JPH03505537A - 自己強化型外科手術用材料及び器具 - 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】 自己強化型外科手術用材料及び器具 外科手術においては、少くとも部分的には吸収可能なポリマーおよび／もしくは 強化材を含んでいる複合ポリマーから出来ているインブラント（体内埋め込み物 ）あるいはその部品や部分を用いて、折れた骨の固定、切骨、関節固定、関節損 傷、朧および靭帯の損傷等の治療を行うことが知られている。これらインブラン トは例えばさお、ねじ、仮、骨髄内のくぎやかすがい等であり、材料技術や医学 の専門書に記述されている。

米国特許第３６２０２１８号、Ｅ、シュミットおよびＲ，ボリスティーナ発明の 「ポリグリコール酸からなる円筒形の補綴器具」および米国特許第３７３９７３ ３号、Ｅ、シュミ７）およびＲ。

ポリスティーナ発明の「ポリグリコール酸による補綴器具」はポリグリコール酸 から作られたさお、ねじ、板および円筒などのインブラントにつき述べている。

米国特許第４０５２９８８号、Ｎ、ドディ、Ｃ，ヴアースフエルトおよびり、ヴ アソサーマン発明の「ポリジオキサノン等の合成吸収可能外科手術用器具」はポ リジオキサノンにより作られた吸収可能な縫合用糸その他の外科手術用器具を記 述している。

米国特許第４２７９２４９号、Ｍ、パート、Ｆ、シャボー、Ｊ。

レレイおよびＰ、クリスチル発明の「新しい補綴材、その製造と応用」は、ポリ ラクチドもしくは多くのラクチド単位を含有するコポリマーから作られた管台成 用の器具を記述している。このマトリックス状のものはポリグリコリドあるいは 主としてグリコール酸単位を含むコポリマーから作られた強化材により強化れて いる。

ＤＥ２９４７９８５Ａ、１、Ｓ、ベリヒ、Ａ、タヴイドフ、Ｇ。

クロモフ、Ａ、モセンスキー、■、モフソビソク、Ｇ、ロートバーブ、Ｇ、ボス フレセンスキー、Ｇ、バージンおよびＶ、モスクヴイティン、”　　Ｂｉｏｄｅ ｓｔｒｕｋｔｉｖｅｒ　５ｔｏｆｆ　ｆｒｒ　Ｖｅｒｂｉｎｄｕｎｇｓ　−ｅｌ ｅｍｅｎｔｅ　ｆａｒ　Ｋｎｏｃｈｅｎｇｅｗｅｂｅ　　”は少なくとも部分的 には分解可能な複合物で、例えばメチルメタクリレートとＮ−ビニルピロリドン のコポリマーで、ポリアミド繊維もしくはオキシセルロース繊維により強化され ているものから成る物質を記述している。

米国特許第４２４３７７５号、Ｍ、ローゼンザフトおよびＲ。

ウェッブ発明の「合成ポリエステルの外科手術器材」は、グリコール酸とトリメ チレン・カーボネイトのコポリマーから作られた外科手術用器材を記述している 。

ソング、■、ストラオヒラーおよびＡ、ワイス発明の「生物的吸収性の複合組織 による骨格」は、外科手術用器材の製造に適した、生物的吸収性のポリマーと炭 素繊維の複合物を記述している。

米国特許第４３４３９３１号、Ｔ、バローズ発明の「ポリエステル化アミド製の 合成吸収性器具」は、外科手術用のインブラントの製造に通した吸収性のポリエ ステル化アミドを記述している。

ＥＰＯ特許出願第０１４６３９８号、Ｒ，ダンおよびＲ，キャスバー発明の「生 物分解性の補綴材およびその製品の製造法」は、生物分解性の補綴材、すなわち 生物分解性のセラミック繊維で補強された生物分解性のポリマーのマトリックス の製造方法を記述している。

Ｗｏ、８６１００５３３、Ｊ、ｌｚ−スシーグ、Ａ、ベニングス、Ｒ，ヴエスお よびＨ，ヤンセンによる「骨のインブラント」は、骨組織の再生手術用インブラ ントの材料を記述している。この材料は生物分解性の多孔性ポリマー素材および 生物分解性あるいは生物安定性の繊維から形成されている。

Ｄ、タンクの第９回生物素材学会年次総会（アラバマ、バーミンガム、４月２７ 〜５月１日、１９８３）での発表「体内での骨の固定化用高強度吸収性ポリマー 」の１７頁には、高強度の吸収性ポリラクチドで初期の引張り強度が約５０〜６ ０ＭＰａのものが記述されている。この素材は初期の強度をインブラント後８〜 １２週間後にも有意な程度に保持する。この素材は、生きている組織中で完全に 吸収される体内用骨固定器材を作るさいの基本的な材料として応用するのに適し ていると考えられる。

Ｄ、タンク、Ｍ、ロホフスキー、Ｗ、レーマン、Ａ、ストログウォーターおよび Ｆ、クマーのＯＲ３第３１回年次会議（ネバタ州、ラスベガス、１９８５年１月 ２１〜２４日）での発表「体内で吸収される骨固定化周器材の評価」の１６５頁 には、高強度で完全に吸収されるポリラクチド（初期強度：　５７．　ＩＭＰａ 　）を記述している。これは犬の撓骨の切骨時の固定用板およびねじに使用され た。

Ｄ、タンク、Ｍ、ロホフスキー、Ｊ、ザドワドスキー、Ｊ、スピーカーおよびＥ 、ストラウスの生物素材学会第１２回年次総会（米国ミネソタ州ミネアボリスー セント・ボール、１９８６年５月２９日〜６月１日）での発表「扶出性骨折にお ける体内吸収性スクリューの評価」の１６８頁には、高強度のポリラクチド製の スクリューを扶出性骨折の固定化に使用することの記述がある。

（犬の踵骨の切骨） 米国特許第４７７６３２９号、Ｒ，）レハーン発明の「再吸収性の圧縮スクリュ ーとその方法」は非吸収性の圧縮部品とスクリューからなる圧縮スクリュー器機 を記述している。少くともそのスクリューの頭部は、組織の液と接触すると再吸 収する素材からできている。

強化型の吸収性固定化器具は非強化型の吸収性固定化器具より有意に高い強度を 有している。米国特許第４７４３２５７号、Ｐ。

トルマラ、Ｐ、ロッカネン、Ｊ、ライホー、Ｍ２タミンマキおよびＳ、ヴアイニ オンバ発明の「管台成用器材の素材」は強化型の外科手術用複合素材を記述して いる。この素材は、吸収性の強化材により強化された吸収性のポリマーもしくは コポリマーからなるものであるが、その強化材も素材のマトリックスと同じ化学 的要素の構成を存するというものである。

Ｆ１特許出願第８７０１１１号、Ｐ、　　ｌ−ルマラ、Ｐ、ロフカネン、Ｓ、ヴ アイニオンバ、Ｊ、ライホー、ｖ−ｐ、ヘボネンおよびＴ、ポーヨネン発明の［ 外科手術用素材及び器具」は、少くとも部分的には小繊維を有する吸収性の素材 から作られた強化型外科手術用骨折固定化器具を記述している。

Ｔ、ボーヨネン、Ｐ、）ルマラ、Ｊ、ミツコラ、Ｊ、ライホー、Ｐ、ヘルビルタ 、Ｈ，レーデ、Ｓ、ヴアイニオンバおよびＰ、ロソカネンのＰＩＭＳ第６回第６ 余 会議場、１９８９年４月１２〜１４日）での発表「骨折固定化用の完全に生物分 解性のポリマーロッド（さお）の機械的性能に関する研究」によれば、（Ｐ３４ ／１〜３４／６）、強化型の吸収性外科手術用素材は優秀な強度性能を有してい る９例えばＳＲ−ポリグリコリドは曲げ強度が４１５ＭＰａであり、ＳＲ−ポリ ラクチドの場合は３００ＭＰａであった。

またり、タンクとＪ．セダフのアメリカ化学学会の第１９６回会議（カルフォル ニア、ロスアンゼルス、１９８８年９月２５日〜３０日）の論文要約集中の発表 ［超高強度の吸収性ポリラクチドの開発」３８３〜３８７頁によれば、小繊維を 有するＳＲ−ポリラクチドの高い引っ張り強さく３００ＭＰａ）が測定されてい る。

Ｅ、パーチオ、０．ベストマン、ｓ、ヴアイニオンバ、Ｈ，ベチアラ、Ｅ、ビル ヘルサロ、Ｋ、ビトーネン、Ｐ、）ルマラおよびＰ、ロソカネンのＡｃｔａ　０ ｒｔｈｏｐ　５ｃａｎｄ、、　　１９８８年５９（５）号での発表「ガン性骨折 の生物分解性スクリュー（ねじ）による治療」の１８頁では、強化型の吸収性ス クリューによるガン性折骨の固定化につき記述がある。このスクリューの頂部は 平らになっており、その頭部にスクリューを骨の中に開けられた穴に押し入れる ためのねし廻しの先端が入るみぞが作られる。

既知の強化型吸収性外科手術用複合材料は良い機械的強度についての性能を有し ているが、この機械強度の性能が全熱等方性でないという欠点をも有している。

既知の強化型吸収性複合材料は、例えば焼結技術や小繊維化（打ち伸ばし）技術 により作られているため、平行方向に強化されており、これが原因となって、強 化材間の結合力は、マトリックスの強さおよびマトリックスと強化材間の境界面 の強さにより決定されることになる。平行方向での強化とは、繊維、糸、小繊維 あるいはそれらの束がマトリックス中で平行な構造を作ることを意味している。

典型的な例では、強化材の引っ張り強さは数百あるいは数千ＭＰａのオーダーに もなるが、マトリックス内の強さやマトリックスと強化材の境界面の強さは１０ 〜１００ＭＰａ程度であるにすぎない。

この構造的非等方性の結果として、強化型の吸収性複合材料の破損は比較的間車 におこる。これは外部がらのカが強化材が担持できないような方向から加えられ ることによりインブラントに影響が及び、平行な強化材の層の間もしくは強化材 自身の間ではがれ現象がおきることによる。したがって、はがれ現象とは複合材 料が強化材同志の間でマトリックスにそって折れるが、あるいはマトリックスと 強化材の境界面にそって折れるかのいずれかを意味する。

本発明において我々が予期せず発見したことは、このような強化型の吸収性外科 手術用材料、インブラント（器具）もしくはその部品および／もしくは部分にお いては、インブラントを貫く軸のまわりに強化材が少くとも部分的には巻きつけ である場合には、はがれ現象による破損は全くなくなるが、あるいは少くとも既 知の強化型吸収性材料やインブラントの折れぐあいに比較すると有意に減少する ことである。

本発明は強化型の吸収性外科手術用材料および／もしくはインブラントおよび／ もしくはそれらの部品および／もしくは部分で、生きた組織もしくはその表面に 埋め込むことができるものである。

埋め込む目的は例えば組織の損傷の修復、Ｍｉ織あるいはその一部同志の結合、 組織あるいはその一部を高めること、組織あるいはその一部を相互および／もし くはその環境から切り離すこと、あるいは組織同志もしくはその一部との間およ び／もしくは組織から外へ、もしくは外から組織中に至る材質を形成することな どである。このような事例においてこの強化型材料および／もしくはインブラン トあるいはその部品および／、もしくは部分は、その強化材がインブラントを貫 く軸の少くとも一部に巻きつけられていることを特徴とする。

強化材とは特定の方向にそろえられた分子のチェーン、分子のチェーンのグルー プもしくはその部品、方向がそろった結晶状の薄層もしくは球晶、小繊維もしく はその部分、あるいはこれらに形態学上対応する構造の材料である。さらに繊維 、フィラメント、フィルムファイバー、糸、組みひも、不織物、ネントワーク、 メツシュ、ニットあるいは織物等も使用しうる。

強化材は本発明の物質中では一定のまっすぐなプラナ−構造にはなっていないた め、発明物質中のはがれ現象は、インブラントを貫く軸のどの方向に強化材が巻 かれているかにより、少くとも部分的には減少するか、および／もしくは部分的 あるいは完全になくなる。この結果、本発明の物質では、既知の強化型吸収性物 質やインブラントよりも高度の等方性強度性能がみられる。このため、本発明の インブラントは、操作するのに信鯨性が高く、また既知のインブラントより多く の方向での応用が可能となる。

特に有利な応用例では、本発明のインブラント、その部品や部分は少くとも一つ の穴、くぼみもしくは空洞を有しており、そのまわりに強化材が少くとも部分的 に巻きつけられている。このようなインブラントは、既知のものに比べていくつ かの利点がある。

インブラントに穴、くぼみ、空洞などがあれば、そのインブラントの質量は、そ うでないインブラントより小さい、これは前者の場合には、患者の組織中に入る 異物の量が少くてすむという利点があることを意味する。さらに穴、くぼみ、あ るいは空洞があればインブラントの表面積は増加することになり、生きた組織中 での加水分解が加速される。インブラント中のくぼみは、インブラント自体を組 織中に送り込むさいに、例えばなんらかの器具を用いることが便利になることも ある。加えて金属のさお（ロッド）、ワイヤーなどを穴、くぼみもしくは空洞に さし込めば、手術中にインブラントが組織中の正確にはどこにあるかを知るため のＸ線のポジティブな探査針になる。本発明の強化型吸収性のスクリュー（ねじ ）中の長い穴もしくは空洞は、このねじを埋めこむさいのねじ廻しのソケットと しても使える。すなわちねじ廻しの先端をその穴にさし込むことにより、ねじ廻 しのトルクの力がねじの軸にそって分割されることになる。らせん方向にトルク の力がかかっても、このねじは既知の平行方向での繊維により強化されたねじや 、あるいは非強化型のねじに比べて明らかに抵抗力が強い。

これはトルクの力は巻きつけられている強化材には引っ張り力として伝えられる が、その強化材の引っ張り強度は非常に高いからである。既知の非強化型および 強化型のねじではトルクの力はねじにとっては剪断力として伝わる。

本発明のインブラントの有利な具体化の一例は骨髄内のくぎである。このくぎは 少くとも部分的には空洞であり、長い軸の少くとも一部のまわりに強化材が巻き つけられている。このような骨髄内のくぎの断面の形は円、長円形、三角形、四 角形、多角形、四つ葉のクローバ−の形、腎臓形等々である。図１に骨髄内くぎ の断面図の典型的な例を示す。本発明の骨髄内くぎには図１に示したもの以外の 断面を持つものが有りうろことは言うまでもない。

発明の有利な具体例の一つでは、骨髄内のくぎの表面に少くとも１つの長いみぞ もしくは穴がある。これはくぎの表面を内側に折るか、あるいは表面を部分的に 割るか、もしくはインブラントの表面に少くとも１つの穴を開けることにより作 られる。この長いみぞもしくは穴はくぎに弾力性を与えるため、くぎが骨の中の せまいドリル穴へ打ちこまれるときに、骨を割ったりしなくなる。

弾力性を与えるためにみそ、割れ目あるいは穴をあけである骨髄内くぎの断面形 を図２に示す。

図３は本発明の骨髄内くぎの透視図の例を示したものである。

図３ａの（ぎの表面にはらせん方向に線が引かれているが、これは強化材の方向 を示している。

骨髄内くぎには穴があってもよい。この穴を通してねじによりくぎが骨に固定さ れているのが図３ｅの断面図に示されている。

本発明の固定化用器材は吸収性（生物分解性もしくは再吸収性）のポリマー、コ ポリマー、ポリマー混合物もしくは複合材から作られる。これらの材料は多くの 刊行物、例えば以下の発明に記述されている。米国特許第３２９７０３３号、同 ３６３６９５６号、同４０５２９８８号、同４３４３９３１号、同３９６９１５ ２号、同４２４３７７５号、Ｆ１特許出願第８５５０７９号、同８６０３６６号 、同８６０４４０号、同８８５１６４号。

表１に既知の生物分解性のポリマーで、そのまま、あるいは混合物として本発明 のインブラントのマトリックス（結合ポリマーとして）および／もしくは強化材 の両方の原料として使えるものの例を示した。

表１　吸収性のポリマー １、ポリグリコリド（ＰＧＡ） グ１コτドのコボｊマー ２、グリコリド／Ｌ−ラクチドのコポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＬＡ）３、グリコリ ド／トリメチレン　カーボネイトのコポリマー（ＰＧＡ／ＴＭＣ） ポリラクチド−（ＰＬＡン ＰＬＡのステレオコポリマー ４、ポリーＬ−ラクチド（ＰＬＬＡ） ５、ポリ＝ＤＬ−ラクチド（ＰＤＬＬＡ）６、Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチド　 コポリマーＰＬＡのコポリマー ７、ラクチド／テトラメチレングリコリドのコポリマー８、ラクチド／テトラメ チレン　カーボネイト　コポリマー９、ラクチド／εカプロラクトン　コポリマ ー１０、ラクチド／εカプロラクトン　コポリマー１１、ポリデプシペプチド １２、ＰＬＡ／ポリエチレン　オキサイド　コポリマー１３、非対称３．６−置 換−ポリ−１，４，ジオキサン２．５−ジオン １４、ポリ−β−ヒドロキシ　ブチレート１５、ＰＨＢＡ／δ〜ヒドロキシ　バ レレート　コポリマー（ＰＨＢ　Ａ／ＨＶ　Ａ） １６、ポリ−β−ヒドロキシ　プロピオネート１７、ポリ−ｐ−ジオキサノン（ ＰＤＳ）１８、ポリ−δ−バレロラクトン １９、ポリ−ε−カプロラクトン ２０、メチルメタクリレ−）−Ｎ−ビニル　ピロリジン　コポリマ２１、ポリエ ステルアミド ２２、シュウ酸のポリエステル ２３、ポリジヒドロピラン ２４、ポリアルキル−２−シアノアクリレート２５、ポリウレタン（ＰＵ） ２６、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）２７、ポリペプチド ２８、ポリ−β−リンゴ酸（ＰＭＬＡ）２９、ポリ−β−アルカン酸 ３０、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）３１、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ ）３２、キチン　ポリマー 参考文献：Ｓ、ヴアイニオンパ、Ｐ９ロンカネンおよびＰ、タルマラ　Ｐｒｏｇ ｒ、　Ｐｏ１ｙｒ、　Ｓｃｉ、、　　ｌ　４号、１９８９年６７９〜７１６頁 表１に示すもの以外の吸収性ポリマーも本発明の器具もしくはその部品を作るの に用いることができるのは言うまでもない。例えば下記の文献には、この用途に 用いることができる吸収性の（生物分解性の）ポリマーを示している。米国特許 第４７００７０４号、同４６５３４９７号、同４６４９２１号、同４５５９９４ ５号、同４５３２９２８号、同４６０５７３０号、同４４４１９４６号、同４４ ３５５９０号および同４５５９９４５号。

本発明のインブラントは一つのポリマーあるいはポリマーの混合物を用いた吸収 性のポリマーもしくはコポリマーがら作ることができる。この器具自体が強化型 であるが、さらに下記の物質により強化することができる。すなわち他の再吸収 性のポリマーもしくはポリマーの混合物、再吸収性のセラミックがら作られた繊 維（例えばβ−第三リン酸カルシウム繊維もしくはＣａｐ、１−繊維；　ＥＰＯ 出願１４６３９７号参照）および／もしくは生物安定的な繊維−例えばガラス、 炭素もしくはポリマー繊維。

本発明の器具は層状の部分を有することがある。例えば、ｌａ）インブラントの 強度を増加させる、および／または加水分解のバリヤーとなるフレキシブルな表 面層、および山）硬い内層である。

本発明の外科手術用器具は吸収性のポリマーおよび吸収性になりうる、および／ もしくは生物安定的な強化繊維から、プラスチック技術においては既知の方法に より作ることができる。このような方法とは例えば射出成形、押出成形、あるい は小繊維化や発泡と共に用いる方法（例えばＦ１特許出願第８７０１１１号参照 ）、あるいは熱や圧力により原料が発泡化される圧縮成形などがある。

本発明の器具は上記の原料から、いわゆる溶液法の技術により作ることができる 。この方法では少くともポリマーの一部は適当な液媒に溶解されるかあるいは溶 媒により可塑化される。つぎにその物質あるいは物質の混合物は、圧力やさらに は熱を加えることにより一定の器機や型の内に圧縮される。これにより溶解され た、あるいは可塑化されたポリマーはそれを含む混合物を目で見えるサンプルに 付着させることになる。これから溶媒は蒸発させて除去される。

本発明の器具には添加剤や補助材料を加えることができる。この目的は、その素 材の加工性を高める（例えば安定剤、酸化防止剤あるいは可塑剤）、あるいはそ の素材の性質を変える（例えば可塑剤、粒状のセラミックあるいはポリアミドや 炭素繊維のような生物安定的な繊維）、あるいはその使用性を高める（例えば色 素）などである。

本発明の器具の有利な具体化の一例では、その器具が生物活性のある物質を含有 している。このような物質とは抗生物質、傷の回復を助ける化学療法剤、成長ホ ルモン、避妊剤、凝固防止剤（ヘパリンなど）などである、このような生物活性 をインブラントは臨床での使用においては特に有利である。というのは機械的な 機能に加えて、異なるｍ織に対する生物化学的あるいは医学的な効果を発揮しう るからである。

本発明の素材は良い機械的性能を有しているため、機械的に加工することにより 異った形にすることができる９例えば元々板状のものは室温より下の温度に冷す ことにより、あるいは室温やそれ以上の温度でも、ロール状にしたり、圧縮、ス タンプ打ち、太く短くする、曲げる等のことが可能である。その素材はまたドリ ルによる穴あけ、研磨、打ち出しが可能であり、他の機械的加工もできる。レー ザー加工、ウォーターシェド加工、超音波切断などでも可能である。本発明によ るさおやチューブも同様の方法により加工しうる。例えばさおやチューブの表面 に糸を巻きつけることは可能である。この場合は、適当な方法で溝をきざんだロ ール（普通２〜３ケ使用）を加熱して回転させ、そのロールの間でさおやチュー ブを回転させる。この時に用いる糸は金属工業で普通に用いられるものでよいが 今までの所、この方法が吸収型のポリマー材料の加工に応用されたことはない。

さおの先端を太く打って頭にすることも可能であり、またさおをらせん状に巻い たり、かすがい状に曲げることもできる。

本発明とその機能は下記の実施例により説明されるが、この例に限定されるもの ではない。

実施例１ ポリグリコール化合物である縫糸（商標名Ｄｅｘｏｎ”　、サイズ２ＵＳＰ、英 国Ｄａｖｉｓ　＋　Ｇｅｃｋ社製）を平行的な糸の束に集め、その束をその長軸 方向に対して糸が４５°の角度となるように撚糸した（平行的な糸の束を図４ａ に、また、撚糸した束を図４ｂに概念的に示す）。その撚糸した束を円筒形の圧 縮金型（長さ７０１ｎ、直径３゜２酊）の内部に置き、それを焼結（温度２１８ ℃、時間５分、圧力２０００バール）して、強化要素（糸）が該ロッドの長軸を 中心に撚糸されている（渦巻状強化ロッド）自己強化されたロフトを得た。その ロッドは図４０に示すが、同図は、強化糸の方向を概念的に示すものでもある。

比較材料として、平行的な糸の束を焼結しただけの類似ロッドを製作した。

該渦巻状強化ロッドの一方の端をねじれ強度測定装置に固定し、他方の端を渦巻 状強化材が撚られているのと同じ方向に回転させることにより、該ロッドのねじ れ負荷負担力を測定した。比較のため、平行的糸で強化されたロッドのねじれ負 荷負担力も測定した。渦巻状強化ロッドの最大ねじ負荷は１８Ｎであり、平行的 糸で強化されたロッドのそれはＩＯＮであった。

実施例２ 溶融紡糸・　（高温）取り出し法を用いて、次のとおりの吸収性ポリマーの繊維 を製作した。ポリーＬ−ラクチド（分子量２６０゜０００）、Ｌ−ラクチド／Ｄ −ラクチドの共重合物（モル比９０／１０）、グリコリド／ラクチドの共重合物 （モル比９．０　／　１　）ならびにポリ−β−ヒドロキシブチレート（分子量 約７００，０００）。これらのポリマーはＢｏｅｈｒｉｎｇｅｒ　／　Ｉｎｇｅ ｌｈｅｉｍ社（ドイツ）製、ＣＣＡｂｉｏｃｈｅｍ社（オランダ製）、ＩＣ１社 （英国）製であった。

実施例１の原理に従って、焼結法により、上記繊維を渦巻状ならびに平行的に強 化された吸収型（自己強化型）ロッドに加工した。各ロッドのねじれ負荷負担力 を実施例１の方法に従って測定した。渦巻状強化ロッドのねしれ負荷負担力は平 行的繊維強化ロッドのそれより１．３から２倍大きかった。

実施例３ 商標名Ｄｅｘｏｎ”の縫糸（サイズＵＳＰＩ）を加工して、次のとおりの寸法の 吸収性、自己強化型ネジを製作した。すなわち、全長１２０鶴、ネジ芯の直径６ ｆｌ、糸使用部分の長さ２０Ｒ（ネジの尖った方）、糸使用部の最大直径８鶴、 頭の最大直径９龍。このネジはデクソンの縫糸を油圧式ネジ金型内で焼結して製 作した。

焼結条件は、温度＝２１５〜２２５℃、圧縮時間は１０分、圧力は２０００バー ルであった。

２種類のネジを製作した。

Ａ）　Ｄｅｘｏｎ縫糸（サイズＵＳＰＩ）をフィラメント・ワインディング法に よって、回転する研磨された金属性（鋼鉄製）のマンドレルに、巻きつけ角度を 一６０°〜θ″〜＋６０″の間で変化させながら巻きつけることにより本発明の 構造を有するネジを製作した。ただし、角度Ｏ″とはマンドレルの長軸に垂直な 方向を示し、±６０″は当該垂直方向の両端での巻きつけ角度の最大・最小値を 示す。マンドレルの長さは１４０ｍであった。マンドレルの最大厚みは一方の端 で３ｆｉであり、他方の端で２鶴であった。

マンドレルの断面は正方形だった。フィラメント・ワインディングされた予形品 を１２５Ｎの長さに切断し、これを焼結して先端に２０ｍの糸部分を持ち金属マ ンドレルを内部に残したままの頭なしネジ予形物を得た。前述のネジ金型を使用 した。このネジ予形物の他方の端（金属マンドレルの厚みが大きい方の端）に圧 縮加工法によって頭をつけた。このネジ頭は、金属マンドレルのムキ出し部分が ５ｆｉ残るようにつけた。該金属マンドレルをネジから引き出した結果、ネジの 内部はネジを貫く正方形の穴となった。

Ｂ）強化要素（商標名Ｄｅｘｏｎ”の糸）がネジの長軸と平行方向に配列された デクソンの平行的糸束から類似のネジを製作した。

渦巻状配列のネジのねじれ負荷負担力を、ネジ内部の穴に堅く収まるネジ回しの 長い先を押し込むことにより測定した。ネジ回しの取手部とネジの余部の先端を ねじれ強度測定装置に固定し、ネジ回しの取手部をその長軸方向を中心に、ネジ が破壊されるまで回転させることによってねじれ負荷負担力を測定した。平行的 糸で強化されたネジについても、同様の測定を行なった。渦巻状強化ネジのねじ れ負荷負担力は平行的糸で強化されたネジのそれよりも１．６倍大きかった。

実施例４ グリコリド／ラクチド縫糸（商品名ヴアイクリル（Ｖ　ｉ　ｃ　ｒ　ｙ］ＩＩ） 、サイズＵＳＰＩ）のリネン織り型の布をヴイタリン縫糸をたて糸、横糸の両方 に用いて織り上げた。この布を約８ｎの厚さ、長さ４００のロールに巻き取り、 ５鶴の厚さの平板ロールで圧延し、それを、長く幅狭の側一つが開いている寸法 が５×１５×４０ｆｉの圧縮金型のキャビティ内に押し込んだ。一枚の適当な鋼 鉄板を布ロールの上に押しつけ、金型を除去し、該布を約１８０℃で焼結して（ 時間１０分、圧力２０００バール）、寸法５×５Ｘ４０ｍで正方形の断面をもっ た自己強化ロッドを得た。比較のため、金型内を（５Ｘ４０ｍ）のヴアイクリル の布切れで充たし、それを−緒に焼結して積層ロッドを製作した。

図５３に本発明に従ったロッドを概念的に示す、この図では、布の渦巻状の配列 をロッドの端における太い渦巻状の線で表わし、ロッド表面のたて糸、横糸の位 置を細い線で表わしている。図５ｂに類似の積層ロッドを布層を垂直に置いた形 で示す（該ロッドの圧縮時には布は水平の位置にあった。）これらのロッドから ５鶴長の部分を切削し、それを図５ｃと５ｄの概念的側面図に従ってエポキシ・ プラスチック（Ｅ　Ｐ）に部分的に鋳造した。本発明の材料（図５ｃ）の剪断強 度と積層材料の積層面方向の剪断強度（図５ｄ）をエポキシに部分的に鋳造され た試料に矢印の方向に負荷を与えて測定した。その測定では本発明の材料の剪断 強度は８０ＭＰａであり、積層材料のそれは４５ＭＰａであった。

渦巻状に強化したロッドと積層ロッドとをその長軸の方向に鈷を入れて分割した 。積層ロッドは布面で分断した。このようにして、図５８に概念的に示した渦巻 状強化ロッドと積層ロッド（図５ｆ）を得た。図５ｆに示された積層ロッドは、 図５ｂのロッドと較べた場合、分断後、その長軸を中心に９０°だけ巻かれてい る。これらのロッドを蒸留水（温度３７℃）の中で３週間水和させ、その曲げ強 度を両端を支持し、ロッドの中央に負荷を与える（図５ｅおよび５ｆの矢印で示 した）３点曲げ強度測定法により測定した。この曲げテストの方法の詳細は、Ｐ 、　ＴＢｒｗ’ｉｌ’ａ他による現在印刷中のＪ、　Ｂｉｏｍｅｄ、　Ｍａｔ、 　Ｒｅｓ、誌の「骨片の内部固定用超強度非吸収性自己強化型ポリグリコリド（ ＳＲ−ＰＧＡ）複合ロフト」なる発表論文に示されている。本発明による水和ロ ッドの曲げ強度は４０ＭＰａであり、積層ロッドのそれは２５ＭＰａであった。

実施例５ 圧縮成形法により、ポリ−し一ラクチド（分子量約７００．０００オランダＣＣ Ａバイオケム社製）の５１１厚の板を製作し、それを延伸し、高温で圧延（圧延 温度〉９０℃）して０．４　ｔｍ厚の薄いフィルムにした。このフィルムの３０ 層１幅を約９０℃まで熱し、図５ａに従って巻き上げてロールとし、それを１７ ５℃で実施例４の金型内で焼結して、寸法５　Ｘ　５　Ｘ　３　Ｑ　ｍ＊の渦巻 状の配列を有するロッドを得た。

図５ｂに従った積層ロッドは、延伸・圧延した前述のフィルムから切り取った５ 　Ｘ　３　Ｑ　曹ｍ大の切片を実施例４の金型のキャビティ内に充たすことによ り製作した。

図５ｃおよび５ｄに記載したテストに準じて、渦巻状配列と平行的フィルム配列 のロッドの剪断強度を測定した。渦巻状配列のロフトの剪断強度は１２０ＭＰａ であり、平行的配列の材料のそれは４０ＭＰａであった。

実施例６ ポリーＬ−ラクチド（分子量約２６０．０００　、ドイツのベーリンガー／イン ゲルハイム社製）を押出成形により直径４ｆｉの円筒状縦方向にした。この押出 予形物を円錐状のダイス（ダイスの円錐角２５＠、ダイス長さ２５１）を通して 延伸した。ダイス先端の円形の穴の直径は２．６鶴であった。この延伸は、該ポ リマーのガラス転位点（Ｔｇ）と融点（Ｔｍ）の間の温度下で実施した。代表的 な延伸温度は９０℃と１５０℃の間であった。この延伸は、延伸された予型物に ついて、先端孔直径が１．２ｆｉのもう一つのダイスを用いて繰り返した。最終 的な自己強化型（平行的繊維配列強化の）ロッドの直径は１．１５ｍであった。

このロッドを２０鶴長の小片に切断した。その両端を９０℃の温度で逆の方向に 撚り、強化繊維素の最終方向がロフトの長軸方向から約４５°垂離するようにし て、ロッドの一部が渦巻状に強化されるように変形させた。渦巻状に強化したロ ッドと平行的に強化したロッドのねじれ負荷抵抗を室温で測定した。渦巻状強化 の方向と同じ方向に負荷が与えられた場合で、渦巻状強化ロッドは平行的繊維強 化ロッドと比べて約１．４倍のねじれ負荷負担力を有していた。

実施例７ Ａ、　ポリーＬ〜ラクチド（ＰＬＬＡ）繊維（分子量７００．０００、融点約１ ８０℃）とＬ−ラクチド／Ｄ−ラクチド（ＰＬＤＬＡ）共重合体繊維（モル比　 Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチド＝９０／１０、繊維の融点＝１５０℃）とを−緒 に温度１７５℃で、ＰＬＤＬＡ繊維が溶融してＰＬＬＡ繊維を湿らせる（ＰＬＤ ＬＡがＰＬＬＡ繊維の周りに結合マトリックスを形成する）ように焼結すること により、平行的繊維で強化された、自己強化型円筒形ポリラクチドのロッドを製 作した。このロッドの寸法は、６０鶴長、直径４．８ｆｉであった。

Ｂ、　　ＰＬＬＡ繊維とＰＬＤＬＡ繊維（重量比１：１）を円筒形のマンドレル （直径３．８ｍ）の周囲にフィラメント・パインディング法により巻きつけ、こ の予形物を円筒状の金型の中で外径４゜８１層の円筒状管となるように焼結（焼 結温度＝１７５℃）することによって、自己強化型のポリラクチド予形物を製作 した。この管の内部からマンドレルを取り除き、その管内の空洞に別のマンドレ ルを押し込んだ。このマンドレルは縦方向に１ｆｉの深さの幅広の溝を有してい た。概念的断面図の図６ａに、この自己強化管と縦方向の溝を有するマンドレル を示す。この管を１１０℃にまで加熱し、管壁の一部が図６ｂに従ってマンドレ ルの溝に入り込むように、加熱した工具で変形させた。この管を室温まで冷却し 、工具とマンドレルを取り除いて、図６０に従った髄内用釘を得た。

溝式管（図６０参照）と比較としての中の詰まったロッドとの髄内針としての適 用をラビットの大腿骨２０本で試験した。それぞれの大腿骨の身体の正中線に近 い側から長さ６０鶴、直径４．５−のドリル穴を穿孔した。このドリル穴の方向 は大腿骨の長軸と平行であった。大腿骨１０本のドリル穴を段落Ａの中の詰まっ た髄内ロッドでふさいだ。残りの大腿骨１０本のドリル穴は段落Ｂに従った髄内 釘でふさいだ。中の詰まったロッドでドリル穴をふさいだ場合では、大腿骨２本 が破断した。中火の溝付き髄内釘でドリル穴をふさいだ場合においては、すべて 問題なくふさぐことができた。

実施例８ デクソン（商標名）縫糸（サイズＩＵＳＰ）をいわゆる３−Ｄ法により、３次元 の円筒状縦方向の編組体に績み上げた（図７に該編組体構造におけるデクソン縫 糸の位置を概念的に示す）、この編組体の厚みは約６ｆｌであった。この編組体 を円筒状のネジ金型中で自己強化型ネジに焼結した（全面的にネジ切りをしたネ ジの長さは４０ｍ、頭の部分の最大直径は３ｍ、ネジ山の最大直径は４．５鶴、 そしてネジ山の最小直径は３．２ｆｌであった）。焼結条件は温度２０８〜２１ ５℃、時間１０分、圧力２０００フイールであった・ 平行的に配列されたデクソン縫糸を金型のキャビティに充たし、それをネジに焼 結することにより、デクソン縫糸から類似のネジを製作した。

これらネジのねじれ強度を測定した。

本発明の３次元に編み上げたネジのねじれ強度は１．４ＮＭであった。平行的な 糸で強化されたネジのねじれ強度は０．８ＮＭであった。

実施例９ 実施例８に従ゲて、ＰＬＬＡ繊維およびＰＬＤＬＡ繊維（重量比１：ｌ）の３次 元編み上げ予形物を製作した。この予形物を円筒状の金型中で１７５℃で焼結し て、長さ１２０ｆｌ、直径２．６　ｍのロッドにした。概念的断面図である図８ に従って回転する３本の熱ロール（温度１００℃）の間に、そのロッドの他の端 を置くことにより、その端に２０鶴長のネジ山（最大ネジ山直径３．２ｎ）を刻 んだ。これらのロールの表面は、ネジ山の形をした溝を有していた。この部分的 にネジ切りされたロッドを３０ｗ１長の切片に切断し、最大直径５１１ｍ＋の平 たいネジ頭を熱い金型（Ｔ＞１００℃）の中で圧縮成形によりネジ切りしていな い側のロンド端に作った。

ラビットの大腿骨の身体の正中線から遠い側の端に格子状の骨が存在する部分ま で垂直方向の截骨術を施した。この截骨部を上記の方法で製作した２本のネジで 固定した。この固定術を図９に前後方向の図（断面図）で概念的に示す。１年間 の経過観察の後、截骨が良好に治癒されていることが見い出された。

実施例１０ ３次元の編み上げ技法をデクソン（商標名）縫糸（サイズＵＳＰＩ）に用いて、 最大直径３１、肉ｗ−１ｍｌの管状予形物を製作した。図１０にこの予形物の構 造を概念的に示す。デクソン糸の一部を予形物の切断端に見ることができる。

予形物の４０ｍ長の切片を射出金型のキャビティに置いた。このキャビティはネ ジの形をしていた（長さ４０１．最大名ジ山直径４．５１、最小ネジ山直径３． ２Ｎ、平たい頭の最大直径８ｎ）。

この金型キャビティに射出成形法（射出機ニオ−ストラリ°アのバフテンフェル ト型）を用いて、ポリグリコール酸（ドイツのベーリンガー／インゲルハイム社 製）溶融物を充たした。ポリグリコリド溶融物はキャビティおよびテクソンネジ 予形物内部のＵ様キャビティを充たし、さらにデクソン予形物を覆った。このキ ャビティを急速に冷却した。同じ金型を用いて、デクソン糸編み上げによる強化 のない、ポリグリコリド製ネジを製作した。渦巻状に強化されたネジ（デクソン 糸編み上げを含む）は剪断強度１２０ＭＰａを示し、非強化のネジは剪断強度７ ５ＭＰａを示した。

Ｆ？Ｇ　　Ｉ Ｆ工Ｇ２ Ｆ工Ｇ３ Ｆ工Ｇ６ Ｆ工Ｇ７ ＩＧ　　８ 国際調査報告 １．、、、、、、、、、、Ａ、、、、、、、−、、ＰＣＴ／Ｆｌ　９０１００１ １３、７１＃Ｉ’１ｌｌｂ。６Ｉ□Ａ□２．４３．。。。ＰＣＴ／Ｆｌ　９０１ ００１１３

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. （１）例えば組織の損傷の修復、組織またはその一部同士の接合、組織またはそ の一部の補強、組織またはその一部のお互いからおよび／またはその周囲からの 分離、および／または組織またはその一部の間へのおよび／または組織外へのも しくは外部から組織内への物質の伝達を目的として、生体組織内部またはその表 面に埋め込むことが可能であって、自己強化された材料、および／または埋め込 み材料またはその部品および／または構成品の強化要素が、埋め込みを貫ぬく何 らかの軸を中心として、少くとも部分的に巻かれていることを特徴とする、自己 強化され吸収可能な外科材料および／または埋め込み材料（器具）および／また はその部品および／または構成品。
2. （２）その強化要素が配列分子鎖、分子鎖群またはその一部、配列結晶性層板ま たは球晶、繊維素またはその一部もしくは対応する形態学的構造要素であること を特徴とする請求の範囲第１項記載の材料、埋め込み材料またはその部品または 構成品。
3. （３）その強化要素が、繊維、短繊維、フィルム繊維、糸、編組物、不織構造、 網、ふるい、編物または織物構造もしくは対応する布地であることを特徴とする 請求の範囲第１項または第２項記載の材料、埋め込み材料またはその部品または 構成品。
4. （４）強化要素が少くとも部分的にその周囲に巻かれている少くとも一つの穴、 中空またはキャビティを含んでいることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第３ 項記載のいずれかの材料、埋め込み材料またはその部品または構成品。
5. （５）請求の範囲第１項乃至第４項記載のいずれかの材料、埋め込み材料または その部品または構成品の製造方法であって、強化要素を金型内に置き、そこにマ トリックス重合体溶融物を射出すること、もしくは強化要素が少くとも部分的に 互いに結びつけられているような物理的状態に変換することを特徴とする製造方 法。
6. （６）請求の範囲第１項乃至第４項記載のいずれかの材料、埋め込み材料または その部品または構成品の製造方法であって、機械的ねじり、圧延、圧縮、板金、 延引、漬しまたは曲げもしくは異なる変形方法の組み合わせにより、所定の形状 に変形させることを特徴とする製造方法。
7. （７）ロッド、釘、ボルト、髄内釘、ネジ、クランプ、管、板またはリベットで あることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第６項記載のいずれかの埋め込み材 料、その部品または構成品。
8. （８）髄内釘が、少くとも一部が中空であること、および／またはその壁を内側 に曲げおよび／または少くとも部分的に裂断または穿孔して形成した少くとも一 つの長軸方向の溝または穴を有していることを特徴とする請求の範囲第７項記載 の髄内釘。