JPH10314296A - 軟質／コンプライアントポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方法 - Google Patents
軟質／コンプライアントポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方法Info
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- JPH10314296A JPH10314296A JP10122350A JP12235098A JPH10314296A JP H10314296 A JPH10314296 A JP H10314296A JP 10122350 A JP10122350 A JP 10122350A JP 12235098 A JP12235098 A JP 12235098A JP H10314296 A JPH10314296 A JP H10314296A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 人工関節代用品に用いられる軟質／コンプラ
イアントポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方
法を提供すること。 【解決手段】 水性潤滑剤中の軟質／コンプライアント
ポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方法におい
て、リンゲル溶液、リン酸塩緩衝化生理的食塩水の水溶
液又は脱イオン水中でポリウレタン要素を処理すること
を包含する方法。
イアントポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方
法を提供すること。 【解決手段】 水性潤滑剤中の軟質／コンプライアント
ポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方法におい
て、リンゲル溶液、リン酸塩緩衝化生理的食塩水の水溶
液又は脱イオン水中でポリウレタン要素を処理すること
を包含する方法。
Description
【０００１】
【発明が属する技術分野】本発明は軟質／コンプライア
ント（compliant）ポリウレタンの始動及び定常状態摩
擦の改良方法と、この方法によって処理されたポリウレ
タン要素とに関する。このような処理済み材料の重要
な、可能な用途は、例えば人工関節代用品に用いられる
支持面のような、コンプライアント層支持面であるが、
このような材料は他の用途をも有する。
ント（compliant）ポリウレタンの始動及び定常状態摩
擦の改良方法と、この方法によって処理されたポリウレ
タン要素とに関する。このような処理済み材料の重要
な、可能な用途は、例えば人工関節代用品に用いられる
支持面のような、コンプライアント層支持面であるが、
このような材料は他の用途をも有する。
【０００２】
【従来の技術】典型的に、これらの人工関節代用品支持
面は比較的最近のものであり、慣用的な人工関節に比較
して潤滑機構を改良するために軟質／コンプライアント
ポリウレタン（又は他の弾性材料）の使用に依存する。
人工関節代用品支持面にコンプライアントポリウレタン
層を用いるという考えは、このようなコンプライアント
層、関節軟骨を有する天然の滑膜関節によってヒントを
与えられる。潤滑機構の組合せは、流体膜潤滑を生じ、
関節面が潤滑剤の薄膜によって完全に分離される滑膜関
節に関して提案されている。現在、大抵の人工関節は超
高分子量ポリウレタン（ＵＨＭＷＰＥ）上の金属、ＵＨ
ＭＷＰＥ上のセラミック、又は金属材料カップル（coup
le）上の金属に基づいている。これらの支持面は天然の
関節よりもはるかに低くコンプライアント（伸展性）で
あるので、２つの支持面が部分的に接触して、混合潤滑
形式（mixed lubrication regime）で作用する。これは
高度な摩擦と、慣用的関節の支持面の摩耗とを生じる。
これに反して、コンプライアント支持面は流体膜潤滑と
極めて軽度の摩擦、それ故の無視できる程度の摩耗と長
期間のインプラント寿命とを伴って作用する。
面は比較的最近のものであり、慣用的な人工関節に比較
して潤滑機構を改良するために軟質／コンプライアント
ポリウレタン（又は他の弾性材料）の使用に依存する。
人工関節代用品支持面にコンプライアントポリウレタン
層を用いるという考えは、このようなコンプライアント
層、関節軟骨を有する天然の滑膜関節によってヒントを
与えられる。潤滑機構の組合せは、流体膜潤滑を生じ、
関節面が潤滑剤の薄膜によって完全に分離される滑膜関
節に関して提案されている。現在、大抵の人工関節は超
高分子量ポリウレタン（ＵＨＭＷＰＥ）上の金属、ＵＨ
ＭＷＰＥ上のセラミック、又は金属材料カップル（coup
le）上の金属に基づいている。これらの支持面は天然の
関節よりもはるかに低くコンプライアント（伸展性）で
あるので、２つの支持面が部分的に接触して、混合潤滑
形式（mixed lubrication regime）で作用する。これは
高度な摩擦と、慣用的関節の支持面の摩耗とを生じる。
これに反して、コンプライアント支持面は流体膜潤滑と
極めて軽度の摩擦、それ故の無視できる程度の摩耗と長
期間のインプラント寿命とを伴って作用する。
【０００３】コンプライアント層支持面を構成するため
の設計パラメーターは公知である。ポリウレタンエラス
トマーがこれらの支持面のために選択される材料であっ
た。人体における主要な耐力関節の典型的な、循環荷重
と運動の条件下で、この種類の支持面が流体膜潤滑に典
型的な極めて軽度の摩擦によって作用することが実験的
に大きく実証されている。これに反して、この用途にお
けるコンプライアントポリウレタン層の使用が、重い荷
重と低い滑動速度とを組合せた条件下で、即ち、運動の
開始時に許容され難く高い摩擦値（始動摩擦）を生じう
ることが、Ｃaravia 等によって報告されている。
の設計パラメーターは公知である。ポリウレタンエラス
トマーがこれらの支持面のために選択される材料であっ
た。人体における主要な耐力関節の典型的な、循環荷重
と運動の条件下で、この種類の支持面が流体膜潤滑に典
型的な極めて軽度の摩擦によって作用することが実験的
に大きく実証されている。これに反して、この用途にお
けるコンプライアントポリウレタン層の使用が、重い荷
重と低い滑動速度とを組合せた条件下で、即ち、運動の
開始時に許容され難く高い摩擦値（始動摩擦）を生じう
ることが、Ｃaravia 等によって報告されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、通常
の循環荷重と運動中に有効な流体膜潤滑を維持しなが
ら、始動摩擦を改良するという重要な領域に対処するこ
とである。
の循環荷重と運動中に有効な流体膜潤滑を維持しなが
ら、始動摩擦を改良するという重要な領域に対処するこ
とである。
【０００５】本明細書では、下記定義を用いる： リンゲル溶液： これは水中の塩化ナトリウム、塩化カ
リウム及び塩化カルシウムの滅菌した溶液を含む物質で
ある。これは各１００ｍｌ中に３２３.０ｍｇ以上、３
５４.０ｍｇ以下のナトリウム、１４.９ｍｇ以上、１
６.５ｍｇ以下のカリウム、８.２０ｍｇ以上、９.８０
ｍｇ以下のカルシウム、及び５２３.０ｍｇ以上、５８
０.０ｍｇ以下のクロリド（chrolide）を含有する。 摩擦係数（μ）： 平面に関する、接線方向摩擦力の標
準荷重に対する比率。
リウム及び塩化カルシウムの滅菌した溶液を含む物質で
ある。これは各１００ｍｌ中に３２３.０ｍｇ以上、３
５４.０ｍｇ以下のナトリウム、１４.９ｍｇ以上、１
６.５ｍｇ以下のカリウム、８.２０ｍｇ以上、９.８０
ｍｇ以下のカルシウム、及び５２３.０ｍｇ以上、５８
０.０ｍｇ以下のクロリド（chrolide）を含有する。 摩擦係数（μ）： 平面に関する、接線方向摩擦力の標
準荷重に対する比率。
【０００６】摩擦ファクター（ｆ）： 定常状態運動中
のこの研究において考慮したカップ状の形状に関する、
摩擦トルク（Ｔ）とカップ半径との積の標準荷重に対す
る比率。 摩擦トルク（Ｔ）： 標準荷重及び運動条件下で、荷重
軸に対して垂直な軸の周囲のコンプライアント層被覆カ
ップの回転に耐えるために要するトルク。 始動摩擦ファクター（ｆs）： 運動の開始時の摩擦フ
ァクター（ｆ）。
のこの研究において考慮したカップ状の形状に関する、
摩擦トルク（Ｔ）とカップ半径との積の標準荷重に対す
る比率。 摩擦トルク（Ｔ）： 標準荷重及び運動条件下で、荷重
軸に対して垂直な軸の周囲のコンプライアント層被覆カ
ップの回転に耐えるために要するトルク。 始動摩擦ファクター（ｆs）： 運動の開始時の摩擦フ
ァクター（ｆ）。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明によると、水性潤
滑剤中の軟質／コンプライアントポリウレタンの始動及
び定常状態摩擦の改良方法において、リンゲル溶液、リ
ン酸塩緩衝化生理的食塩水の水溶液又は脱イオン水中の
ポリウレタン要素を処理することを包含する。
滑剤中の軟質／コンプライアントポリウレタンの始動及
び定常状態摩擦の改良方法において、リンゲル溶液、リ
ン酸塩緩衝化生理的食塩水の水溶液又は脱イオン水中の
ポリウレタン要素を処理することを包含する。
【０００８】好ましくは、この方法は３０℃〜６５℃の
一定温度におけるそれぞれの水溶液を含有する加熱され
た浴中で軟質／コンプライアントポリウレタンを処理す
ることを包含し、例えば、温度が９６時間にわたって３
７℃において要素を処理することによって、良好な結果
が得られている。
一定温度におけるそれぞれの水溶液を含有する加熱され
た浴中で軟質／コンプライアントポリウレタンを処理す
ることを包含し、例えば、温度が９６時間にわたって３
７℃において要素を処理することによって、良好な結果
が得られている。
【０００９】本発明はまた、上記方法によって処理され
たポリウレタン要素も包含する。この要素は、使用時に
身体組織及び体液に接触する外科用又は医療用デバイ
ス、例えば、プロテーゼデバイス、ステント、カテーテ
ル又は血管形成バルーンの一部であるか又はその一部を
形成することができる。上記デバイスは全て、人体にお
ける滑膜液によって水性潤滑剤によって作用する。
たポリウレタン要素も包含する。この要素は、使用時に
身体組織及び体液に接触する外科用又は医療用デバイ
ス、例えば、プロテーゼデバイス、ステント、カテーテ
ル又は血管形成バルーンの一部であるか又はその一部を
形成することができる。上記デバイスは全て、人体にお
ける滑膜液によって水性潤滑剤によって作用する。
【００１０】上述したように、この方法によって処理さ
れた材料は支持面として用いられることができ、したが
って、本発明によるプロテーゼデバイスはその少なくと
も一部が上記方法によって処理されたポリウレタン要素
から形成される支持面を有することができる。このプロ
テーゼデバイスは処理済み材料から形成された第１支持
面と、例えば金属又はセラミック材料から形成された第
２協同作用面とを有する。金属はコバルトクロム鋼又は
同様な金属又は移植可能な医療用デバイスに用いられる
合金であり、ダイヤモンド様炭素（dlc）被膜を備える
ことができる。
れた材料は支持面として用いられることができ、したが
って、本発明によるプロテーゼデバイスはその少なくと
も一部が上記方法によって処理されたポリウレタン要素
から形成される支持面を有することができる。このプロ
テーゼデバイスは処理済み材料から形成された第１支持
面と、例えば金属又はセラミック材料から形成された第
２協同作用面とを有する。金属はコバルトクロム鋼又は
同様な金属又は移植可能な医療用デバイスに用いられる
合金であり、ダイヤモンド様炭素（dlc）被膜を備える
ことができる。
【００１１】例えば、腰関節に適用される場合に、最初
に処理された面を寛骨臼カップ上に備え、第２協同作用
面はインプラントの協同作用ボールヘッドである。本発
明は例えば、完全な膝代用品に適した脛側支持面(tibia
l bearing)にも適用可能である。
に処理された面を寛骨臼カップ上に備え、第２協同作用
面はインプラントの協同作用ボールヘッドである。本発
明は例えば、完全な膝代用品に適した脛側支持面(tibia
l bearing)にも適用可能である。
【００１２】本発明は多くの方法で実施することがで
き、次に、幾つかの実施態様を実施例によって、添付図
面を参照して、説明する。本発明は整形外科用途及び他
の用途向けに設計されたコンプライアント支持面の始動
摩擦を、標準循環荷重及び運動下で有効な流体膜潤滑機
構を維持しながら、改良するという問題に対処する。本
明細書に述べたコンプライアント層の摩擦性の評価は
“乾燥“接触と、低粘度潤滑剤、即ち、病理学的疑似滑
膜液によって潤滑された接触の両方の性質を述べる。支
持面の摩擦性は始動時と定常状態運動中の両方の腰関節
において経験される荷重と運動を模倣した装置で測定さ
れている。
き、次に、幾つかの実施態様を実施例によって、添付図
面を参照して、説明する。本発明は整形外科用途及び他
の用途向けに設計されたコンプライアント支持面の始動
摩擦を、標準循環荷重及び運動下で有効な流体膜潤滑機
構を維持しながら、改良するという問題に対処する。本
明細書に述べたコンプライアント層の摩擦性の評価は
“乾燥“接触と、低粘度潤滑剤、即ち、病理学的疑似滑
膜液によって潤滑された接触の両方の性質を述べる。支
持面の摩擦性は始動時と定常状態運動中の両方の腰関節
において経験される荷重と運動を模倣した装置で測定さ
れている。
【００１３】本発明を評価するために、この方法をポリ
ウレタン寛骨臼カップに適用し、これらを多様な異なる
水性緩衝剤系又は脱イオン水下で予備状態調節した（pr
econditioned）。寛骨臼カップを各水溶液を含有する加
熱された浴中で一定の３７℃において９６時間処理し
た。最大６５℃までのより高い温度において時間を短縮
することによって、さらなる改良を実現することができ
る。この期間後に、カップを取り出して、脱イオン水中
ですすぎ洗いし、次に、１５分間の超音波処理によって
洗浄した。次に、カップを直接試験するか、又はγ照射
によって滅菌した。カップの後処理は通常のパッケージ
ングと照射又はこれらの方法の組合せであることができ
る。
ウレタン寛骨臼カップに適用し、これらを多様な異なる
水性緩衝剤系又は脱イオン水下で予備状態調節した（pr
econditioned）。寛骨臼カップを各水溶液を含有する加
熱された浴中で一定の３７℃において９６時間処理し
た。最大６５℃までのより高い温度において時間を短縮
することによって、さらなる改良を実現することができ
る。この期間後に、カップを取り出して、脱イオン水中
ですすぎ洗いし、次に、１５分間の超音波処理によって
洗浄した。次に、カップを直接試験するか、又はγ照射
によって滅菌した。カップの後処理は通常のパッケージ
ングと照射又はこれらの方法の組合せであることができ
る。
【００１４】大腿骨頭要素上にダイヤモンド様炭素（dl
c）被膜を与えるために、慣用的な３２ｍｍ ＣoＣr 大
腿骨頭（Ｈowmedica によって製造）を商業的なダイヤ
モンド様炭素プロセス、即ち、プラズマ補助（plasma a
ssisted）化学蒸着（ＰＡ-ＣＶＤ）を用いて処理して、
大腿骨頭の関節接合面（articulating surface）上に互
いに密着した（coherent）dlc 被膜を形成した。大腿骨
頭を以下に述べる始動摩擦実験に用いて、前記と同様
に、（ａ）状態調節しないコンプライアント層寛骨臼カ
ップによって；又は（ｂ）コンプライアント層寛骨臼カ
ップの状態調節後に全ての場合に始動摩擦を改良した。
c）被膜を与えるために、慣用的な３２ｍｍ ＣoＣr 大
腿骨頭（Ｈowmedica によって製造）を商業的なダイヤ
モンド様炭素プロセス、即ち、プラズマ補助（plasma a
ssisted）化学蒸着（ＰＡ-ＣＶＤ）を用いて処理して、
大腿骨頭の関節接合面（articulating surface）上に互
いに密着した（coherent）dlc 被膜を形成した。大腿骨
頭を以下に述べる始動摩擦実験に用いて、前記と同様
に、（ａ）状態調節しないコンプライアント層寛骨臼カ
ップによって；又は（ｂ）コンプライアント層寛骨臼カ
ップの状態調節後に全ての場合に始動摩擦を改良した。
【００１５】生理的条件に典型的な循環荷重及び運動下
の腰関節に発生した摩擦トルクを測定するために模擬実
験装置によって、摩擦測定（乾燥）をおこなった。用い
た装置はＵnsworth，Ａ.Ｄowson，Ｄ.Ｗright，Ｖ.（１
９７４a）［ヒト滑膜関節の摩擦挙動−第１部：天然関
節。Ｔrans．ＡＳＭＥ：Ｊ．Ｌub．Ｔech．，７４-Ｌub
-３８］によって述べられた装置と同じであった。この
装置はＤurham 大学（イングランド）に収容されてい
る。この装置は３個の主要な系から成り；関節に荷重を
与え、運動させ、生じた摩擦トルクを測定した。試験腰
関節はその回転の中心が模擬実験装置の回転の中心に付
随するように装着した。構成要素は解剖学的に逆であっ
た、即ち、大腿骨頭が寛骨臼カップの上方に存在した。
模擬実験装置に用いたピエゾ電気変換器を保護するため
に１,０００Ｎの荷重を用いた。処理されない（製造さ
れたままの無修正の）寛骨臼カップを用いた、結果は以
下の表１に示す。
の腰関節に発生した摩擦トルクを測定するために模擬実
験装置によって、摩擦測定（乾燥）をおこなった。用い
た装置はＵnsworth，Ａ.Ｄowson，Ｄ.Ｗright，Ｖ.（１
９７４a）［ヒト滑膜関節の摩擦挙動−第１部：天然関
節。Ｔrans．ＡＳＭＥ：Ｊ．Ｌub．Ｔech．，７４-Ｌub
-３８］によって述べられた装置と同じであった。この
装置はＤurham 大学（イングランド）に収容されてい
る。この装置は３個の主要な系から成り；関節に荷重を
与え、運動させ、生じた摩擦トルクを測定した。試験腰
関節はその回転の中心が模擬実験装置の回転の中心に付
随するように装着した。構成要素は解剖学的に逆であっ
た、即ち、大腿骨頭が寛骨臼カップの上方に存在した。
模擬実験装置に用いたピエゾ電気変換器を保護するため
に１,０００Ｎの荷重を用いた。処理されない（製造さ
れたままの無修正の）寛骨臼カップを用いた、結果は以
下の表１に示す。
【００１６】表１．候補のポリウレタンコンプライアン
ト層による共通対抗面の乾燥摩擦ファクター
ト層による共通対抗面の乾燥摩擦ファクター
【００１７】結果は、典型的なポリウレタン層によっ
て、乾燥摩擦ファクター値が典型的に０.８〜１.１であ
ることを示した。１.０の摩擦ファクターは、３２ｍｍ
直径寛骨臼カップを回転させるように作用する２ｋＮの
供給荷重に対して約３０Ｎｍの摩擦トルクを生じると考
えられる。これは、充分に固定された接着プロテーゼを
排除するために必要な静的トルクとしてＡnderson 等に
よって報告された１００Ｎｍの値に接近する。
て、乾燥摩擦ファクター値が典型的に０.８〜１.１であ
ることを示した。１.０の摩擦ファクターは、３２ｍｍ
直径寛骨臼カップを回転させるように作用する２ｋＮの
供給荷重に対して約３０Ｎｍの摩擦トルクを生じると考
えられる。これは、充分に固定された接着プロテーゼを
排除するために必要な静的トルクとしてＡnderson 等に
よって報告された１００Ｎｍの値に接近する。
【００１８】したがって、支持面が乾燥状態で動作する
か又は支持面の間の密接な接触が生じるならば、処理さ
れないコンプライアント層支持面によってこれらの条件
下で発生した摩擦レベルは、ゆるみを促進させる危険が
あるほど充分に高く、早期破損を生じる可能性があっ
た。
か又は支持面の間の密接な接触が生じるならば、処理さ
れないコンプライアント層支持面によってこれらの条件
下で発生した摩擦レベルは、ゆるみを促進させる危険が
あるほど充分に高く、早期破損を生じる可能性があっ
た。
【００１９】次に、２種類の異なる寛骨臼カップ、カッ
プ１とカップ２を用いた定常状態潤滑による摩擦測定を
おこなった。
プ１とカップ２を用いた定常状態潤滑による摩擦測定を
おこなった。
【００２０】２種類の異なる寛骨臼カップ、カップ１と
カップ２を用いて、定常状態潤滑を評価した。最初に、
カップを試験して、その後にカップをリンゲル溶液中で
９６時間状態調節した。０.０１Ｐas（蒸留水）〜０.１
Ｐas の範囲の粘度を有する水をベースとするカルボキ
シルメチルセルロース潤滑剤を用いた。これらの流体は
滑膜液と同様なレオロジー性を有するので、これらの流
体を選択した。定常状態潤滑方法を各場合に関してＳtr
ibeck 分析をおこなって評価した；結果は図１と２に示
す。
カップ２を用いて、定常状態潤滑を評価した。最初に、
カップを試験して、その後にカップをリンゲル溶液中で
９６時間状態調節した。０.０１Ｐas（蒸留水）〜０.１
Ｐas の範囲の粘度を有する水をベースとするカルボキ
シルメチルセルロース潤滑剤を用いた。これらの流体は
滑膜液と同様なレオロジー性を有するので、これらの流
体を選択した。定常状態潤滑方法を各場合に関してＳtr
ibeck 分析をおこなって評価した；結果は図１と２に示
す。
【００２１】慣用的関節は、典型的に０.００１Ｐas の
潤滑剤粘度による０.０５から、０.１Ｐａｓの潤滑剤粘
度による０.０１までの範囲である摩擦ファクターを有
する。状態調節されない状態の両方の関節は明らかに、
慣用的関節よりも低い摩擦ファクターを有する良好な潤
滑を生じる。カップ１は用いた潤滑の範囲を通して極め
て低い摩擦ファクターを示した。これらの低い摩擦ファ
クター値はＤurham 腰機能模擬実験装置の検出下限であ
った。カップ１の状態調節はカップ１の摩擦学的（trib
ological）性能を変化させず；低い摩擦ファクターが維
持された。カップ２はカップ１よりも摩擦学的に劣るよ
うに製造されたので、状態調節されない状態では、より
高い摩擦ファクターを示す。しかし、カップ２の摩擦学
的性能は状態調節後にかなり改良されることが判明し、
このことは最適には多少達しない支持面に対する状態調
節の明らかな利点を実証した。
潤滑剤粘度による０.０５から、０.１Ｐａｓの潤滑剤粘
度による０.０１までの範囲である摩擦ファクターを有
する。状態調節されない状態の両方の関節は明らかに、
慣用的関節よりも低い摩擦ファクターを有する良好な潤
滑を生じる。カップ１は用いた潤滑の範囲を通して極め
て低い摩擦ファクターを示した。これらの低い摩擦ファ
クター値はＤurham 腰機能模擬実験装置の検出下限であ
った。カップ１の状態調節はカップ１の摩擦学的（trib
ological）性能を変化させず；低い摩擦ファクターが維
持された。カップ２はカップ１よりも摩擦学的に劣るよ
うに製造されたので、状態調節されない状態では、より
高い摩擦ファクターを示す。しかし、カップ２の摩擦学
的性能は状態調節後にかなり改良されることが判明し、
このことは最適には多少達しない支持面に対する状態調
節の明らかな利点を実証した。
【００２２】次に、潤滑された始動摩擦の摩擦測定をお
こなった。Ｄurham 腰機能模擬実験装置の作用期間中
に、屈伸運動なしに、起立し、寛骨臼支持面に荷重を与
える効果を模倣するために２ｋＮの予備荷重を与えた。
これは模擬実験装置を“逆”荷重モードで操作すること
によって達成された。“逆”モードサイクルを高い荷重
で開始した、したがって、運動開始の遅延が試験カップ
に１、２、５、１０及び２０分間、２ｋＮの一定予備荷
重を経験させることを可能にした。表２に要約したヘッ
ド／カップ組合せに対して潤滑剤として水を用いて、最
初の２サイクル中の摩擦トルクを測定し、結果を図３に
予備荷重時間に対してプロットした。
こなった。Ｄurham 腰機能模擬実験装置の作用期間中
に、屈伸運動なしに、起立し、寛骨臼支持面に荷重を与
える効果を模倣するために２ｋＮの予備荷重を与えた。
これは模擬実験装置を“逆”荷重モードで操作すること
によって達成された。“逆”モードサイクルを高い荷重
で開始した、したがって、運動開始の遅延が試験カップ
に１、２、５、１０及び２０分間、２ｋＮの一定予備荷
重を経験させることを可能にした。表２に要約したヘッ
ド／カップ組合せに対して潤滑剤として水を用いて、最
初の２サイクル中の摩擦トルクを測定し、結果を図３に
予備荷重時間に対してプロットした。
【００２３】表２．始動摩擦ファクター
【００２４】状態調節は上述したようにおこなった。一
般に、結果は、相対的運動が開始すると、摩擦トルクは
高くなるが、これは１サイクル内に迅速に低下して、コ
ンプライアント層支持面から予想される極度に低い値に
なることを示す。材料カップルを区別するために用いら
れている２つの特徴、即ち、表２と図３に示した初期摩
擦ファクターと、初期運動期間中に摩擦トルクが低下す
る速度とが存在する。
般に、結果は、相対的運動が開始すると、摩擦トルクは
高くなるが、これは１サイクル内に迅速に低下して、コ
ンプライアント層支持面から予想される極度に低い値に
なることを示す。材料カップルを区別するために用いら
れている２つの特徴、即ち、表２と図３に示した初期摩
擦ファクターと、初期運動期間中に摩擦トルクが低下す
る速度とが存在する。
【００２５】状態調節されないカップと、コバルトクロ
ム鋼ヘッドとは非常に高い摩擦トルクを発生させ、この
トルクは初期運動期間を通して高い状態に留まる（図
４）。dlc 被覆ヘッドを同じ状態調節されないカップと
共に用いる場合に、初期摩擦トルクは低い（特に、短い
予備荷重期間では）（図５）、流体がスタンス状態（st
ance phase）中にエントレインされる（entrained）さ
れるにつれて、初期摩擦トルクはさらに低下する。
ム鋼ヘッドとは非常に高い摩擦トルクを発生させ、この
トルクは初期運動期間を通して高い状態に留まる（図
４）。dlc 被覆ヘッドを同じ状態調節されないカップと
共に用いる場合に、初期摩擦トルクは低い（特に、短い
予備荷重期間では）（図５）、流体がスタンス状態（st
ance phase）中にエントレインされる（entrained）さ
れるにつれて、初期摩擦トルクはさらに低下する。
【００２６】状態調節されたカップ（図６と７）は、状
態調節されないカップ／dlc ヘッド組合せまでの摩擦ト
ルクを発生する。しかし、この摩擦トルクはサイクルの
残りの時間にわたって低いほぼ一定値にまで迅速に低下
する。
態調節されないカップ／dlc ヘッド組合せまでの摩擦ト
ルクを発生する。しかし、この摩擦トルクはサイクルの
残りの時間にわたって低いほぼ一定値にまで迅速に低下
する。
【００２７】Ｃaravia 等は、薄いポリウレタン層と数
種類の圧子（indenter）との間に、プレート摩擦リグ上
にピンを用いて発生させた始動摩擦を評価した。２ＭＰ
a の一定の接触応力と、８ｍｍ／秒の滑動速度を用い
た。圧子に５〜４００秒間荷重を与え、潤滑剤として水
を用いてピーク摩擦を測定した。これに反して、この模
擬実験装置の実験は、７.３ＭＰa の最大接触応力によ
る動的荷重と、最大３４ｍｍ／秒の正弦波（sinusoida
l）滑動速度とを用いて、２ kＮの予備荷重を６０〜１
２００秒間与えた。
種類の圧子（indenter）との間に、プレート摩擦リグ上
にピンを用いて発生させた始動摩擦を評価した。２ＭＰ
a の一定の接触応力と、８ｍｍ／秒の滑動速度を用い
た。圧子に５〜４００秒間荷重を与え、潤滑剤として水
を用いてピーク摩擦を測定した。これに反して、この模
擬実験装置の実験は、７.３ＭＰa の最大接触応力によ
る動的荷重と、最大３４ｍｍ／秒の正弦波（sinusoida
l）滑動速度とを用いて、２ kＮの予備荷重を６０〜１
２００秒間与えた。
【００２８】Ｃaravia 等は、予備荷重期間が８０秒間
まで増加するにつれて始動摩擦が上昇することを示し、
その後、圧搾膜作用（squeeze film action）が平衡に
達して、摩擦がもはや上昇しないことを示した。かれら
は、この研究よりも高い始動摩擦値、即ち、１６０秒間
の予備荷重において同じ弾性率物質に関して０.６〜１.
１の摩擦係数を報告している。かれらはまた、支持面に
対抗する面の表面エネルギーも重要なファクターである
ことを示した。
まで増加するにつれて始動摩擦が上昇することを示し、
その後、圧搾膜作用（squeeze film action）が平衡に
達して、摩擦がもはや上昇しないことを示した。かれら
は、この研究よりも高い始動摩擦値、即ち、１６０秒間
の予備荷重において同じ弾性率物質に関して０.６〜１.
１の摩擦係数を報告している。かれらはまた、支持面に
対抗する面の表面エネルギーも重要なファクターである
ことを示した。
【００２９】本発明による状態調節した要素の実験結果
は次のように要約することができる： １．コンプライアント層カップの状態調節は始動摩擦性
能を強化し（又は低下させ）、定常状態摩擦を減少させ
る。 ２．dlc 被覆ヘッドは被覆されないヘッドよりもやや良
好な性能を生じる。
は次のように要約することができる： １．コンプライアント層カップの状態調節は始動摩擦性
能を強化し（又は低下させ）、定常状態摩擦を減少させ
る。 ２．dlc 被覆ヘッドは被覆されないヘッドよりもやや良
好な性能を生じる。
【００３０】この研究は、これらの発明を単独で又は組
合せて適用することによって、（１）始動摩擦の有意な
低下と、（２）運動の初期段階の摩擦トルクに対する静
的予備荷重の影響の低下を直接もたらすことを示唆す
る。
合せて適用することによって、（１）始動摩擦の有意な
低下と、（２）運動の初期段階の摩擦トルクに対する静
的予備荷重の影響の低下を直接もたらすことを示唆す
る。
【００３１】これらの重要な結果はこれらの支持面の長
期間性能に対して決定的である、というのは、始動摩擦
がこのようなデバイスのリフト（lift）を限定すること
を示唆するＣaravia 等によって報告された結果とは対
照的に、これらの発明はこの可能な問題を有意に軽減す
るからである。
期間性能に対して決定的である、というのは、始動摩擦
がこのようなデバイスのリフト（lift）を限定すること
を示唆するＣaravia 等によって報告された結果とは対
照的に、これらの発明はこの可能な問題を有意に軽減す
るからである。
【００３２】上記実験中に、リンゲル溶液又はリン酸塩
緩衝化生理的食塩水（ＰＢＳ）又は脱イオン水中でのコ
ンプライアント支持面寛骨臼カップの状態調節の影響が
始動摩擦と定常状態摩擦の両方の特徴を改良することが
観察された。摩擦変化は、これらのポリウレタン材料の
塊状物内及び表面の両方において生じた表面再構成（su
rface re-organisation）の影響に関連した。これらの
変化は例えばＡＴＲ-フーリエ変換赤外分光法（ＡＴＲ-
ＦＴＩＲ）、動的接触角（ＤＣＡ）及び水吸収試験のよ
うな、表面分析方法によって試験されている。したがっ
て、これらの有利な変化を促進する方法を最適化した。
緩衝化生理的食塩水（ＰＢＳ）又は脱イオン水中でのコ
ンプライアント支持面寛骨臼カップの状態調節の影響が
始動摩擦と定常状態摩擦の両方の特徴を改良することが
観察された。摩擦変化は、これらのポリウレタン材料の
塊状物内及び表面の両方において生じた表面再構成（su
rface re-organisation）の影響に関連した。これらの
変化は例えばＡＴＲ-フーリエ変換赤外分光法（ＡＴＲ-
ＦＴＩＲ）、動的接触角（ＤＣＡ）及び水吸収試験のよ
うな、表面分析方法によって試験されている。したがっ
て、これらの有利な変化を促進する方法を最適化した。
【００３３】始動摩擦と定常状態摩擦とのこれらの有意
な改良は、本発明の方法を単独で又は組合せて用いて達
成されている。これらの開発の適用は主として、非限定
的に、腰、膝、肘、肩及び踵を含む関節又は表面の代用
品の支持面系をターゲットにする。主要な目的は、例え
ば、低い接触角を有するので、水性潤滑剤によって濡れ
る親水性表面を得るために、状態調節を適用して、線状
ポリウレタンの表面化学を改良することである。この表
面改良方法は、コンプライアント層関節のみに適用可能
ではなく、身体組織及び体液に接触する他の医療用デバ
イス、即ち、ステント、カテーテル、血管形成バルーン
等にも適用可能である。
な改良は、本発明の方法を単独で又は組合せて用いて達
成されている。これらの開発の適用は主として、非限定
的に、腰、膝、肘、肩及び踵を含む関節又は表面の代用
品の支持面系をターゲットにする。主要な目的は、例え
ば、低い接触角を有するので、水性潤滑剤によって濡れ
る親水性表面を得るために、状態調節を適用して、線状
ポリウレタンの表面化学を改良することである。この表
面改良方法は、コンプライアント層関節のみに適用可能
ではなく、身体組織及び体液に接触する他の医療用デバ
イス、即ち、ステント、カテーテル、血管形成バルーン
等にも適用可能である。
【００３４】他の用途は、滑動接点が含まれる機械的
系、即ち、完全膝代用品に適した、脛側支持面に主とし
て水性潤滑剤を用いて作用するブッシュ（bush）（円筒
形又はフラット）における摩擦を減ずることに関係す
る。
系、即ち、完全膝代用品に適した、脛側支持面に主とし
て水性潤滑剤を用いて作用するブッシュ（bush）（円筒
形又はフラット）における摩擦を減ずることに関係す
る。
【図１】処理前と後の２つの寛骨臼カップの摩擦ファク
ターを示すグラフ。
ターを示すグラフ。
【図２】処理前と後の２つの寛骨臼カップの摩擦ファク
ターを示すグラフ。
ターを示すグラフ。
【図３】予備荷重時間に対する始動摩擦ファクターを示
すダイヤグラム。
すダイヤグラム。
【図４】ＣoＣr ヘッド組合せを有する状態調節されな
いカップの始動摩擦を示すグラフ。
いカップの始動摩擦を示すグラフ。
【図５】dlc ヘッド組合せを有する状態調節されないカ
ップの始動摩擦を示すグラフ。
ップの始動摩擦を示すグラフ。
【図６】ＣoＣr ヘッド組合せを有する状態調節された
カップの始動摩擦を示すグラフ。
カップの始動摩擦を示すグラフ。
【図７】dlc ヘッド組合せを有する状態調節されたカッ
プの始動摩擦を示すグラフ。
プの始動摩擦を示すグラフ。
Claims (11)
- 【請求項１】 水性潤滑剤中での軟質／コンプライアン
トポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方法にお
いて、リンゲル溶液、リン酸塩緩衝化生理的食塩水の水
溶液又は脱イオン水中でポリウレタン要素を処理するこ
とを包含する方法。 - 【請求項２】 ３０℃〜６５℃の一定温度におけるそれ
ぞれの水溶液を含有する加熱された浴中で軟質／コンプ
ライアントポリウレタンを処理することを包含する、請
求項１記載の方法。 - 【請求項３】 温度が９６時間にわたって３７℃であ
る、請求項１又は請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 請求項１〜３のいずれかに記載の方法に
よって処理されたポリウレタン要素。 - 【請求項５】 使用時に身体組織及び体液に接触する外
科用又は医療用デバイスの一部であるか又はその一部を
形成する、請求項４記載のポリウレタン要素。 - 【請求項６】 外科用又は医療用デバイスがプロテーゼ
デバイス、ステント、カテーテル又は血管形成バルーン
である、請求項５記載のポリウレタン要素。 - 【請求項７】 少なくともその一部が請求項１〜３のい
ずれかに記載の方法によって処理されたポリウレタン要
素から形成された支持面を有するプロテーゼデバイス。 - 【請求項８】 第１支持面が前記処理済み材料から形成
され、第２協同作用面が金属又はセラミック材料から形
成される、請求項７記載のプロテーゼデバイス。 - 【請求項９】 金属がコバルトクロム鋼である、請求項
８記載のプロテーゼデバイス。 - 【請求項１０】 第２協同作用面がダイヤモンド様炭素
（dlc）被膜を備える、請求項８又は請求項９に記載の
プロテーゼデバイス。 - 【請求項１１】 前記第１処理済み面が寛骨臼上に備え
られ、第２協同作用面がインプラントの協同作用ボール
ヘッドである、請求項７〜１０のいずれかに記載のプロ
テーゼデバイス。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB9709072.4 | 1997-05-02 | ||
| GBGB9709072.4A GB9709072D0 (en) | 1997-05-02 | 1997-05-02 | A process for improving start up and steady rate friction of soft/compliant polyurethanes |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10314296A true JPH10314296A (ja) | 1998-12-02 |
Family
ID=10811804
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10122350A Pending JPH10314296A (ja) | 1997-05-02 | 1998-05-01 | 軟質／コンプライアントポリウレタンの始動及び定常状態摩擦の改良方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6221108B1 (ja) |
| EP (1) | EP0876820B1 (ja) |
| JP (1) | JPH10314296A (ja) |
| DE (1) | DE69817250T2 (ja) |
| GB (1) | GB9709072D0 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006321232A (ja) * | 2005-04-22 | 2006-11-30 | Tetsuya Suzuki | 動物骨からの美麗装飾品の製造方法 |
| JP2009527283A (ja) * | 2006-02-16 | 2009-07-30 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 医療用バルーンおよびその製造方法 |
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|---|---|---|---|---|
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| US7678325B2 (en) * | 1999-12-08 | 2010-03-16 | Diamicron, Inc. | Use of a metal and Sn as a solvent material for the bulk crystallization and sintering of diamond to produce biocompatbile biomedical devices |
| RU2095464C1 (ru) * | 1996-01-12 | 1997-11-10 | Акционерное общество закрытого типа "Тетра" | Биокарбон, способ его получения и устройство для его осуществления |
| US6187045B1 (en) * | 1999-02-10 | 2001-02-13 | Thomas K. Fehring | Enhanced biocompatible implants and alloys |
| US7556763B2 (en) * | 1999-12-08 | 2009-07-07 | Diamicron, Inc. | Method of making components for prosthetic joints |
| US7569176B2 (en) * | 1999-12-08 | 2009-08-04 | Diamicron, Inc. | Method for making a sintered superhard prosthetic joint component |
| EP1242008B1 (en) | 1999-12-17 | 2006-03-08 | Cartificial A/S | A prosthetic device |
| US20040199260A1 (en) * | 2000-01-30 | 2004-10-07 | Pope Bill J. | Prosthetic joint component having at least one sintered polycrystalline diamond compact articulation surface and substrate surface topographical features in said polycrystalline diamond compact |
| US8603181B2 (en) * | 2000-01-30 | 2013-12-10 | Dimicron, Inc | Use of Ti and Nb cemented in TiC in prosthetic joints |
| US20100025898A1 (en) * | 2000-01-30 | 2010-02-04 | Pope Bill J | USE OF Ti AND Nb CEMENTED TiC IN PROSTHETIC JOINTS |
| US20050203630A1 (en) * | 2000-01-30 | 2005-09-15 | Pope Bill J. | Prosthetic knee joint having at least one diamond articulation surface |
| GB0027211D0 (en) | 2000-11-07 | 2000-12-27 | Benoist Girard & Cie | Cementless prosthesis bearing element |
| GB0027210D0 (en) | 2000-11-07 | 2000-12-27 | Benoist Girard & Cie | Prosthesis bearing component |
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| US6655845B1 (en) * | 2001-04-22 | 2003-12-02 | Diamicron, Inc. | Bearings, races and components thereof having diamond and other superhard surfaces |
| DE10152055A1 (de) * | 2001-10-25 | 2003-05-08 | Nttf Gmbh | Mechanisch und thermodynamisch stabile amorphe Kohlenstoffschichten für temperaturempfindliche Oberflächen |
| US20050133277A1 (en) * | 2003-08-28 | 2005-06-23 | Diamicron, Inc. | Superhard mill cutters and related methods |
| KR20070050056A (ko) * | 2004-09-05 | 2007-05-14 | 프릭션 컨트롤 솔루션스 엘티디. | 작업면, 및 그의 제조 시스템 및 방법 |
| US20060079863A1 (en) * | 2004-10-08 | 2006-04-13 | Scimed Life Systems, Inc. | Medical devices coated with diamond-like carbon |
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| EP1912595A2 (en) * | 2005-08-05 | 2008-04-23 | Whiteside Biomechanics, Inc. | Carbon coated ceramic joint arthroplasty |
| GB2431354A (en) * | 2005-10-24 | 2007-04-25 | Benoist Girard Sas | A prosthetic glenoid component with soft bearing surface |
| US8663359B2 (en) * | 2009-06-26 | 2014-03-04 | Dimicron, Inc. | Thick sintered polycrystalline diamond and sintered jewelry |
| CN103620681B (zh) * | 2011-06-27 | 2016-11-02 | 薄膜电子有限公司 | 具有横向尺寸改变吸收缓冲层的电子部件及其生产方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4888024A (en) * | 1985-11-08 | 1989-12-19 | Powlan Roy Y | Prosthetic device and method of fixation within the medullary cavity of bones |
| US5067964A (en) * | 1989-12-13 | 1991-11-26 | Stryker Corporation | Articular surface repair |
| US5047054A (en) * | 1990-10-17 | 1991-09-10 | Smith & Nephew Richards, Inc. | Triazine resin coated prosthetic implants |
| AU1684595A (en) * | 1994-01-21 | 1995-08-08 | Brown University Research Foundation | Biocompatible implants |
| NZ277879A (en) * | 1994-02-01 | 1998-03-25 | Howmedica | Fermoral stem prosthesis, formed from biocompatible material and having a coated surface of specified material |
| EP0803234B1 (en) * | 1996-04-23 | 2004-11-17 | Biomet Limited | Methods of manufacturing an acetabular cup |
-
1997
- 1997-05-02 GB GBGB9709072.4A patent/GB9709072D0/en active Pending
-
1998
- 1998-04-28 EP EP98303323A patent/EP0876820B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-28 DE DE69817250T patent/DE69817250T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1998-05-01 JP JP10122350A patent/JPH10314296A/ja active Pending
- 1998-05-01 US US09/071,564 patent/US6221108B1/en not_active Expired - Fee Related
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|---|---|
| DE69817250T2 (de) | 2004-08-12 |
| EP0876820A2 (en) | 1998-11-11 |
| EP0876820B1 (en) | 2003-08-20 |
| US6221108B1 (en) | 2001-04-24 |
| GB9709072D0 (en) | 1997-06-25 |
| DE69817250D1 (de) | 2003-09-25 |
| EP0876820A3 (en) | 2000-02-23 |
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