JPH01501289A - 外科用生体複合材料 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 外科用生体複合材料 本発明は生体複合材料を説明し、それは請求の範囲第１項の導入部分により的確 に定義されている。

多くのセラミック材料が骨移植材料としてのそれらの使用を可能にする緒特性を 持っていることは見いだされてきている。組織適合性であり、且つ／又は骨組織 との化学結合を形成し、且つ／又は骨組織の成長を促進するセラミック材料（バ イオセラミ・ノクス）は、例えば燐酸カルシウム：デュラパタイト（Ｄｕｒａｐ ａｔｉｔｅ）、カルシタイト（Ｃａｌｃｉｔｉｔｅ）、アルベオグラフ（Ａｌｖ ｅｏｇｒａｆ）及びパーマグラフト（Ｐｅｒｍａｇｒａｆｔ）のような商品名の ヒドロキシアパタイト、ＨＡ、　Ｃａ　ｌｏ　（Ｐ　０４）−（ＯＨ）　ｚ（Ｒ ，Ｅ、リューデマン（Ｌｕｅｄｅｍａｎｎ　）ほか、５ｅｃｏｎｄ　Ｗｏｒｌｄ 　Ｃｏｎｇｒｅｓｓ　ｏｎ　Ｂｉｏｍａｔｅｒｔａｌｓ　（Ｓ　Ｗ　ＣＢ　）　 、Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ、　Ｄ、Ｃ，，１９８４年、２２４頁）のようなアパタ イト；フルオロアパタイト：燐酸三カルシウム（ＴＣＰ）（例えば、商品名シン ソゲラフ）　（Ｓｙｎｔｈｏｇｒａｆｔ）　）及び燐酸二カルシウム（ＤＣＰ） ；１！マグネシウムカルシウム、β−ＴＣＭｐ　（Ａ、Ｒｕｇｇｅｒｉほか、Ｅ ｕｒｏｐ、　Ｃｃ＋ｎｇｒ、　ｏｎ　Ｂｉｒ＋ｍａｔｅｒｉａｌｓ　（Ｅ　ＣＢ 　）　。

Ｂｏｌｏｇｎａ　、　Ｉｔａｌｙ　、　１９８６年、アブストラクツ、８６頁） ；ＨＡとＴＣＰとの混合物（Ｅ、　Ｇｒｕｅｎｄｅｌほか、Ｅ　ＣＢ　Ｂｏｌｏ ｇｎａ、　Ｉｔａｌｙ、１９８６年、アブストラクツ、５頁、３２頁）；酸化ア ルミニウムセラミックス；　Ｓ　ｉ　０１−Ｃａ　ＯＮａｚＯＰｚ　Ｏｓのよう なバイオガラス、例えばバイオグラス（Ｂｉｏｇｌａｓｓ）　４５　Ｓ　（ｍ成 ：５ｉＯｚ４５重量％、Ｃａ０２４．５重量％、Ｎ　ａｔ　Ｏ２４，５重量％及 びＰ＊Ｏｓ６重量％）（Ｃ，Ｓ、クチエリア（Ｋｕｃｈｅｒｉａ）ほか、Ｓ　Ｗ 　ＣＢ　ＳＷａｓｈｉｎｇｔｏｎ、　Ｄ、Ｃ，，１９８４年、２１４頁）及びア パタイトと一緒のガラスセラミックス、例えばＭ　ｇ　Ｏ４，６重量％、Ｃａ　 Ｏ４４，９重量％、５ｉＯｚ３４゜２重量％、Ｐｇ　Ｏｓ　１６．３重量％及び Ｃａ　Ｆ　０．５重量％（Ｔ、コクボ（Ｋｏｋｕｂｏ）ほか、Ｓ　Ｗ　ＣＢ　、 　Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ、　Ｄ、Ｃ，，１９８４年、３５１頁）及び炭酸カルシ ウム（Ｆ、　５ｏｕｙｒｉｓほか、Ｅ　Ｂ　Ｃ，Ｂｏｌｏｇｎａ　、　Ｉｔａｌ ｙ　、　１９８６年、アブスト５２９．４１頁）である。

上記したセラミック材料を合成の骨移植片として利用することは、それらを例え ば多孔質且つ濃密な粉末材料として及び多孔質且つ濃密な巨視的サンプルとして の両方で骨移植片として用いることにより種々の手段によって研究されてきてい る。同様に、セラミック粉末・ポリマー複合材料もこの手段で研究されてきてい る（例えば、Ｗ、ボンフィールド（Ｂｏｎｆｉｅｌｄ）ほか、Ｓ　Ｗ　ＣＢ　。

Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ、　Ｄ、Ｃ，，１９８４年、７７頁）。

ある種のバイオセラミックスは、例えば燐酸三カルシウム（例えば、Ｐ、Ｓ、Ｅ ｇｇｌｉ　ほか、Ｅ　ＣＢ％Ｂｏｌｏｇｎａ　、　Ｉｔａｌｙ　、１９８６年、 ４頁参照）及び炭酸カルシウム（Ｆ、　５ｏｕｙｒｉｓほか、同上、４１頁）と 同様に吸収可能である。最もよく知られている吸収不可能なバイオセラミックス は酸化アルミニウムである。文献には、ヒドロキシアパタイトのようなある種の バイオセラミックスは吸収可能であり（Ｗ、　ＩＩｌａｇｎｅｒほか、Ｅ　Ｓ　 Ｂ、　Ｂｏｌｏｇｎａ　、、Ｉｔａｌｙ　、　１９８６年、アブストラクツ、４ ８頁）また吸収不可能である（生体安定性である）（例えば、Ｇ、　Ｍｕｒａｔ ｏｒｉ　、同と、６４頁）と報告されている。吸収可能なバイオセラミックスは 組織中に徐々に溶解しそして／又はそれらは骨組織の鉱物によって置き換えられ る。他方では、生体安定性バイオセラミックスは、骨組織がバイオセラミックス と接触してその中に成長するような方式で、変化のない状態で組織中に残る。

孔径が適当な大きさであるならば、骨組織が連続気孔中に成長することができる ので、バイオセラミックの気孔は有益である。

プルの間社はそれらの脆性である。バイオセラミックの脆性は、セラミック粉末 粒子がポリマ、−によって−緒に結合されている場合のセラミック粉末及び生体 安定性又は吸収可能なポリマー複合材の製作によって補償しようと試みられてき ている。このことは、例えば、バイオセラミック粉末とポリマー粉末との混合物 を熱及び圧力によって複合材片にプレスすることによって、又はバイオセラミッ ク粉末を反応性ポリマーによって結合させて複合材片にすることによって達成さ れてきている。そのような複合材は適したポリマーが通用される時にはタフであ る。バイオセラミック粉末と吸収可能ポリマーとの複合材は、例えばフィンラン ド特許出願第８６３５７３号に記載されている。

セラミック粉末・ポリマー複合材は、ポリマー結合剤の存在がバイオセラミック 粉末材料と骨組織との相互の直接接触を妨げ、それゆえに複合材料の表面上での 及びその内部での骨組織の成長を遅らせ、妨げるという不利益を持つ。何故なら ば、骨組織がバイオセラミックスの表面上に及びそれらの開放内部気孔中に成長 すべきであるような、生物安定性の又は吸収可能な有機ポリマーの表面上で成長 する親和性を持っていないからである。その結果として、新しい骨の成長及び組 織の治療は純粋なバイオセラミックスの場合よりもバイオセラミックス・ポリマ ー複合材料の場合に一層ゆっくりと進行する（例えば、Ｓ、イシダ（Ｉｓｈｉｄ ａ）ほか、ＥＳＢ、イタリー国ポローニヤ市、１９８６年、アブストラクツ、８ ６頁によれば、ラビットで行った研究においては、７０％ヒドロキシアパタイト 充填剤・トリエチレングリコールジメタクリレート複合材料の表面上での新しい 骨の成長は純粋な焼結ヒドロキシアパタイトの表面上での新しい骨の成長よりも ２〜３倍遅く生じた）。

ヒドロキシアパタイト粉末／水（又は血液）混合物（粒度は典型的には１０〜５ ０メツシユ）を、歯肉組織の下に作られている窩洞中、歯槽隆起の骨表面上に注 入することによって、ヒドロキシアパタイトのようなバイオセラミックを骨欠損 の充填のために又は歯槽隆起復元のために粉末形態で骨移植材料として一般的に 利用している。骨組織はヒドロキシアパタイト粒子と直接に接触して成長し、そ のヒドロキシアパタイト粒子は、生体安定性である時には形成しつつある新しい 骨の一部として残り、又は吸収されて新しい骨で置き換えられる。

しかしながら、粉末状の骨移植材料は、結合組織及び／又は成長しつつある骨組 織がその材料を所定の位置に固定した後にのみその材料が所定の位置に留とまる という不利益を持つ０例えば、歯槽隆起の増大のために利用されたヒドロキシア パタイト粉末の場合には、これは約１箇月を要するであろう、粉末粒子が組織成 長によって所定の位置に固定される前には、粉末は所定の位置から容易に移動す ることができ、機械力（例えば噛むこと）が粉末粒子を取り囲んでいる軟質組織 に影響を及ぼす時にはそのはずである。このことは手術結果の悪化に導くことも あり、それで最も悪い状態では所望の骨移植効果は全く達成されないか又は僅か に部分的に達成されるにすぎない。

フィンランド特許出願第８６３５７３号及び相当するＰＣＴ出１１Ｆ１８７１０ ０１１９には支持構造物が記載されており、それは吸収可能なポリマー又は複合 材料で製作されており、バイオセラミック粒子を骨の表面上の所定位置に固定す るために適用することができる。しかしながら、上記発明の適用は、バイオセラ ミック粉末を適当な組織によって取り囲まれているある制限されたる。チュート 状、箱状、フラットチューブ又はバッグ状構造物のような、上記発明の吸収可能 な支持構造物は、例えば顎顔面領域の又は頭骨の平らな骨の再構成外科手術には 適用できない。加えて、チュート又は相当物とバイオセラミック粉末とからなる 系の強度は、バイオセラミック粒子が主要な化学結合によって一緒に結合されて いない時には、チュート又は相当物の構造にのみ基礎を置いている。

骨組織は、適した連続気孔を含むバイオセラミック片中に一般的に迅速に且つ問 題なしで成長することが見いだされている。しかしながら、これらの材料は脆性 であるので、手術中に、又は手術後で骨組織がセラミック材料の気孔構造中に成 長する前に、容易に破壊されることもある。また中実濃密バイオセラミックスは 、特に薄い平板状又は湾曲片であるならば、しばしば跪い。その板が手術中又は その直後に破壊するならば、その板片が組織中に移動して患者に問題を引き起こ すこともある。

バイオセラミックサンプルを吸収可能な又は生体安定性のポリマーで被覆するこ とによって、多孔質バイオセラミック片の強度を、圧縮強度と同様に、増大させ ることができる。しかしながら、ポリマーめ強度は一般的には中程度にすぎず且 つ剛性（弾性率）はセラミックスに比較して小さいので、ポリマー被膜はサンプ ルに制限された強度増加を与えるにすぎない、それ故に、小さな機械応力でさえ も、多孔質バイオセラミック材料及びポリマー被膜から製作されている複合材料 のバイオセラミック部分を容易に破壊することができる。なぜならば、ポリマー の弾性率が小さい結果として、小さな変形の直後に外部応力が、複合材料のセラ ミック成分に移されるからである。

ＥＰ特許出願１７１８８４には、ポリアリールエーテルケトン（ＰＥＥＫ）及び 可能な追加の生体安定性補強繊維、例えば炭素繊維からなる内部収容プロテーゼ 装置が説明されており、その場合に組織中への繊維の移行はその装置の表面上の ポリマーに富んだ表面層によって防止できる。更に、上記の発明は、量のあるセ ラミックコア成分を含み、それが少なくとも部分的に組織適合性生体安定性ポリ マーで被覆されている装置を説明している。上記の装置を外科的に適用する時に は、生体安定性のポリマー及び繊維は患者の組織中に永久的にとどまり、そして 例えば生体安定性ポリマーで被覆されたセラミックブロックを適用する場合には 、そのポリマー層はセラミックコアと周囲の組織とを相互に永久的に分離して、 周囲の組織がセラミックブロック中に有益に成長して直接に接触することを妨げ る。加えて、生体安定性ポリマー及び繊維は、摩損、破壊又は経過の結果として 、周囲の組織中に小粒子、繊維断片、又はその他の破片を放出するかもしれない （例えば、ＥＰ１７１８８４．１４頁１６〜２２行を参照のこと）。

小粒子、断片又は破片は一般的に周囲の組織に又は近くのリンパ節に長続きする 、何年も続くこともある異物及び炎症反応を引き起す。

本発明において、主として請求の範囲第１項の特徴部分に記載されている生体複 合材を製作する時には、公知のバイオセラミックス及びバイオセラミックーポリ マー複合材の利点を持っているが、しかし公知の材料の問題のある性質及び弱さ が主として排除されている構造物が得られることを我々は予想外にも見いだした 。

本発明の材料において、手術中及び手術後の所望の期間（少なくとも、安全な治 療が要求される期間）、材料の良好な機械的性質る。

本発明の材料は、驚くべきことに、ＥＰ１７１８８４の材料と比較して、（ａ） 生体複合材を取り囲んでいる組織が手術の直後に成長し初めてバイオセラミック 成分と直接に接触し又はその素材成分の連続気孔を通過して又はバイオセラミッ ク成分の自由表面からその中に入ることができるという利益及び（ハ）素材成分 の吸収の後に、素材成分と接触している組織は同様にこの部分がら有益に成長し てバイオセラミックサンプルと接触するようになるがまたは同様にその連続気孔 中に入ることができるという利益をもつ。

更に、患者にとって、生体複合材がポリマー粒子又は繊維断片を放出したとして も、生きている組織の細胞がその代謝においてそれらの吸収可能な物質を、例え ば栄養として用いるので、周囲の組織中に又は近くのリンパ節中にほんの一時的 な反応を引き起こすということは驚くべき追加の利益である。

本発明の生体複合材は、被覆剤として連続補強繊維、補強繊維束又は短繊維で構 成されているスレッド又は相当する補強構造物を用いてバイオセラミック成分を 少なくとも部分的に被覆する時には（この場合に補強構造物は吸収可能なポリマ ーで被覆されていてもよく且つ／又はバイオセラミック成分の表面上でポリマー で湿潤されていてもよい）、公知のバイオセラミックーポリマー複合材と比較し て機械的性質の特に高い改良を示す、この補強繊維・補強繊維束又はスレッドは 、例えばフィラメント巻き付は法によってバイオセラミック成分の表面上に取り 付けることができる。フィラメント巻き付は法は、バイオセラミック成分及び／ 又は補強繊維を供給する装置が少な（とも１つの軸の回りで回転し且つ／又は少 なくとも１つの軸の方向に移動する方式で有益に適用できる。上記の方法によっ て製作された本発明の生体複合材は、多孔質バイオセラミック成分の場合であっ ても、骨折の固定装置（棒、板、骨髄間紙などのような装置）の製作に通用でき るように強力であり且つタフである（曲げ強度は典型的には１００Ｎ／ａｍ”を 越える）、公知の多孔質セラミックスはそのままでも又は非補強ポリマーで被覆 されていてもそのような用途には弱すぎ且つ跪ろすぎるので、本発明の上記のこ とは驚くべき利益である。

本発明の生体複合体のバイオセラミック成分の表面が少なくとも部分的にポリマ ー物質をもたない時には、追加の驚くべき利益は生体複合材を生きている組織に 迅速に固定することである。なぜならばバイオセラミック成分の自由表面での及 び可能な連続気孔中への細胞の成長が迅速であるからである。多孔質バイオセラ ミック成分の連続気孔が少な（とも部分的にポリマー物質をもたない時には、患 者が移植片を安全に取り扱うことができるように生体複合材の良好な機械的強度 特性、生体複合材を生きている組織に迅速に固定すること、及び吸収可能な異物 （吸収可能なポリマー）による生きている組織の負担が小さいことの驚くべき組 み合せが達成される。

本発明の生体複合材を吸収可能なポリマー成分及び吸収可能な補強要素で製作す る時には、特別の利益の１つはポリマー成分及び補強要素が、バイオセラミック の表面上に及び／又はその連続気孔中に細胞が成長する結果としてバイオセラミ ックが十分に補強された後に、完全に吸収されることである。

本発明は上記の生体複合材料、それらの製作法及び外科移植片としてのそれらの 用途、例えば骨中の欠損、穴又は相当物を充填するための、例えば歯槽隆起の増 大の場合のような骨組織の大きさを増大させるための、骨組織の形を変更させる ための、顎顔面骨又は頭骨の復元的外科手術の又は相当する手段の、又は骨折、 骨切除術、関節固定術又は結合損傷の固定の用途に関する。

本発明の生体複合材の素材成分は吸収可能な熱可塑性又は反応性熱硬化性のポリ マー、コポリマー又はポリマー混合物を含有する。

吸収可能なポリマー、コポリマー及びポリマー混合物は高分子量有機物質であり 、これは物理化学的加水分解及び／又は酵素活性によって組織条件中で解重合さ れる。モノマー又はオリゴマーに解重合される物質は、細胞の通常の代謝によっ て、例えば生きている細胞中でのエネルギー発生反応又は蛋白質分子の合成によ って生きている組織から除去される。吸収可能なポリマーで製作された外科手術 用製品及び装置（移植片）の利益は、生体安定性物質（例えば金属）で製作した 移植片がしばしば必要とするような別個の取り出し手術を必要とすることなしで 、それらの仕事を実行した後に生きている組織から除去されるという事実である 。

第１表は本発明の生体複合材に通用することのできる今日知られているい（らか の重要な吸収可能なポリマーを示している。

第１表　吸収可能ポリマー ポリマー ポリグリコリド（ＰＧＡ） グリコリドのコポリマー： グリコリド／Ｌ−ラクチドコポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＬＡ）グリコリド／トリメ チレンカーボネートコポリマー（ＰＧＡ／ＴＭＣ） ポリラクチド（ＰＬＡ） ＰＬＡのステレオコポリマー： ポリーＬ−ラクチド（ＰＬＬＡ） ポリー〇Ｌ−ラクチド（ＰＤＬＬＡ） Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチドコポリマーＰＬＡのコポリマｍ： ラクチド／テトラメチルグリコリドコポリマーラクチド／トリメチレンカーボネ ートコポリマーラクチド／δ−バレロラクトンコポリマーラクチド／ε−カブロ ラクトンコポリマーポリデブシペプチド Ｐ　Ｌ　Ａ、　／ポリエチレンオキシドコポリマー非対称に３．６−置換したポ リ−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン ポリ−β−ヒドロキシブチシー）　（ＰＨＢＡ）ＰＨＢＡ／β−ヒドロキシバレ レートコポリマー（ＰＨＢＡ／ＨＶＡ） ポリ−β−ヒドロキシプロビオネート（ＰＨＰＡ）ポリ−ｐ−ジオキサノン（Ｐ ＤＳ） ポリ−δ−バレロラクトン ポリ−ε−カプロラクトン メチルメタクリレート−Ｎ−ビニルピロリドンコポリマーポリエステルアミド 修酸のポリエステル ポリジヒドロビラン ポリアルキル−２−シアノアクリレートポリウレタン（ＰＵ） ポリビニルアルコール（ＰＶＡ） ポリ−β−リンゴ酸（ＰＭＬＡ） ポリ−β−アルカン酸 Ｉ　ＶＡ　”　ｓ　Ｂｅ１ｊｅｒ　ＳｙｍｐｏｓｉｕＩＩｌ”Ｂｉｏｍａｔｅｒ ｉａｌｓ　ａｎｄＢｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ”、スエーデン国ストック ホルム、１９８７年８月２５Ａ＋２６日のＰ、　Ｔｏｒｍａｌａ　、　Ｓ、　Ｖ ａｉｎｉｏｎｐａａ及びＰ、　Ｒｏｋｋａｎｅｎの報文を参照のこと。

上記したポリマーの他に、組織条件中で少なくとも部分的に吸収可能であり且つ それゆえに本発明に従って同様に利用できる天然ポリマー及び変性ポリマーのよ うなその他の多くのポリマーがある。そのようなポリマーは、例えばコラーゲン 及びその誘導体（カッグツト（Ｋｕｔｇｕｔ）　、キチンポリマー、ゲラチン（ 架橋ゲラチン）、及びセルロース誘導体（例えば、商品名サージセル（Ｓｕｒｇ ｔｃｅ＋））である。

数種のファクタが生理的条件内での再吸収性ポリマーの再吸収速度ぐ寄与する。

このようなファクタは例えばポリマーの構造、再吸収性サンプルの構造および形 状および生物学的環境である。

この再吸収性ポリマーの再吸収速度は種々の場合において１週間から数年の間で 変動し得る。

本発明の生体複合材においては、少なくとも数週間〜数ケ月に亘り機械的強度を 維持し、かつ数ケ月または数年間で再吸収されるような再吸収性ポリマー、コポ リマーまたはポリマー混合物あるいはこれらから構成される構造体を特に良く利 用できる。特別な注意を払って、より急速な再吸速度をもつポリマーも使用でき 、他方より緩慢な再吸収速度のポリマーを使用しても外科用途における諸欠点を 生じない。

吸収性繊維、アラミド、ポリエステル、ポリアミドおよび他の生体安定性ポリマ ー繊維および／または再吸収性ポリマー繊維、例えばポリラクチド、ポリグリコ リド、グリコライド／ラクチドコポリマー、ポリジオキサン、ポリ−β−ヒドロ キシブチレート、グリコライド／トリメチレンカーボネートまたはε−カプロラ クトン繊維または第１表に与えたポリマーから作られた他の繊維あるいは、例え ばキチンポリマー（キトサン）繊維およびある再吸収性ポリマー、コポリマーま たはポリマー混合物と結合した上記の繊維などを用いることができる。

当業者にとって、ポリマーおよび／または繊維に、加工または材料の使用を容易 にし、もしくは該材料の特性を改良する種々の添加剤を混合し得ることは自明で ある。このような添加剤は、例えば着色剤、安定化剤、またはセラミック粉末な どである。

本発明の生体複合材のセラミックは多孔質または非多孔質セラミックブロックで あり得、これは例えば、燐酸カルシウム、フルオロアパタイト、炭酸カルシウム 、燐酸マグネシウムカルシウム、バイオガラス、ガラスセラミックまたはセラミ ック混合物などの側面１に与えられたセラミックを焼結するこよにより作製され ている。

本発明の生体複合材は開放孔をもつバイオセラミックから特に有利に作製できる 。しかし、非多孔質バイオセラミックも、これを本発明による再吸収性強化要素 と組合せることにより、外科的用途に対してより安全なものとなり得る。

このインブラント材を外科手術によって設置した後に、生体材料のバイオセラミ ック成分および骨組織が、他の組織または他あ材料（例えば結合ポリマー）がこ れら両者の間に完全に連続かつ中実な層を形成しないように、少なくとも部分的 に直接相互に接触していることが有利である。バイオセラミック成分と骨組織と が相互に直接々触した場合、急速、確実かつ安全に、骨内の欠陥または穴を補填 または治癒し、あるいは生体材料で再建された骨の治癒または生体材料で固定さ れている骨折部、関節固定部、骨切断部の治癒を達成する。このインブラントの バイオセラミック成分と骨組織との上記の如き直接々触がある場合、新たな骨細 胞は、該バイオセラミックの表面（およびこれが適当な開放孔をもつ場合には該 バイオセラミックの孔内でも、孔径は例えば２００μ程度である）に掻く近接し た骨組織表面から直接成長し得る。

このことは、バイオセラミック成分と骨との相互の結合に対して最も２．速かつ 最良の方法を保証する。かつまたバイオセラミックの孔内での細胞の成長により バイオセラミック成分を補強することに対しても最もゑ、速かつ最良の策を保証 する。

既知の中実かつ多孔質バイオセラミックを骨外科インブラント材として用いた場 合、適当なバイオセラミックサンプルを手術した骨の表面、穴の中、欠陥または 骨の対応する部分に直接配置すると、骨組織とバイオセラミックとの良好で、明 白な接触が得られる。しかし、このような公知のバイオセラミックサンプルのも つ問題点ｉよ上記のような脆弱性であり、これは単にポリマーで被覆しただけで は排除し得ない。

また、骨の表面、骨の欠陥部、穴などにバイオセラミック粉末を配置することに より、バイオセラミック粉末を骨インブラント材として使用する際には、骨組織 とバイオセラミックとの間の良好な直接々触を達成することができる。しかし、 この粉末を用いる欠点は上記のような粉末粒子の移動の可能性および粉末の巨視 的な機械特性の欠如である。また、少なくとも部分的に該粉末を取囲む支持構造 体の利用も、上顎顔面の平坦な骨の再建などといったいくつかの手術には不適当 である。というのは、広くかつ低い支持構造体（例えば樋）下部に薄いバイオセ ラミック粉末層を局在させることは困難な作業であるからである。

バイオセラミック粉末と生体安定および／または再吸収性ポリマーとを結合して 複合材とすることにより、薄い、板状の曲率のあるもしくは対応するサンプルを 作ることができる。しかし、バイオセラミック粉末と生体安定性および／または 再吸収性ポリマーとの結合は新たな骨の成長およびその治癒過程を緩慢にする。

このような物質はまたしばしば余りに延性であってこのような固定を不可能にす る。このような固定においては高い剛性が必要とされる（例えば、長い骨の骨折 部の骨髄釘打ち）。

本発明の生体複合材を用いる場合、上記の公知のバイオセラミックおよびバイオ セラミックーポリマー複合材に関するすべての問題点を有効に解決できる。これ は巨視的なバイオセラミックサンプル（１）と本質的に再吸収性の材料成分（２ ）（これは強化要素を含む）とを相互に組合せることにより可能となる。これら 生体複合材の材料成分（２）は該複合材に靭性、強度および取扱い上の安全性を 与える。というのはこの強力かつ靭性材料成分は、強化要素の高強度、高靭性お よび高い弾性率の結果として、脆弱なバイオセラミック成分を支持するからであ る。従って、極めて大きな外部応力のみがこのバイオセラミック成分に変形を起 こすにすぎない。

他方、このバイオセラミック成分の１または複数の自由表面またはその一部は、 骨組織の速かな成長およびその該複合材への固定を可能ならしめる。再吸収性ポ リマー成分（２）は、後に、即ち骨接部、骨切断部または関節固定部が治癒しお よび／または該骨組織が該セラミック成分（および場合によってはその開放孔内 で）に近接して成長したために、該成分（２）の支持作用が最早不要となった場 合に再吸収されることが有利である。付随的に生体安定性強化繊維を使用する場 合には、これらは組織の治癒後その中に不活性な残留物を形成する。

本発明の複合材は、適当な巨視的な板状、立方形、円筒状、管状、樋状、棒状な どのサンプルまたは対応する幾何形状の他のサンプルを、種々の外科手術のため に作ることを可能とする。また、骨またはその一部を形成する複合サンプルを形 成するのに利用できおよび例えば骨再建外科で使用できるサンプルの作製に使用 できる。

第１〜１１図は本発明の生体複合材のいくつかの典型的なり様を記載するもので ある。

第１〜１１図の生体複合材において、バイオセラミック成分（１）は白色の点槓 祿領域として記載され、また補強材含有材料の成分（２）は罫線を付した領域（ 罫線は繊維強化を示す）として示されている。

第１ａ図は、斜視図として、板状の生体複合材試料を示すものであり、該試料は 板状のバイオセラミック成分（１）およびポリマー成分（２）から形成され、該 ポリマー成分（２）は繊維（Ｌ）で構成される繊維で強化され、かつ該ポリマー 成分は該バイオセラミック成分の表面上に固定されている。

これに関連して、他の強化要素構造、例えば平行な繊維または該バイオセラミッ クの表面上にランダムに配向されている繊維（フェルト、不織ガーゼ、短繊維な ど）およびフィルム−繊維なども適用できる。この強化は、該強化要素が該バイ オセラミック成分の表面上にあるように利用できる。その後、この強化要素は、 加熱、加圧、溶媒、照射または接触反応に基く技術を利用して、モノマー、オリ ゴマー、ポリマーもしくはこれらの混合物で含浸できる。この強化要素は該ポリ マー成分と同時に、上記バイオセラミック成分の表面上に配置できる。結局、い ずれの場合においても、生体複合材が得られ、該複合材には該材料成分（２）の 繊維強化により予想外に高い強度が付与される。

有利なり様によれば、ポリマー成分（２）は開放型の孔または穴を含み、これを 介して該ポリマー成分上の組織が該ポリマー成分を通して急成長し、かつ該バイ オセラミック成分と接触する。

このような生体複合材を模式的に第１ｂ図に示す、この場合、繊維（Ｔ−）で強 化されたポリマー成分（２）は穴または孔（Ｈ）を含む、開放型孔は、ポリマー 技術において公知の典型的方法、例えば製造前にポリマーを粉末状可溶性添加物 と混合し、かつ最終的な生体複合材から該添加剤を溶出するなどの方法を通用す ることにより、該ポリマー成分中に形成できる。また、該ポリマー成分中に発泡 剤を適用して、そこに開放孔を形成することもできる。

重合体結合剤を含むポリマー成分中に、例えば穴あけまたはミリングによりポリ マー成分の一部を機械的に除くことによって、より大きな穴を形成することも可 能である。バイオセラミック成分（１）の表面の一部を被覆せずに残すか、ある いは該バイオセラミック成分表面の一部を、被覆前にある種の保護手段で覆って おき、生体複合材の被覆後に該保護手段を除去する場合にも、穴を材料成分（２ ）の表面上に容易に得られる。本発明の生体複合材の成分（２）は多孔質であり 得、あるいは穴を含むことができる。というのは、繊維強化により該生体複合材 が良好な機械的強度特性を得るからである。この良好な機械特性は、該強化要素 が孔または穴を連続的に取巻いている場合に特に良好に達成される。

このような場合、該強化要素は、該孔または穴における細胞の成長を妨げること なしに、良好な強化効果を与える。

本発明の成分（２）の強化要素の相は本質的にポリマー、コポリマー、ポリマー 混合物および／またはセラミック材料などのほぼ分解吸収性の材料で作られ、か つ該強化された成分の可能な結合材料は再吸収性のポリマー、コポリマーまたは ポリマー混合物であり得る。このポリマー成分はバイオセラミック粉末をも含む ことができ、該セラミック粉末はポリマー成分内での細胞の成育を容易にする。

第１ｃ図は本発明の板状生体複合材を示し、この複合材はフィラメント巻回法に よって作られた。この生体複合材はバイオセラミックコアと強化繊維層とを含み 、後者はバイオセラミックコア表面上に巻付けられている０強化要素繊維が、該 強化繊維束間にギャップが残されるようにセラミックコア表面上に巻付けられて いる（例えば第８ｃ図参照）場合に、成分（２）が多孔質であるような生体複合 材を、フィラメント巻回法で作ることもできる。

このフィラメント巻回法は、板状のバイオセラミックサンプルを作るのに特に有 利な方法である。というのは、このような板状体は最適の強度並びに剛性をもち 、その結果このような生体材料は骨外材用固定板の製造に適用できるからである 。

第１ａ〜ｌｃ図に記載のような生体複合材は、例えば再建骨外科で利用できる。

第２図は、いかにすれば該生体複合材サンプルが、バイオセラミック成分（１） の下方自由面が再建すべき骨の表面（３）に接触もしくは近接して配置されるよ うに、骨組織表面上に配置されるかを、模式的に断面図で示した図である。これ は、該バイオセラミックに密接に新たな骨組織が成長した結果として、骨に対す る該生体複合材の急速な固定を保証する。開放孔を含むバイオセラミック成分を 用いた場合、これを、手術前または手術中に、自己の生きた海綿状骨で含浸する ことができる。該海綿状骨は血液または組織液と凝集され、かつこれはある患者 の他の骨（例えば腸骨稜）からとられる。このような自己の海綿状骨の骨芽細胞 または前骨芽細胞も該バイオセラミックの開放孔内で速かな新管の再生を開始す る。また、このバイオセラミックの開放孔を、細胞成長を容易にする化学的添加 剤および／または該バイオセラミック成分の内部における微生物の成長を防止す るための抗生物質で含浸することもできる。再建すべき骨の形状（例えば、曲っ た骨の表面）に依存して、曲率のあるあるいは他の板状複合材（例えば第２ｂ図 ）を作ることができる。

成分（２）は生体複合材に強度および靭性を与え、かつバイオセラミックの開放 孔内でのあるいはその上での新たな骨の成長を実質的に減衰もしくは妨害しない 、なぜならば、第１〜２図のポリマー成分が、この材料が固定されている骨組織 とは別のバイオセラミック成分の側部にあるがらである。

この生体複合材は、例えば金属またはポリマー糸、ネジ、ビンまたは対応するも のによって骨に固定できる。この生体複合材はネジで固定するのに特に有用な材 料である。一般に、脆い板状バイオセラミックはネジで骨に固定することはでき ない、なんとなれば、このような作業中に容易に破壊されてしまうがらである。

しかし、バイオセラミック成分（１）表面上の強靭な強化された成分（２）は、 第２ｃ図に断面図として模式的に示したように、ネジＲにより骨（３）に板状生 体複合材を固定することを可能ならしめる。

強靭な成分（２）は、外科医が手術中に該生体複合材を形成する可能性をもたら す。−例として、第３図の断面図は、生体複合を設けるか、および該生体複合材 をこれら溝に沿って曲げる方法を示している。これは強靭なポリマー成分が該複 合材を破壊せずに変形できることによる。このようにして、真直な生体複合材サ ンプルを曲率をもつように変えることができる。次いで、このような曲率を与え たサンプルを、例えばネジによって骨の表面に固定することができる。

第１〜３図に示されたような板状の生体複合材サンプルは、模式的に第４図に示 したように、積重ねて積層サンプルとすることができる。このような積層構造体 においては、バイオセラミック成分（１）と成分（２）とが交互に配置される。

多孔質のバイオセラミック成分（１）と多孔質の繊維強化成分（２）とを用いた 場合、大型で、強力なかつ強靭な骨移植片（第４図）さえも作製できる。

本発明の生体複合材が非多孔質のバイオセラミック成分から作られた場合、バイ オセラミック成分（１）と成分（２）との境界面は、第５ａ図の模式的断面図に 示したように、成分（２）がバイオセラミック成分（１）の表面上に位置する際 には明瞭である。

バイオセラミック成分が開放孔を含む場合には、その材料成分（２）との境界面 は複雑な３次元網状構造となる。なぜならば、成分（２）は結合剤ポリマーを含 み、該ポリマーは該生体複合材の製造中に、少なくとも幾分かはバイオセラミッ クの孔構造内に浸入するからである。このような場合について、第５ｂ図に模式 的に断面図で示す、境界面の強度並びにその結果としての生体複合材全体の強度 は、ポリマーの該生体複合材の孔内への浸入深さを変えることにより調節できる 。

第６ａ〜６０図は、本発明のいくつかの立方体形状の生体複合材サンプルを示す ものである。第６ａ図は、材料成分層（２）がバイオセラミックサンプル（１） の対向する面上に固定された生体複合材を示す。このような材料は、例えば平坦 な骨の一部と置換するのに使用できる。第６ｂ図は、立方形のバイオセラミック 片（１）が、その上面および下面が自由面となるように、成分（２）で取巻かれ ているような生体複合材を示している。第６Ｃ図は、バイオセラミンク片（１） の内部が１または数個の細長い成分（２）で強化された生体複合材を図示したも のである。

第７図はいくつかの本発明の円筒状の生体複合材サンプルを示す図である。第７ ａ図は平坦な円筒状生体複合材サンプルを示し、これはバイオセラミックコア（ １）と、フープ状に８亥バイオセラミツクコアを取巻く成分（２）とを含む、完 全に再吸収性のポリマー材料で該フープを形成し、かつこれを再吸収性の繊維で 強化することが有利である。第７ａ図の生体複合材は、例えば関節および椎骨の 手術における関節固定インブラントとして利用できる（例えば実施例６参照）。

第７ｂ図は、外部の管状バイオセラミック成分（１）と、内部の円柱状材料成分 （２）（これは第７Ｃ図の場合と同様に中空（管状）であってもよい）とを含む 円筒状生体複合材を示す、第７ｄ図は、バイオセラミック（２）と材料成分（こ れらは夫々の内部に位置する）とで構成される円筒状生体複合材を示す、第７ｂ 〜７ｄ図の生体複合材は同様に関節固定術用インブラントとして使用でき、かつ また骨折部および骨切り術用の固定材料としても使用できる。

第８図は、本発明のいくつかの棒状および管状生体複合材を示すもので、これら は、例えば長い骨の骨折部の固定において、海綿状骨々折部の治療、骨切り術、 関節固定術におけるを髄内の釘および固定棒として使用できる。

第８ａ図は繊維強化ポリマー（２）で被覆した非多孔質バイオセラミック棒（１ ）を示す。第８ａ’図は面ａ−ａ内の該バイオ複合材の断面を示す。このバイオ セラミック棒表面上の強靭な強化された材料成分は、該棒に優れた靭性および強 度を与える。第８ｂ図は、開放孔をもつバイオセラミックコア（成分（１））と 繊維強化ポリマー被覆（成分（２））とを含む生体複合打棒を示す。このような 生体複合打棒は、このような材料の組合せの結果として、軽量で、高強度で、強 靭かつ剛性である。第８Ｃ図は、有利には開放孔を含む管状のバイオセラミック 成分（１）と、該成分（１）上に巻付けられたポリマー繊維複合材（材料成分（ ２））とからなる管状生体複合材サンプルを示す。この成分（２）の巻回は、巻 付けられた繊維束が第８ｃ図に示した場合のように開口を残すように行うことが 有利である。ポリマー繊維複合体は、ポリマーで含浸した繊維束を回転している バイオセラミックチューブの表面に供給することにより、該バイオセラミックチ ューブの表面上に固定できる。反応性ポリマー（例えばポリウレタンなど）を用 いる場合、該ポリマーはバイオセラミックチューブ上でのみ硬化させることがで き、これにより該バイオセラミックチューブの表面上に成分（２）を固定できる 。熱可塑性ポリマーを用い塾場合、その繊維束は巻回する前に該ポリマーの溶液 で含浸することができ、溶媒は、巻回の隙に繊維束がバイオセラミックチューブ の表面上に固定された時に蒸発させることができる。

また、該繊維束を熱可塑性ポリマーのメルトを介して供給し、かつ該繊維束を該 バイオセラミックチューブ表面上に巻付ける際に同時に該ポリマーを固化するこ とも可能である。

第９図はいくつかの基本的なフィラメント巻回法を示すものであり、Ａは角巻回 （ａｎｇｌｅ　ｗｉｎｄｉｎｇ　）　、Ｂは動径巻回（ｒａｄｔａｌ　ｗｉｎｄ ｉｎｇ）　、Ｃはポール巻回（ｐｏｌｅ　ｗｉｎｄｉｎｇ）　、Ｄはｍ織巻回（ ｗｅａｖｉｎｇ　ｗｉｎｄｉｎｇ　）　％　Ｅは多軸巻回（＋ｕｌｔｉａｘｉａ ｌ　ｗｉｎｄｉｎｇ）およびＦは円巻回（ｃｉｒｃｌｅ　ｗｉｎｄｉｎｇ）であ る（　１　、　Ａｉｒａｓｍａａ　ｅｔ　ａｌ、　。

”Ｌｕｊｉｔｅｍｕｏｖｉｔｅｋｎｆｉｋｋａ”　（Ｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ　ｐ ｌａｓｔｉｃｓ　ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ）　。

Ｈｅ１ｓｉｎｋｉ、（１９８４）　）。これらの方法は本発明の生体複合材の製 造に通用できる。第９図に示した方法以外のフィラメント巻回法も適用できるこ とは当然のことである。

本発明の生体複合材の製造において、最大強化要素／結合ポリマー比を、フィラ メント巻回法を用いた場合に達成できる０強化要素は巻回方向を変えることによ り最適に調節できる。従って、（ｌｃおよび対応する材料の複合材と同様に）第 ８Ｃ図の複合材は多くの優れた特性を有する。これらは巻付けられた強化表面層 のために高強度かつ強靭である。これらは中空構造およびバイオセラミック成分 の多孔度のために軽量である。生きた組織（骨および他の組織）はポリマー・繊 維束間の開口部を介してこれら生体複合体中で、および更にはバイオセラミック チューブの開放孔内で速かに成長できる。このような生体複合体は、例えば長い 骨の骨髄的釘打ちにおいて使用できる。

第１０図は、樋状のバイオセラミック成分（１）と、該成分（１）の表面に積層 された強化材料成分（２）とを含む樋状の生体複合材を示す、このような複合材 は小さな管状の骨の一部の代用などとして使用できる。

第１１図は本発明の生体複合材で作った下顎骨インブラントを示すものである。

二〇下顎骨インブラントは、断面が樋状（第１１８図）のバイオセラミック片（ １）と、バイオセラミック（１）の外表面に積層された繊維強化材成分（２）と からなっている、この樋の内部空間は、有利には例えば自己の海綿状骨、バイオ セラミック粉末（アパタイトなど）または骨とバイオセラミック粉末との混合物 で満たすことができ速かな骨化を促進する。

第１〜１１図の態様において、非多孔質または多孔質の、生物的に安定もしくは 再吸収性バイオセラミック成分および非多孔質または多孔質のポリマー、生体安 定性および／または再吸収性繊維、フィルム・繊維などの強化材もしくはこれら から構成された他の強化要素または構造体を用いることが可能である。

生体複合体のバイオセラミック成分と強化材成分との両者が再吸収性材料で作ら れている場合には、骨折部の固定、骨切り術１、関節固定術または関節損傷に、 該複合体を用いることが有利である。このような場合において、全生体複合体は 、該複合体の固定作用が骨折部の治癒、骨切り、関節固定または対応する処置後 に最早不要となった後に、新たな骨または他の生組織により置換されかつ再吸収 される。青火陥部の補充、骨形状の変更、骨の強化などの再建外科において、少 なくともバイオセラミック成分が生体安定性でありかつ組織適合性であり、成長 前組繊細胞を固定し得る生体複合材を用いることが有利である。

第１〜１１回に示した以外の、バイオセラミック成分と強化材成分との組合せも 可能でありかつ外科用途で有効であることは当業者には明らかである。しかしな がら、本発明のすべての生体複合材に共通の特徴は、バイオセラミック成分およ び強化材成分が少なくとも一つの共通の境界面をもち、これを介して該成分の特 性が伝達されて高強度、強靭かつ安全な生体複合材を与えることである。

以下の非限定的実施例により、本発明を説明する。

実施例１ 第１図に示した生体複合材を、非多孔質（Ｓ）（有意な開放孔をもたない）また は多孔質（Ｐ）（開放多孔率２０〜７０％）バイオセラミック板（寸法：３０Ｘ １０Ｘ４ｍｍ）および平行な繊維で強化した生体安定性または再吸収性ポリマー から、以下の方法によって製造した。

（１）　大きなポリマーフィルムサンプル（厚さ約２ｍ＋ｎ）をバイオセラミッ ク片（ＢＰ）の表面（３０Ｘ１０ｍｍの表面）上に載せて、ＢＰの全表面を該ポ リマーフィルムで覆った。このポリマーフィルムを、加熱板により、該フィルム が溶融し、かつＢＰの表面に密に固定されるように、上方から加圧した。かくし て、該ポリマー層の厚さは約１薗であった。この生体複合材片を加圧（２）強化 繊維をＢＰの表面上に置き、ポリマーフィルム（Ｉ￥さ約２關）を該強化繊維上 に置き、該フィルムが溶融し、該強化繊維を湿潤させかつＢＰの表面に浸透する ように、加熱板によって上方から該フィルムを加圧した。かくして、この強化材 成分（ポリマーおよび強化材）の厚さは１ｍ＋＋＋であり、かつ繊維の重量分率 は約４０％であった。この生体複合材を加圧下で冷却した。

（３）ＢＰの表面をポリマー溶液で湿潤させた。溶媒を蒸発させた。

この工程を、厚さ０．５　ｍｍのポリマー層が得られるまで多数回繰返した。

（４）　この強化繊維をＢＰの表面上に配置した。この繊維とＢＰの表面とをポ リマー溶液で湿潤させた。微孔質テフロン（Ｔｅｆｌ。

ｎ）フィルムをこのサンプル表面上で圧縮した。溶媒を蒸発させた。このポリマ ー溶液による工程を、厚さ０．５　ｍｍのポリマー・繊維層が得られるまで多数 回続けた（繊維の重量分率＝４０％）。

（５）ＢＰの表面を反応性ポリマー系（モノマー、オリゴマー、プレポリマーま たはこれらの混合物）で湿潤した０反応性のポリマーの厚さ１閣の層がＢＰ表面 上に得られた。

（６）上記強化繊維をＢＰ表面上に置いた。繊維およびＢＰ表面を反応性ポリマ ー系（液状上ツマ−、オリゴマー、プレポリマーまたはこれらの混合物）で湿潤 した。反応性ポリマー・繊維混合物の厚さ１ｍｍの屡（繊維の重量分率−４０％ ）をＢＰ表面上で硬化した。

（７）上記方法（１）と同様に生体複合材を作製した。尚、ポリマーフィルムは ６０重蓋％の塩化ナトリウム粉末（平均粒径＝１００μ）を含んでいた。この生 体複合材を、その製造後、ＲＴにて６時間蒸留水中に浸漬して、塩化ナトリウム を溶出させた。この生体複合材を乾燥したところ、その強化材成分に開放孔の多 孔度約２０重量％の材料を得た。

（８）上記方法（２）と同様にして生体複合材を作製した。尚、上記方法（７） と同様に材料成分に開放孔多孔度を与えるためにポリマーフィルム用充填剤とし て塩化ナトリウム粉末を用いた。

（９）上記方法（３）と同様にして生体複合材を作った。尚、上記方法（７）と 同様に材料成分に開放孔多孔度を付与するために添加剤としてポリマー溶液に塩 化ナトリウム粉末を用いた。

０Φ　上記方法（４）と同様に生体複合材を作製した。但し、上記方法（７）と 同様に材料成分中に開放型多孔度を付与するための添加剤としてポリマー溶液に 塩化ナトリウム粉末を用いた。

ＯＤ　上記方法（５）と同様に生体複合材を作った。但し、上記方法（７）と同 様に材料成分に開放孔多孔度を付与するための添加剤として反応性ポリマー系に 塩化ナトリウム粉末を用いた。

０２１　上記方法（６）と同様に生体複合材を作製した。但し、上記方法（７） と同様に材料成分に開放孔多孔度を付与するためや添加剤として反応性ポリマー 系に塩化ナトリウム粉末を用いた。

上記複合材の衝撃強さおよび曲げ強さを、第１２図に模式的に示した装置および 配置により測定した。生体複合材（ＢＰ）の両端部を支持ベンチ（Ｔ）に固定し た。この衝撃強さ測定の基本的原理は、既知質量の振子を既知の高さから落下さ せ、その振動の最下点において試験片に打撃を加え、該振子がその振動を続ける 高さを記録することであった０曲げ強さは、第１２図に従ってサンプルの中央部 から可動曲げヘッドにより一定速度で（１０ｍｍ／分）、該生体複合体サンプル を破壊するまで曲げることにより測定した。衝撃強さは衝撃エネルギーの吸収量 を咳サンプルの断面積で割った値として計算した。曲げ強さは、サンプルの断面 積に対する、該サンプルの最大曲げ負荷担持能力として計算した。衝撃強さおよ び曲げ強さ測定の配置のより正確な情報は例えしｉ次の本に与えられている：　 Ｈａｎｄｂｏｏｋ　ｏｆ　Ｐｌａｓｔｉｃｓ　Ｔｅ５ｔ　Ｍｅｔｈｏｄｓ　、Ｒ 。

Ｐ、　Ｂｒｏｗｎ　（ｅｄ、）、　Ｇｅｏｒｇｅ　Ｇｏｄｗｉｎ　Ｌｉｍ１ｔｅ ｄ　、　Ｌｏｎｄｏｎ、　Ｇｒｅａｔ　Ｂｒ１ｔａｉｎ　、１９８１．第８章、 基準値としては、純ノ〈イオセラミ・ンク片用の同等な測定装置により測定した 衝撃強さおよび曲げ強さの値を用いた。

第２表はいくつかの研究したヒドロキシアパタイト（ＨＡ）＋ポリマー系および ＨＡ＋ポリマー複合材系（ポリマー十炭素繊維４０重量％）の成分と製法を示す 、第３表は調べた複合材の相対的な最小および最大衝撃強さおよび曲げ強さの値 を示す（強度値／対応するＨＡの強度値）。

第２表；いくつかの生体複合材およびその製法。各ポリマーにつき４種の異る生 体複合体を作製した：サンプル１，５゜９など；多孔質ＨＡ＋ポリマー：サンプ ル２，６．１０など；多孔質ＨＡ＋ポリマー十炭素炭素繊維０重量％繊維）：サ ンプル３．７．１１など；非多孔質ＨＡ＋ポリマー：サンプル４．８．１２など ；非多孔質ＨＡ＋ポリマー十炭素炭素繊 維ンカリ敞　ボ　リ　マ　−　３）サンカシの製法　（Ｎα）１〜４　高密度ポ リエチレン（ＨＤＰＥ）　１．　２５〜８　ポリプロピレン（ＰＰ）　１．２９ 〜１２　ポリスチレン（ＰＳ）　１．２１３〜１６　スチレンアクリロニトリル 　１．　２コポリマー（ＳＡＮ） １７〜２０　エポキシド（ＥＰ）　５．　６２１〜２４　ポリアミド（ＰＡ）　 １．２２５〜２８　ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）　１．　２２９〜３２　フェ ニレンオキシド（ＰＰＯ）　１．　２３３〜３６　ポリカーボネート（ＰＣ）　 １．２３７〜４０１）ポリメチルメタクリレート５．６（ＰＭＭＡ） ４１〜４４　ポリテトラフルオロエチレン　１，２（ＰＴＦＥ） ４５〜４８　ポリシリコーン（Ｐｓｉ）　１．　２４９〜５２　ポリウレタン（ ＰＵ）　５．　６５３〜５６　ポリアリ−レート（ＰＡｒ）　１．　２５７〜６ ０　ポリエーテルエーテルケトン　１，２（ＰＥＥＲ） ６１〜６４　ポリエステル（ＰＥＳ）　１．　２６５〜６８　ポリフェリンサル ファイド　１，２（ＰＰＳ） ６９〜７２　ポリスルホン（ＰＳｕ）　１．　２７３〜７６　ポリエチレンテレ フタレート　１．２（ＰＥＴ） ７７〜８０　ポリグリコリド（ＰＧＡ）　１．　２８１〜８４　ポリーＬ−ラク チド（ＰＬＬＡ）　１．　２８５〜８８　ポリー〇Ｌ−ラクチド　３，４（ＰＤ ＬＬＡ） ８９〜９２　グリコライド／ラクチド　１．２コポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＡ） ９３〜９６　グリコライド／トリメチレン　１．２カーボネートコポリマー（Ｐ ＧＡ／ＴＭＣ）９７〜１００　ポリヒドロキシブチレート（Ｐ）ＩＢＡ）　３． 　４１０１〜１０４　ヒドロキシブチレート／ヒドロ　１．　２キシバレレート コポリ’？　−（ＰＨＢＡ／ＰＨＶＡ）１０５〜１０８　ポリーＰ−ジオキサノ ンＣＰＤＳ）　３．４１０９〜１１２　２）ポリエステルアミド（ＰＥＡ）　１ ．２１１３〜１１６　ポリ−ε−カプロラクトン　１．　２１１７〜！２０　ポ リ−δ−バレロラクトン　１，２１２１〜１２４　ポリエーテルエステル　１， ２１２５〜１２８　キチンポリマー　３．４１）骨セメント ２）ポリマーの構造式： ３）各ポリマーの場合において、第１の製法は未強化サンプルに　通用し、第２ の方法は繊維強化サンプルに通用した。

第３表：第２表の生体複合材の強度範囲材　料　相対衝撃強さ　相対曲げ強さ 多孔質ＨＡ＋ｇリマー　３．５〜４０　１．１〜２多孔質ＨＡ十強化ポリマー　 １２０〜２４０　１．６〜６非多孔質ＨＡ＋ポリマー　１．１〜４．２　１．１ 〜１．６非多孔質ＨＡ十強化ポリマー　１．８〜２０　１．１〜３．５すべての 繊維強化複合材の強度が、ＨＡまたはポリマーで被覆したのみのＨＡの強度より も明らかに良好であることがわかった。

実施例２ 実施例１の製法（２）を用いて、第１ａ図に模式的に示した生体複合材を作製し た。使用した材料は非多孔質（Ｓ）および多孔’ｊｉ（Ｐ）（開放孔多孔率＝２ ０〜７０％）のバイオセラミック板（寸法−３０Ｘ１０Ｘ４ｍｍ）および再吸収 性ポリマー複合体であった。第４表はバイオセラミック成分としてヒドロキシア パタイトを用いた場合の生体複合材のいくつかの機械強度測定値を示すものであ る。生体複合材の相対的衝撃強さおよび曲げ強さの値は、生体複合材の強度値を 純ヒドロキシアパタイトバイオセラミックの対応する強度値で割ることにより得 た。

数種の多孔質バイオセラミックス（多孔率４０〜７０％）および第４表の繊維強 化材とポリマーを用いて、第４表に示したものに対応する生体複合体を作製した 。以下のようなバイオセラミックスを用いた。トリカルシウムホスフェート、シ カルシウムボスフェート、マグネシウム／カルシウムホスフェート、フルオロア パタイト、アルミニウムオキサイドおよび炭酸カルシウム、これら生体複合材の 相対的衝撃強さは８５〜２２０の範囲で変化し、かつ相対的曲げ強さは１．４〜 ３．８の範囲で変化した。対応する複合材をポリマー成分の繊維強化なしに作製 した場合、強度は２〜１２（相対的衝撃強さ）の範囲および１．０〜１．６（相 対的曲げ強さ）の範囲で変化した。

実施例３ 寸法３０Ｘ１０Ｘ３ｍｍのバイオセラミック片を射出成型モルト（このモルトの 内部キャビティーの寸法は３０Ｘ１０Ｘ４＋ｎｍであった）に入れた。このバイ オセラミックサンプル上の該モルト内部の空間（３０Ｘ１０Ｘ１ｍｍ）を、液状 結晶性熱可塑性ポリマー〔商標ベクトラ（νｅｃｔｒａ）としてセラニーズ（Ｃ ｅｌａｎｅｓｅ　）社により製造：射出成型品位のもの〕で、該ポリマーメルト が該モルト空間を満たし、かつ該バイオセラミック片に固定されるように満たし た。このモルトを冷却し、開放し、バイオセラミック成分と液晶性ポリマー成分 とをもち、寸法が３０Ｘ１０Ｘ４ｍｍの生体複合材サンプルを得た。

生体複合材の製造において以下のバイオセラミックスを用いた。

ヒドロキシアパタイト（非多孔質および多孔質材料）、フルオロアパタイト、ｆ ２Ｅ２三カルシウム、燐酸二カルシウム、マグネシウム／カルシウムホスフェー ト、ヒドロキシアパタイトとＲ酸三カルシウムとの合金、酸化アルミニウム、バ イオガラス４５Ｓ、アパタイト含有ガラスセラミックス（ＭｇＯ−ＣａＯ−３ｉ ｏｚ　−ＰｚＯｓ　ＣａＦ）およびＣａＣＯ３゜バイオセラミックスの多孔率は 種々の場合において２０〜７０％であった。

上記生体複合材の相対的衝撃強さおよび曲げ強さは実施例１および第１２図に従 って測定した。多孔質バイオセラミック成分を含む生体複合体の場合、相対的衝 撃強さは８０〜１８０の範囲内であり、相対的曲げ強さは３〜８の範囲であった 。中実バイオセラミック成分を含む材料は相対的衝撃強さ６〜３０および相対的 曲げ強さ１．４〜２．４を示した。

実施例４ 多孔質炭酸カルシウム（ＣａＣＯｓ）片（多孔率約７０％；寸法４０ｘ１２Ｘ１ ２ｍｍ）を用いて、実施例１の寸法３（および４）に従って、主構造が第１図に 示されているような生体複合材を作製した。以下のような生体複合材を作製した 。サンプル１＝純ＣａＣＯ３；サンプル２　＝　Ｃａ　ＣＯｓ　（一つの長い面 を厚さ０゜５圓のＰ　Ｌ　ＬＡ　（Ｍｗ＝２６０．ＯＯＯ）の層で被覆）；サン プル３＝ＣａＣＯｉ（一つの長い面を厚さ０．５肛のＰＤＳＦ！で被覆）；サン プル４＝ＣａＣＯ，＋一つの長い面を厚さＩＮのＰＤＳ　（これは厚さ０．５　 ｍｍのＰＧＡ／ＰＬＬＡＩａ維布（ポリマー材成分の繊維含有率＝４０容量％） で強化されている）の層で被覆；サンプル５−サンプル４と同じ（但し、Ｃａ　 Ｃ０３片の長い面すべてが該布で被覆されている）；サンプル６＝フイラメント 巻回サンプル、即ちＣａ　ＣＯｓ片を、ＰＤＬＬＡで被覆した厚さ０．５＝のＰ ＬＬＡ繊維層を巻付ける（巻回温度−１５０’Ｃ，繊維束の厚さ＝ｏ、１鵬；バ イオセラミック表面上にフィラメント巻回した繊維束の層数−５）ことにより被 覆した；サンプル７＝サンプル６と同様のフィラメント巻回サンプル、但し強化 材成分として未被覆ＰＬＬＡ繊維を用いた。

第５表は、サンプル１〜７の相対的（純ＣａＣＯ５の強度値と比較）強度値を示 すものである。

第５表：サンプル１〜７の相対的強度 サンプルＮα　衝撃強さ　曲げ強さ ４　１９０　２、２ ５　４６０　９、５ ７　５６０　２．０ 実施例５ 構造を原理的に第１ｂ図に示した生体複合材を、多孔性ヒドロキシアパタイト（ 開放孔多孔度−６０％）および種々の生体安定性繊維（ＰＬＬＡに対する繊維の 割合＝４０％）で強化したＰ■７ＬＡとから、実施例１の方法（４）に従って作 った。第６表は用いた強化繊維と生体複合材の相対的衝撃強さく多孔質ＨＡの衝 撃強さと比較）とを示すものである。

第６表：ＨＡ−ＰＬＬＡ−繊維複合材の相対的衝撃強さ９ンブｇＮａ、　材料成 分の強化繊維　相対的衝撃強さＩ　Ｅ−ガラス繊維　２２０ ２　炭素繊維　１６０ ３　アラミド繊維　３８０ ４　芳香族ポリエステル繊維　４００ 実施例６ 構造を原理的に第７ａ図に示した円筒状生体複合材サンプルを、多孔質ＨＡ（サ ンプル寸法：高さ３ＩＩＩＩ１１、径６職、多孔度＝５０％）、ポリラクチドポ リマーおよびポリラクチド強化繊維から、以下のようにして作製した。

ＰＤＬＬＡメルトで被覆したＰＬＬＡ繊維束をＨＡ−シリンダの円筒表面上に速 かに巻付けて、ＰＤＬＬＡ被覆により強化した均一なＰ　Ｌ　Ｌ　Ａ繊維をＨＡ −片の円筒表面上に形成した。生体複合材シリンダの上面および下面を自由のま まにした。この円筒状生体複合体サンプルを兎の椎骨Ｃ３−４，Ｃ４−５または Ｃ５−６の間に移植して、推骨間円板を置換した。通常の無菌手術法を用いた。

生体複合材板の移動を、椎骨間にしっかり固定された再吸収性の継ぎ目により前 もって防止した。全体で２２個のインブラント材を１４匹の兎に移植した。イン ブラントの位置および融合の進行を３週間に亘すラジオグラフィー法で追跡した 。対照として６匹の兎を選び、これに強化ポリマー表面層のない９個の多孔性Ｈ Ａ−シリンダを移植した。

本発明の生体複合材の移植中、手術は何の問題もなく進められ、かつこの移植は 良好かつ満足に治癒され、ラジオグラフィーにより生体複合材シリンダの破壊は 何等みられずまた推骨間空間からの有意なサンプルの部分的突出もみられなかっ た。

対照系においては、２つのＨＡ−シリンダが移植手術中に破壊され、数個のシリ ンダが治癒中に破壊され、かつ少なくとも部分的に椎骨間から、周辺の軟い組織 に突出していた。このことは、本発明の生体複合材が純ＨＡ−シリンダと比較し て驚くほどに有利であることを示すものである。

実施例７ 構造を模式的に第７ｂ図に示した円筒状層状の生体複合材を、多孔質（多孔度− 約５０％）ヒドロキシアパタイト（ＨＡ　）チューブ（長さ３０１ｍ、外径２． ６　ｍｍ、内径１．６１１ＩＩａ）から、以下の方法により、該チューブの内腔 にポリマー成分を満たすことにより作った。

（１）　該チューブの内部キャビティ（層２）を、メルト成型によりポリマーメ ルト（層ｌ）で満たし、この生体複合材を冷却した。

（２）　自己強化型再吸収性ポリマー複合材ロッドまたは生体安定性繊維で強化 したポリマー複合材ロッドを再吸収性ポリマー溶液（１０％ｗ　／　ｖ溶液）で 含浸し、このロッドをＨＡ−チューブ内に速かに差し込み、乾燥した。このロッ ドの寸法は径１．５Ｍ、長さ３０閣であった。

（３）上記方法（２）で作った生体複合材ロッドを、再吸収性ポリマー溶液（〉 ５％ｗ　／　ｖ溶液）に浸漬し、これを乾燥することにより、該ロッドを再吸収 性ポリマー（層３）で被覆した。この操作を多数回繰返して、厚さ０．’　１　 ｍｍの再吸収性表面層を得た。

（４）上記方法（２）の生体複合材ロッドを、塩化ナトリウム粉末（平均粒径＝ １００μ）を含む再吸収性ポリマー溶液（５％Ｗ／Ｖ溶液）で被覆した。該塩化 ナトリウム粉末の含量は乾燥ポリマー基準で約４０重量％であった。このロッド を０．１５ｍｍ厚のポリマー・塩化ナトリウム層で被覆した。溶媒を真空下で蒸 発させた。塩化ナトリウムを蒸留水中に溶出させ、得られる生体複合材を乾燥し た。従って、このポリマー複合ロッドは開放孔をもつ再吸収性ポリマーの表面層 、多孔質ＨＡ−チューブおよびＨＡ−チューブ内の自己強化性コアを含む。

第７表は作製した生体複合材ロッドの、ＨＡ−チューブの対応する強度と比較し た、相対的衝撃強さおよび曲げ強さを示す。

第７表二円筒状生体複合材の相対的強度サンプａｈ　製　法　層１　層２　層３ 　相対的　相対的（Ｅｘ、７）　衝撃強さ　曲げ強さ １−−ＨＡ−１１ ２１ＨＤＰＥ　〃−３５１６ ３２自己強化　〃−１８０６０ ＬＬＡ ４　３　ｌ＃ＰＬＬＡ２３０　６５ ５４　〃１９５６５ 実施例８ 第７表の生体複合材ロッド（サンプル１〜５）を実施例７に従って作製した。付 随的に長さ３０ｍｏ、径２．６ｍの円筒状ロッドを、３０重量％のＨＡ−粉末Ｃ 粒径＝１０〜２００μ）を含有するＰＬＬＡから射出成形した（サンプルＮＣＬ ６）、これらのサンプルを、顎舌骨筋下部の軟組織を介して下顎骨の骨切断され た下部境界の両側間において、兎の下顎骨内に配置した。多孔質ＨＡ−チューブ （サンプル１）はこの手術中容易に破損し、かつその一部はまた手術後の追跡期 間初期（術後１週間以内）に破損した。すべての生体複合材サンプルおよびサン プル６は手術中および追跡中（６ケ月）破損せずに維持された。

ラジオグラフィーによる研究は移植材の表面に沿って並びにその開放孔内で、骨 切断した下顎骨の両側から、新たな骨が形成されることを示した。異る材料の骨 移動製（ｏｓｔｅｏｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ　）における明らかな変化がみら れた。これはロッド表面上での新たな骨の成長速度が以下のような順序をもつこ とによる。

速パ　遅し・ サンプルｌ−サンプル２＝サンプル３〉サンプル５〉サンプル６〉サンプル４ 実施例９ 以下のバイオセラミックを用いて、多孔質（開放孔多孔度４０〜６０％）および 非多孔質の、薄い、板状のサンプル（寸法−２Ｑｘ５Ｘ１ｍ＋ａ）を作った。ヒ ドロキシアパタイト、燐酸三カルシウム、Ｈａミニカルシウム酸化アルミニウム 、バイオガラス〔バイオガラス（Ｂｉｏｇｌａｓｓ）　４５　Ｓ　）　、および 炭酸カルシウム。これら板を、４０重量％の生体安定性ガラス繊維（Ｅ−ガラス ）または生体分解性ガラス繊維（燐酸カルシウム繊維）を強化要素として含むＰ ＬＬＡで被覆した（このプレートは実施例１の方法４におけるように作った）、 生体複合材の相対的衝撃強さは、多孔質および非多孔質バイオセラミック成分を 含むものに対して、夫々８０〜６００および３０〜２００であった。生体複合材 の対応する相対的曲げ強さは、夫々対応する多孔質および非多孔質バイオセラミ ック成分と比較して、１５〜４０および１．２〜４であった。

実施例１０ 多孔質ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）チューブ（開放孔多孔度−約５０％；外径 １１職、内径９ＩＩＩＩ１１および長さ６０圓）を、フィラメント巻同法により 、ＰＤＬＬＡで被覆したＰＬＬＡ繊維束で覆った。この繊維束の厚さは０．１　 ｔｒｒｒｎであった。ＰＤＬＬＡ／ＰＬＬＡ相対比は５０１５０であった。これ ら繊維束のチューブ上への巻回は約１５０℃にて第８Ｃ図の原理に従って行った 。この強化ボリマニ被覆の厚さは２ＩｌｌＩ１１であった。この被覆の表面は円 筒状の加熱モルト内で圧縮して滑かにされた。

対応する被覆ＨＡ−チューブは、該ＨＡ−チューブ上に、射出成形用モルト内で 厚さ２ｍｍのＰＤＴ、ＬＡポリマーを溶融成形することにより作った。衝撃強さ および曲げ強さをＩ）ＨＡ−チューブ、２）ＰＤＬＬＡ被覆ＨＡ−チューブおよ び３）ＰＤＬＬＡ／ＰＬＬＡ（繊維強化）被覆ＨＡ−チューブに対して測定した 。第８表はこのような相対的強度値を示すものである。

第８表：ＨＡ−チューブおよびＨＡ−ＰＬＡ−複合材料の相対的強度値 サンプル番号　材　料　相対的強度 衝撃強さ　曲げ強さ ｂ ＦＩＧ、２ ？工Ｇ、３ ＦＩＧ＋　４ ？：Ｇ＋５ ２工Ｇ＋６ ＦＩＧ、７ ＦＩＧ、１０ ＦＹ９　ヌｌ？　ｔＥ’　ｔｔ”ａｌ’Ｅ１．　ｂ 国際調査報告 ｂｎｅ＋Ｐｓｂｏｎａ＋Ａｅａ１．ｅｌｌ、＃ＡＮｌ？ニーＦ：ミ０：０：−７ ＋１１１１１．、ｊｌｌ１Ｍｌム＠＠１ｌｔａ＋１ｍ、〜。三ごτＦ：Ｓ？＋’ ＣＯ：”？−

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）骨外科用途の生体複合材料であって、少なくとも１種のバイオセラミック 片（１）（バイオセラミック成分）、及び 少なくとも１種のポリマー又は相当物で製作されている少なくとも１種の素材成 分（２） を含み、該素材成分（２）がバイオセラミック成分との少なくとも１つの共通の 境界面を持っている生体複合材料において、該素材成分（２）が、ポリマー、コ ポリマー、ポリマー混合物及び／又はセラミック材料のような本質的に吸収可能 な素材で製作されている少なくとも１種の補強要素を含むこと、該素材成分（２ ）が本質的に吸収可能なポリマー、コポリマー又はポリマー混合物で製作されて いる結合材を含むことができること、及び 該素材成分（２）が少なくとも組織状態中で連続気孔を含有すること を特徴とする生体複合材料。 （２）バイオセラミック成分が少なくとも部分的に連携気孔を含有していること 、及び素材成分（２）が、バイオセラミック成分（１）の連続気孔の少なくとも 一部が素材成分（２）を含まないような方式でバイオセラミック成分との連結を 持っていることを特徴とする請求の範囲第１項記載の生体複合材料。 （３）素材成分（２）が少なくとも、繊維又はフィルム繊維のような補強要素又 はそれらで製作されている構造物を含み、該補強要素が少なくとも１種の次の吸 収可能なポリマー：ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリアクチド（ＰＬＡ）、グリ コリド／ラクチドコポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＡ）、グリコリド／トリメチレンカ ーボネートコポリマー（ＰＧＡ／ＴＭＣ）、ポリ−β−ヒドロキシ酪酸（ＰＨＢ Ａ）、ポリ−β−ヒドロキシプロピオン酸（ＰＨＰＡ）、ポリ−β−ヒドロキシ 吉草酸（ＰＨＶＡ）、ＰＨＢＡ／ＰＨＶＡコポリマー、ポリ−ｐ−ジオキサノン （ＰＤＳ）、ポリ−１，４−ジオキサノン−２，５−ジオン、ポリエステルアミ ド、（ＰＥＡ）、ポリ−ε−カプロラクトン、ポリ−δ−バレロラクトン、ポリ カーボネート、修酸のポリエステル、グリコール酸エステル、ジヒドロピランポ リマー、ポリエーテルエステル、シアナクリレート又はキチンポリマーで製作さ れていることを特徴とする請求の範囲第１項又は２項記載の生体複合材料。 （４）素材成分（２）の結合材が少なくとも１種の次の吸収可能なポリマー：ポ リグリコリド（ＰＧＡ）、ポリアクチド（ＰＬＡ）、グリコリド／ラクチドコポ リマー（ＰＧＡ／ＰＬＡ）、グリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー （ＰＧＡ／ＴＭＣ）、ポリ−β−ヒドロキシ酪酸（ＰＨＢＡ）、ポリ−β−ヒド ロキシプロピオン酸（ＰＨＰＡ）、ポリ−β−ヒドロキシ吉草酸（ＰＨＶＡ）、 ＰＨＢＡ／ＰＨＶＡコポリマー、ポリ−ｐ−ジオキサノン（ＰＤＳ）、ポリ−１ ，４−ジオキサノン−２，５−ジオン、ポリエステルアミド、（ＰＥＡ）、ポリ −ε−カプロラクトン、ポリ−δ−バレロラクトン、ポリカーボネート、修酸の ポリエステル、グリコール酸エステル、ジヒドロピランポリマー、ポリエーテル エステル、シアナクリレート又はキチンポリマーで製作されていることを特徴と する請求の範囲第１〜３項のいずれかに記載の生体複合材料。 （５）バイオセラミック成分（１）が少なくとも１種の次のバイオセラミックス ：燐酸カルシウム（例えば燐酸三カルシウム）、燐酸二カルシウム、アパタイト （例えばヒドロキシアバタイト又はフルオロアバタイト）及び燐酸マグネシウム カルシウム、ヒドロキシアバウイトと燐酸三カルシウムとの混合物、酸化アルミ ニウムセラミックス、バイオグラス、アパタイトを含有するガラスセラミックス （例えばＭｇＯ−ＣａＯ−ＳｉＯ２−Ｐ２Ｏ５−ＣａＦ）又は炭酸カルシウムで 製作されていることを特徴とする請求の範囲第１〜４項のいずれかに記載の生体 複合材料。 （６）生体複合材料のバイオセラミック成分（１）が板、棒、プリズム（例えば 立方体など）、円筒形、チューブ又はシュートであるか、又はそれがある骨又は 骨のある部分に解剖組織的に相当するように設計されていること、及び素材成分 （２）がバイオセラミック成分の少なくとも１つの表面上に配置されていること を特徴とする請求の範囲第１〜５項のいずれかに記載の生体複合材料。 （７）チューブ状又は棒状のセラミック成分（１）及び素材成分（２）を含み、 該素材成分（２）が吸収可能なポリマー結合材及び吸収可能な繊維質補強要素を 含み、該素材成分（２）がセラミック成分（１）の表面上に巻き付けられている ことを特徴とする、骨折、骨切除術及び関節固定術の固定のための棒又は骨髄間 爪のような、請求の範囲第１項記載の生体複合材料。 （８）板状バイオセラミック成分（１）を含み、その上方面及び／又は下方面及 び／又は側方面が素材成分（２）で被覆されており、該素材成分（２）が吸収可 能なポリマー結合材及び吸収可能な繊維質補強要素を含んでいることを特徴とす る、骨折、骨切除術及び関節固定術の固定のための及び骨組織復元のための、請 求の範囲第１項記載の生体複合材料。 （９）層状サンプルに構成されていて、この場合にバイオセラミック成分（１） 及び素材成分（２）が交互に配置されていることを特徴とする請求の範囲第８項 記載の生体複合材料。 （１０）バイオセラミック成分（１）に溝が設けられていることを特徴とする請 求の範囲第８項記載の生体複合材料。 （１１）被覆剤として連続補強繊維、補強繊維束又は切断繊維で製作したスレッ ドなどを用いてバイオセラミック成分（１）を少なくとも部分的に被覆すること 、該補強構造物はポリマーで被覆することができるか、又はバイオセラミック成 分の表面上をポリマーで湿潤させることができること、及び該補強繊維、補強繊 維束又はスレッドを、バイオセラミック成分及び／又は補強要素を供給するガイ ドが少なくとも１つの軸の回りで回転し且つ／又は少なくとも１つの軸の方向に 移動する方式のフィラメント巻き付け法を用いてバイオセラミック成分の表面に 持ってくることを特徴とする生体複合材料の製作法。 （１２）骨中の欠損、穴又は相当物を充填するために、骨組織を増加させるため に、骨組織を変更させるために、又はその他の復元的骨外科手術に又は骨折、骨 切除術、関節固定術又は結合損傷の固定に、請求の範囲第１〜１０項のいずれか に記載の生体複合材料を適用すること。