｎで押しだして、コレクター上に紡糸して厚さ０．１ｍｍの不織布を作製した。繊維径は約１０μｍであった。得られた不織布の融点及びガラス転移温度を示差走査熱量計にて調べたところ、融点は１７０℃、ガラス転移温度は５６℃であった。

図３（ａ）は実施例１で作製したＰＨＡ−１８（１０μｍ）の不織布、（ｂ）は比較例１で作製したＰＬＬＡ（２μｍ）の不織布、（ｃ）は比較例２で作製したＰＬＬＡ（１０μｍ）の不織布、のＳＥＭ写真である。

また、図４は、上記実施例１及び比較例１、２で作製した不織布を、長さ２０ｍｍ×幅５ｍｍ×厚さ約０．１ｍｍに裁断し、空気中、室温、クロスヘッドスピード５ｍｍ／ｍｉｎの条件下での応力−歪み曲線を示す。図４に示すように、直径２μｍのＰＬＬＡは、歪み量が約５０％を越えると繊維の切断が始まった。なお、直径２μｍのＰＬＬＡは、高い最大応力を示しているが、これは繊維同士がくっついて緻密化している部分があるためと考えられる。また、直径１０μｍのＰＬＬＡは、歪み量が約２０％を超えると繊維の切断が始まった。一方、直径１０μｍのＰＨＡ−１８は、歪み量が２０％〜２３０％位まで応力に変化なく、全く切れることなく延びており、延び性能が優れていることが確認された。

〔３次元構造体（綿状材料）の作製〕
（実施例２）
４ｇのＰＨＡ−１８Ｌをクロロホルムに溶解し、ＰＨＡ濃度が６重量％となるようにした。このときの溶液の粘度は２．８Ｐａ・ｓであった。ガラス製注射筒に上記溶液１０ｍＬを入れた。４００×２００×４０ｍｍのプラスチックバットにエタノール１．５Ｌを入れ、この底に、接地した直径１０ｍｍのステンレス板を沈めた。注射筒に２２Ｇの注射針を取り付け、針部分に正電荷となるように１０ｋＶの電圧を印加し、０．３５ｍｍ／ｍｉｎで押しだして、エタノール中に紡糸した。浮遊している繊維をピンセットで回収し、濾紙に乗せて室温で乾燥した。繊維の直径は約１０μｍであった。得られた綿状物質の融点及びガラス転移温度を示差走査熱量計にて調べたところ、融点は１３０℃、ガラス転移温度は−２０℃であった。

（比較例３）
４ｇのＰＬＬＡをクロロホルムに溶解し、ＰＬＬＡ濃度が１０重量％となるようにした。このときの溶液の粘度は２．５Ｐａ・ｓであった。ガラス製注射筒に上記溶液１０ｍＬを入れた。４００×２００×４０ｍｍのプラスチックバットにエタノール１．５Ｌを入れ、この底に、接地した直径１０ｍｍのステンレス板を沈めた。注射筒に２２Ｇの注射針を取り付け、針部分に正電荷となるように２０ｋＶの電圧を印加し、０．３５ｍｍ／ｍｉｎで押しだして、エタノール中に紡糸した。浮遊している繊維をピンセットで回収し、濾紙に乗せて室温で乾燥した。繊維の直径は約１０μｍであった。得られた不織布の融点及びガラス転移温度を示差走査熱量計にて調べたところ、融点は１７０℃、ガラス転移温度は５６℃であった。

（比較例４）
４ｇのＰＬＧＡをクロロホルムに溶解し、ＰＬＧＡ濃度が１６重量％となるようにした。このときの溶液の粘度は３Ｐａ・ｓであった。ガラス製注射筒に上記溶液１０ｍＬを入れた。４００×２００×４０ｍｍのプラスチックバットにエタノール１．５Ｌを入れ、この底に、接地した直径１０ｍｍのステンレス板を沈めた。注射筒に２２Ｇの注射針を取り付け、針部分に正電荷となるように１５ｋＶの電圧を印加し、０．３５ｍｍ／ｍｉｎで押しだして、エタノール中に紡糸した。浮遊している繊維をピンセットで回収し、濾紙に乗せて室温で乾燥した。繊維の直径は約１０μｍであった。得られた不織布の融点及びガラス転移温度を示差走査熱量計にて調べたところ、融点は１７０℃、ガラス転移温度は５０℃であった。

上記実施例２及び比較例３、４で作製した綿状材料を、長さ２０ｍｍ×幅５ｍｍ×厚さ約１０ｍｍに裁断した。なお、実施例２及び比較例３、４で作製された材料は、綿状でふわふわした状態であることから、厚さは大凡の寸法である。ただし、作製した何れの材料も、重量は約１．８ｇであった。図５は、これら材料の、空気中、室温、クロスヘッドスピード５ｍｍ／ｍｉｎの条件下での荷重−歪み曲線を示す。図５に示すように、ＰＬＬＡ、ＰＬＧＡは歪み量約２００％まで荷重がかかった後は、繊維が急速に切断していった。なお、グラフ上は、５００〜１０００％まで延びるように見えるが、繊維自身はあまり伸びないため、繊維の切断がどんどん進んでいた。一方、ＰＨＡ−１８は、６２２％まで、全く切断せずに延びた後、繊維の切断が徐々に進んだ。しかしながら、６２２％以上では切断した繊維はあるものの、図５に示すように、ＰＨＡ−１８の綿状材料に荷重をかけた際のカーブは緩やかである。このデータから、切断した繊維の量はそれほど多くなく、引き続き繊維は延びていることは明らかであり、ＰＬＬＡ又はＰＬＧＡから作製された綿状材料と比較して、ＰＨＡを含む材料から作製された綿状材料の延び特性が優れていることが確認された。

〔リン酸カルシウム系骨セメントの注入実験〕
（実施例３）
口径１５ｍｍ、長さ５０ｍｍのガラス瓶に、瓶を傾けた状態でシリコン樹脂を注入・硬化させることで、瓶底全面からキャップの一端部に向かって斜めになるようにシリコン樹脂が硬化した不均一形状モデルを作製した。次に、上記実施例１で作製した不織布を袋状にし、バイオペックス−Ｒ（アドバンス フルセット）中の注入シリンジの先端に取り付け、根元を糸で縛り固定した。練和方法及び充填方法を、６ｍＬセット・液量４．０ｍＬとした以外は、添付のマニュアル通りにバイオペックスのペーストを調整した。次いで、上記の通り作製した不均一形状モデル内に不織布を取り付けた注入シリンジを挿入し、調整したバイオペックスをセット中の注射器を用いて注入した。

（比較例５）
上記比較例２で作製したＰＬＬＡの不織布を用いた以外は、実施例３と同様に実験を行った。

図６は、実施例３及び比較例５において、ガラス瓶で作製した不均一形状モデル内に、袋状の不織布を取り付けた注入シリンジを挿入し、バイオペックスを注入する前の状態を示す写真である。

図７は、実施例３及び比較例５において、バイオペックスを注入中の状態を示す写真で、実施例３のＰＨＡで作製した不織布は、バイオペックスの注入量に応じてゴム風船のように伸長した。一方、比較例５のＰＬＬＡで作製した不織布の場合、袋の表面からセメントが浸みだしてしまい、小さな塊となった。

図８は、比較例５において、バイオペックスを注入中の状態を横方向から見た拡大写真で、写真から明らかなように、ＰＬＬＡから作製された不織布は伸長性に乏しいことから、一定以上伸長した後はバイオペックスの注入圧力が増しても伸長することができず、不織布の隙間からバイオペックスが浸みだしてしまった。

これに対し、ＰＨＡから作製された不織布は、伸長性に富むことから、図９に示すように、バイオペックスを注入するにつれて伸長し、挿入箇所が不均一な形状であっても、当該形状に沿って隙間を埋めるように伸長していくことが確認された。

〔メチルメタクリレート系骨セメントの注入実験〕
（実施例４）
上記実施例２で作製した綿状材料を袋状にし、オストロンＩＩ中の注入シリンジの先端に取り付け、根元を糸で縛り固定した。練和方法及び充填方法は、ピンク色に着色した以外は添付のマニュアル通りに行いメチルメタクリレートのペーストを調整した。次いで、調整したメチルメタクリレートのペーストをセット中の注射器を用いて袋状の綿状材料内に注入した。

（比較例６）
上記比較例３で作製したＰＬＬＡの綿状材料を用いた以外は、実施例４と同様に実験を行った。

図１０は、メチルメタクリレート系骨セメントを注入し、２０分経過後の写真である。図１０から明らかなように、ＰＨＡから作製された綿状材料は、外部から着色がほとんど確認されなかった。一方、ＰＬＬＡから作製された綿状材料は、ＰＨＡから作製された綿状材料と比較して、変色したこと確認された。これは、メチルメタクリレートが硬化する際の発熱により、ＰＨＡから作製された綿状材料と比べて、ＰＬＬＡから作製された綿状材料の繊維とメチルメタクリレート系骨セメントとの反応が進み、繊維構造に乱れが生じたためと考えられる。以上の結果より、本発明のＰＨＡを含む材料から作製された綿状材料は、硬化時に発熱するメチルメタクリレート系骨セメントに対しても、漏洩防止効果があることが確認された。

〔生分解性髄内釘の作製〕
（実施例５）
先ず、紐編機を用いて、ＰＬＬＡの糸の丸紐を作製した。紐編機はＭａｒｕｓａｎ卓上型紐編機 ＣＫ−Ｎ（圓井繊維機械株式会社）を使用した。ＰＬＬＡの糸は直径０．２ｍｍのモノフィラメントを使用し、１２本の編み針で平編みにし、直径５ｍｍ程度の筒状の丸紐を作製した。
次に、作製した丸紐を１５０ｍｍの長さに切断し、３層に重ね、内側に直径４ｍｍのテフロンチューブを挿入した。さらに、重ねた丸紐同士が溶着するように、約１０ｍＬの溶剤をハケを用いて満遍なく塗布した。溶剤は、ジクロロメタン（試薬特級、和光純薬社製）とメタノール（和光一級、和光純薬社製）を３：１の割合で混合した溶液に、２ｗｔ％の割合でＰＬＬＡを溶解したものを使用した。
３層に重ねた丸紐が溶着した後、内挿していたテフロンチューブを引き抜き、最後に端部を切り揃えて、外径約５ｍｍ、内径約４ｍｍの髄内釘を作製した。

〔骨脆弱性骨折動物の作製〕
骨脆弱性を伴う骨粗鬆症動物モデルを作成するため、生後２０〜２５週、体重約３．５ｋｇの雌兎を用い、Ｃａｓｔａｎｅｄａらの方法に従い、卵巣摘出後、２週後より糖質ステロイドホルモン１．０ｍｇ／ｋｇ／ｄａｙの筋肉内注射を計４週間施行した。次いで、大腿骨遠位部に電動カッターを用い１／２周性の骨折を作成し、髄内釘を挿入するスペースを作る為、ドリルリーマーにより兎の大腿骨遠位部（膝関節軟骨面）に直径７ｍｍの小孔を作成して髄内リーミングを施行し、骨脆弱性骨折兎モデルとした。

〔骨脆弱性骨折動物の実験〕
（実施例６）
上記〔骨脆弱性骨折動物の作製〕で作製された骨脆弱性骨折兎モデル４羽を用い動物実験を行った。全身麻酔下、上記小孔より大腿骨髄内へ、実施例５で作製した髄内釘を挿入した。挿入の際には、髄内釘の周囲に上記実施例１で作製したＰＨＡ不織布を巻き、バイオペックスを注入する際に、ペーストが骨外へ漏洩しないようにした。バイオペックスの調整は、上記実施例３と同様に行った。注入後、約１５分でバイオペックスの硬化が概ね完了した。

（比較例７）
髄内釘及びＰＨＡ不織布を使用しない以外は、実施例６と同様の手順により、骨脆弱性骨折兎モデル４羽に対してバイオペックスを注入した。

兎は術後１〜２時間で麻酔から覚醒し、歩行を開始した。１週間経過後と１カ月経過後にレントゲン写真を撮影したところ、実施例６の４羽中、１週間経過時に１羽については骨幹部骨折が見られたが、他の３羽は、図１１（ａ）に示すように、１カ月経過後も再骨折せずに順調に治癒が進んでいることが確認された。

一方、比較例７の４羽についても、１週間経過後と１カ月経過後にレントゲン写真を撮影したところ、４羽中、１羽は１カ月経過後も骨折は認められなかったが、他の３羽については、図１１（ｂ）に示すように、１週間で再骨折が確認された。上記結果から、髄内釘とバイオペックスを併用した治療法の有用性は明らかとなった。

〔強度試験〕
（実施例７）
外径１６ｍｍ×内径１３ｍｍ×長さ３５ｍｍのアクリルパイプを２つ縦に並べたものを型枠とし、予め軽くテーピングして筒状にした。上記実施例１で作製したＰＨＡ不織布を、外径約１０ｍｍ、内径約７ｍｍとした以外は実施例５と同様の方法により作製した髄内釘（長さは６５ｍｍにカット）に巻いて、アクリルパイプに挿入した。次に、バイオペックスの粉剤を恒温器（ＩＳＵＺＵ ＳＫＭ−１１１Ｓ）、同液剤をウォーターバス（ＥＹＥＬＡ ＮＴＴ−２２０）にてそれぞれ３０℃に事前加温しておき、上記実施例３と同様にバイオペックスのペーストを調整後、髄内釘の内側から、ペーストを注入して試験片とした。なお、注入後は１０分間、擬似体液（ＳＢＦ）に浸漬し、インキュベーター（ＩＳＵＺＵ ＳＦＲ−１１４Ｓ）にて３７℃に保持することとした。

上記のように作製した試験片で、三点曲げ試験を行った。三点曲げ試験は、図１２（ａ）に示す強度試験機（ＭＴＳ ８５８ Ｍｉｎｉ Ｂｉｏｎｉｘ ＩＩ）にて、ヘッドスピード０．５ｍｍ／ｍｉｎの条件で行った。図１２（ｂ）は、試料とヘッド部分の拡大写真である。なお、実施例７及び後述する比較例８、９のｎ数は５とした。

（比較例８）
髄内釘を使用しなかった以外は、実施例７と同様に試験片を作製し、三点曲げ試験を行った。

（比較例９）
髄内釘及びＰＨＡ不織布を使用しなかった以外は、実施例７と同様に試験片を作製し、三点曲げ試験を行った。

図１３は、髄内釘有（実施例７）及び髄内釘無（比較例８、９）の強度試験結果（応力−変位図）を示し、ヘッドの移動時間と曲げ応力値との関係を示す図である。なお、図１３〜１５中、ＢＰとあるのはバイオペックスを意味する。また、比較例８、９の強度試験結果は、ほぼ同じ結果であった為、図１３中では一つのグラフで示した。図１３から明らかなように、髄内釘を入れることにより、長い時間ストレスがかかっていても破断せず、曲げ強度が格段に増すことが明らかになった。

図１４は、髄内釘有（実施例７）及び髄内釘無（比較例８、９）の、曲げ応力の最大値を示し、髄内釘を入れることで、曲げ応力の最大値が、４〜５倍向上することが明らかとなった。

図１５は、髄内釘有（実施例７）及び髄内釘無（比較例８、９）の、破壊に要したエネルギーの比較を示し、髄内釘を入れることで、破壊に要するエネルギーは格段に向上した。

上記の結果より、本発明のＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘及び骨セメントを組み合わせて用いると、骨伝導性があり好ましいものの、折れや曲げに弱いバイオペックスを単独で用いた場合と比較して、各段に強度が増すことが明らかになった。したがって、従来のメチルメタクリレートで骨折治療が行われていた個所でも、骨伝導性のある骨セメントの利用が可能となる。

本発明に係るＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体を用いることで、骨折個所の治療の際に、骨セメントが骨外に漏洩することを防止できる。また、本発明のＰＨＡを含む材料から作製された３次元構造体は、耐熱性があることから、硬化時に発熱するメチルメタクリレートも含め、骨セメントの種類を問わず骨外への漏洩を防止できることから、手術の安全性が格段に向上するため、病院や救急センターなどの医療機関や大学医学部などの研究機関、教育機関において、骨折個所の治療材料として利用が可能である。

Claims (7)

1. 骨折個所に骨セメントを注入する際に骨セメントが漏洩することを防止するための、ポリヒドロキシアルカノエートを含む材料から作製された直径１〜１００μｍの繊維を堆積したものであることを特徴とする３次元構造体。
2. 前記ポリヒドロキシアルカノエートが、３−ヒドロキシ酪酸、３−ヒドロキシ吉草酸、４−ヒドロキシ酪酸から選ばれる少なくとも２種の共重合体であることを特徴とする請求項１に記載の３次元構造体。
3. 前記３次元構造体が、２００％以上伸長することを特徴とする請求項１又は２に記載の３次元構造体。
4. 請求項１〜３の何れか一項に記載の３次元構造体及び骨セメントを含む骨充填材の調製用キット。
5. 請求項１〜３の何れか一項に記載の３次元構造体、生分解性材料から作製された髄内釘及び骨セメントを含む骨充填材の調製用キット。
6. 前記髄内釘が、骨セメントを漏出できるサイズの網目構造を有する筒状のものであることを特徴とする請求項５に記載の骨充填材の調製用キット。
7. 前記骨セメントが、メチルメタクリレート又は骨伝導性のある材料から選ばれることを特徴とする請求項４〜６の何れか一項に記載の骨充填材の調製用キット。