JP7315145B2 - 骨伝導性繊維、このような骨伝導性繊維を含む医療用インプラント、及び製造方法 - Google Patents

Description

発明の詳細な説明

［分野］
開示される本発明は、生物活性、特に骨伝導特性を示すポリオレフィン繊維に関し、この繊維は、移植後に繊維上又はこのような繊維を含む物品上での骨成長を促進するためにリン酸カルシウムのような生物活性無機粒子をその表面に有する高強度超高分子量ポリエチレン繊維のように、医療用インプラントにおいて使用するのに適している。また本発明は、このような骨伝導性繊維の製造方法と、可撓性組織アンカー、骨固定デバイス、及びテキスタイルベースの骨再生用足場のような前記繊維を含む医療用インプラントとに関する。

［背景］
合成ポリマーから紡糸された繊維又はフィラメントで作製された編組ケーブル又は編物及び織物テキスタイル構築物のような繊維物品は、外科用縫合糸及びケーブル、人工靱帯及び腱、ヘルニアメッシュ、並びに可撓性組織アンカーなどにおいて、医療用デバイスの構成要素として種々の用途を見出している。

整形外科手術において使用される組織アンカーは、例えば、肩不安定性の修復、又は前十字靱帯（ＡＣＬ）の再構築のような膝靱帯の再構築などの場合に、腱のような軟部組織を骨に再付着させるために、又は人工腱を骨に付着させるために適用される植込み型医療用デバイスである。骨への付着は、通常、骨に開けられた孔（穴又はトンネルとも呼ばれる）にアンカーを挿入し、アンカーに付着された縫合糸を介して軟部組織に接続することによって得られる。組織アンカーは、金属又は生体適合性ポリマーから成形された固体スクリュー又はプラグのように、剛性及び非可撓性であり得る。これらの剛性アンカーの不都合は、骨に比較的大きい孔を開ける必要があることである。代替的には、生体適合性ポリマーから紡糸された繊維を含む繊維物品などの可撓性アンカーが適用され、このアンカーは、一般に、少なくとも同様の強度を提供しながら、著しく小さい骨トンネルを必要とするという利点を有する。

米国特許第８５６２６４７Ｂ２号明細書には、縫合糸構築物が通る通路を画定し、それが接続される繊維本体又はスリーブと、少なくとも１つの調節可能な自動ロック式ループと、脚部分とを含む可撓性アンカーが記載されている。骨の穴に挿入した後、接続された縫合糸の端部を引っ張ることで調節可能なループに張力をかけることにより、可撓性アンカーの形状を変化させることによって固定塊（ａｎｃｈｏｒｉｎｇ ｍａｓｓ）が形成される。縫合糸構築物及び繊維スリーブは通常、ポリエステル、より具体的にはポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）ポリマー又はコポリマーのような非吸収性の生体適合性ポリマー繊維の複数のストランドを編組することによって作製される。このような繊維ベースの可撓性組織アンカーは、当該技術分野では「ソフトアンカー」又は「全縫合糸アンカー（ａｌｌ－ｓｕｔｕｒｅ ａｎｃｈｏｒ）」（ＡＳＡ）と呼ばれることが多い。

国際公開第２０１７／１３３９０３号パンフレットには、複数の小穴を有し、且つ少なくとも１本の糸が付着された折畳み可能な編組部材を含む植込み型テキスタイル縫合糸アンカーが開示されており、この糸は、少なくとも１本の糸を引っ張ることにより部材が折りたたまれて横方向に広がるように、小穴を通して案内される。部材及び糸は、超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）のような生体適合性繊維のストランドから編組される。

ＵＨＭＷＰＥは、高い生物安定性又は生物不活性と組み合わせて良好な生体適合性を示す合成ポリマーであり、膝又は臀部の修復手術のための人工関節のような生物医学的デバイスにおいて、かなり長期間にわたって既に使用されている。ＵＨＭＷＰＥのような未修飾オレフィン系ポリマーは、骨芽細胞及び線維芽細胞の細胞接着及び増殖のために好ましくない表面特性を有することが知られており、このようなポリオレフィンは本質的に骨に結合しない（これは、例えば、股関節の大腿骨頭のためにも所望されない）。これは、一般に、ポリエチレンのようなポリオレフィンの化学的不活性及び無極性又は疎水性に起因する。

ＵＨＭＷＰＥから作製された繊維、特に、いわゆるゲル紡糸プロセスによって作製されたこのような繊維は、一般に、非常に高い強度特性、良好な耐久性、及び低摩擦を示し、それによりこれらは、縫合糸並びに人工腱及び靱帯のような生物医学用途で使用するための低プロファイル繊維構築物を作製するのに適した非生分解性材料とされる。

未修飾ＵＨＭＷＰＥ繊維を含むＡＳＡのような整形外科用インプラントは、これらが移植された骨トンネル内での異物反応のために、移植後に繊維組織の封入を起こしやすくなる。宿主骨とインプラントとの間に強力な結合がなければ、インプラントの連続的に変化する負荷及び／又は微細動作により、インプラントの不安定性及び緩み、骨トンネルの拡大、並びに嚢胞形成が生じ得る（例えば、Ｐｆｅｉｆｆｅｒ ｅｔ ａｌ．，ＤＯＩ：１０．１０１６／ｊ．ｊｓｅ．２０１３．１２．０３６を参照）。このような不十分な結合は、骨固着用途におけるＵＨＭＷＰＥ繊維の実際の使用を妨げる。

生物学的な観点から、再建手術に理想的な材料は、その生体適合性、骨伝導性、骨誘導性、及び非免疫原性のために、自家（ａｕｔｏｇｅｎｉｃ）骨又は組織である。しかしながら、十分な量の組織又は骨材料を収集することの限界と、複数の操作の不利益とにより、この「理想的な」材料は、多くの外科手術にとって理想的とは程遠いものになる。代替案は、同種異系又は異種の骨に由来するグラフトを使用することであるが、このような材料は、疾患の移行、高い免疫原性反応を誘発する、或いは信頼できない分解挙動を示す可能性がある。従って、金属、セラミック、ポリマー及び複合体のような合成インプラント材料又は生体材料が、臨床的応用においてますます使用される。いくつかの生物活性材料は宿主による異物封入を引き起こす（ｉｌｌｉｃｉｔ）のではなく、その反応性の生体模倣表面のために骨に直接結合するので、これらは、かなり長い間、例えば骨充填剤及び骨グラフト代用品として臨床的に適用されている。このような骨伝導性材料は、天然骨組織が材料表面において結合及び成長できるようにし、骨結合、すなわち骨中のインプラントの機械的固着を引き起こす。このような生物活性材料の例としては、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）、ベータ－リン酸三カルシウム（ｂＴＣＰ）のようなリン酸カルシウム、及びバイオガラスと称される混合無機酸化物が挙げられる。これらの生物活性セラミックの臨床的使用は一般に、その低強度及び脆性のために耐荷重性の骨代用品ではなく、骨間隙充填剤に限定される。

ほとんどの合成ポリマーはそれ自体、生物活性ではなく生物不活性であり、従って、移植の際に骨に結合せず、代わりに通常、繊維組織によって封入される。整形外科的使用におけるこの欠点を克服するために、ポリマー及び生物活性材料の複合体（すなわち「バイオ複合体」）は、生物活性材料の所望の生物学的効果と、良好な材料力学、組成の変更及びさらなる化合物の添加により特性を調整する選択肢、並びに設計、加工及び成形における自由を含むポリマーの固有の利点とを潜在的に結合することが示されている。

生物活性材料としてのポリマー－セラミック複合体は、ポリマー及びセラミック粒子を機械的に混合し、通常、生物活性セラミック（バイオセラミックとも呼ばれる）粒子が中に分散されたポリマー連続マトリックスを得ることによって作製され得る。混合は、ポリマーの溶融状態での加工によって行うことができるが、より低い加工温度を可能にするために溶液又は分散体において行うこともできる。しかしながら、複合材料からの繊維の紡糸は微粒子負荷によって妨げられることが多く、例えば、紡糸プロセスにおける不安定性及び頻繁な破損をもたらす。このような複合体の他の不利益には、バルク特性の所望されない変化が含まれ得る。セラミック粒子のポリマーへの取り込みは、例えば、ポリマー分解を誘発する、或いは分子配向及び結晶化を妨げる可能性があり、これらは通常、機械的強度の低下につながる。加えて、ポリマー全体に分散されている粒子は、複合体内でポリマーによって完全に被覆されたセラミック粒子をもたらすことがあり、これらの粒子は、移植後に組織又は流体との相互作用に利用できない。

ポリマーマトリックス中に分散されたバイオセラミック粒子の表面露出及び骨伝導性に対するポリマーの影響は、Ｄａｖｉｓｏｎら（ＤＯＩ：１０．１０１６／ｊ．ａｃｔｂｉｏ．２０１２．０４．００７）によって研究された。この刊行物には、インビトロ及びインビボで溶解するのに長時間を必要とする高分子マトリックス中にバイオセラミック粒子が埋め込まれ、完全に封入されると、粒子は骨欠損モデルにおいて骨伝導性を示すのではなく、繊維組織形成により封入され得ることが示されている。対照的に、容易に溶解又は分解するポリマー組成物を使用すると、骨形成及び骨結合が促進され、これは、バイオセラミック粒子が生理環境にタイムリーに露出されたと説明された。

これらの理由から、ポリマー物品又は繊維の表面修飾による骨伝導性インプラントの製造は、ここ数十年間、広範に研究されている。Ｄｏｒｏｚｈｋｉｎ（ＤＯＩ：１０．１０１６／ｊ．ｍｓｅｃ．２０１５．０５．０３３）は２０１５年に、インプラント材料上にリン酸カルシウム（ＣａＰＯ_４）付着物を適用する方法に関するほぼ１０００の刊行物を再調査した。ＣａＰＯ_４修飾が骨伝導を改善し得ることは一般的に認められているが、コーティングされたインプラント表面に対する骨反応をより良く理解するためにさらなる研究が依然として必要であると結論付けられた。

２０１５年に、Ｌｉらは、ＰＥＴ人工靱帯上の種々の生物医学的コーティングに関する刊行物の再調査を公開し（ＤＯＩ：１０．１００２／ｊｂｍ．ａ．３５２１８）、ＰＥＴ上のいくつかのコーティング、例えば、ヒドロキシアパタイトを含むコーティングは生物活性を増大させることができるが、バイオセラミック粒子のアグロメレーション及びＰＥＴ基質への接着不良を含むいくつかの制限も示すと結論付けた。Ｌｉらはさらに、重要な因子の完全な特徴付けが欠けており、コーティングされたグラフトの骨結合及び生物力学特性を高めるためのさらなる研究が必要であると結論付けた。

文献特開６３３９５２１Ａ２号公報及び特開６３３９５２２Ａ２号公報には、まず繊維材料自体よりも低い融点を有する低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ）コーティング層を適用し、このＬＤＰＥ層を熱的に軟化させ、次に、バイオセラミック粒子でスプレーコーティングすることによる、ＵＨＭＷＰＥのような生物不活性材料から作製された繊維の表面修飾が記載された。粒子をその環境に露出させるために、得られた表面のプラズマ又は化学エッチングが続いて適用され、粒子が埋め込まれたコーティング層からポリマーが部分的に除去される。

米国特許出願公開２０１１／００２２０８５号明細書には、バイオミネラリゼーションプロセスを用いて、好ましくは生分解性ポリマーで作製された縫合糸材料への生分解性ミネラル層の導入が記載される。この方法では、材料表面はまずカルボン酸アニオンで官能化され、これは、その後の疑似体液（ＳＢＦ）中での複数日間のインキュベーションにおいてカルシウム及びリン酸塩が豊富なミネラル層のための核形成部位としての役割を果たし、次に、材料表面は生物学的物質に露出される。得られた生物活性縫合糸材料は、組織の治癒及び再生のための媒体として使用され得る。このようなミネラル化プロセスは工業規模での使用が困難であり、形成される比較的厚いミネラル層は、微粒子に誘発される炎症のリスクを伴って機械的な層間剥離及び破壊を起こしやすい可能性がある。

米国特許出願公開第２０１６／０２８７２４２Ａ１号明細書には、全縫合糸アンカーが記載されており、このアンカーは、縫合糸と、不織電界紡糸繊維で構成された管状スリーブとを含む。繊維は種々の分解性及び非分解性ポリマーから作製することができ、修飾剤、生物剤又は抗菌剤を含み得る。好ましくは、繊維は、細胞付着及び組織内部成長を促進し、使用中のアンカーの安定性を増大させるために、０．１～１０μｍの直径を有する。修飾剤は、骨伝導性を提供するためにバイオセラミック粒子を含み得ることが示唆されるが、このような組成物又はアンカーは記載されていない。

米国特許出願公開第２０１５／００１８８７８Ａ１号明細書には、（好ましくは、吸収性）ポリマーと、１００μｍ未満の粒径（Ｄ５０）を有する７０体積％までのバイオセラミック粒子とを含むソフト縫合糸アンカーを製造するための組成物が記載されている。より具体的には、ポリ（４－ヒドロキシブチラート）のような生分解性ポリマーと、吸収性バイオセラミックとしてのサイズ２０μｍのｂ－ＴＣＰ粒子との組成物が溶融ブレンドにより作製され、縫合糸アンカーとしてスリーブ又はテープを製造するために繊維に押出される。代替的には、円錐と一致するテーパーを有する可撓性カラー（ｃｏｌｌａｒ）形態のツーピースアンカーを成形することができ、このアンカーを通して、縫合糸がループ状にされる。改善された骨結合が目的であると記述されているが、開示される組成物又はアンカーのいずれかの表面特性又は生物活性に関する情報は提供されていない。

米国特許出願公開第２０１６／０１４４０６６Ａ１号明細書には、患者由来の血液のような生理液中に繊維ベースのアンカーを浸漬し、続いて、湿潤させたアンカーのバイオセラミック粒子中でのローリング又は浸漬により生物活性材料を適用し、手術の時点で生物活性デバイスを作製することによって、治療現場で生物活性全縫合糸アンカーを調製するための方法が記載されている。好ましくは、５～５００μｍの生物活性ガラス粒子が適用される。浸漬コーティング手順は手術の間に行われ、アンカー上に適用されたセラミック粒子の分配は不十分であり得るため、バイオセラミックコーティングを作製するためのこのアプローチは、高度のばらつき及びアンカーへの不十分な粒子結合を伴い得る。このようなばらつき及びバイオセラミックの低均質性は、Ｌｉらによる上記の再調査において欠点として言及される。さらに、この方法は手術の前又は手術中の操作を必要とし、手術室での湿潤操作の感染リスクが付随される。加えて、バイオセラミック粒子は体液との相互作用だけにより繊維アンカーに結合することになり、インプラントの安定性の改善を妨げ得る。

［概要］
医療用インプラントにおいて使用するために骨伝導特性を示す繊維ベースの物品の製造方法に関する多数の刊行物（上記の引用文献を含む）にもかかわらず、その意図される医療用途において機能するために必要とされる機械特性を保存しながら、移植後の骨結合を可能にする生物活性表面を有する高強度ポリオレフィン繊維などのポリマー繊維が依然として必要とされている。本開示の目的は、このような繊維、このような繊維を含む医療用インプラント、及びこのような繊維の製造方法を提供することである。

本明細書において以下に記載され、特許請求の範囲で特徴付けられる実施形態は、移植後の骨結合を可能にする表面を有するこのようなポリオレフィン繊維を提供する。

本発明の実施形態によると、繊維は高強度複合繊維であり、この繊維は、
・ ａ）ポリオレフィンと、
ｂ）０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有する、１～３０質量％のバイオセラミック粒子と、
ｃ）最大で０．０５質量％の残留紡糸溶媒と、
ｄ）０～３質量％の他の添加剤と
からなり、ａ）～ｄ）の合計が１００質量％である組成物を含む繊維本体を有し、且つ
・ その表面に露出されたバイオセラミック粒子を有すると共に、生物活性を示す。

驚くことに、バイオセラミック粒子が混ぜ込まれたポリオレフィンの組成物に基づいた本複合繊維は、エッチングステップのような付加的な表面処理を用いなくても、原子間力顕微鏡法（ＡＦＭ）及びＸ線光電子分光法（ＸＰＳ）のような技術によって繊維表面に露出されている粒子を示すことが見出された。

ゲル紡糸プロセスから直接得られる複合繊維の繊維表面には比較的少量のバイオセラミック粒子しか露出されていないかもしれないが、この量は、インビトロの細胞研究により実証されるように、その環境との有効な相互作用のために、そしてポジティブな生物学的応答を刺激するために十分であると思われる。観察される生物活性は、インビボの骨伝導性の明確な指標であると考えられる。

本開示は、ゲル紡糸プロセスによる生物活性の高強度複合繊維の製造方法にも関し、より具体的には、
・ ５～４０ｄＬ／ｇの間の固有粘度（ＩＶ）を有するＵＨＭＷＰＥ、
・ デカリン中に分散させたときに０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有するバイオセラミック粒子、
・ 任意選択的に、他の添加剤、及び
・ 紡糸溶媒
を含む紡糸混合物を調製するステップと、
〇 紡糸混合物をマルチオリフィスダイプレートにより紡糸して、溶媒含有複合繊維を形成するステップと、
〇 少なくとも１回の延伸ステップにおいて溶媒含有複合繊維を延伸するステップと、
〇 繊維の延伸前、延伸中、延伸後に、溶媒含有複合繊維から紡糸溶媒を少なくとも部分的に除去して、その表面に露出されたバイオセラミック粒子を有すると共に、生物活性を示す、高強度ＵＨＭＷＰＥ複合繊維を得るステップと
を含む、高強度ＵＨＭＷＰＥ複合繊維の製造方法が記載される。

従来技術の開示及び教示を考慮して、驚くことに、繊維表面に露出された特定の量のバイオセラミック粒子を有する複合繊維がこのプロセスから得られること、そして粒子を被覆するポリマーの少なくとも部分的な除去によりバイオセラミック粒子を露出させるため、及び生物活性を誘発させるためにエッチングステップのような後処理ステップを必要とすることなく、インビトロの細胞研究により示されるように、このような繊維がその環境との相互作用において生物活性を示すことを見出した。

これらの生物活性複合繊維は高い機械的強度も有するので、これらは、骨に対する良好な結合が所望される医療用インプラントにおける使用に十分に適している。従って、本発明の他の実施形態は、本開示の生物活性複合繊維を含む繊維物品に関し、この物品は、骨伝導特性を示す。

さらなる実施形態は、医療用インプラントの構成要素として、又は医療用インプラントとして、特に骨折又は靱帯若しくは腱の損傷を修復するための永久的な高強度整形外科用インプラントとしての、これらの繊維物品の使用に関する。その例としては、可撓性組織アンカー、ＡＣＬループのような皮質固定デバイス、高強度の整形外科用縫合糸、締結ケーブル、合成腱及び靱帯グラフト、並びに棘突起間スペーサ又は人工脊椎円板における使用が挙げられる。他の実施形態には、前記繊維物品を含む医療用デバイス又はインプラントが含まれる。

１０質量％のＨＡを含有する複合繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。 １５質量％のＨＡを含有する複合繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。 ２０質量％のＨＡを含有する複合繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。 ２０質量％のＨＡ／ｂＴＣＰ混合物を含有する複合繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。 ２０質量％のＨＡ／ｂＴＣＰ混合物を含有する複合繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。 ０及び２０質量％のバイオセラミック粒子を有する繊維のＦＴＩＲスペクトルを示す。 プラズマエッチング前の１５質量％のＨＡを有する複合繊維のＳＥＭ画像を示す。 プラズマエッチング後の１５質量％のＨＡを有する複合繊維のＳＥＭ画像を示す。 プラズマエッチング前の１５質量％のＨＡを有する複合繊維のＡＦＭ画像を示す。 プラズマエッチング後の１５質量％のＨＡを有する複合繊維のＡＦＭ画像を示す。 １０、１５及び２０質量％のＨＡ粒子を有する繊維のＸＰＳ結果を示す。 アリザリンレッドにさらした後の、０質量％のバイオセラミック粒子を有する繊維から作製された編物構造の写真を示す。 アリザリンレッドにさらした後の、１５質量％のバイオセラミック粒子を有する繊維から作製された編物構造の写真を示す。 アリザリンレッド、及びプラズマエッチングの効果にさらした後の、１５質量％のバイオセラミック粒子を有する繊維から作製された編物構造の写真を示す。 種々のサンプルについて２８日後の細胞生存率研究（Ｐｒｅｓｔｏ ｂｌｕｅアッセイ）の結果を概略的に示す。 種々のサンプルについて２８日後のＡＬＰアッセイの結果を概略的に示す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した繊維サンプルのＳＥＭ画像を示す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した繊維サンプルのＳＥＭ画像を示す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した繊維サンプルのＳＥＭ画像を示す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した繊維サンプルのＳＥＭ画像を示す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した繊維サンプルのＳＥＭ画像を示す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した繊維サンプルのＳＥＭ画像を示す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した後の、１５質量％のＨＡを有する繊維から作製されてプラズマエッチングされた編物布地の繊維表面のＳＥＭ－ＥＤＸ画像を表す。 ｈＭＳＣと共に２８日間培養した後の、非負荷繊維から作製された編物布地の繊維表面のＳＥＭ－ＥＤＸ画像を表す。 プラズマエッチングし、ｈＭＳＣと共に２８日間培養した後の、１５質量％のＨＡが負荷された複合繊維のいくつかの元素のＳＥＭ－ＥＤＸ画像を示す。

［実施形態の詳細な説明］
本開示の文脈において、繊維は、その幅及び厚さの横方向寸法よりもはるかに大きい長さ寸法を有する長尺体を指す。繊維は、リボン、テープ、又はフィラメントのような、種々の断面形状を有する長い連続糸であり得る。また繊維は、例えば、連続繊維を種々の長さに切断することにより作製された不連続長さを有していてもよく、当該技術分野では通常ステープル繊維と呼ばれる。繊維は、複数のフィラメントのように、複数の１つ以上のこのような要素を意味する。フィラメントは、一般に５０μｍ未満の直径の略円形又は楕円形の断面を有し、通常は紡糸プロセスにより作製される（単一の）細い糸であると理解される。（マルチフィラメント）糸は、少なくとも５本のフィラメントのような複数のフィラメントを含み、このフィラメントは撚り合わせられていてもよい。高強度繊維は、ＡＳＴＭ Ｄ８８５Ｍに従う方法で決定したときに、少なくとも１５ｃＮ／ｄｔｅｘの引張強さ又はテナシティを有する。

繊維構築物又は繊維物品は、繊維を含むか又は実質的に繊維からなる物品であり、この物品は、少なくとも１本、一般に複数本のストランドを交絡させることによって作製され、各ストランドは、少なくとも１本の繊維又は糸を含有する。繊維物品の例としては、生物医学用途のための縫合糸、ケーブル、テープ、テキスタイル又は布地のような、編物構築物、編組構築物、織物構築物、及び不織構築物が挙げられる。

本明細書中の生体適合性材料又は化合物は、物質が、生体組織と接触したときに毒性、傷害性、又は免疫性の応答を生じないことにより、生物学的に適合性であることを意味する。生分解性とは、酵素作用などの生物学的手段によって、材料がより単純な成分への化学的な劣化又は分解を起こしやすいことを意味する。生物安定性材料は、生物学的手段によって生分解されない。生物活性は、材料がその（反応性）表面特性のために、材料と、細胞、体液又は組織との界面で特定の生物学的応答を引き起こす能力である。

骨伝導性の場合、生物活性は、インプラント又はグラフトの表面上又は多孔質構造内への骨組織の成長をもたらす。骨結合は、軟部組織の介在を伴わないインプラントと骨組織との間の直接的な界面の形成を指し、インプラントの機械的固着（すなわち、骨伝導性インプラントの機能的な結果）をもたらす。骨形成は骨組織の形成又は骨の発達であるが、骨誘導は、骨形成を刺激する作用又はプロセスを指す。

この記載は、一般に、可撓性組織アンカー並びに腱及び靱帯の再構築におけるその使用に関連し、これらによって例証されるが、本明細書に開示される複合繊維、繊維物品及び方法は、例えば、骨折修復及び脊椎用途などの、骨結合が役割を果たす他の繊維ベースのデバイス及び関連の外科手術にも適用できることが理解されるであろう。

本発明の実施形態において、請求項１に記載の高強度複合繊維が提供されており、この繊維は、医療用インプラントで使用するのに適している。より具体的には、本発明は高強度ポリオレフィン複合繊維を提供し、この繊維は、
ａ）ポリオレフィンと、
ｂ）０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有する、１～３０質量％のバイオセラミック粒子と、
ｃ）最大で０．０５質量％の残留紡糸溶媒と、
ｄ）任意選択的に、０～３質量％の他の添加剤と
からなり、ａ）～ｄ）の合計が１００質量％である組成物を含む繊維本体を有し、且つ、この繊維は、その表面に露出されたバイオセラミック粒子を有すると共に、生物活性を示す。

実施形態において、高強度ポリオレフィン繊維は、その主成分としてポリオレフィンを含む繊維本体を有する。このような繊維に適したポリオレフィンポリマーは、ポリエチレン及びポリプロピレンポリマー及びコポリマーである。好ましくは、組成物はポリオレフィンとして１つ又は複数のポリエチレン又はポリプロピレンを含み、これは本質的に、最大で５モル％のコモノマーを含む線状ポリマーであり、任意選択的に、高モル質量を有し、高い結晶化度及び良好な機械特性を有する繊維がもたらされる。

さらなる実施形態では、高強度ポリオレフィン繊維は、ポリオレフィンとして超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）の組成物に基づいた繊維本体を有する。このようなポリマーの非常に高い粘性は、例えば溶融紡糸経路による繊維の作製を著しく妨げるので、ＵＨＭＷＰＥ組成物から作製されるこのような繊維は、通常、本明細書中に後で記載されるようないわゆるゲル紡糸プロセスによって製造される。ＵＨＭＷＰＥは、本明細書では、１３５℃のデカリン溶液で測定したときに、５～４０ｄＬ／ｇの間のように少なくとも５ｄＬ／ｇである固有粘度（ＩＶ）を有するポリエチレンであると理解される。固有粘度は、Ｍｎ及びＭｗのような実際のモル質量パラメータよりも容易に決定することができる、モル質量（一般にまだ分子量とも称され、本明細書ではモル質量と互換的に使用される）の尺度である。ＩＶとＭｗとの間には種々の経験的関係があり、このような関係は、通常、モル質量分布のような因子に依存する。Ｍｗ＝５．３７^＊１０^４［ＩＶ］^１．３７の式に基づいて、８ｄＬ／ｇのＩＶは、約９３０ｋＤａのＭｗに対応するであろう。欧州特許出願公開第０５０４９５４Ａ１号明細書を参照されたい。好ましくは、ＵＨＭＷＰＥのＩＶは、少なくとも６、７又は８ｄＬ／ｇである。好ましくは、ＩＶは、高い機械特性と加工の容易さとの間のバランスに達するように、最大で３０、２５、２０、１８、１６又はさらに最大で１４ｄＬ／ｇである。一般に、繊維中のＵＨＭＷＰＥポリマーで測定したときのＩＶは、繊維の紡糸で使用されるポリマーのＩＶよりもやや低い可能性がある。この後さらに記載されるゲル紡糸法のような製造プロセスの間に、ＵＨＭＷＰＥは熱的、機械的及び化学的な分解の組み合わせを受けることがあり、これは、鎖の破損、モル質量の低下及び／又は異なるモル質量分布をもたらす。

本発明の実施形態において、ＵＨＭＷＰＥは線状又は分枝状ポリマーでよく、線状ポリエチレンが好ましい。線状ポリエチレンは、本明細書では、１００個の炭素原子当たり１つ未満の側鎖、好ましくは３００個の炭素原子当たり１つ未満の側鎖を有するポリエチレンを意味すると理解され、側鎖又は枝は、通常、少なくとも１０個の炭素原子を含有する。線状ポリエチレンはさらに、エチレンと共重合可能である５モル％までの１つ又は複数の他のアルケン、例えば、プロペン、１－ブテン、１－ペンテン、４－メチルペンテン、１－ヘキセン及び／又は１－オクテンのようなＣ３～Ｃ１２アルケンを含有し得る。ＵＨＭＷＰＥ中の側鎖及びコモノマーは、ＦＴＩＲ法により適切に測定され得る。組成物中のＵＨＭＷＰＥは単一のポリマーグレードであってもよいが、例えば、モル質量（分布）、並びに／又は側鎖若しくはコモノマーの種類及び量が異なるポリエチレングレードの混合物であってもよい。

高強度ポリオレフィン複合繊維は、１～３０質量％のバイオセラミック粒子を含有する組成物を含む繊維本体を有する。本発明の実施形態において、前記組成物での使用に適した生物活性セラミック粒子には、例えば、粒子表面と周囲の体液又は組織との化学反応による生物学的に活性な骨様アパタイトの形成によって、生きている骨に直接結合する能力を示す全ての無機材料が含まれる。適切な材料の例としては、リン酸塩を含む種々のカルシウム塩、及びいわゆる生物活性ガラス（例えば、バイオガラス（登録商標）として商業的に知られている）が挙げられる。Ｂａｒｒｅｒｅらは、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｎａｎｏｍｅｄｉｃｉｎｅ ２００６：１（３），３１７－３３２において、無水リン酸二カルシウム（ＣａＨＰＯ_４；ＤＣＰＡ）、リン酸二カルシウム二水和物（ＣａＨＰＯ_４．２Ｈ_２Ｏ；ＤＣＰＤ）、リン酸八カルシウム（Ｃａ_８（ＨＰＯ_４）_２．５Ｈ_２Ｏ；ＯＣＰ）、リン酸三カルシウム（Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２；ＴＣＰ）、及びヒドロキシアパタイト（Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２；ＨＡ）のような種々の適切なタイプのリン酸カルシウムを記載している。セラミック粒子は、その主成分に加えて、Ｎａ、Ｍｇ、Ｆｅ、Ｚｎ、Ｔｉ、Ａｇ、Ｃｕ、又は－ＳＯ_４、若しくは－ＣＯ_３のような少量又は微量の他の（無機）元素又はイオンを含むことができ、これらは、粒子の特定の特性を改善し得る。生物活性ガラス、又は商標としても使用されるバイオガラスは、組織と適合可能である表面反応性ガラスフィルムを有する混合無機酸化物を指し、一部の種類の医療及び歯科用インプラントにおいて表面コーティングとして使用され得る。バイオガラス（登録商標）４５Ｓ５グレードは、例えば、４５質量％のＳｉＯ_２、２４．５質量％のＣａＯ、２４．５質量％のＮａ_２Ｏ、及び６．０質量％のＰ_２Ｏ_５から構成されるガラスであると示される。この材料中のカルシウム対リンの比率が高いと、アパタイト結晶の形成が促進され得る；カルシウム及びシリカイオンは、結晶化核としての機能を果たすことができる。ガラスは非結晶性の無定形固体であり、一般に、少量の他の無機元素を含むシリカベースの材料から構成される。無機組成物の化学組成は、当該技術分野では通常、組成物中に存在する無機元素の対応する酸化物の量で表されることが注意される。

他の実施形態では、組成物は、ＨＡ及びＴＣＰの特定の混合物のような、種々のタイプのバイオセラミック粒子の混合物を含有し得る。例えば、ＨＡは、ＴＣＰよりも体内でゆっくり分解することが知られており、ＨＡ及びより可溶性のＴＣＰの混合物が負荷された繊維は、より強力な骨形成応答を刺激し得る。本発明者らは、どの理論にも束縛されることは望まないが、このような（高速吸収及び低速吸収）バイオセラミック相の組み合わせが、早期の骨形成及び長期間の骨結合の両方のために有用であり得ると仮定した。組成物は、９０／１０～１０／９０の質量比のＨＡ及びＴＣＰの混合物、好ましくは、８５／１５～５０／５０の質量比のＨＡ／ＴＣＰ混合物を含有し得る。さらなる実施形態では、組成物は、９０／１０～１０／９０の質量比のＨＡ／バイオガラス混合物、好ましくは、８５／１５～５０／５０の質量比のＨＡ／バイオガラス混合物のように、生物活性ガラスなどのさらにより高速吸収性のバイオセラミックを含む混合物を含有し得る。

実施形態において、高強度ポリオレフィン複合繊維は、０．０１～１０μｍの範囲の粒径Ｄ５０を有する生物活性セラミック粒子を含有する組成物を含む繊維本体を有する。粒子は、実質的に球体若しくは円形、細長い若しくは楕円形、又はさらにより異方性形状、例えば針状粒子のように、種々の異なる形状及び／又は断面を有し得る。特定の実施形態では、適用される粒子は、実質的に、最大で５、４、３、又は２のアスペクト比を有する球体、楕円体又は立方体である。細長い粒子のアスペクト比は、粒子の長軸に沿った長さ、すなわち平均長さ（Ｌ）と、長軸に垂直な断面の直径、すなわち平均直径（Ｄ）との間の比であり、球体粒子の場合は１である。平均直径及びアスペクト比は、当該技術分野で知られている任意の方法、例えばＳＥＭ写真を用いることによって決定され得る。直径を測定するために、表面に広がった粒子のＳＥＭ写真を撮り、ランダムに選択された１００箇所で直径を測定し、次に相加平均を計算することが可能である。

粒子の粒径及びサイズ分布は、ＳＥＭ若しくは光学顕微鏡法、又は（レーザー）光回折技術を用いて測定することができる。本開示において、ＩＳＯ １３３２０：２００９に従って光回折で測定される、例えば、デカリン中のバイオセラミック粒子の分散体においてＭａｌｖｅｒｎ Ｍａｓｔｅｒｓｉｚｅｒを用いて測定されるＤ５０値が、バイオセラミック粒子の粒径として定義される。粒子のデカリン分散体は、繊維の製造プロセスにおいても使用することができる。デカリン分散体中の粒径と、供給業者が提供する乾燥粒子に関する粒径情報との間で認められる違いを考慮して、分散体中にはある程度の（一次）粒子の凝集が存在し、この凝集体は、紡糸プロセスの間のせん断力によって部分的に破壊され得ると結論付けられた。粒径は、実施される実験において特に重要であることが見出された。文献には、より大きい粒子は体液及び細胞との相互作用においてより有効であり得るが、大きい粒子は、細い繊維の機械特性に悪影響を与え得ることが示されている；従って、繊維は、好ましくは、１０μｍよりも小さいバイオセラミック粒子又は凝集体を含有する。他の実施形態では、繊維は、少なくとも１０、５０、１００、２００、３００、４００、又は５００ｎｍのサイズのバイオセラミック粒子を含有する繊維本体を有する。さらなる実施形態では、繊維本体は、最大で８、７、６、５、４、３、２μｍ、又は最大で１μｍのサイズを有するバイオセラミック粒子を含有する。

高強度ポリオレフィン複合繊維は、１～３０質量％の量のバイオセラミック粒子を含有する組成物を含む繊維本体を有する。従来技術では、多量のバイオセラミック粒子は複合材料の生物活性及び／又は骨伝導性を誘発するのにより有効であることが示唆されるが、ここで、比較的少量のバイオセラミック粒子を含有する本発明の繊維は、注目すべき生物活性を示すことが見出された。好ましい実施形態では、複合繊維は、生物活性と、テナシティのような機械特性との有利な組み合わせを示す繊維をもたらすために、最大で２５、２２、２０、１８、１６、１４、１２又はさらに最大で１０質量％、且つ少なくとも２、３、４又は５質量％のバイオセラミック粒子を含有する繊維本体組成物を有する。

高強度ポリオレフィン複合繊維は、最大で０．０５質量％の残留紡糸溶媒を含有する組成物を含む繊維本体を有し、この紡糸溶媒は、繊維を製造するためのゲル紡糸プロセスで使用されたものである。ゲル紡糸は溶液紡糸の特定の形態であり、通常、繊維に溶融紡糸することができないか、又は非常に困難であるポリマーに適用される。このプロセスでは、ポリマー溶液が調製されて、フィラメントに紡糸され、この溶液フィラメントは、冷却されると凝固して溶媒含有ゲルになり、そしてさらに加工される；下記も参照されたい。有機溶媒は、例えば添加剤又は紡糸仕上げ剤として、紡糸プロセスの他のステップの間にも使用された可能性がある。特に、医療用インプラントにおける繊維の使用のような医療用途の場合、繊維の製造において使用される有機溶媒又は紡糸溶媒は、使用中に悪影響を与えないようなレベルまで低減されることが重要である。実施形態において、複合繊維は、４００、３００、２００、又は１００ｐｐｍ未満の紡糸溶媒、又はさらに６０ｐｐｍ未満の残留紡糸溶媒を含有する繊維本体組成物を有する。

高強度ポリオレフィン複合繊維は、繊維紡糸又は繊維加工を改善するため、或いは繊維の特定の特性に影響を与えるために使用される通例の添加剤のように、最大で３質量％、又は最大で２若しくは１質量％の他の添加剤をさらに含有し得る組成物を含む繊維本体を有する。このような添加剤の例としては、帯電防止剤、抗酸化剤、安定剤、着色剤、潤滑剤などが挙げられ、添加剤は、好ましくは、生体適合性であり、且つインプラント（の一部）としての繊維の標的使用に認められるように選択される。

他の実施形態では、高強度ポリオレフィン複合繊維は、上記で定義されたような組成物を含む繊維本体を有し、この繊維本体には、任意選択的に、延伸、パッケージへの巻取り、又はその後の繊維の繊維物品への変換のようなさらなる加工ステップを円滑にするために、通常紡糸中に繊維表面に適用される紡糸仕上げ剤のように、さらなる成分が提供され得る。また繊維本体には、抗菌剤のような生物学的又は医学的機能を有する比較的少量の成分も提供され得る。任意のさらなる成分は、インプラントのような医療用途において合併症のリスクを増大させ得るので、好ましくは、高強度ポリオレフィン複合繊維は、上記で定義された組成物から実質的になる、又は上記で定義された組成物からなる繊維本体を有する。

本発明の実施形態において、複合繊維は大きく異なる横断寸法を有することができる；繊維は、通常、それ自体がさらに加工され得るモノフィラメントであってもよいし、或いはマルチフィラメント糸などにおけるフィラメントであってもよい。好ましくは、繊維は、最大で５０μｍ又は最大で３０、２５、２０、１５、１２、若しくは１０μｍ、且つ少なくとも５又は６μｍの繊維直径を有する、比較的細い糸又はフィラメントである。細いフィラメントは可撓性であり、例えば、繊維縫合糸アンカーで使用されたときに骨結合を促進するために、移植後に体液及び／又は組織と接触して相互作用をすることができる比較的大きい表面を有するので、これらは有利であり得る。

実施形態において、複合繊維はマルチフィラメント糸である。一般に、このような糸は、大きく異なる線密度又はタイター（ｔｉｔｅｒ）を有し得る。実用的な理由から、このような糸のタイターは、１０～２０００ｄｔｅｘであり得る。単位ｄｔｅｘ又はデシテックスは、関連単位デニールのように繊維産業において通常使用され、ストランド、繊維又は糸の線密度を示し、１ｄｔｅｘは、ストランド１０，０００メートル当たり１グラムである。高強度の低タイター糸である本発明の繊維は、例えば、比較的低プロファイルを有する縫合糸又は縫合糸アンカーとして使用するためのケーブルのような繊維構築物の作製を可能にする。好ましくは、糸は、最大で１５００、１０００、８００、６００、５００、４００、又は３００ｄｔｅｘ、且つ少なくとも１５、２０、又は２５ｄｔｅｘのタイターを有する。

また本発明は、本明細書で定義される高強度ポリオレフィン複合繊維又は糸の製造方法にも関する。複合繊維は、当該技術分野で知られている種々の方法によって調製され得るが、ＵＨＭＷＰＥのような高モル質量ポリオレフィンから生物活性複合繊維を製造するために特に有効な方法は、いわゆるゲル紡糸プロセスであることが判明した。一般に、ゲル紡糸プロセスでは、溶解及び／又は分散されたさらなる成分を任意選択的に含有する適切な紡糸溶媒中のポリマーの溶液がゲル繊維に紡糸され、続いて、紡糸溶媒の部分的又は実質的な除去の前、除去中、及び／又は除去後に延伸される。ＵＨＭＷＰＥの溶液のゲル紡糸は当業者によく知られており、欧州特許出願公開第０２０５９６０Ａ号明細書、欧州特許出願公開第０２１３２０８Ａ１号明細書、米国特許第４４１３１１０号明細書、英国特許出願公開第２０４２４１４Ａ号明細書、欧州特許第０２００５４７Ｂ１号明細書、欧州特許第０４７２１１４Ｂ１号明細書、国際公開第２００１／７３１７３Ａ１号パンフレット、国際公開第２０１５／０６６４０１Ａ１号パンフレットを含む多数の刊行物、Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｆｉｂｅｒ Ｓｐｉｎｎｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，Ｅｄ．Ｔ．Ｎａｋａｊｉｍａ，Ｗｏｏｄｈｅａｄ Ｐｕｂｌ．Ｌｔｄ（１９９４），ＩＳＢＮ １－８５５－７３１８２－７、及びこれらにおいて引用される参考文献に記載されている。これらの刊行物は全て、ＵＨＭＷＰＥのゲル紡糸法に関して参照によって本明細書中に援用される。

本発明の実施形態において、本明細書において上記で記載される高強度ポリオレフィン複合繊維、特に高強度ＵＨＭＷＰＥ複合繊維は、
・ ａ）５～４０ｄＬ／ｇの間のＩＶを有し、任意選択的に、複合繊維について上記でさらに定義されたようなＵＨＭＷＰＥ、
ｂ）デカリン中に分散させたときに０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有し、任意選択的に、複合繊維について上記でさらに定義されたようなバイオセラミック粒子、
ｃ）紡糸溶媒、及び
ｄ）任意選択的に、複合繊維について上記でさらに定義されたような他の添加剤
を含む紡糸混合物を調製するステップと、
・ 紡糸混合物をマルチオリフィスダイプレートにより紡糸して、溶媒含有複合繊維を形成するステップと、
・ 少なくとも１回の延伸ステップにおいて溶媒含有複合繊維を延伸するステップと、
・ 繊維の延伸前、延伸中、延伸後に、溶媒含有複合繊維から紡糸溶媒を少なくとも部分的に除去して、高強度ＵＨＭＷＰＥ複合繊維を得るステップと
を含む、ゲル紡糸プロセスを用いて製造される。

適切なＵＨＭＷＰＥ、バイオセラミック粒子、及び任意選択的に、他の添加剤の選択は、好ましくは、各成分について本明細書において上記で記載される種々の実施形態に従って行われる。適切な紡糸溶媒は、高温でＵＨＭＷＰＥのようなポリオレフィンを溶解させることができるが、このように作られた溶液は冷却されると半固体ゲルを形成する。適切な紡糸溶媒の例としては、脂肪族及び脂環式の炭化水素、例えば、オクタン、ノナン、デカン及びパラフィン（これらの異性体を含む）；石油留分；鉱油；ケロシン；芳香族炭化水素、例えば、トルエン、キシレン、及びナフタレン（デカリン及びテトラリンなどのこれらの水素化誘導体を含む）；ハロゲン化炭化水素、例えば、モノクロロベンゼン；並びにシクロアルカン又はシクロアルケン、例えば、カリーン（ｃａｒｅｅｎ）、フッ素（ｆｌｕｏｒｉｎｅ）、カンフェン、メンタン、ジペンテン、ナフタレン、アセナフタレン、メチルシクロペンタンジエン（ｍｅｔｈｙｌｃｙｃｌｏｐｅｎｔａｎｄｉｅｎ）、トリシクロデカン、１，２，４，５－テトラメチル－１，４－シクロヘキサジエン、フィウオレノン（ｆｉｕｏｒｅｎｏｎｅ）、ナフチンダン（ｎａｐｈｔｉｎｄａｎｅ）、テトラメチル－ｐ－ベンゾジキノン、エチルフオレン（ｅｔｈｙｌｆｕｏｒｅｎｅ）、フルオランテン及びナフテノンが挙げられる。前記溶媒の組み合わせも、ＵＨＭＷＰＥのゲル紡糸のための紡糸溶媒として使用され得る。医療用途に適した複合繊維を製造するために、デカリン又はテトラリンのような比較的揮発性の紡糸溶媒を使用するのが有利であることが見出された。好ましい実施形態では、最適な紡糸溶媒はデカリンである。紡糸溶媒は、蒸発、抽出、又は蒸発及び抽出の組み合わせの経路によって除去することができる。好ましい実施形態では、紡糸溶媒は、最大で５００、４００、３００、２００、１００又は６０ｐｐｍの残留レベルまで除去される。

実施形態において、紡糸混合物は、周囲温度で高速ミキサーのような装置を用いて成分を紡糸溶媒と混合して、少なくともＵＨＭＷＰＥ及びバイオセラミック粒子の紡糸溶媒中の分散体を作製することによって調製される。別の実施形態では、ポリエチレンは、より高い温度の使用によりこの段階で紡糸混合物中に溶解される。

実施形態において、当該技術分野で知られているように標準的な紡糸及び延伸装置を使用することができ、例えば、紡糸ステップのためにツインスクリュー押出機が使用される。通常、例えば、１５０～３００℃の範囲で操作される押出機内で、紡糸混合物が均質化され、ポリエチレンが紡糸溶媒中に溶解され、次に、オリフィスを通して空隙内に紡糸され、形成された繊維はその後、冷却浴内で冷却されて、ゲル繊維に凝固し、紡糸溶媒の少なくとも一部の除去前、除去中、除去後に延伸（伸長とも呼ばれる）される。延伸又は伸長ステップは、当該技術分野で知られている適切な延伸装置において実施することができる。繊維の引張強さ及びモジュラスを増大させるために、延伸は、温度を上昇させて、複数回の好ましくは一軸延伸ステップにおいて実行され得る。適切な延伸温度は、使用されるポリオレフィンに、そして繊維の残留紡糸溶媒含量及び既に適用された延伸比にも依存する；すなわち、プロセスの各段階の（溶媒含有）繊維の実際の融解温度に依存する。最初の延伸ステップは、例えば、少なくとも１．５、好ましくは少なくとも３．０の延伸比（伸長因子とも呼ばれる）までの延伸を含み得る。ＵＨＭＷＰＥ繊維の複数回の延伸ステップは、延伸の最終段階において、通常、１２０℃までの延伸温度の場合は１０までの全延伸比、１４０℃までの延伸温度の場合は２５までの全延伸比、そして１５０℃まで及びそれを超える延伸温度の場合は５０以上の全延伸比をもたらし得る。この結果、低紡糸溶媒含量において少なくとも１５．０ｃＮのテナシティを有する複合繊維、又は複合繊維若しくはフィラメントからなるマルチフィラメント糸が得られる。

本方法の代替の実施形態では、バイオセラミック粒子は、ＵＨＭＷＰＥ及び紡糸溶媒を加工する押出機に乾燥粉末又は紡糸溶媒中の分散体として供給することによって添加される；最初にポリエチレン、紡糸溶媒及び粒子の混合物を作製する代わりに、溶解されているポリマー中に粒子を分散させる。

いくつかの表面測定及びヒト間葉系幹細胞（ｈＭＳＣ、簡単に「幹細胞」とも呼ばれる）を用いるインビトロ実験から結論付けられるように、繊維本体内に含有されるバイオセラミック粒子を利用可能にする、又は表面に露出させるために付加的な処理を必要とすることなく、このゲル紡糸プロセスで得られる複合繊維は、驚くことに、表面に露出されたバイオセラミック粒子を有すると共に、生物活性を示す。

他の実施形態では、本発明の方法は、繊維の表面を後処理して、繊維表面から、そして繊維本体のこのようなポリマー表面層に存在するバイオセラミック粒子から、ポリオレフィン層を少なくとも部分的に除去するさらなるステップを含む；このようにして、表面に露出されたバイオセラミック粒子の量が増大され、それと共に複合繊維の生物活性のレベルが増大される。後処理ステップの例としては、繊維の表面とポリオレフィン用溶媒との接触、及び例えば酸素含有雰囲気中での繊維表面のプラズマエッチングが挙げられる。

さらなる実施形態では、マルチフィラメント糸が提供され、この糸は、本発明の複合繊維と、より少量のバイオセラミック粒子を有するか、又はこのようなバイオセラミック粒子を有さない繊維を含む、５０質量％までの他の繊維とを含む。このような他の繊維は、好ましくは、生物安定性又は生分解性であり得る生体適合性ポリマーに基づく。糸は、最大で４０、３０、２０又は１０質量％の他の繊維を含み得る。別の実施形態では、マルチフィラメント糸は実質的に本発明の複合繊維からなる。

実施形態において、高強度ポリオレフィン複合繊維は、少なくとも１５、２０、２５、２８、３０、又はさらに少なくとも３２ｃＮ／ｄｔｅｘの引張強さ又はテナシティを有する。引張り特性は、繊維組成物中に存在するバイオセラミック粒子の量によって影響されるようであることが注意される。当該技術分野では、無機粒子は一般に強度に寄与しないが、多くの場合、複合繊維の強度特性を低下させることが観察されている。実際に、繊維中のポリエチレン含量の低下が補正される場合にも、バイオセラミック粒子を組成物に添加するとＵＨＭＷＰＥ複合繊維のテナシティのいくらかの低下が観察されるが、ポリエチレンテレフタレート（又はポリエステル）繊維のような医療用インプラントのために一般的に使用される繊維よりも、強度値はまだ十分に高い。複合繊維の引張強さは、一般に、未修飾繊維よりも低いことがあり、通常、最大で約４５ｃＮ／ｄｔｅｘ、又は最大で４０、３７又は３４ｃＮ／ｄｔｅｘになる。また複合繊維は、ＡＳＴＭ Ｄ８８５Ｍに従う方法で測定したときに、通常、少なくとも６００ｃＮ／ｄｔｅｘの高引張モジュラスも有する。さらなる実施形態では、複合繊維は、少なくとも８００、９００、又は１０００ｃＮ／ｄｔｅｘ（且つ、約２０００ｃＮ／ｄｔｅｘまで）の引張モジュラスを有する。

ＳＥＭ、ＡＦＭ及びＸＰＳのような技術を用いて表面分析が実施されるいくつかの実験から結論付けられるように、本発明の複合繊維は、その表面に露出されたバイオセラミック粒子を有する。これらの技術は、単一の繊維又はフィラメントの表面の一部であり得る小さい表面積の特徴付けを可能にし、従って、繊維、糸、及び繊維又は糸を含む種々の繊維構築物に適用することができる。

配向（ｏｒｉｅｎｔｉｎｇ）試験では、バイオセラミック粒子を添加したときのＵＨＭＷＰＥ複合繊維の摩擦係数の増大が観察されたが、これは、表面の規則性又は粗度の変化を示し、複合繊維の表面層内及び／又は表面における粒子の存在を示唆する。複合繊維の表面特性の変化は、比較結び目滑り（ｃｏｍｐａｒａｔｉｖｅ ｋｎｏｔ ｓｌｉｐｐａｇｅ）試験によっても実証された。この試験では、ＵＨＭＷＰＥ複合繊維から作製された編組体（ｂｒａｉｄ）は、純粋な（ｎｅａｔ）ＵＨＭＷＰＥ繊維から作製された編組体よりも２～３倍高い結び目引抜き（ｋｎｏｔ ｐｕｌｌ－ｏｕｔ）強度を示した。これは、縫合糸などにおける複合繊維の使用のために有利であり得る。

ＳＥＭ技術による複合繊維の表面研究は、繊維の表面層内の無機粒子の存在を示した。ＳＥＭ技術は、通常、およそ１μｍの侵入深さを有することができ、これは、ＳＥＭ顕微鏡写真が実際の表面を示すだけでなく、約１μｍまでの厚さを有する表面層の組成態様も表すことを意味する。さらに侵入深さを変えるために異なる加速電圧を用いて複合繊維において撮られた顕微鏡写真は、露出されたバイオセラミック粒子の存在を示唆した；すなわち、完全に埋め込まれた粒子に加えて、ポリマー表面に部分的に埋め込まれ、ポリマー層により完全には被覆されていない粒子の存在を示唆した。ＳＥＭ－ＥＤＸ（エネルギー分散型Ｘ線分光法と組み合わせた走査電子顕微鏡）により得られた元素情報は、無機物の存在を確認した。

実際の表面における（半）定量的測定を低侵入深さで実施することを可能にする原子間力顕微鏡法（ＡＦＭ）及びＸ線光電子分光法（ＸＰＳ）技術を用いて、ＵＨＭＷＰＥに基づいた複合繊維の表面特性をさらに研究した。ＸＰＳ分析は、例えば、材料表面層の最初の５～１０ｎｍ深さの元素組成を測定し、ＡＦＭは、高空間分解能により真の表面で材料の硬い（セラミック）部分と柔らかい（有機ポリマー）部分とを正確に区別する。これらの技術により、無機粒子と有機ポリマーとの間の明確な区別、及び表面におけるこれらの（相対的な）存在が可能になる。本発明の複合繊維、特にＵＨＭＷＰＥベースの複合繊維、又は実質的に前記複合繊維からなる繊維構造は、ＸＰＳ分析により決定し、ＨＡ表面に対して正規化したときに、露出バイオセラミック粒子による表面被覆率が０．１～３５面積％である繊維表面を有する；又は、ＡＦＭ表面分析により決定したときに、露出バイオセラミック粒子による表面被覆率が０．１～３５面積％である表面を有する。通常、ゲル紡糸プロセスにより直接得られ、２０質量％までのＨＡを含む複合繊維の場合、前記表面被覆率は、０．５～６面積％の範囲であることが見出された。後処理としてプラズマエッチングステップを適用して、ポリマーの表面層を少なくとも部分的に除去し、露出バイオセラミック粒子の量を増大させた後、約１５質量％のＨＡを含有する複合繊維の場合、前記表面被覆率は、約１７面積％まで上昇することが見出された。このようなプラズマエッチングされた複合繊維は、インビトロの細胞研究において、エッチングなしの繊維よりも高い生物活性を示すことも見出された。さらなる実施形態では、複合繊維は、露出バイオセラミック粒子による表面被覆率が少なくとも０．２、０．５、又は１面積％、且つ最大で３０、２５、２０、１５、１０又は８面積％である繊維表面を有する。

ヒト間葉系幹細胞（ｈＭＳＣ、簡単に「幹細胞」とも呼ばれる）を用いる複数のインビトロ実験から結論付けられるように、本発明の複合繊維は、その表面に露出されたバイオセラミック粒子を有すると共に、生物活性を実証する。わずか１０質量％のＨＡ粒子を有する繊維におけるバイオセラミック負荷（後処理なし）は、例えば２８日後に、負荷されない（純粋な）対照繊維に対してｈＭＳＣ生存率を著しく増大させることが示された。同様に、１０質量％のＨＡを有するバイオセラミック負荷繊維は、２８日で対照繊維に対してＡＬＰ活性を著しく増大させることが示された。さらに、バイオセラミック負荷繊維サンプルにおけるＳＥＭ－ＥＤＸによって、非負荷対照の場合よりも明らかに大きい程度まで、細胞マトリックス及び繊維の両方におけるマトリックス形成及びバイオミネラリゼーション（生理学的条件における結晶性小結節の沈降）の増大が観察された。これらの結果に基づいて、本発明の複合繊維は、試験した最低のバイオセラミック負荷においても、表面エッチングのような付加的な処理ステップを使用することなく生物活性であることが示された。本開示の実施形態では、本発明の複合繊維は、その表面に露出されたバイオセラミック粒子を有し、ＡＬＰアッセイにおいて２８日後に、バイオセラミック粒子を含有しない対応する繊維よりも少なくとも２５％高いＡＬＰ活性を示す。さらなる実施形態では、複合繊維は、例えば、繊維中に含有されるバイオセラミック粒子の量と、任意選択的に、適用された後処理とに依存して、ＡＬＰアッセイにおいて２８日後に、バイオセラミック粒子を含有しない繊維よりも少なくとも３０、４０、５０、６０、７０、８０、９０、１００、１５０又はさらに２００％高いＡＬＰ活性を示す。

また、本明細書に開示される高い機械的強度も有する生物活性複合繊維、及びそれで製造された繊維物品は、本明細書において複合繊維について記載される特性を同様に示し得るので、このような繊維物品は、従って、骨への良好な結合が所望される医療用インプラントにおける使用に十分に適している。従って、さらなる実施形態は、本開示の複合繊維を含み、生物活性又は骨伝導特性を示す繊維物品に関する。繊維物品は実質的に本開示の複合繊維からなることができるが、物品は、同様の生物活性を示さない他の生体適合性繊維、又は他の生体適合性材料を含むこともできる。好ましくは、少なくとも、医療用インプラントとして使用したときに（骨）組織への結合を示さなければならない繊維物品の部分は、少なくとも５０、６０、７０、８０又は９０質量％の本開示の生物活性複合繊維を含有する。

さらなる実施形態は、生物医学的インプラントとして、又は生物医学的インプラントの構成要素として、特に、骨折又は靱帯若しくは腱の損傷を修復するための永久的な高強度整形外科用インプラントとしての、これらの繊維物品の使用に関する。その例としては、可撓性組織アンカー、ＡＣＬループのような皮質固定デバイス、高強度の整形外科用縫合糸、経骨的な（ｔｒａｎｓｏｓｓｅｏｓ）締結ケーブル、合成腱及び靱帯グラフト、棘突起間スペーサ又は人工脊椎円板、脊椎固定デバイス、並びに骨間隙を修復するための合成足場における使用が挙げられる。可撓性組織アンカーは縫合糸を骨に固着させるためのデバイスであり、軟部組織を骨に付着又は固定させる、骨を骨に付着又は固定させる、或いは骨を構造体に付着又は固定させるために適用することができる。軟部組織の非限定的な例としては、腱、靱帯、筋膜、皮膚、繊維組織、滑膜、脂肪、筋肉、神経、及び血管が挙げられる。

本発明の他の実施形態は、本開示の複合繊維を含む生物医学的デバイス若しくはインプラント、又は本開示の複合繊維を含む前記繊維物品に関する。

本発明はさらに、以下に記載される一式の例示的な実施形態によって定義される。本出願に開示され、複合繊維、このような繊維を含む繊維物品、前記繊維若しくは繊維物品を含む医療用デバイス、又は前記繊維若しくは繊維物品の製造方法に関する実施形態、態様及び好ましい特徴又は範囲のいずれか１つは、本明細書において他に言及されない限り、又は当業者とって技術的に明らかに実行可能でなければ、任意の組み合わせで結合され得る。本明細書において以下に記載される実験及びサンプルはさらに本発明の実施形態を解明するが、いかなる点においても特許請求の範囲を限定すると解釈されてはならない。

［１］医療用インプラントでの使用に適した高強度複合繊維であって、この繊維が、
ａ）ポリオレフィンと、
ｂ）０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有する、１～３０質量％のバイオセラミック粒子と、
ｃ）最大で０．０５質量％の残留紡糸溶媒と、
ｄ）任意選択的に、０～３質量％の他の添加剤と
からなり、ａ）～ｄ）の合計が１００質量％である組成物を含む繊維本体を有し、且つ
この繊維がその表面に露出されたバイオセラミック粒子を有すると共に、生物活性を示す、高強度ポリオレフィン繊維。

［２］ポリオレフィンがポリエチレン又はポリプロピレンポリマー又はコポリマーであり、好ましくは、ポリオレフィンが本質的に、最大で５モル％のコモノマーを含む線状ポリマーであり、高モル質量を有する、実施形態［１］の高強度ポリオレフィン繊維。

［３］高強度ポリオレフィン繊維が、ポリオレフィンとして超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）の組成物に基づいた繊維本体を有し、ＵＨＭＷＰＥが、１３５℃のデカリン溶液で測定したときに、５～４０ｄＬ／ｇの間のように少なくとも５ｄＬ／ｇである固有粘度（ＩＶ）、好ましくは、少なくとも６、７又は８ｄＬ／ｇ、且つ最大で３０、２５、２０、１８、１６又は１４ｄＬ／ｇのＩＶを有する、実施形態［１］又は［２］の高強度ポリオレフィン繊維。

［４］ポリエチレンがさらに、エチレンと共重合可能である５モル％までの１つ又は複数の他のアルケン、好ましくは、プロペン、１－ブテン、１－ペンテン、４－メチルペンテン、１－ヘキセン及び／又は１－オクテンのようなＣ３～Ｃ１２アルケンを含有する、実施形態［１］～［３］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［５］組成物中のＵＨＭＷＰＥが、単一のポリマーグレードであるか、或いは、モル質量（分布）、並びに／又は側鎖若しくはコモノマーの種類及び量が異なるポリエチレングレードの混合物である、実施形態［１］～［４］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［６］生物活性セラミック粒子が、いわゆる生物活性ガラス、及び無水リン酸二カルシウム、リン酸二カルシウム二水和物、リン酸八カルシウム、リン酸三カルシウム、又はヒドロキシアパタイトのようなカルシウム塩から選択される、実施形態［１］～［５］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［７］セラミック粒子が、その主成分に加えて、Ｎａ、Ｍｇ、Ｆｅ、Ｚｎ、Ｔｉ、Ａｇ、Ｃｕ、又は－ＳＯ_４、若しくは－ＣＯ_３のような少量又は微量の他の（無機）元素又はイオンを含む、実施形態［１］～［６］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［８］組成物が、高速吸収及び低速吸収粒子の混合物、又は９０／１０～１０／９０の質量比のＨＡ及びＴＣＰの混合物、好ましくは８５／１５～５０／５０質量比のＨＡ／ＴＣＰの混合物のような種々のタイプのバイオセラミック粒子の混合物を含有する、実施形態［１］～［７］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［９］組成物が、９０／１０～１０／９０の質量比のＨＡ／バイオガラス混合物、好ましくは、８５／１５～５０／５０の質量比のＨＡ／バイオガラス混合物を含有する、実施形態［１］～［８］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１０］組成物が、実質的に球体若しくは円形、細長い若しくは楕円形、又は異方性針状粒子であるバイオセラミック粒子を含有する、実施形態［１］～［９］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１１］バイオセラミック粒子が実質的に球体、楕円体又は立方体であり、最大で５、４、３、又は２のアスペクト比を有する、実施形態［１］～［１０］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１２］複合繊維が、少なくとも１０、５０、１００、２００、３００、４００、又は５００ｎｍ、且つ最大で８、７、６、５、４、３、２μｍ、又は最大で１μｍのサイズを有するバイオセラミック粒子又はその凝集体を含有する、実施形態［１］～［１１］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１３］複合繊維が、最大で２５、２２、２０、１８、１６、１４、１２又は１０質量％、且つ少なくとも２、３、４又は５質量％のバイオセラミック粒子を含有する繊維本体組成物を有する、実施形態［１］～［１２］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１４］複合繊維が、４００、３００、２００、１００又は６０ｐｐｍ未満の残留紡糸溶媒を含有する繊維本体組成物を有する、実施形態［１］～［１３］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１５］複合繊維が、帯電防止剤、抗酸化剤、安定剤、着色剤、又は潤滑剤のような、最大で２又は１質量％の他の添加剤を含む繊維本体組成物を有する、実施形態［１］～［１４］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１６］複合繊維が、抗菌剤のような生物学的又は医学的機能を有する成分をさらに含む繊維本体組成物を有する、実施形態［１］～［１５］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１７］複合繊維が、実施形態［１］～［１６］のいずれかで定義された組成物から実質的になる、又は実施形態［１］～［１６］のいずれかで定義された組成物からなる繊維本体を有する、実施形態［１］～［１６］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１８］複合繊維が、それ自体がさらに加工され得るモノフィラメントであるか、又はさらなる使用のためにマルチフィラメント糸に結合されたモノフィラメントである、実施形態［１］～［１７］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［１９］複合繊維が、最大で５０、３０、２５、２０、１５、１２、又は１０μｍ、且つ少なくとも５又は６μｍの直径を有する、実施形態［１］～［１８］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［２０］複合繊維が、１０～２０００ｄｔｅｘのタイターを有するマルチフィラメント糸を形成し、好ましくは、糸が、最大で１５００、１０００、８００、６００、５００、４００、又は３００ｄｔｅｘ、且つ少なくとも１５、２０、又は２５ｄｔｅｘのタイターを有する、実施形態［１］～［１９］のいずれか１つの高強度ポリオレフィン繊維。

［２１］実施形態［１］～［２０］のいずれか１つで定義される高強度ポリオレフィン複合繊維又は糸の製造方法であって、溶解及び／又は分散されたさらなる成分を任意選択的に含有する適切な紡糸溶媒中の高モル質量ポリオレフィンの溶液が、ゲル繊維に紡糸され、続いて、紡糸溶媒の部分的又は実質的な除去の前、除去中、及び／又は除去後に延伸される、方法。

［２２］高強度ＵＨＭＷＰＥ複合繊維が、
・ ａ）５～４０ｄＬ／ｇの間のＩＶを有するＵＨＭＷＰＥ、
ｂ）デカリン中に分散させたときに０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有するバイオセラミック粒子、
ｃ）紡糸溶媒、及び
ｄ）任意選択的に、他の添加剤
を含む紡糸混合物を調製するステップと、
・ 紡糸混合物をマルチオリフィスダイプレートにより紡糸して、溶媒含有複合繊維を形成するステップと、
・ 少なくとも１回の延伸ステップにおいて溶媒含有複合繊維を延伸するステップと、
・ 繊維の延伸前、延伸中、延伸後に、溶媒含有複合繊維から紡糸溶媒を少なくとも部分的に除去して、高強度ＵＨＭＷＰＥ複合繊維を得るステップと
を含むゲル紡糸プロセスを用いて製造される、実施形態［２１］の方法。

［２３］紡糸溶媒が、脂肪族及び脂環式の炭化水素、例えば、オクタン、ノナン、デカン及びパラフィン（これらの異性体を含む）；石油留分；鉱油；ケロシン；芳香族炭化水素、例えば、トルエン、キシレン、及びナフタレン（デカリン及びテトラリンなどのこれらの水素化誘導体を含む）；ハロゲン化炭化水素、例えば、モノクロロベンゼン；シクロアルカン又はシクロアルケン、例えば、カリーン（ｃａｒｅｅｎ）、フッ素（ｆｌｕｏｒｉｎｅ）、カンフェン、メンタン、ジペンテン、ナフタレン、アセナフタレン、メチルシクロペンタンジエン（ｍｅｔｈｙｌｃｙｃｌｏｐｅｎｔａｎｄｉｅｎ）、トリシクロデカン、１，２，４，５－テトラメチル－１，４－シクロヘキサジエン、フィウオレノン（ｆｉｕｏｒｅｎｏｎｅ）、ナフチンダン（ｎａｐｈｔｉｎｄａｎｅ）、テトラメチル－ｐ－ベンゾジキノン、エチルフオレン（ｅｔｈｙｌｆｕｏｒｅｎｅ）、フルオランテン及びナフテノンから選択される少なくとも１つの成分である、実施形態［２１］又は［２２］の方法。

［２４］紡糸溶媒がデカリン又はテトラリンのように比較的揮発性であり、好ましくは、紡糸溶媒がデカリンである、実施形態［２１］～［２３］のいずれか１つの方法。

［２５］紡糸溶媒が蒸発、抽出、又は蒸発及び抽出の組み合わせの経路によって除去され、好ましくは、紡糸溶媒が、最大で５００、４００、３００、２００、１００又は６０ｐｐｍの残留レベルまで除去される、実施形態［２１］～［２４］のいずれか１つの方法。

［２６］紡糸混合物が、周囲温度で高速ミキサーのような装置を用いて成分を紡糸溶媒と混合して、少なくともポリオレフィン及びバイオセラミック粒子の紡糸溶媒中の分散体を作製することによって調製される、実施形態［２１］～［２５］のいずれか１つの方法。

［２７］ポリオレフィンが、より高い温度の使用により紡糸混合物中に溶解される、実施形態［２６］の方法。

［２８］１５０～３００℃の温度で操作されるツインスクリュー押出機において、紡糸混合物が均質化され、ポリオレフィンが紡糸溶媒中に溶解され、次に、オリフィスを通して空隙内に紡糸され、形成された繊維がその後冷却浴内で冷却されて、ゲル繊維に凝固し、紡糸溶媒の少なくとも一部の除去前、除去中、又は除去後に、ゲル繊維が延伸される、実施形態［２１］～［２７］のいずれか１つの方法。

［２９］延伸が、温度を上昇させて、複数回の好ましくは一軸延伸ステップにおいて実行される、実施形態［２１］～［２８］のいずれか１つの方法。

［３０］延伸の最終段階において、１２０℃までの延伸温度の場合は１０までの全延伸比、１４０℃までの延伸温度の場合は２５までの全延伸比、並びに１５０℃まで及びそれを超える延伸温度の場合は５０以上の全延伸比を有するＵＨＭＷＰＥベースの繊維のために、複数回の延伸ステップが適用される、実施形態［２１］～［２９］のいずれか１つの方法。

［３１］作製された複合繊維又は糸が、低紡糸溶媒含量において少なくとも１５．０ｃＮのテナシティを有する、実施形態［２１］～［３０］のいずれか１つの方法。

［３２］ポリオレフィン及び紡糸溶媒を加工する押出機に乾燥粉末又は紡糸溶媒中の分散体として供給することによってバイオセラミック粒子が添加され、ポリオレフィン溶液中の粒子の分散体がもたらされる、実施形態［２１］～［３１］のいずれか１つの方法。

［３３］得られた繊維の表面を後処理して、繊維表面及び／又は繊維本体の表面層に存在するバイオセラミック粒子からポリオレフィン層を少なくとも部分的に除去して、生物活性のレベルが増大された複合繊維をもたらすステップをさらに含む、実施形態［２１］～［３２］のいずれか１つの方法。

［３４］後処理ステップが、繊維の表面とポリオレフィン用溶媒との接触、又は酸素含有雰囲気中での繊維表面のプラズマエッチングを含む、実施形態［３３］の方法。

［３５］１）実施形態［１］～［２０］のいずれか１つの、又は実施形態［２１］～３４］のいずれか１つの方法により得られる複合繊維と、２）より少量のバイオセラミック粒子を有するか、又はバイオセラミック粒子を有さない繊維を含む、５０質量％までの、生体適合性ポリマーに基づいた他の繊維とを含むマルチフィラメント糸であって、好ましくは、最大で４０、３０、２０又は１０質量％の他の繊維を含む、マルチフィラメント糸。

［３６］実施形態［１］～［２０］のいずれか１つの、又は実施形態［２１］～３４］のいずれか１つの方法により得られる複合繊維から実質的になるマルチフィラメント糸。

［３７］少なくとも１５、２０、２５、２８、３０、又は３２ｃＮ／ｄｔｅｘの引張強さ又はテナシティを有する、実施形態［３５］又は［３６］のマルチフィラメント糸。

［３８］ＡＳＴＭ Ｄ８８５Ｍに従う方法で測定したときに、少なくとも６００、８００、９００、又は１０００ｃＮ／ｄｔｅｘの引張モジュラスを有する、実施形態［３５］～［３７］のいずれか１つのマルチフィラメント糸。

［３９］繊維が、ＸＰＳ分析により決定し、ＨＡ表面に対して正規化したときに、０．１～３５面積％の露出バイオセラミック粒子による表面被覆率を有するか、又はＡＦＭ表面分析により決定したときに、０．１～３５面積％の露出バイオセラミック粒子による表面被覆率を有する、実施形態［１］～［２０］のいずれか１つの複合繊維、又は実施形態［３５］～［３８］のいずれか１つのマルチフィラメント糸。

［４０］ゲル紡糸プロセスにより直接得られ、２０質量％までのＨＡを含み、前記表面被覆率が０．５～６面積％の範囲である、実施形態［３９］の複合繊維又は糸。

［４１］後処理としてプラズマエッチングステップを適用した後に得られ、２０質量％までのＨＡを含み、前記表面被覆率が少なくとも０．２、０．５、又は１面積％、且つ最大で３０、２５、２０、１５、１０又は８面積％である、実施形態［４０］の複合繊維又は糸。

［４２］繊維が、ＡＬＰアッセイにおいて２８日後に、バイオセラミック粒子を含有しない対応する繊維よりも少なくとも２５％高いＡＬＰ活性を示し、好ましくは、繊維が、ＡＬＰアッセイにおいて２８日後に、少なくとも３０、４０、５０、６０、７０、８０、９０、１００、１５０又はさらに２００％高いＡＬＰ活性を示す、実施形態［１］～［２０］のいずれか１つの複合繊維、又は実施形態［３５］～［３８］のいずれか１つのマルチフィラメント糸。

［４３］実施形態［１］～［４２］のいずれか１つにおいて開示される複合繊維又は糸と、任意選択的に、同様の生物活性を示さない他の生体適合性繊維、又は他の生体適合性材料とを含む繊維物品。

［４４］少なくとも、医療用インプラントとして使用したときに（骨）組織への結合を示さなければならない繊維物品の部分が、少なくとも５０、６０、７０、８０又は９０質量％の生物活性複合繊維又は糸を含有する、実施形態［４３］の繊維物品。

［４５］実施形態［１］～［４２］のいずれか１つにおいて開示される複合繊維又は糸から実質的になる、又はこれらからなる繊維物品。

［４６］生物医学的インプラントとして、又は生物医学的インプラントの構成要素としての実施形態［４３］～［４５］の繊維物品の使用であって、好ましくは、インプラントは、可撓性組織アンカー、ＡＣＬループのような皮質固定デバイス、高強度の整形外科用縫合糸、経骨的な（ｔｒａｎｓｏｓｓｅｏｕｓ）締結ケーブル、合成腱若しくは靱帯グラフト、棘突起間スペーサ若しくは人工脊椎円板、脊椎固定デバイス、又は骨間隙を修復するための合成足場のような、骨折又は靱帯若しくは腱の損傷を修復するための永久的な高強度整形外科用インプラントである。

［４７］実施形態［１］～［４２］のいずれか１つにおいて開示される複合繊維若しくは糸、又は実施形態［４３］～［４５］の繊維物品を含む生物医学的デバイス又はインプラント。

［実験］
［方法］
・ ＩＶ：ＵＨＭＷＰＥの固有粘度は、ＡＳＴＭ Ｄ１６０１（２００４）の方法に従って、１３５℃でデカリン溶液において、溶解時間１６時間、抗酸化剤として２ｇ／ｌ溶液の量のＢＨＴ（ブチルヒドロキシトルエン）を用いて、種々の濃度で測定された粘度をゼロ濃度まで外挿することによって決定される。

・ 糸の引張特性：テナシティ及びモジュラスは、Ｉｎｓｔｒｏｎ Ｃｌａｍｐｓ ２１７１４－０４４を備えたＺｗｉｃｋ Ｚ００５引張機を用いて、ＡＳＴＭ Ｄ８８５Ｍ及びＡＳＴＭ Ｄ２２５６Ｍに規定されるようなマルチフィラメント糸において定義及び決定される。試験の前に１００ｔｐｍのＳ撚りを糸に導入した。５００ｍｍのゲージ長を用いて２５０ｍｍ／分のクロスヘッド速度で５ｋＮのロードセルにより引張測定を実施した。平均線密度は、ＡＳＴＭ Ｄ１９０７Ｍに従って１００ｍの糸の質量から計算した。報告される値は、各サンプルについて５回の個々の引張測定の平均である。

・ 結び目引抜き強度（結び目スリップ強度とも呼ばれる）は、５ｋＮのロードセルを備えたＩｎｓｔｒｏｎ Ｃｌａｍｐｓ ２７１４－０４４の付いたＺｗｉｃｋ Ｚ００５ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｍａｃｈｉｎｅを用いて、編組体において試験した。この試験設定では、編組体の中央に外科結びを作り、５０ｍｍ／分のクロスヘッド速度で５３Ｎの前負荷をかけた。この結び目は、編組体の端部に張力がかけられると、それ自体で固く締まるのではなくスライドしやすい。外科結びは臨床用途で組織を縫合するために一般的に使用され、従って、この試験は、編組構築物が張力下で締め付けられたままである傾向をモデル化することを目的とする。結び目が作られたループを中央で切断し、２つの新しい脚を、結び目を中央にして２００ｍｍ離して試験クランプに取り付けた。降伏するまで１００ｍｍ／分の一定のクロスヘッド速度を適用した。報告される値は、１０回の試験を平均したこの降伏点における力である。

・ バイオセラミック粒子の粒径は、Ｍａｌｖｅｒｎ Ｍａｓｔｅｒｓｉｚｅｒ ２０００を用いて、フラウンホーファー粒径分析法を適用して、デカリン中に分散させた粒子において測定した。

・ 複合繊維の無機粒子含量は、ＩＳＯ １３４５１－１：２００８に従う灰分試験により決定した。７５０℃で３時間の焼却により試験を２通り実施した。灰分残渣は全て無機材料であると考えた。プロセスの異なる段階からの繊維サンプル、すなわち種々の延伸ステップの後、及びテキスタイル変換（編組）後の繊維サンプルを分析して、例えばプロセスの間の摩耗によって繊維が粒子を失ったかどうかを調べた。

・ ＨＡ又はＨＡ及びｂＴＣＰの混合物を含有するＵＨＭＷＰＥ繊維の摩擦係数（ＣｏＦ）は、Ｈｏｎｉｇｍａｎｎ ＨＣＣ μ－ｍｅｔｅｒ装置を用いて評価した。繊維において２つの試験設定を実施した：（１）糸に対する糸（Ｙ－Ｙ）のＣｏＦ、及び（２）固体に対する糸（Ｙ－Ｓ、粗度値０．１μｍで硬化した鋼ピン）のＣｏＦ（いずれも１及び１０ｍ／分）。

・ ＦＴＩＲスペクトルは、Ｚｎ／Ｓｅ結晶減衰全反射（ＡＴＲ）モードでＰｅｒｋｉｎ－Ｅｌｍｅｒ Ｓｐｅｃｔｒｕｍ １００ ＦＴＩＲスペクトロメータを用いて記録した。４ｃｍ－１のスペクトル分解能における少なくとも４回のスキャンを４０００－４００ｃｍ－１の範囲で平均化した。

・ 複合繊維の表面モルホロジーは、異なるバイオセラミック粒子が負荷された繊維間の可能性のある形態的相違を評価するために、ＦＥＩ Ｖｅｒｓａ ３Ｄ ＦＥＧ走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて検査した。サンプルを炭素でスパッタコーティングし、５ｋＶの加速電圧でＳＥＭ画像を捉えた。

・ ＡＦＭ測定は、ＮａｎｏＳｃｏｐｅ Ｖコントローラを備えたＭＭ８ Ｂｒｕｋｅｒシステムにおいて実行した。約４０Ｎ／ｍの力定数を有するＳｉ製カンチレバーを使用し、Ｓｉ曲率は約１０ｎｍであった。トポグラフィー及び位相差画像の両方を記録するためにＡＦＭをタッピングモードで適用し、位相差画像は、局所表面の機械的又は化学的相違に関連した。ＡＦＭタッピングモードにより、ＡＦＭチップは、軽いタッピング力下でサンプル表面と接触しない。バイオセラミック粒子による繊維表面の相対的な表面被覆率を計算するために、ＡＦＭ画像を白黒画像に変換し、次にカスタマイズされた画像分析ソフトウェアによりこれを分析した。

・ ＸＰＳ測定は、Ｕｌｖａｃ－ＰＨＩからのＱｕａｎｔｅｒａ Ｈｙｂｒｉｄ（Ｑ１及びＱ２）において、単色ＡｌＫα放射線及び４５°の取出し角θを用いて実行した。この角度では、情報の深さは約７ｎｍである。ポリマーサンプルは、１２００ｘ５００μｍ^２のスポットサイズを用いてＨＳモードで測定した。粉末は、１００μｍのスポットサイズを用いて測定した。表面に存在する元素を同定するためにサーベイスキャンを記録した。定量化のために正確なナロースキャンを測定した。

・ ＳＥＭ－ＥＤＸ研究は、Ｅｖｅｒｈａｒｔ Ｔｈｏｒｎｌｅｙ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ（ＥＴＤ、トポグラフィー情報）、Ｃｏｎｃｅｎｔｒｉｃａｌ Ｂａｃｋ Ｓｃａｔｔｅｒ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ（ＣＢＳ、材料のコントラスト情報）、及びＥＤＡＸ ＴＥＡＭ元素分析検出器を備えたＶｅｒｓａ ３Ｄ ＨＲ ＦＥＧ－ＳＥＭにおいて、５～１０ｋＶの加速電圧で実施した。

・ アリザリンレッド（１，２－ジヒドロキシアントラキノン；Ｓｉｇｍａ）着色剤は、供給業者の説明書に従って色素溶液に再構築した。要するに、約６．８５ｇの粉末を５００ｍｌの脱イオン水中に溶解させることによって溶液を調製した。１ＭのＮａＯＨを添加することにより、ｐＨを４．２に調整した。次に、細孔サイズ０．２μｍの膜により最終溶液をろ過した。サンプルを室温で１０分間溶液中に浸漬し、次に、全ての非特異的な染色が除去されるまで水道水で徹底的に洗浄した。

・ 細胞培養実験：ヒト間葉系間質細胞（ｈＭＳＣ；Ｌｏｎｚａ、ＰＴ２５０１、２２才／歳のオス）を継代０２において解凍し、Ｐ２２５培養フラスコ（ＶＷＲ）内の基本細胞培地（Ｌｏｎｚａ ＰＴ－３２３８）中で培養した。２日後及び４日後に培地を補充した。７日目に、細胞を２つの新しいＴ２２５細胞（継代０３）にサブ継代（ｓｕｂ－ｐａｓｓａｇｅ）させた。２、４及び７日後に培地を補充した。９日目に、継代０４において実験のために細胞を使用した。細胞培養のために、未処理のマルチウェル培養プレート（４８ウェル）を使用して、試験サンプルではなく培養プレートへの細胞接着を低減した。細胞播種の前に、全ての材料を３００μｌの基本細胞培地（Ｌｏｎｚａ、ＰＴ－３２３８）で一晩インキュベートした。セルクラウン（ｃｅｌｌ ｃｒｏｗｎ）（Ｓｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈ）を用いて試験材料を４８ウェルプレートの底に固定した。インキュベーションの後、細胞培地を除去し、その後、５０μｌの基本細胞培地中２０，０００細胞の密度で、直接各サンプルの表面に細胞播種を行った。５％のＣＯ_２を含む加湿雰囲気中で、サンプル及び細胞を有するウェルプレートを３７℃でインキュベートした。４時間のインキュベーション後に、２５０μｌの基本又はミネラル化培地をウェルに添加した。３、５、７、１０、１２、１４、１７、１９、２１、２４、及び２６日目に完全培地（３００μｌ）を補充して、細胞を材料上で７、１４又は２８日間培養した。

ＳＥＭを用いて種々の試験サンプルにおける細胞モルホロジーを分析した。まず細胞をリン酸緩衝溶液（ＰＢＳ）で洗浄し、続いて５０％、６０％、７０％、８０％、９０％、９６％、９６％及び１００％のエタノール中にステップ当たり３０分浸漬することにより脱水した。次に、臨界点乾燥器を用いてこれらを乾燥させた。ＳＥＭ分析の前に、導電性両面炭素テープ又は導電性銀ペイントを用いてサンプルをスタブ（ｓｔｕｂ）に付着させ、金又はイリジウムのナノ層でスパッタコーティングした。ＦＥＩ Ｔｅｎｅｏ ＳＥＭを用いて顕微鏡写真を撮った。２８日目に２回（ｎ＝２）の再現試験サンプルを分析した。

生化学的アッセイ：ＤＮＡ及びアルカリホスファターゼ（ＡＬＰ）酵素活性アッセイをそれぞれ用いて、細胞増殖及び骨分化を評価した。ＤＮＡ含量は所与の時点の細胞数を代表し、ＡＬＰ活性は骨分化の初期マーカーである。ＤＮＡ含量及びＡＬＰ活性は、１つの時点につきｎ＝４の再現試験サンプルの細胞ライセートにおいて測定した。１つの試験サンプルにつきアッセイ測定を２通り実施した。

生化学的アッセイのために、細胞を次のように溶解させた：各時点で、試験サンプルをその培養ウェルから取り出し、新たなマルチウェルプレートのウェルに移した。次にサンプルを－３０℃で１時間凍結し、室温で解凍した。ＲＮａｓｅを含有するＣｙｑｕａｎｔ細胞溶解緩衝液（Ｃｙｑｕａｎｔ Ａｓｓａｙ、成分Ｃ７０２６；ＮａＣｌ－ＥＤＴＡ（１８０ｍＭのＮａＣｌ／１ｍＭのＥＤＴＡ）中に２０ｘ希釈した細胞溶解緩衝液）を各試験サンプルウェル（２５０μＬ）に添加し、ＤＮＡ及びＡＬＰアッセイのためのサンプリングの前に室温で１時間インキュベートした。

ＤＮＡアッセイ：ＤＮＡ含量を測定するために、製造業者の説明書に従って、ＣｙＱｕａｎｔ（Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）を使用した。１０μｇ／ｍｌの最終濃度まで、溶解緩衝液＋ＲＮａｓｅ中に希釈した０～０．３５μｇ／μｌのＤＮＡ（λＤＮＡ）から標準曲線を作成した。１００μｌの細胞ライセートを白色９６ウェルプレートのウェルにピペットで移した後、１００μｌのＧＲ－ｄｙｅ溶液（Ｃｙｑｕａｎｔ細胞溶解緩衝液中に２００ｘ希釈したＧＲ－ｄｙｅ）を添加し、混合した。次に分析の前に、室温の暗所でウェルプレートを１５分間インキュベートした。読出し（ＢＭＧ ｌａｂｔｅｃｈ Ｃｌａｒｉｏｓｔａｒプレートリーダー）：発光５００ｎＭ；励起４８０ｎＭ。

ＡＬＰアッセイ：ＡＬＰ活性は、製造業者の説明書に従って、ＣＤＰ ｓｔａｒ ａｓｓａｙ（Ｒｏｃｈｅ １２０４１６７７００１）を用いて測定した。４０μｌのＣＤＰ ｓｔａｒ溶液を添加した不透明９６ウェルプレートのウェルに１０μｌの細胞ライセートをピペットで移し、その後室温の暗所で４０分間インキュベーションを行った。読出し（ＢＭＧ ｌａｂｔｅｃｈ Ｃｌａｒｉｏｓｔａｒプレートリーダー）：ルミネセンス（「Ｌｕｍ」で示す）。

細胞生存率：細胞の代謝活性を評価するために、Ｐｒｅｓｔｏ Ｂｌｕｅアッセイを実施した。細胞を４通り培養し、実験を２通り実施した（すなわち、各群につき８つの実験サンプルを含めた）。サンプル及びＨＡディスクを４８ウェルプレートから取り出し、新しい４８ウェルプレートに入れた。細胞をＰＢＳで洗浄した後、基本培地中のＰｒｅｓｔｏ Ｂｌｕｅ溶液（１：１０希釈）５００μｌを細胞に添加した。インキュベーション時間は３７℃で３０分であった。次に、分析のために２００μＬのこの溶液を白色９６ウェルプレートのウェルに移した。読出し（ＢＭＧ Ａｂｔｅｃｈ Ｃｌａｒｉｏｓｔａｒプレートリーダー）：発光：５９０ｎＭ；励起：５４５ｎＭ（相対的な蛍光単位「ＲＦＵ」で示す）。

［ＵＨＭＷＰＥ繊維の調製及び特性評価］
［バイオセラミック粒子の分散］
ヒドロキシアパタイト粉末（ＨＡ）は、Ｐｒｅｍｉｅｒ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｌｔｄ（ＰｕｒＡｔｉｔｅ^ＴＭＨＡ；Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２；０．７μｍの粒径Ｄ５０を有する球体粒子であると示される）から入手した。ベータ－リン酸三カルシウム粉末（ｂＴＣＰ）は、Ｐｒｅｍｉｅｒ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｌｔｄ（βＴＣＰ１；Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２；２．７μｍの粒径Ｄ５０を有する球体粒子であると示される）から入手した。

Ｕｌｔｒａ－Ｔｕｒｒａｘ（登録商標）Ｔ５０及びＧ４５Ｆ分散装置を用いて、受け取ったままの粒子と、デカリン（デカヒドロナフタレン；Ｅｖｏｎｉｋ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ ＡＧ）及び０．０１５質量％の界面活性剤（Ｓｔａｔｓａｆｅ（登録商標）６０００）とを、室温及び１０．０００ｒｐｍで５分間、ステンレス鋼製の容器内で混合することによって、分散体に基づいて粒子の負荷が１０質量％であるデカリン中の無機粒子の分散体を作製した。ｂＴＣＰは、８０／２０及び６０／４０の質量比のＨＡ及びｂＴＣＰの混合物として使用したことに注意されたい。

作製した分散体のいくつかの特徴は表１に記載される。分散体において観察される粒径は、無機粒子の供給業者により示される粒径よりも大きい。明らかに、デカリン分散媒体中に一次粒子の凝集がある程度（まだ）存在する。それにもかかわらず、視覚的に均質な分散体は、少なくとも２～４週間、良好な安定性を示すことが観察された。さらに、繊維紡糸プロセスの押出ステップ中のせん断力は、粒径の低下を誘発し得ることが予測された。

［繊維紡糸及び引張り特性］
［・比較実験１］
デカリン中のＩＶ２３ｄｌ／ｇの７．７質量％のＵＨＭＷＰＥ粉末のスラリーが２１０℃で加熱したツインスクリュー押出機に供給され、得られた溶液が、直径１ｍｍの５０個の孔を有するスピナレットを介して溶液フィラメントに紡糸され、このフィラメントが空隙に通され、水浴で冷却されて、ゲルフィラメントが形成されるゲル紡糸プロセスによって、マルチフィラメントＵＨＭＷＰＥ糸を作製した。ゲルフィラメントをさらに熱風オーブンを通過させ、その間に水及びデカリンを蒸発させ、フィラメントを延伸させて、１２８ｄｔｅｘのタイターを有する５０フィラメント糸を得た。

表２には、この糸のいくつかの特徴及び引張り特性がまとめられる。

［・実施例２～６］
比較実験１と同様のプロセスを用いて複合糸を作製したが、ここでは、得られた複合マルチフィラメント糸において約１０、１５又は２０質量％（ＵＨＭＷＰＥ及びバイオセラミック粒子の合計質量を基準として）の粒子含量を目標として、デカリンの一部を表１に記載される粒子分散体で置き換えることより、出発ＵＨＭＷＰＥスラリーを作製した。紡糸プロセスは安定しており、２４時間までの間、糸が破損することなく生成物を作製することができた（そして実験を中止した）。

紡糸プロセスの異なる段階から得られた糸サンプルで測定された灰分残渣は、実験エラーの範囲内で同じ結果を示した。表２に提供されるデータは、得られた糸中の観察された粒子の負荷が、供給物中の濃度ともよく一致したことを示し、粒子がＵＨＭＷＰＥフィラメント本体内に取り込まれたことが示される。表２はさらに、バイオセラミック粒子の添加によって引張り特性はいくらか低減されるが、テナシティは依然として高強度レベルにあることを示す。この態様では、フィラメント及び糸の強度に寄与しないが、フィラメントにおけるポリマー配向及び結晶化を妨げるか、又は応力集中剤（ｓｔｒｅｓｓ ｃｏｎｃｅｎｔｒａｔｏｒ）又は破損開始剤（ｂｒｅａｋａｇｅ ｉｎｉｔｉａｔｏｒ）として作用することさえあり得る粒子によって、ＵＨＭＷＰＥのかなりの量又は体積が置き換えられることも理解されるべきである。２０質量％の負荷では、フィラメント中の約８体積％のポリエチレンが粒子により置き換えられ得ることに注意されたい。また、デカリン分散体で測定したときに約５μｍの粒子サイズＤ５０は悪影響を与え得る；粒径を低下させることによってさらなる最適化が可能であり得る。

［・比較実験７］
国際公開第２０１２／０７６７２８号パンフレットのような、そしてバイオセラミックスについて上記したものと同様のゲル紡糸プロセスを用いて、２０質量％の三酸化ビスマス粒子を含む複合糸を作製した。比較実験７及び実施例２について表２に記載される引張り特性は同等であり、両方の繊維は、ほぼ同じ体積％の無機粒子も含有する。

［繊維の特徴付け］
［・モルホロジー］
繊維の表面をＳＥＭで研究した。図１及び図２において、いくつかのＳＥＭ顕微鏡写真は、例えば、実施例２～４（図１Ａ～１Ｂ～１Ｃ）及び実施例５～６（図２Ａ～２Ｂ）を再現しており、ここで、バイオセラミック粒子は、撚った延伸糸の表面に明るい色の特徴物として見ることができる。前記特徴物の数と、繊維の製造に使用された粒子の量との間に明確な関係があるように見える。ＨＡとｂＴＣＰ粒子との間には有意な差違は見られない。一般に、繊維の表面層の粒子がポリエチレン中に完全には埋め込まれない、又はポリエチレンによって完全には被覆されず、これらが少なくとも部分的にその環境に露出されていることが示される。この結論は、ＳＥＭ画像形成において加速電圧を２ｋＶから２０ｋＶまで変更するさらなるＳＥＭ実験によって支持された；恐らくより大きい侵入深さに起因して、１０及び２０ｋＶにおいてより明確な白色特徴物が明らかにされた。ＳＥＭ技術による典型的な侵入深さは、使用条件に応じて約１μｍであることに注意されたい。

種々のサンプルのフィラメント断面のＳＥＭ顕微鏡写真も撮った。粒子は、エッジを含むフィラメント断面全体に分配されて埋め込まれているように見え、一次粒子の凝集の度合いのいくらかの変動を示した。明らかに、混合及び紡糸の間のせん断力は、乾燥粒子中に存在する凝集体を完全に破壊するために十分ではなかった。

同様に、複合繊維から作製された編組構築物及び編物構築物の表面をＳＥＭで評価した（下記を参照）。それにより、繊維又はフィラメント表面は、編組する操作及び編む操作によって著しい影響を受けないことが結論付けられた。

［表面特性］
フィラメントの表面層内又は表面層に存在する粒子は、異なる表面粗度のフィラメント及び糸をもたらし得るので、複合繊維及び純粋なＵＨＭＷＰＥ繊維の摩擦係数（ＣｏＦ）を測定した。ＣｏＦは無次元スカラーであり、接触域を動かし続けるのに必要な力と、それを押し付けるのに必要とされる力との比を説明する；ＣｏＦは、試験材料に応じて０から１超までの範囲である。表３にまとめられた結果は、バイオセラミック粒子の添加が糸対糸（Ｙ－Ｙ）のＣｏＦを増大させることを示し、より粗い表面が示唆される。このような傾向は、糸対固体（Ｙ－Ｓ）のＣｏＦ値の測定についてはあまり明白ではない。１０質量％のＨＡ負荷では、非負荷繊維に対するＹ－ＳのＣｏＦの相違は非常に小さく、ほんのわずかな粒子が表面に存在することが示唆される。対照的に、２０質量％のＨＡ／ｂＴＣＰを含有する複合繊維の場合、Ｙ－ＳのＣｏＦ値は著しく増大した。

バイオセラミック負荷ＵＨＭＷＰＥ繊維の化学組成をＦＴＩＲ－ＡＴＲ分光法により分析し、純粋な（非負荷）ＵＨＭＷＰＥ繊維と比較した。全てのバイオセラミック負荷繊維に対して同じＩＲバンドが観察されたが、ピーク強度は異なった；図３を参照されたい。１００５ｃｍ^－１のバンドはｖ_３（ＰＯ_４ ^３－）に帰属され、６０２及び５５９ｃｍ^－１のバンドはｖ_４（ＰＯ_４ ^３－）に帰属される。これらのシグナルは純粋なＵＨＭＷＰＥ繊維には見られないので、明らかにバイオセラミック粒子（ＨＡ及びｂＴＣＰ）に由来する。このＦＴＩＲ－ＡＴＲ技術は０．５～５μｍの間の侵入深さを有し、従って、バイオセラミック粒子が繊維表面に自由に露出されているのではなく、ＵＨＭＷＰＥの薄層によって被覆されていることを排除することができない。

［繊維物品の調製及び特性評価］
［編組及び編物］
比較実験１及び実施例２～６で得られた糸から、Ｈｅｒｚｏｇ ＴＴ７８編組装置、及び各ストランドに対して単一の糸、並びに１ｃｍ当たり１５ステッチのステッチレベルを用いて、１６本のストランドを含む編組構築物を作製した。得られた編組体は、標準サイズのＵＳＰ２縫合糸と同様のサイズを有した。

インビトロ試験、及びその後の評価のための基材としてより適している平坦な繊維構築物を作るために、種々の糸から編物構築物も作製した。Ｓｈｉｍａ Ｓｅｉｋｉ Ｎ．ＳＦＧ－１０Ｌ／Ｍ ＭＧＦ Ｎｏ．２０９２２編機を使用し、７８本の針及び固定ループ長を用いて、ゲージ１０の平編みにより構築物を作製した。

結び目スリップ強度とも呼ばれる結び目引抜き強度は、純粋なＵＨＭＷＰＥ糸（比較実験１）、酸化ビスマス含有糸（比較実験７）、並びに１０及び２０質量％のＨＡ粒子を含む糸（実施例２及び４）から作製された編組体において測定した。表４に示されるように，ＨＡ含有繊維から作製された編組体の結び目引抜き強度は著しく高かった。引き結びはこのような手術において縫合糸及び他の（編組）ケーブルで頻繁に使用されるので、引抜き強度のこの増大は、糸の整形外科用途において重要な利点を表す。

［表面処理及び特徴付け］
［・プラズマエッチング］
ＥＭＰＡ（Ｓｗｉｓｓ Ｆｅｄｅｒａｌ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ ｆｏｒ Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ）において、編組サンプル及び編物サンプルの繊維の外側表面をプラズマエッチングした。パイロットウェブコーターにおいて、リール・トー・リール（ｒｅｅｌ－ｔｏ－ｒｅｅｌ）システムを用いて処理を実施した。繊維物品をＲＦ駆動反応器（幅６５ｃｍ、直径５９ｃｍ）内のドラム電極に巻き取った。バイオセラミック負荷ＵＨＭＷＰＥサンプルのプラズマエッチングの前に、ポリオレフィンホイル（ＬＤＰＥ及びＰＰ）を用いることにより、適切なエッチング速度を推定した。続いてサンプルに適用した条件（４０分、Ａｒ／Ｏ_２プラズマ、１６０／４０ｓｃｃｍ、１０００Ｗ、１ｍｂａｒ）は、約２５ｎｍ／分のエッチング速度をもたらすことが見出された。サンプルは、主に、ドラム電極と接触していない面でエッチングされ得ることが予測された。

［・ＳＥＭ及びＡＦＭ］
サンプル表面のエッチングの前及び後に、ＳＥＭにより編組体を調べた。編組体を両面接着剤炭素テープでＳＥＭサンプルホルダーに固定し、導電性炭素層で被覆した。ＦＥＩ Ｖｅｒｓａ ３Ｄ ＦＥＧ ＳＥＭにおいて５ｋＶで画像形成を行った。図４には、１５質量％のＨＡが負荷された実施例３の繊維から作製された編組体について、プラズマエッチングの前（図４Ａ）及び後（図４Ｂ）の顕微鏡写真の代表的な例が示される。他の編組体についてもプラズマエッチングの前及び後に同様の結果が得られた。エッチング後により多くの粒子が白色スポットとして見えるようである；粒子はより鋭いエッジを有し、より大きいサイズを有し、表面からより大きく突出するように見える。エッチングステップは約１μｍの厚さの表面層からのポリエチレンの除去を生じているはずなので、これは、ＳＥＭも約１μｍの侵入深さを有し、プラズマエッチングの前でもこのような層内のバイオセラミック粒子の少なくとも一部を示すことを確認する。図４Ｂのエッチングされたサンプルは、恐らくエッチング除去されたポリエチレンに起因して、より細線維状の表面を示すことに注意されたい。

上記の変化は、真の表面のみをスキャンする技術であるＡＦＭで記録された画像においてさらにより強調されて見える；図５を参照されたい。図５Ａは、プラズマエッチングを使用しない実施例３の繊維から作製された編組体の表面を示し、図５Ｂは、プラズマエッチングステップ後の表面を示す。より露出された粒子に加えて、画像は、ポリエチレンフィラメントレベルに関してより詳細に示すように見える。

［・ＸＰＳ及びＡＦＭ］
複合バイオセラミック／ＵＨＭＷＰＥ繊維の化学組成を、ＸＰＳ及びＡＦＭによって特徴付けした。ＡＦＭは、硬い（バイオセラミック）相と、比較的柔らかい（ポリエチレン）相との明確に区別を行うことができるので、繊維の表面に露出したバイオセラミックスの量の直接的な表示を提供する。ＸＰＳは、上部層（約７ｎｍと定義される）中のカルシウム及びリンの原子％を測定するために使用される。

ＸＰＳの結果（表５を参照）から、数パーセントであるＨＡ粒子による表面被覆率が推定される。表面被覆率は、繊維／編組体サンプルの（Ｃａ＋Ｐ）原子％値から、参照としての１００％のヒドロキシアパタイト粒子に対する面積％として計算した。プラズマ処理は、バイオセラミック粒子の表面被覆率、従って、恐らく露出粒子の数及び／又は面積を著しく増大させると思われた。

図６は、測定された（Ｃａ＋Ｐ）原子％と、繊維に添加されたＨＡ粒子の量との間のほぼ直線的な関係を示す。

実施例２～４のＨＡ負荷繊維から作製した編組体におけるＡＦＭ測定も、繊維表面におけるバイオセラミック粒子の相対表面積の表示を提供する。表６には、結果が要約される（ｒｓｄ＝相対標準偏差；ｎは測定された異なるスポットの数である）。ＸＰＳと比較して侵入深さが小さいので、ＡＦＭの表面被覆率値はいくらか低いが、依然としてＸＰＳ実験から得られる値と同じオーダーである。

一般に、１０～２０質量％のバイオセラミックスを用いて作製された繊維表面に露出されたバイオセラミック粒子は、ＡＦＭ及びＸＰＳの結果に基づいて、０．７～５面積％の範囲の表面被覆率を有することが見出される。この表面被覆率は、例えば１５質量％のＨＡを用いて作製された繊維の場合は約１６～１７面積％まで、プラズマ処理によって著しく増大され得る。

［・アリザリン染色］
アリザリンレッド染色は骨ミネラルを染色するための周知の方法であるため、これを使用してサンプル中のバイオセラミック粒子を可視化した；この色素はカルシウムに対する高い親和性を有する。純粋なＵＨＭＷＰＥ繊維（比較実験１）、及び複合１５／８５ＨＡ／ＵＨＭＷＰＥ繊維（実施例３）から作製された編物構造を、無機材料と親和性があるが、ＵＨＭＷＰＥのようなポリオレフィンとは親和性がない赤色着色剤アリザリンレッド溶液で処理した。図７（それぞれ、図７Ａ及び図７Ｂ）に示されるように、純粋なＵＨＭＷＰＥ繊維から作製された編物構造は実際に注目すべき着色を示さなかったが、実施例３の繊維から作製された構造はいくらかの着色を示した。図７Ｃには、最初に構造をプラズマエッチングし、次にアリザリンレッドにさらした後に、実施例３の複合繊維から作製された編物構造が示される。この場合、事実上、構造全体が赤色に着色され、プラズマエッチング後に着色剤との相互作用のためにはるかに多くのＨＡ粒子が利用可能であったことが示される。

［・インビトロの細胞培養及び生物活性］
表７には、種々の材料において２８日間培養したｈＭＳＣのＰｒｅｓｔｏ ｂｌｕｅアッセイを用いた細胞生存率研究の結果が示される。一般に、時間と共に、そしてバイオセラミック負荷の増大と共に、細胞生存率の増大（これは、細胞増殖の表示である）が観察されたが、種々のサンプルの結果はややばらつきがあるように見える。

またＡＬＰアッセイからの結果は表８に要約され、バイオセラミック粒子を含有する繊維に基づいた全ての試験編物布地について、２８日後のＡＬＰ活性が示される。ＡＬＰ活性はバイオセラミック粒子の負荷と共に増大すると思われ、プラズマエッチング後の１５質量％サンプルの場合に最大であった。Ｐｒｅｓｔｏ ｂｌｕｅ及びＡＬＰアッセイの２８日目の結果もそれぞれ、図８Ａ及び図８Ｂに概略的に表され、前記傾向が確認される。これらのＡＬＰアッセイで見出されたような２８日目に観察されるＡＬＰ活性の増大は、１０質量％のＨＡを含有する繊維から作製された布地の場合は、非負荷繊維に対して少なくとも６０％であると思われ、１５質量％のＨＡを含有するプラズマエッチングされたサンプルの場合は２５０％を超えて増大する。

［・ＳＥＭ－ＥＤＸ］
ｈＭＳＣと共に２８日間培養した後、ＳＥＭ－ＥＤＸを用いて編物サンプルも調べた。走査電子顕微鏡法により、バイオセラミック負荷複合繊維サンプルは、細胞生存率データと一致して、非負荷繊維サンプルよりも多くの細胞及び細胞マトリックスによって被覆されることが示された。材料フィラメント間を架橋する長い紡錘状細胞プロセス（フィロポディア）に代表される細胞伸展も、非負荷対照に対して、複合繊維サンプルによって増強されると思われる（比較実験１（図９Ａ～Ｂ）及び実施例３（図９Ｃ～Ｄ）の繊維に基づいたサンプル、並びに実施例３の繊維（図９Ｅ～Ｆ）に基づいたエッチングサンプルの画像を表す図９Ａ～Ｆを参照；倍率２）。また１５質量％のＨＡプラズマエッチングサンプルなどのバイオセラミック負荷サンプルにおいて、電子密度の高い小結節（明るい微粒子様の特徴物）がより広範囲に観察され、これらは、実験の初めは存在せず、繊維に負荷されたバイオセラミック粒子とはモルホロジー的に異なり（図２及び図４を参照）、培養期間中にバイオミネラリゼーションが生じたことが示唆される。

小結節の形成のない領域と比較して、小結節を含有する領域で実施したＳＥＭ－ＥＤＸによる元素分析及びマッピング（図１０及び図１１、並びに図１０及び図１１の画像にそれぞれ示される領域の結果を提供する表８及び表９）は、Ｃａ／Ｃ比の増大及び他の元素の不在を示した。値はＮｅｔ．Ｉｎｔで示され、これは、ベースラインレベルに対して補正された、１秒当たりのカウントとして測定されるシグナルの正味の強度を示す。ＥＤＸ定量化は直接的ではないかもしれないが、結果は、これらの小結節が主にカルシウム及びリンから構成されることを示し、従って、繊維上（炭素元素マッピングによる共局在化）においても、細胞マトリックス内（窒素元素マッピングによる共局在化、及びＳＥＭによる細胞モルホロジー）においてもバイオミネラリゼーションが生じたことが確認される。バイオミネラル形成はｈＭＳＣの機能性骨芽細胞様細胞への骨分化の鍵となるマーカーなので、これは、インビトロ骨形成アッセイの重要な読出しである。インビボでは、バイオミネラル形成は、成熟骨芽細胞が介在する生理学的プロセスである骨形成に必要な前兆である（例えば、Ｇｅｎｔｌｅｍａｎ Ｅ．，ｅｔ ａｌ．；ＤＯＩ：１０．１０３８／ｎｍａｔ２５０５を参照）。対照的に、負荷されない純粋な繊維サンプルにおけるバイオミネラル化小結節形成は、低いカルシウム及びリン元素シグナルと相関してかなり少なく、より分散されていた（図１１）。

図１２において、ＳＥＭ－ＥＤＸを用いる元素マッピングは、１５質量％のＨＡが負荷された複合繊維を含み、プラズマエッチング，及びｈＭＳＣによる２８日間の培養後の編物サンプルについて得られたような、種々の元素の画像としても示される。

Claims (15)

1. 繊維物品の製造方法であって、
   ｉ．少なくとも１本のストランドを交絡させることによって、ポリオレフィン複合繊維から繊維製品を形成するステップであって、
   前記少なくとも１本のストランドが少なくとも１本の繊維を含み、
   前記少なくとも１本の繊維が、
   ａ）ポリオレフィンと、
   ｂ）０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有する、１～３０質量％のバイオセラミック粒子と、
   ｃ）最大で０．０５質量％の残留紡糸溶媒と、
   ｄ）任意選択的に、０～３質量％の他の添加剤と
   からなる組成物を含む繊維本体を有し、
   ａ）～ｄ）の合計が１００質量％であり、且つ前記繊維が１５～４５ｃＮ／ｄｔｅｘのテナシティを有するステップ、及び
   ｉｉ．前記繊維物品を電極上に配置し、酸素含有雰囲気中で前記繊維物品の露出された表面にプラズマエッチングを行うことにより、前記繊維製品の表面に後処理を行い、前記繊維物品が電極に接触していない面以外の面でエッチングされるステップを含み、
   前記繊維がその表面に露出されたバイオセラミック粒子を有すると共に、生物活性を示し、
   前記ポリオレフィンが超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）である、製造方法。
2. 前記バイオセラミック粒子がリン酸カルシウム、生物活性ガラス、又はこれらの混合物である、請求項１に記載の製造方法。
3. 前記バイオセラミック粒子が球体、楕円体又は立方体であり、最大で５のアスペクト比を有する、請求項１又は２に記載の製造方法。
4. 前記組成物が、少なくとも５質量％、且つ最大で２２質量％のバイオセラミック粒子を含有する、請求項１～３のいずれか一項に記載の製造方法。
5. 前記繊維本体が前記組成物からなる、請求項１～４のいずれか一項に記載の製造方法。
6. 前記繊維が１０～２０００ｄｔｅｘのタイターを有するマルチフィラメント糸であり、最大で５０μｍ、且つ少なくとも５μｍの繊維直径を有するフィラメントを含む、請求項１～５のいずれか一項に記載の製造方法。
7. 前記繊維が、１０～２０００ｄｔｅｘのタイターを有するマルチフィラメント糸であると共に、最大で２０μｍ、且つ少なくとも６μｍの繊維直径を有するフィラメントを含む、請求項１～６のいずれか一項に記載の製造方法。
8. 前記繊維が少なくとも２０ｃＮ／ｄｔｅｘのテナシティを有する、請求項１～７のいずれか一項に記載の製造方法。
9. 前記繊維が少なくとも３０ｃＮ／ｄｔｅｘのテナシティを有する、請求項１～８のいずれか一項に記載の製造方法。
10. 前記繊維が、ＸＰＳ及びＡＦＭ表面分析で決定したときに０．１～２５面積％である露出バイオセラミック粒子による表面被覆率を有する、請求項１～９のいずれか一項に記載の製造方法。
11. 前記繊維が、ＸＰＳ及びＡＦＭ表面分析で決定したときに０．５～６面積％である露出バイオセラミック粒子による表面被覆率を有する、請求項１～１０のいずれか一項に記載の製造方法。
12. 前記繊維が、バイオセラミック粒子を含有しない対応する繊維と比較して、ＡＬＰアッセイにおいて２８日後に少なくとも２５％高いＡＬＰ活性を示す、請求項１～１１のいずれか一項に記載の製造方法。
13. 請求項１～１２のいずれか一項に記載の製造方法であって、
    ・ａ）５～４０ｄＬ／ｇの間のＩＶを有し、任意選択的に、前記複合繊維について上記でさらに定義されたようなＵＨＭＷＰＥ、
    ｂ）デカリン中に分散させたときに０．０１～１０μｍの粒径Ｄ５０を有し、任意選択的に、前記複合繊維について上記でさらに定義されたようなバイオセラミック粒子、
    ｃ）任意選択的に、前記複合繊維について上記でさらに定義されたような他の添加剤、及び
    ｄ）紡糸溶媒
    を含む紡糸混合物を調製するステップと、
    ・ 前記紡糸混合物をマルチオリフィスダイプレートによりゲル紡糸して、溶媒含有複合繊維を形成するステップと、
    ・ 少なくとも１回の延伸ステップにおいて前記溶媒含有複合繊維を延伸するステップと、
    ・ 前記繊維の延伸前、延伸中、延伸後に、前記溶媒含有複合繊維から前記紡糸溶媒を少なくとも部分的に除去し、それにより前記ポリオレフィン複合繊維を得るステップとを更に含む、方法。
14. 生物医学的デバイス又はインプラントの製造方法であって、
    請求項１～１３のいずれか一項に記載の製造方法により形成された繊維製品を含む生物医学的デバイス又はインプラントを作製する工程を含む、製造方法。
15. 前記生物医学的デバイス又はインプラントが、骨折又は靱帯若しくは腱の損傷を修復するための永久的な整形外科用インプラントである、請求項１４に記載の製造方法。

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