JPH01501847A - 骨または関節用外科用材料の製造方法 - 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】 ｉｆｒＭな外科用材料及び器具 良好な機械的強度特性を持つ外相用インブラントは、吸収性補強要素を含有する 吸収性ポリマー材料（吸収性複合材ＰＩ）で製作することができる。この点に関 しては、吸収性は、材料が生きている組織によって代謝されることを意味する。

そのような吸収性材料及びそれで製作したインブラントは、例えば、骨折、骨切 り術、関節固定術又は関節損傷についての固定のための棒、板、ねじ、髄内釘と して適用することができる。そのようなインブラント及び材料の利益は、治療し た組織の油圧の後にそれらが吸収される（解重合されて細胞の栄養素になる）こ とである、それゆえに、吸収性インブラントは、金属インブラントが多くの場合 に必要とするような取り出し手術を必要とはしない。

米国特許第４，２７９，２４９号の発明は、′ｆ４強材としてのポリグリコリド 繊維及び結合ポリマーとしての（吸収性マトリックスとしての）ポリアクチドを 含む吸収性インブラント材料を説明している。フィンランド特許出願第８５Ｌ８ ２８号には自己補強した吸収性材料が記載されており、この場合に吸収性ポリマ ーマトリックスが該マトリックスと同一の化学素成分含有率を持つ吸収性補強材 要素で補強されている。この点に関しての典型的な補強材要素は繊維又は繊維で 構成された楕遺物である。

吸収性有機補強材要素で′４強された公知の吸収性材料はかなり高い機械的強度 値を持っている。そゆえに、そのような材料は整形外科学及び外傷学において海 綿質骨折、骨切り術、関節固定術又は関節損傷の治療に適用することができる０ 例えば、フィンランド特許出願第８５１，８２８号の自己補強した吸収性材料は ３００ＭＰａを越える曲げ強度を記述しており（Ｓ　、　Ｖａｉｎｉｏｎｐｉｉ ｉ、学位論文、ヘルシンキ、１．９８７年）、ζ−の値は夷に皮質・（の平均強 度値よりも明らかに高い。また公１のｒ３已補強１．た吸収性複合材料の弾性率 は全く高く、典型的には１０ＧＰａの大きさ程度であ６．それでこれらの材料の 強度値は、溶融成形技術によって製作された吸収性材料の強度値よりも明らかに 良好て′ある。

棒、形材、板等の一インブラントを射出成形又ζ＝押出のような溶融成形技術に よって吸収性ポリマー、コポリマ・−・又１式ポリマ・−アロイで製作する時に は、その製品の機械的特性は熱■］塑作ポリマーについての典型的な水準のまり であ？）。強度値（例えば引張強度、剪断強度及び曲げ強度）は典型的には１５ ０ＭＰａの値を越えず、典型的には４０〜８０ＭＰａの間の強度値及び１・・− ＧＧ　Ｐ　ａの間の弾性率な示す、このような挙動を示す理由は１．流動してい るポリマーｉＲ物中に存在する流れ配列が、溶融成形し７たサンプルを冷却する 時の分子熱移動（ｍｏｌｅｃｕｌａｒ　ｔ、ｈｅｒ＊ａｌ　Ｍｏｖｅｍｅｎｔ） の結果と１２で弱められるという事実である。それが結晶質ポリマーの問題であ る時には、サンプルは部分的な結晶、球晶構造に結晶化する。かくして、溶融成 形によって製作されたポリマー材料は典型的には折査結晶質ラメラ（厚さは１０ ０〜３００人であり、幅は約１μｍである）からなり、そｔｌ−は非晶質ポリマ ーによって取り囲まれている。他方、そのラメラはモザイク楳折畳ブロック（幅 は数百人である）から成ると考えることができる。一般にラメラはリボン様構造 を形成し、それは結晶化中心、いわゆる核、から三次元の球状球晶構造に成長す る０球晶機猜に従って結晶化したポリマー材料は、一般に、強力な共有結合を持 つポリマー分子の有意の配向を示すことはないので、その機械的強度値は上記し た水準のままである。サンプルの表面上でのみ分子配向がそのままであることが できる。何故ならば（射出成形の場合におけるように）型中で迅速に冷却される からでｋ）え）。

補強した吸収性複合材料は溶融成形した吸Ｉｌ！作複合イ・糾４１ソ）を。

かなり良好な強度特性を示すけれども、棒、髄内側、ノー１ニ又はイ、〃のよう なかなり大きいインブラン■・を、補強し７た吸収性複合材料で製作することが しばしば必要である。このことが必要て゛ある理由は、インブラントのく曲げ荷 重支持カスは剪断荷重支持力のような）荷重支持力に閾して、外部応力Ｘは筋肉 応力が患者の体重を・明らかに越えることができるので゛それらの応力が固定さ ｈた号折、儒切り術、関節固定術又は関節損傷に作用するようなｉ銭金にもその 固定の安定性を１案にするのに足るだけのぎりぎりに高い安全を確実Ｏニしな１ うればならないことである。他方、を者の安全のために、、１″−要であるその ような大きな−インブラントは、例えばインブラン）・・を骨中に孔あけさり、 たきり孔中に位１さぜるか又はインブラントを骨の表面に固定する際に、骨組織 及び／ズは軟質組芝にかなり大きな手術外傷をもたらすフィンブラントの大きさ が増大するにつれて、異物反応の可能性が増加し、異物反応はより強くなるか又 はその持続期間は長引くかもしれない、なぜならばインブラント及びインブラン トの吸収が生きている組紐にインブラントの大きさに対して直接の相関関係にあ る物理的及び化学的応力を引き起こすからである。

今までのところ、′ｆ機材料で製作した吸収性インブラントの弾性率値は最良で １０ＧＰａ程度の大きさである。これは、典型的には２０ＧＰａ程度の大きさで ありそして３０ＧＰａを越えることさえも可能な皮質骨の弾性率よりも低い水準 の弾性率である。外科医の主目的→（可能なかぎり良好な固定である時には、イ ンブラントの弾性率が骨の弾性率に可能なかぎり近い場合に有益である。理想的 な場合には、手術すべき骨の弾性率とインブラントの弾性率とが等しい、それゆ えに、長骨のような皮質骨の有効な固定は、公知の材料の弾性率値よりも高い弾 性率値を持つ吸収性有機複合材料を必要とすることは明らかである。

本発明において、吸収性ポリマー材料を少なくとも部分的にフィブリル化するよ うな方法で該材料の分子精造を配向させることにより該材料の強度及び弾性率値 を増加させることによって、我々は、公知の吸収性インブラント材料の強度及び 弾性率値よりもかなり高い強度及び弾性率値を持つ新規な巨視的な自己補強した 吸収性インブラント材料を得ることを我々は予想外に見いだした０本発明の材料 を外科用固定材料、器具として又はそのような器具の製作に適用する時には、イ ンブラントがもたらす手術外傷を有効に小さくすることことができそして同時に 公知の材料の場合よりもかなり良好な固定を達成することができる０本発明は少 なくとも部分的にフィブリル化した（ａ）骨折、骨切り術、関節固定術又はＷＪ ′Ｂ損傷の始原のための固定材料、（ｂ）？組織の再構築及び増加のための材料 及び（ｃ）原料として吸収性ポリマー、コポリマー又はポリマー混合物を用いて 少なくとも部分的に上記の材料で製作した棒、板、ねじ、髄内釘クランプ及びシ ュートのような固定器具、再構築器具及び増加器具を記述する。その上に、本発 明は骨折、骨切り術、関節固定術又は関節損傷の固定に又は骨組織の増加又は再 構築に、少なくとも部分的にフィブリル化した吸収性材料を適用すること、特に 上記の材料で製作した棒、板、ねじ、髄内釘、クランプ又はシュートを適用する ことを記述する。

球晶ポリマー系の配向及びフィブリル化は、熱可塑性繊維の製造に関連して広範 囲にわたって研究されてきた方法である０例えば、米国特許第３，１６１，７０ ９号の発明は三相延伸法を記述しており、その方法では溶融成形したポリプロピ レンフィラメントを高い８１１械的引張強度を持つｍ維に変換する。

フィブリル化の機構はその主要な特徴の中の次のものである（Ｃ，Ｌ、Ｃｈｏｙ 等、Ｐｏ１ｙｓ、　Ｅｎｇ、　Ｓｃｉ、、２３．１９８３年、９１０頁）、半結 晶質ポリマーを延伸する時に、その結晶質ラメラ中の分子鎖は延伸方向に沿って 迅速に整列される。同時に、球晶は長くなりそして最後には破壊する。結晶質ブ ロックはラメラから引き裂かれており、そして鎖の部分的な展開から始まる整っ たタイ分子に連結している。それゆえに、交互の非晶質領域及び結晶質領域は、 整ったタイ分子と共に、長くて這い（約１００人幅）マイクロフィブリルを形成 し、そのマイクロフィブリルは延伸方向に整列されている。フィブリル内タイ分 子は結晶質ブロック間の界面で作り出されるので、それらは主としてマイクロフ ィブリルの外側境界線に位置している０等方性の出発材料中で異なるラメラに結 合していたタイ分子は今や異なるマイクロフィブリルを結合している、即ちそれ らは隣接マイクロフィブリル間の境界相に位置したフィン・リル間タイ分子にな る。第１ａ図は、ラメラ群が延伸の結果としてフィブリル構造（一群のマイクロ フィブリルから成るフィブリル）に変換する状態を概括的に示しており、第１ｂ 図はマイクロフィブリルの内側及びマイクロフィブリルの間の分子構造を概括的 示している。第１ｃ図はフィブリル化したポリマーの構造を概括的に示している 。この図は数個のフィブリル（それらの−個は明確にするために灰色に着色され ている）を示しており、そのフィブリルは数μｍの長さを持った数個のマイクロ フィブリルから成る。

フィブリル構造は比較的低い延伸比λ（この場合にλはく延伸後のサンプルの長 さ）／（延伸前のサンプルの長さ）である）で既に形成されている０例えば、Ｈ Ｄ−ポリエチレンはλ値８で明らかにフィブリル化され、ポリアセタール（ＰＯ Ｍ）はλ値３でフィブリル化される。

フィブリル化構造の延伸を更に続ける時には（このプロセス段階はしばしば超配 向と呼ばれる）、そのフィブリル精造はマイクロフィブリルの剪断変位によって 変形されて、伸びたフィブリル間タイ分子の体積分率の増加を引き起こす、延伸 を高温で実施するならば、完全に整列されたタイ分子は結晶化して、諸結晶質ブ ロックを連結する軸方向結晶質ブリッジを形成する。

フィブリル化構造の優秀な強度及び弾性率値はポリマー分子及び分子セグメント の延伸方向中への（マイクロフィブリルの長軸の方向中への）強力な配向に基づ いている。

フィブリル化繊維の高引張強度に拘わらずに、それらは骨折、骨切り術、関節固 定術又は関節損傷の固定器具として適用することは出来ない、何故ならば、薄い 繊維は可撓性であり、それゆえにそれらは巨視的曲げ強度及び曲げ弾性率を示さ ないからであり、そしてまたそれらの小さな断面積のゆえにそれらは巨視的固定 器具が持たねばならない必要な剪断荷重支持力を持っていない棒及びチューブの ような巨視的ポリマーサンプルのフィブリル化は生体安定性ポリアセタール及び ポリエチレンの場合について早くから知られている（例えば、Ｋ　、　Ｎ　ａｋ ａＦｉａｗａ及びＴ　、　Ｋ　ｏｎａｋａ、Ｐｏｌｙｍｅｒ　２７．１９８６年 、１５５３頁及びその中の引用文を参照のこと）、シかしながら、吸収性ポリマ ーの巨視的サンプルのフィブリル化は以前には知られていない。

巨視的ポリマーサンプルの少なくとも部分的なフィブリル化は、例えば、流動し ている分子の分子配向が分子運動の結果として完全なスは部分的なランダム配向 の状態に弱くなることができないような態様で、ポリマー溶融に続く毛管中での 迅速な固体状態への冷却によって実施することができる。

より強力なフィブリル化及びそれゆえにより良好な？！！ｌ緘的特性的特性巨視 的ポリマーサンプルの８！緘的な変形（配向）によって達成することができる。

？通には、そのような機械的な変形は、結晶質構造及び非晶質構造からフィブリ ル状態への強力な分子構造変化が可能である物理的状態で（固体状形で）材料を 延伸することによって又は静水圧押し出しすることによって行なわれる。

例えば射出成形又は押出によって製作されており且つその結晶構造について最初 は主として球晶である吸収性ポリマー材料は、フィブリル化の結果として、最初 に部分的にそして後に完全にフィブリル化構造に変化する。このフィブリル化構 造は延伸又は静水圧押出の方向に強力に配向されている。そのような吸収性材料 は、とりわけ、引き延ばされた結晶質マイクロフィブリル、マイクロフィブリル を連結しているタイ分子及び配向した非晶質領域から成る０部分的にフィブリル 化構造においては、マイクロフィブリル間の非晶質領域は、極端な場合に非晶質 材料がポリマー分子鎖の端部の回りに結晶欠陥としてのみ存在する超配向した材 料中よりも材料のより有意な部分を形成する。フィブリル化度が材料中で増加す る時には、その強度及び弾性率値は非フイブリル化材料の同じ値と比較して多く の場合に増加する。

公知の吸収性複合材料は典型的にはランダムに配向した（非配向の）結合材粗相 （マトリックス）を含み、この結合材粗相は、強力に配向された内部構造を持つ 繊維のような精強要素を相互に結合する。そのような構造は第２図に概括的に示 されており、第２図では、配向された及び非配向の分子鎖又はそれらの一部が細 線で記載されている。その結合相の強度特性はその補強要素の強度特性よりもか なり弱い、それゆえに、補強要素の配向方向での複合材料の強度特性は、その材 料中の′４強要素の量が増加する時に増大する。実際上の困難の結果として、補 強要素の量は複合材料の重量の約７０重量％を越えることができない、それゆえ に、複合材料はより弱いマトリックス材料（これも複合材料の全強度にその一部 として寄与する）も含有するので、補強要素の強度特性は完全には利用すること ができない。

配向及びフィブリル化手段により、吸収性ポリマー、コポリマー及びポリマーア ロイの自己′４強した複合材料を製作するが可能であり、この場合には材料のほ とんど全体が所望の態様で配向されており且つ非晶質相の量は少ない、それゆえ に、これらの材料は配向方向に非常に高い機械的強度特性＋　１０００〜１５０ ０Ｍ　Ｐ　ＩＬもの引張強度及び２０〜５００Ｐａの弾性率を示す、従って、こ れらの強度値は公知の吸収性複合材料の値よりも明らかに良好であり、溶融成形 した吸収性材料の強度値よりも約１０倍も高い。

第３図は、ポリマー繊維のフィブリル化構造中に、そしてまた棒及びチューブの ような巨視的フィブリル化ポリマーサンプルの構造中に見ることのできる次の構 造単位を概括的に示している二非晶質材料（遊離ポリマー鎖、鎖端及び分子折り 目）によって相互に分離されている結晶質ブロック、結晶質ブロックを相互に連 結しているタイ分子（タイ分子の量及び厚さは延伸比λの増加と共に増大する） 及び結晶質ブロック間の可能な結晶質ブリッジ。

タイ分子を配向しそしてそれら自体をブリッジにグループ分けする時の延伸中に ブリッジを形成することができる（Ｃ，Ｌ、Ｃｈｏｙ等、Ｊ　、　Ｐｏ１ｙ＋ｅ 、　Ｓｃｉ、、Ｐｏ１ｙ＋ｍ、　Ｐｈｙｓ、　Ｅｄ、、１９．１９８１年、３３ ５〜３５２頁）。

第１及び３図に示されている配向しフィブリル化した構造はいわゆる天然延伸比 ３〜８で既に発展している。この後に高温で超配向として延伸を続ける時には、 結晶質ブリッジの量は非常に高く増加することができそして極端な場合にはブリ ッジ及び結晶質ブロックは連続結晶質構造を形成する。タイ分子及びブリッジの 効果はしばしば類似しており、それゆえにそれらの相互の正確な区別は必ずしも 可能ではない。

配向及びフィブリル化は数種の方法によって実験的に特徴付けることができる。

Ｘ線回折測定によって測定することのできる配向関数ｆｃは結晶相の分子鎖の配 向を特徴付ける。ｆｃは一般的に既に天然延伸比（λく６）で最高値１を達成す る０球晶構造を持つポリマー材料はｆ　〈〈１を示す。

偏光顕微鏡によって測定することのできる複屈折もまた、分子鎖の分子配向を記 載する量である。一般的に、それは天然延伸比（λく６）で強力に成長し、その 後超延伸の間はより緩やかであり、そのことは、結晶相の分子鎖が天然延伸比で 延伸方向に中に配向されそして非晶質相中の分子の配向がより高い延伸比、で更 に続くことを示している（Ｃ，Ｌ、Ｃｈｏｙ等、Ｐｏｌｙｍ、　Ｅｎｇ、　Ｓｅ ｉ、、２３．１９８３年、９１０〜９２２頁）。

フィブリル化構造の形成は、フィブリル化した材料を光学顕微鏡及び／又は電子 顕微鏡によって研究することによって多くの場合に例示的に示すことができる（ Ｔ、Ｋｏｎａｋａ等、Ｐｏｌｙｍｅｒ、　２６．１９８５年、４６２頁を参照の こと）、マイクロフィブリルからなる単一のフィブリルでさえも、フィブリル化 した構造で取った走査電子顕微鏡図中に明確に見ることができる。

第１表は１本発明の吸収性材料及び器具を製作するのに適用できる幾らかの公知 の吸収性ポリマー３示している。有効なフィブリル化の前提条件は、しかしなが ら、ポリマーが部分的結晶状態で存在することである。それゆえに、そのような ポリマーの物理的構造（例えば、形状状態）の故に結晶性ではないそのようなポ リマーは有効にフィブリル化することができない。

第　１　表　吸収性ポリマー ボ１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）Ｃ） 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） ＰＬＡのコポリマー： ラクチド／テトラメチルグリコリドツボ　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ベブチド ＰＬＡ／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）−（Ｐ）（ＢＡ）ＰＨＢＡ／β−ヒドロキシバ レレートコポリマー（ＰＨＢ、Ａ／ＨＶＡ） ポリ−β−ヒドロキシプロピオネート（Ｐ）（ＰＡ）ポリ−ｐ−ジオキサノン（ ＰＤＳ） 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） ポリペプチド ポリ−β−リンゴ酸（ＰＭＬＡ） ボ１−−アルカン Ｉ　ＶＡ’　ｓ　Ｂｅ１ｊｅｒ　Ｓ）＋ＩＩ＋ｐｏｓｉｕｍ″Ｂ　ｉｏｍａｔｅ ｒｉａｌｓ　ａｎｄＢｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ”　、スエーデン国スト ックホルム、１９８７年８月２５〜２６日のＰ、Ｔｉ５ｒ＋＋１ｌｉｉ、Ｓ　、 Ｖａｉｎｉｏｎｐｉｉｉ及びＰ。

］’％ｏｋｋａｎｅｎの雑文を参照のこと。

少なくとも部分的にフィブリル化し且つ特に超配向した吸収性のポリマー材料は 配向した自己補強の吸収性複合材料の特に有益な特殊な場合であり、この場合に は配向した補強要素（結晶質ブロック、タイ分子及び結晶質ブリッジ）が機械的 変形の間に生成し且つ／又はグループ化し、またこの場合に上記した構造単位を 結合する相はとりわけ次の構造要素で生成される二非晶質相、結晶質ブロック間 の界面及び結晶質ブリッジ間の界面、ｔｓ構造要素あるマイクロフィブリルもま た典型的には、変形方向に強力に配向される。

本発明の吸収性で、部分的にフィブリル化したインブラント材料及び骨接合器具 は公知の吸収性インブラント材料及び器具から幾つかの予想外の！ｒ！＝様で異 なっている０本発明の材料及び器具は強力な配向及び少なくとも部分的にフィブ リル化した構造の結果として優秀な引張強度特性、曲げ強度特性、剪断強度特性 及び弾性率特性を持つ、このことは整形外科学及び外傷学に従来公知のものより も薄くて小さい棒、板、わじ、釘及びクランプ等を適用することを可能にする。

このことは手術外傷及びインブラントによって生きている組織に引き起こされる 異物負荷を有益に減少させる。更に、その優秀な機械的強度特性及び弾性率特性 は本発明の材料、インブラント及び器具を長骨骨折、骨切り術及び関節固定術の 必要な固定手術にも適用することを可能にする０本発明のインブラントは加水分 解条件中でその機械的特性を公知の材料で製作した等しい大きさのインブラント よりも長く維持することが予想外に見いだされた。このこともまた本発明の材料 及び器具を、公知の材料及びインブラントは適用することのできないそのように 緩く回復する骨折、骨切り術及び関節固定術の始原に適用することを可能にする 。

本発明の少なくとも部分的にフィブリル化した棒、チューブ、板等のプロフィー ルは、フィンランド特許第６９４０２号及び第６９４０３号の発明に記載されて いる方法によってそのままで固定器具として適用することができ、又はその材料 は、ねじ、鱗のような被覆を持つ棒及びその他のプロフィールの構造及びクラン プ又はその他の曲がった構造のような異なる種類の固定器具に成形することがで きる。何故ならば、本発明においては、配向した吸収性材料がフィブリル化した 構造を解放することなしで高温で機械的に熱間加工することができることも予想 外に見いだされたからである。このことは、例えば、本発明の少なくとも部分的 にフィブリル化した棒の特に強力で且つタフなわじの製作を可能にする。

フィブリル化した吸収性材料は、材料の加工をより容易にする（例えば、安定剤 、酸化防止剤又は可塑剤）又はその特性を変化させる（例えば、可塑剤又は粉末 状セラミック材料）又はその取り扱いをより容易にする（例えば、着色剤）異な る種類の添加剤又は補助材料を追加含有することができる。

本発明の竪くて強力な吸収性固定材料は、例えば円筒状の引き延ばされた射出成 形型中にフィブリル化した棒を詰め、次いで適した吸収性のマトリックスポリマ ー溶融物をその型中に射出してその型に充満させることによって、より大きな固 定器具の製作にも補強要素として棒、板又はその他のプロフィールの形態で適用 することができる。射出を引き延ばされた型の一端から実施する時には、その射 出した溶融物は吸収性補強要素の方向に流れる。

マトリックス材料（ポリマー溶融物）が流動して迅速に固化する時には、それは 補強要素の方向に有益な配向を形成する。

本発明の堅くて強力な固定棒又は板は堅いネット様の及び板様の構造を構成する のにも用いることができ、それはそれらの機械的特性を有機紡績繊維で製作した ネットよりもより金属的なネットに類似させることができる。第４図は堅くて強 力な吸収性の棒で構成した幾つかのタイプのネット構造を概括的に示している。

明確にするために棒の一部は白として描かれており、また一部は黒として描かれ ている。そのようなネットは、例えば、折れた骨の複雑骨折部分を相互に結合さ せそして折れた骨の部分の回りにネットを曲げてそれを支持しそしてネットを例 えば吸収性シュート又はクランプで固定することによって複雑骨折の治療にその ままで適用することができる０本発明のそのようなネットは、例えば、湾曲した 板、シュート又はボックス様等の相当する構造に熱間プレスすることによっても 製作することができ、それは、骨組織中の欠陥（穴、空洞、嚢胞等）がヒドロキ シアパタイト又は燐酸三カルシウムのような共存性のセラミック粉末で充填され そしてまた湾曲したネットがその欠陥に固定されてセラミック粒子を不動にし且 つその欠陥からのセラミック粒子の移動を防止するような５様で骨等の再生に適 用することができる０本発明のそのようなネットは堅いので、それらはこの点で は、吸収性の繊維で製作した公知の可撓性ネットよりも有意に有効な固定材とし て機能する。

第５図は、吸収性の棒で製作されており且つ例えば熱間ブレスによってシュート の形態に曲げられている本発明のネット構造を概括的示している。そのようなシ ュートは特に有益にはセラミック材料と共に次の方法で歯槽隆起の骨組織の増加 に適用することができる。最初に骨膜下のトンネルを歯肉組織の下で歯槽隆起の 表面上に外科的に作る。吸収性のチューブを、シュートの凸表面が歯肉組織に向 けられそしてシュートの両側面の地面が歯槽隆起の上に置かれるような方式でそ のトンネル内に押し入れる。この状態は下顎骨の右側に行なわれる手術の場合に ついて第６図に概括的に記載されている。シュートの設置の後にそれに骨グラフ トセラミック粉末を充填しそしてその後手術の切り口を閉じることができる。必 要ならば、同一の歯槽隆起の上に幾つかのシュートを次々と配置することが可能 である。そのようなシュートはその下に詰められているセラミック粉末の移動を 防止する。同時に、骨及び結合組織の細胞は歯槽隆起の骨組織から及び回りの軟 質組織からセラミック粉末を歯槽隆起の骨組織の少なくとも一部に固定すること によつてセラミック粉末中に成長する。吸収性のシュートは同時に又は後に吸収 される。セラミック粉末及び片は（骨グラフト材料として）多数のその他の方法 で骨組織の増加及び再生に通用することもできる。

組織共存性であり且つ／又は骨組織と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（バイオセラミックス）は例えば燐酸カルシウム：デ 二ラバタイト（Ｄｔｒｒａｐａｔｊ　ｔｅ）、カルシタイト（Ｃａｌｃｉｔｉｔ ｅ）　％アルベオグラフ（Ａｌｖｅｏｇｒａｆ）及びノく一マグラフト（Ｐｅｒ ｍａｇｒａｆ　ｔ）のような商品名の、ヒドロキシアノくタイト、ＨＡ、　Ｃａ ＋ａ（ＰＯａ）ｂ（ＯＨ）ｚ　（Ｒ，Ｅ、Ｌｅｕｄｅｍａｎｎ等、５ｅｃｏｎｄ 　Ｔｄｏｒ！］　Ｃｏｎｇｒｅｓｓ　ｏｎ　Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ　（ＳＷ ＣＢ）、ワシントン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 ト（Ｓｙｎｔｈｏｇｒａｆｔ）及び燐酸二カルシウム（ＤＣＰ）　；燐酸カルシ ウムマグネシウム、β−ＴＣＭＰ（Ａ−Ｒｕｇｇｅｒｉ等、Ｅｕｒｏｐ、　Ｃｏ ｎｇｒ、　ｏｎ　Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ（ＥＣＢ）、イタゝノー国ポローニ ヤ、１９８６年、アブストラクト、８６頁）、）！ＡとＴＣＰとの混合物（Ｅ、 　Ｇｒｕｅｎｄｅｌ等、ＥＣＢ　、イタリー国ボローニヤ、１９８６年、アブス トラクト、５頁、３２頁）；酸化アルミニウムセラミックス；　５ｉ０２−Ｃａ ＯＮ８２０−Ｐ２０ｓのようなバイオガラス、例えばノくイオグラス（Ｂｉｏｇ ｌａｓｓ）　４５Ｓ　（構造：　Ｓｉｇｈ　４３重量％、ＣａＯ２４，５％、Ｎ ａｎｏ　２４．５％及びＰ２Ｏ５６％（Ｃ，Ｓ、Ｋｕｃｈｅｒｊａ等、５ＷＢＣ ，ワシントンＤ、Ｃ，，１９８４年、２１４頁）及びアパタイトをもつガラスセ ラミック、例えば？Ｉｇ０４．６重量％、Ｃａ０４４．９％、５ｉｆｔ　３４． ２％、Ｐｒｏｓ　１６．３％及びＣａＦｏ、５％（丁、　Ｋｏｋｕｂｏ等、５Ｗ ＢＣ，ワシントンＤ、Ｃ，，１９８４年、３５１頁）及び炭酸カルシウム（Ｆ、 ５Ｏｕｙｒｉｓ等、ＥＢＣ、イクリー国ポローニヤ、１９８６年、アブストラク ト、４１頁）である。

上記のセラミック材料を接合骨グラフトとして適用することは、それらを例えば 多孔質且つ濃密粉末材料として及び多孔質且つ濃密の巨視的サンプルとしての両 方で、細グラフトとして用いることによって種々の手段によって研究されてきて いる。またセラミック粉末・ポリマ７複合材料はこの手段で研究されてきている （例えば、Ｋ−Ｂｏｎｆｉｅｌｄ等、Ｓｌ？ＢＣ，ワシントンｎ、ｃ、、１９８ ４年、７７頁）。

本発明の吸収性の強力で堅い材料は多孔質バイオセラミックスを生体複合材料に 組み合わせる多数の種々の方式で適用することができる。そのような複合材料の 機械的特性、特に耐衝撃強度、曲げ強度及び剪断強度は多孔質バイオセラミック スの対応する特性よりもかなり良好である。フィンランド特許出願第８６３５７ ３号の発明は吸収性ポリマー材料及びバイオセラミックスを組み合せるための幾 つかの可能性を記載している。これらの原理は、本発明の材料をバイオセラミッ クスとの組み合セで用いる時にも適用することができる。

本発明を以下の実施例によって例示する。

実施例１ ポリーＬ−ラクチド（Ｐ　Ｌ　ＬＡ）　（Ｍｕ−６００，０００）を直径（φ） ４ｍの円筒棒に射出成形した。この棒を延伸比λ−７で室温からＴｍ−４０℃ま での温度（Ｔｍ−ポリマーの溶融点）で延伸した。

この延伸した棒のフィブリル化構造を顕微鏡で観察した。棒の一部を延伸比λ＝ １２（超配向）で更に延伸した。参考試料はフィンランド特許出願第８５１８２ ８号記載の方法で製造したＰＬＬＡ繊維（引張強度８００ＭＰａ、φ＝１５μｍ ）の焼結した自己補強棒であった。

射出成形し、フィブリル化し、焼結した自己補強棒に関し、引張強度、弾性率、 剪断強度、等の強度を測定した。測定の結果を第１表に示す。

第１表　ＰＬＬＡ棒の強度特性 １、！を出成形　４　８０　５．５　７０第１表は、本発明のフィブリル化吸収 性棒の強度特性が既知の吸収性材料の強度特性より明らかに優れていることを示 している。

実施例２ 親指の基部指骨の関節を固定するため実施例１の吸収性棒（長さ２５＋ａｍ）を 、双方の接合面を除去し、むきｌしの骨表面を一時的に相互に関節面に対しクラ ンプで接合し、関節面を通る２本のきり孔をあけ、このきり孔に吸収性固定棒を 挿入することにより利用した。２０人の愚者を手術した。関節固定面の平均領域 は約１７０ｍ”であった、２本のフィブリル化棒阻２を用いた場合計算剪断荷重 支持力はｌ１００Ｎであった。関節固定面に対するきり孔（手術外傷を示す）の 割合は、１．８％であった。Ｎα３のフイプリル化棒の対応する値は、それぞれ １０６ＯＮと１．３％であり、焼結棒Ｎα４に関しては９２ＯＮと２．１％であ りだ。従って、フィブリル化棒は焼結棒より強度の固定を提供する。またフィブ リル化棒の場合は手術外傷はより小さかった。射出成形棒は他の材料よりも明ら かに大きな手術外傷を生ずるため、固定には利用しなかった。

実施例３ 下記の吸収性ポリマーから棒（φ−３，２ａｏｎ　）を射出成形により製造した 。ポリグリコリド（Ｐ　Ｇ　Ａ　）　（？Ｉｗ＝１００．０ＯＯ）、グリコリド ／ラクチド　コポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＡ、モル比８７／１３、？１ｗ＝１２０ ．０００）、ポリ−β−ヒドロキシブチレート（ＰＨＢＡ）（Ｍｗ　−５００， ０００）、ポリ−ｐ−ジオキサノン（Ｐ　Ｄ　Ｓ　）　（Ｆ′Ｉｗ−３００，０ ００）。

偏光顕微鏡及び走査電子顕＠鏡で見ると、この棒が清い表層を除き、球晶状の結 晶構造を有することがわかった。棒の材料の溶融点（Ｔｍ）を微分走査熱量計（ ＤＳＣ）により測定し、下記の価を得た。Ｔｍ：ＰＧＡ（２２５°Ｃ）　、ＰＧ Ａ／ＰＬＡ　（１８０’Ｃ）　、ＰＨＢＡ　（１７５°Ｃ）　、ＰＤＳ　（１１ ０’Ｃ）、ｉの引張強度はＰ　ＧＡ　（６０ｉＰａ）、ＰＧＡ／ＰＬＡ　（５０ ＭＰａ）、ＰＨＢＡ　（３０ＭＰａ）、Ｐ　Ｄ　Ｓ　（４０ＭＰａ）であった、 この棒を室温からＴｍ−１０゛Ｃの温度で延伸比λ−８−１６に延伸することに よりフィブリル化した。延伸棒の直径は０．８−乃至１．１　ｒｔｍであった。

フィブリル化棒の引張強度はＰ　ＧＡ　（６００！ＩＰａ）、ＰＧＡ／ＰＬＡ　 （５５０ＭＰａ）、ＰＨＢＡ　（４００ＭＰａ））　、ＰＤ’Ｓ　（３００１１ Ｐａ）であった。

実施例４ ５０はの長さの実施例３のフィブリル化したＰＧＡ棒と自己補強した焼結棒（φ ＝　１．１　ｍｍ、商品名ＤＥＸＯＮ　サイズ３−〇のＰＧＡ縫合糸で製造した もの）を蒸留水で５週間及び７週間３７°Ｃで加水分解した。フィブリル化（ｒ ＞’ｈび焼結しくｓ）た棒の剪断荷重支持力は製造後ｆは５７ＯＮ、、Ｓは３０ ＯＮであった。

５週間の加水分解後の対応する価はｆ　１６ＯＮでありｓ　３ＯＮであった。７ 週間の加水分解後、焼結した棒はその剪断荷重支持力を既に消失していたがフィ ブリル化した棒は依然として７５Ｎの剪断荷重支持力を示した。

実施例５ 実施例３のフィブリル化したＰＧＡ棒（長さ５０−１φ＝１．１購）を型内で曲 げ温度１８０°Ｃで曲げ、第７ａ図に概略的に示すクランプを得た。対応する自 己補強クランプをフィンランド特許出願第８５１８２８号の方法に従って高温、 高圧でクランプ型内で焼結することによＱＰＧＡ縫合系（商品名ＤＥＸＯＮ、サ イズ３−０）から製造した。フィブリル化し焼結したクランプの引張荷重支持力 を、引張試験機の引張ジタウ内の孔にクランプの長さ１０腫のアームを固定し第 ７ｂ図に従ってクランプを引張ることにより測定した。クランプはアームの基部 から第７ｂ図のように破損した。

本発明のフィブリル化したクランプは３０ＯＮの平均引張荷重支持力を示し、焼 結したクランプの対応する値は１２ＯＮであった。

実施例６ 実施例１のフィブリル化したＰＬＬＡ棒Ｎα棒金α４状のキャビティを有する型 内で〕６０°Ｃの温度で圧縮成形して、芯の厚さ１゜１肝、ねし山の高さ０．５ 　ｍｍ、ねじ山間の距離０．８−の長さ３〇−の吸収性ねじを得た。このねじの 引張荷重支持力は３０ＯＮであった。ＰＬＬＡから射出成形により製造した対応 するねじの引張荷重支持力は８ＯＮであり、実施例１のＰＬＬＡ繊維で製造した 自己補強した焼結棒の引張荷重支持力は１５ＯＮであった。

実施例７ 実施例１のフィブリル化したＰＬＬＡ棒Ｎα３（長さ６０隠、≠１．２ｍｍ）を ＰＤＬＬＡの５％アセトン溶液に浸漬し、溶剤を蒸発させることによりＰ　Ｄ　 Ｌ　Ｌ　Ａ　（Ｍｗ−１００，０００）で被覆した。この作業を何度も繰り返し 、棒は最後に４０ｗ％のＰＤＬＬＡを得た。

被覆した棒を円筒状型（長さ６０ｍ１，６４．５ｍｍ）内で１６０″Ｃの１′ｌ Ｐａ、曲げ弾性率１４ＭＰａを示した。

実施例８ 第８ａ図及び第８ｂ図（第８ａ図の横断面Ａ−Ａでとつだ断面図）に概略的に示 す縦長の溝を外表面に含む多孔質ヒドロキシアパタイト（ＨＡ−）棒（開放孔多 孔度約５０％、φ４−２長さ６０は）と、本発明の吸収性補強材料を利用して生 体複合材料の棒（髄内釘）を製造した。用いた補強要素材料は実施例１のフィブ リル化したＰＬＬＡ棒（長さ６０鵬、φ１．Ｏｍ＋ｏ）であった、更に、ＰＤＬ ＬＡで被覆したＰＬＬＡ繊維の束（厚さ約０，１蕊のややねじった繊維束であり 、１本の繊維の直径１５μｍ、引張強度８００ＭＰａ）を下記のように使用した 。ＰＤＬＬＡの５％（ｗ／ｖ）アセトン溶液（Ｍｗ＝１００．０００）をＨＡ− 棒の溝に散布し、同じ溶液中に浸漬したフィブリル化した吸収性棒をこれらの溝 内に圧入した。アセトンが蒸発すると棒は溝に固着した。フィブリル化したＰＬ ＬＡ棒を溝内に埋め込んだＨＡ−棒はフィラメントＳきつけ法によりＰＬＬＡ繊 維東繊維ＤＬＬＡで被覆した）で被覆された。

フィラメント巻きつけは１５０°Ｃの温度で実施され、ＨＡ−棒は数層の繊維束 層で異なる方向に被覆されたので繊維束の層は最大０、４　ｒｍの厚みとなった 。フィラメント巻きつけは繊維束の間に繊維の無い棒表面の領域が残るようにし て行なった。ＨＡ−棒のこれら非被ｒｇｔ領域は、生体複合材料表面に第８ｃ図 に概略的に示すように見られる。棒の吸収性補強被覆は円筒状型（φ５．　Ｏａ ｍ　）内で滑らかに押圧された。これらの生体複合材料は曲げ強度１４０ＭＰａ を示した。一方単なるＨＡ−棒の曲げ強度は１２ＭＰａであった。

上記の生体複合材料の欅を兎の大たい骨の骨切り術の固定に下記の方法で応用し た。大たい骨の根元から約１印の兎の大たい骨のむき出しの基部に対しダイアモ ンド鋸で骨切りを行なった。骨切り部をクランプで固定した。大たい骨の髄内溝 中に垂直に転子を通してきり穴（φ５鵬）をあけた、生体複合材料の棒をこのき り穴に挿入し、棒の上端が骨の表面の高さに位置するようにした。

クランプを取り除き、柔らかい組織を吸収性の縫合糸で閉じた。

動物はかごに戻され、麻酔が覚めると彼らは即座に自由に動くことができた。２ ０匹の実験動物を使用した。６ケ月の追跡時間の後、すべての骨切り部は治癒し でいた。骨−生体複合材料の組織検査の結果、大たい骨の骨から骨のＭｉ織がＨ Ａ−棒の開孔内に成長して侵入していた。

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Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. １．吸収性のポリマー、コポリマー又はポリマー混合物で製作されており且つ骨 折、骨切り術、関節固定術又は関節損傷の固定材料又はそれらの要素として及び 骨組織の再生材料又は増加材料又はそれらの要素として用いることができる外科 用材料及び器具において、上記の材料及び器具又はそれらの要素が少なくとも部 分的にフィブリル化した構造単位を含有していることを特徴とする外科用材料及 び器具。
2. ２．少なくとも部分的に超配向した構造単位を含有していることを特徴とする請 求の範囲第１項記載の外科用材料及び器具及びそれらの要素。
3. ３．少なくとも２００ＭＰａの剪断強度値及び少なくとも４ＧＰａの剪断弾性率 値を示すことを特徴とする請求の範囲第１又は２項記載の外科用材料及び器具又 はそれらの要素。
4. ４．少なくとも２００ＭＰａの曲げ強度値及び少なくとも４ＧＰａの曲げ弾性率 値を示すことを特徴とする請求の範囲第１又は２項記載の外科用材料及び器具又 はそれらの要素。
5. ５．ネット様構造に構成されていることを特徴とする請求の範囲第１〜４項に記 載の外科用材料及び器具又はそれらの要素。
6. ６．ネット様構造が湾曲ネット及びシュートのような成形片に成形されているこ とを特徴とする請求の範囲第５項記載の外科用材料及び器具又はそれらの要素。
7. ７．請求の範囲第１〜６項記載の外科用材料及び器具又はそれらの要素を棒、板 、ねじ、髄内釘及びクランプのような成形片として及び板又はシュートのような 骨組織の更生材料及び増加材料又は器具として骨折、骨切り術、関節固定術又は 関節損傷の固定に、又骨組織の再生又は増加に使用すること。