JPH10512176A - 多孔性材料製品および製法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 多孔性インプラント及びかかる多孔性インプラントの製造方法に関する。成形型材料（１６４）を、相互に付着する固体粒子により作出して、多孔性網状構造を形成する。最終製品材料の液体相を成形型（１６４）の空隙に押し入れ、次いでほとんどの液体材料を空隙から押し出して薄い被覆物を得る。次いで、当該薄い被覆物を硬化して、シリコーンゴム（１６２）のようなポリマーの薄い被覆物を生成する。次いで成形型材料（１６４）を溶解して、硬化したポリマーのみを含有する多孔性構造を作出する。

Description

【発明の詳細な説明】 多孔性材料製品および製法発明の背景 本発明は、人工装具、治療装具および他の実用用途物としての使用のための少 なくともその一部が多孔性である装置、およびそのような装置の制作方法に関す る。 近年、ヒト生体内または生体上における移植または装備のために考案改作され た生物学的適合性合成装具の適用および使用は、驚異的に増加してきた。そのよ うな装具および装置には、例えば、乳房形成、顎、鼻、耳および他の生体部分の 再建等において使用するための軟組織インプラント、神経カフおよび骨格、リン パ水腫シャント、経皮的皮膚および血液接触／接近装置、インシュリン細胞産生 インプラントおよび他の細胞腐骨形成ケージ装置、人工鍵ならびに靭帯および腸 ならびに靭帯修復人工装具、人工心臓および血管人工装具、火傷包帯、および薬 物注入、放出または供給装置などが含まれる。 多くの場合、上記のタイプの装置はインプラント−組織界面での問題によって 失敗している。1970年という早期に、Homseyは、インプラントの大きさがセンチ メートルのオーダーであれば、「繊維軟骨性」膜または被膜がインプラントを正 常組織から分離することを認めた。間隙（細孔と細孔相互連結）が１ｍｍ以下の オーダーであるようにインプラントが穿孔されている場合は、上記のように被膜 で包まれるのではなく、インプラントは組織に織り込まれるようになる(Homsey, C.A.，1970，J．Biomed．Mater．Res.，4:341-356)。平滑壁シリコーン乳房イン プラントはシリコーン外皮周囲ゲルに支障があるが、開発されて、多様な結果を もたらした。シリコーン外皮を用いる人工装具では、ポリウレタンフォームはシ リコーン接着剤で外皮に機械的に固定された。しかし、フォームと外皮の界面結 合は弱く、多くの場合、剥離が起き、時には周囲組織へのシリコーンゲルの漏れ が生じた。シリコーン外皮を用いない人工装具では、ゲルはポリウレタンカバー を通って周囲組織中に漏出または「浸出」するのが典型となった。そのような周 囲組織のゲルによる「汚染」は、局部的炎症および遠方器官へのゲルの移動を引 き起こした。また、ポリウレタンフォーム内の細孔の立体的連結性、ポリウレタ ンの相対的非弾性の性質およびフォーム中の材料量に較べて高割合の内方成長組 織のために、「チャイニーズフィンガートラップ」様の状態（内方成長組織がフ ォームと絡み合う）を組織と生じて、これは人工装具の除去または交換を非常に 困難にした。さらに、ポリウレタン類は生物学的に不安定であって、化学的に分 解して、構造的崩壊をまねき、時には重篤な炎症を伴うこともあり得る。そのよ うな化学的分解に関する最近の憂慮は、例え少量でも実験動物において癌を引き 起こすことが知られている化学物質であるトルエンジアミン（ＴＤＡ）の放出の 可能性である。 多孔性材料の形成（インプラントまたは他の用途のための）への従来のアプロ ーチは、典型的には泡４０−６０％の使用が含まれるが、インプラント周囲に形 成されるこの厚い「繊維軟骨性」膜（被膜）のために、インプラントは硬い非弾 性の、しばしば痛感を伴うものとなる。この繊維性被膜はまた、それが主に緻密 なコラーゲンおよびほとんどあるいは全く脈管質のない線維芽細胞からなるため に一般にインプラント周囲に他の問題を生じる。その結果は、インプラント、イ ンプラント−被膜界面および被膜自体を、栄養、代謝および良好な血液供給の細 胞性優位性から分離し、それによって、インプラント部位の感染がより起きやす くなり、自然抵抗機構および／または血液流中抗体による感染の治癒をより困難 にする。 Ivalon Sponge（塩化ポリビニル）およびAshley乳房形成人工装具（ポリウレ タン）の商標名で知られている多孔性装置は、組織がインプラント内の細孔に内 方成長できるように作られた。これら装置は全体が多孔性のスポンジ様の装置で あって、組織の細孔への内方成長を制限せず、あるいはインプラントの体液への 接触／接近を制限して、そのような内方成長または液体接近を制止または抑制す るものがなく、その結果、内部石灰沈着および硬化を伴う劣質内方成長組織が生 じた。そのような硬化は、受容者に不快感のみならず、不自然な見かけや機能を もたらす。 上記の課題のいくつかを解決するために、少なくとも乳房形成人工装具に関し て、次のような試みがなされた。すなわち、ポリウレタンフォーム被覆シリコー ンゴム乳房形成人工装具（形成技術使用および非使用）、部分融合体への金属ま たはポリマー粒子の焼結、ポリマー融解物または溶液の拡大（例えば、Gortex製 造のための使用）、織地フェルト、ベロア、メッシュまたは織布の製造のための 繊維加工、および炭化動物骨格材料の微細構造の模写または複製などである。例 えば、White，R.A.，Weber，J.N．and White，E.W.，“Replanineform: A New P rocess for Preparing Porous Ceramic，Metal，and Polymer Prosthetic Mater ials,”Science，Vol．176，922-924；米国特許第3,890,107 号；Leidner, J．e t al.，“A Novel Process for the Manufacturing of Porous Grafts:Process Description and Product Evaluation，”Journal of Biomedical Materials Re search ， Vol．17，229-247，1983を参照されたい。多孔性材料の生産に発泡技術 を用いる際の問題に、孔サイズ、細孔の形および細孔相互連結部を別々に制御す ることの難しさがある。また、得られる細孔は通常、鋭い縁や末端を含み、これ は炎症を促進して、インプラントされた場合に問題および／または不快感をもた らし得る。焼結およびポリマー拡張のアプローチは、典型的には焼結用金属およ びポリマー拡張用ポリテトラフルオロエチレンのようなある種の材料のみにその 使用が限定され、これらは所望の柔軟性、弾性、生物学的適合性などを有する材 料ではないことがある。繊維の加工は、繊維に作り得る材料のみにその使用が限 定され、得られる構造は基本的には平面的である。炭化動物骨格構造の模写は、 ある種の使用には適するが、所望のサイズおよび形に材料を機械処理する必要が あり、この場合も孔サイズおよび形は調節できない。 最近発表された特許第4,859,712 号および第4,889,744 号の２件は可溶性粒子 の使用を開示しているが、これは粒子を最初に未硬化シリコーン上において、シ リコーンを硬化してから、粒子を溶解して、いわゆる連続セル多孔性表面を有す るシリコーン製品を作り出すというものである。好ましい固体可溶性粒子として 両特許に記載されている粒子は結晶塩化ナトリウム（塩）であって、他の粒子の 具体例は挙げられていない。この二件の特許に開示された方法には、多くの問題 または困難が存在する。例えば、塩粒子を硬化前のインプラント表面に単に置い た後にインプラントを硬化させて塩粒子を溶解するために、完全な解放セル構造 を得ることは難しい。多くの粒子は接触しないであろうから、表面層を除いては ほとんどが閉じたセル部分がつくり出される。この技術では（塩粒子は一緒に保 持されず、したがって成形されないことから）、固体粒子を予め決められた所望 の形に予め成形することもまた、例え可能としてもきわめて困難であり、（塩結 晶は相互圧縮されて接触しているだけで、実質的には付着していないことから） 多孔性部分の深さ、個々の連続セルを囲んでいる構造的連結部のサイズおよび形 の調節はできない。 上記二件の特許に開示されたアプローチで可能な処理は、表面のみで、真の立 体方向に拡張されないことから、インプラント後に生じる繊維性被膜の厚さと密 度は円滑表面インプラントの場合と実質的には同じである。真の立体的単一多孔 性シリコーンゴム人工装具は、本発明の技術が開発されるまで存在しなかった。図面の簡単な説明 本発明の上記および他の諸目的、特徴および利益は、以下の詳細な説明および 添付図面を参照することによって明らかになるであろう。 図１は、本発明の原理による、多孔性材料製品の製造のための糖成形材料を沈 積させた容器の側断面図であり、拡大図は固化した糖塊の一部を示す。 図２Ａ、２Ｂおよび２Ｃはそれぞれ、容器中の糖塊の部分図、断面図および得 られる最終多孔性製品を表す図である。 図３Ａおよび３Ｂはそれぞれ、糖成形材料および最終製品材料を入れた容器の 立面断面図、および最終製品の立面断面部分図である。 図４は、本発明に係る繊維断片を含む最終製品材料の拡大断面部分図である。 図５Ａ、５Ｂ、５Ｃおよび５Ｄはそれぞれ、本発明の方法による使用に適する 成形容器の開けた状態、二つの閉じた状態および最終製品の立面断面図である。 図６は、頂部および底部多孔性部分と中間の非多孔性部分を有する製品の側断 面図である。 図７Ａ、７Ｂおよび７Ｃはそれぞれ、インプラントモデルを含む成形容器、最 終製品材料を充填した成形容器および得られる最終製品インプラントの断面図で ある。 図８Ａ、８Ｂ、８Ｃおよび８Ｄはそれぞれ、本発明に係る、成形型を構成する ための成形容器、適用される最終製品材料を含む成形型、および二種類の最終人 工装具の立面断面図である。 図９は、薬物供給インプラントとして使用するための人工装具の立面断面部分 図である。 図１０は、本発明によって作られた多孔性金属合金製品の側断面図である。 図１１は、本発明によって作られた成形型がまだ元の位置にある二重多孔性人工 装具の断面部分図である。 図１２は、本発明の原理によって作られた、細孔表面に材料を被覆した最終多 孔性製品の断面部分図である。 図１３は、本発明によって作られた、二つの連結材料の側断面部分図である。発明の詳細な説明 本発明に係る多孔性または部分多孔性製品の構成工程の実施において、最初の ステップは、それから最終製品を成形する選択的に除去可能な連続セル多孔性成 形型（ＳＲＯ−ＣＰＭＦ）の形成に使用するための成形材料を単に選択すること である。そのような成形材料は、容易に入手可能で、安価で、最終製品材料の液 体型（または溶解または分散型）による溶解に抵抗性であることが有利である。 また、成形材料は容易に相互付着する（または相互付着するように作られる）よ うな選択的なサイズおよび形の粒子で入手可能なものでなくてはならず、それに よって成形材料を除去または溶解撤去した場合に連続的な全連続セル製品が確立 される。最後に、成形材料は成形型中にあるとき、最終製品（または製品材料） を有意に変えることなく容易に除去可能でなくてはならない。この除去は、最終 製品材料を有意に溶解しない溶媒によって溶解することによって行うことができ る。代わりに、成形材料の融点（または燃焼点）が最終製品材料のそれよりも低 ければ、成形材料は成形製品材料から融解（または燃焼）除去してもよい。 同様に、最終製品材料は所望の性質を有するように選択されるが、例えば、柔 軟性および弾性が要求される場合はシリコーンゴムが選択され、剛性が要求され る場合はポリエステル樹脂、エポキシ樹脂、金属または金属合金またはセラミッ クが選択され得る。 検討する最初の実施例では、部分多孔性装置および多孔性および非多孔性部分 の位置を調節する方法を記述する。この具体的実施態様においては、糖を成形材 料またはＳＲＯ−ＣＰＭＦとして選択し、シリコーンゴムを最終製品材料として 選択する。 糖は適度に均一な粒子サイズおよび切子面のある結晶型が得られが、より均一 なサイズが求められる場合は粒子サイズは標準篩サイズ分類手法を用いて選択す ることができる。 糖成形材料のための所望の粒子サイズおよびサイズ分布が得られたら、糖粒子 を脱イオンまたは精製水と糖８〜２５部に対して水１部の容量比で混合する。よ り高い割合の有孔度の最終製品が所望される場合は、より多くの水をこの混合物 に加えて、表面接触および糖粒子融合をより大きくして、より多数の大きな細孔 連結部を生じさせる。より低割合の有孔度の最終製品は、より少ない水を用いて 、その結果として、接触をより少なくして、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ粒子間の空間をよ り多くすることによって得られる。より大きな孔サイズが最終製品で所望される 場合は、より大きな粒子サイズが選択される。逆に、より小さい孔サイズが最終 製品で所望される場合は、より小さい粒子サイズが選択される。 糖および水を、全糖粒子が水と接触するまで、そして飽和（さらなる溶解が起 きない）糖溶液にある程度部分溶解するまで、よく混合する。所望の堅さに達し て混合物が安定したら、得られる湿潤半固体塊（成形用塊）を予め型どった鋳型 に入れて、それを成形型に成形することができる。すなわち、成形型内の水を蒸 発させて、糖溶液を再結晶させて、糖粒子上または粒子間に沈澱させる。図１は 、湿潤糖塊８を沈澱させた従来の筒型容器４の断面図である。糖塊の部分１２は 、糖粒子２０および粒子間の空隙１６の拡大部分を表す。 成形用塊のＳＲＯ−ＣＰＭＦへの固化は、例えば乾燥空気（加熱されていても よい）を塊に供給することによって促進することができる。凍結、凍結乾燥また は加熱あるいは非加熱真空乾燥もまた、塊を固化させるのに用いられる。ＳＲＯ −ＣＰＭＦの拡大図１２は、粒子間に空隙１６を残して融合した糖顆粒または粒 子２０を表す。 固化後、所望の最終製品の性質によって、糖成形型は容器中４の元の位置に残 す（図１）か、または容器４から除去する（後述する図３の場合）ことができる 。 例えば、容器４中に糖成形型を残すことによって、塊は容器壁２４に接触および 付着して維持される（図２Ａ）。すなわち、成形型への最終製品材料の注入（以 下に記述）の結果、最終製品に多孔性表面２８が得られ（図２Ｂ）、容器壁２４ に接触した表面細孔３０は成形型の糖粒子２６によって形成される（図２Ａ）。 一方、糖成形型８を容器から除去して（または容器壁の付着表面を排除して）か ら最終製品を例えばそれがより大きな容器３８に保持されているように塊に供給 する場合（図３Ａ）、最終製品（糖成形型を覆っている）の表面外部４０（図３ Ｂ）は細孔を有しないだろう。図３Ｂは、この非多孔性表面領域およ部分４０お よび多孔性断面４２を示し、この非多孔性断面４０の厚さは成形型の外側に適用 された最終製品材料の量によって異なる。 他のＳＲＯ−ＣＰＭＦ形成のための具体的方法では、所望サイズの純粋糖粒子 を金属容器に入れた後、糖の融点またはそれより僅かに低い温度で粒子を徐々に 加熱する。この工程中、糖粒子は圧縮されて互いに接触を強いられ、次いで、塊 は放置冷却される。圧縮される糖粒子数が多いほど、粒子連結物のサイズおよび 数は大きくなり、ＳＲＯ−ＣＰＭＦはより密になり、最終製品の多孔性部分の多 孔性の割合は大きくなる。糖粒子数が少ない場合は全て逆になる。冷却後、成形 型は容器から除去するかまたは、上記したように容器と接触させて容器内に残し てもよい。 糖成形型を完成した後、医用グレードのシリコーンゴムを触媒処理して、従来 の方法で混合し、脱気して、液体状態にして、続いての重合、すなわち液体から 固体に変換するためのシリコーンゴムを調製する。次いで、調製して触媒処理し たシリコーンゴムを、公知の手法、例えばシリコーンゴムへの加圧、成形型への 真空適用、重力流動、機械的撹拌またはこれら手法の組み合わせによって、糖成 形型の隙間すなわち細孔に押し入れる。最終製品の多孔性部分の厚さは、ＳＲＯ −ＣＰＭＦと同じか薄くすることができる。これは、最終製品材料の液体型のＳ ＲＯ−ＣＰＭＦへの貫通深度を調節することによって特異的に調節できる。液体 が完全に成形型を貫通するように押し入れられる場合は、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ自体 の特定の厚さを用いて装置の多孔性部分の厚さを調節することができる。 液体シリコーンゴムを成形型に供給した後、シリコーンゴムを放置して（また は何らかの方法で）重合させて、その後で糖成形型を適切な溶媒（この場合は脱 イオン水）および撹拌によって溶解する。このステップの後に残されたものが、 所望のシリコーンゴム最終製品である。多回数の洗浄が全ての残渣糖を完全に除 去するために必要であるが、超音波水槽または他の撹拌はこのために特に有効で ある。また、熱脱イオン水またはスチームリンスの使用も可能で、その後で最終 製品を乾燥する。 最終製品材料を成形型に適用する前に容器から成形型を除去することによって ＳＲＯ−ＣＰＭＦと最終製品材料の組み合わせ構造を作出した場合（図３Ａ）、 最終製品材料の被覆は成形型を取り囲んで、その結果、非多孔性被覆４０ができ 、溶媒が成形型８に達して溶解するのを妨げる（図３Ａ）。この場合、最終製品 材料の小部分を表面箇所で除去すれば、水溶液を内部に入れることができる。代 わりに、固体製品材料４０の針貫通によって水溶液の所望のアクセスおよび溶解 した糖の除去が可能になる。 最終製品の非多孔性表面部分の厚さおよび形は、成形型を入れるための適当な サイズおよび形の容器を選択して、それに成形型を入れて、容器または鋳型を非 重合シリコーンゴムで充填するような標準成形または注入成形ダイ技術によって 、容易に調整することができる。ＳＲＯ−ＣＰＭＦが容器のごく小容量を占める 場合には、最終製品の非多孔性部分の厚さは大きくなる。最終製品の非多孔性部 分のサイズおよび形は、成形型を入れる容器のサイズおよび形と容器に入れる成 形型のサイズおよび形との差として決定される。 最終製品の多孔性部分の形および量は、最終製品材料で充填された成形型の形 および部分によって決まる。最終製品材料で充填されていない成形型の部分は、 最終製品の空隙１４２となる（図８Ｃおよび８Ｄを参照）。最終製品の多孔性部 分の非多孔性部分との関係位置は、鋳型内の成形型の位置によって決まる。 後に記述する場合（気体を成形型を通して押し入れる場合）を除いて、最終製 品材料の表面の一部分は、非多孔性となる。この部分は、液体型の最終製品材料 を成形型に導入する位置に相当する。容器または鋳型表面への成形型の付着を調 節することによって液体型の成形型への貫通の完全性が調節され、液体型の最終 製品材料を成形型に導入する表面領域およびそのサイズを調節することによって 、 連続セル表面の位置および非多孔性表面の位置を調節することができる。例えば 、シートとして製造された製品は、下部表面は完全に多孔性で、上部表面は非多 孔性となり得る。図１における成形型８へ付着性容器壁４を用いる例では、これ は、その最終製品材料が成形型８をその全上部表面で完全に貫通するように導入 して、成形型の下部表面を容器壁に付着して保持することによってなされる。代 わりに、最終製品材料を成形型の途中まで浸透するように注ぐこともできる。い ずれの例でも、非多孔性上部表面３２および多孔性部分３４を有し、多孔性表面 が多孔性部分３４の側部および底部にある、部分多孔性最終製品が結果として得 られる（図２Ｃ）。しかし、鋳型の残部内でさもなければ（全容器壁に）付着性 の成形型を用いて最終製品材料を側部から導入する場合は、液体が注入されない 側部だけでなくシートの上部および下部表面が多孔性となる。このようにして、 装置の多孔性部分の表面と非多孔性表面部分との割合が調節できる。 少なくとも一部が多孔性であるシリコーンゴム最終製品を、例えば、使用する 特定のシリコーンゴムによって、乾燥炉内で１５分間〜１時間、華氏２７５度〜 ４２５度の範囲の温度で硬化（重合）させる。最終製品はさらに、切断や製品へ の追加または他の中実性または多孔性シリコーンゴム部品または材料の接着によ って成形または彫刻することができる。しかし、本発明の方法の利点は、多孔性 および非多孔性部分の変数を別々に調節できることから、切断、接着、彫刻また は最終製品への追加の必要がほとんどないことである。切断、接着および彫刻等 はまた、界面や不整、ひずみや外形欠陥をもたらす。本発明の方法では、装置の 多孔性および非多孔性部分は、界面、欠陥または外形不整を有することなく、一 体となり得る。次いで、望ましければ標準包装および滅菌工程を行うことができ る。 上記の連続セル多孔性製品成形法を用いて、複雑な形、型およびサイズが容易 に製作できる。また、製品の多孔性部分の位置に関しては従来の方法にあるよう な制限はない。 次に記述する本発明の第二の実施例では、最終製品の多孔性部分の孔サイズは 変化する。最初に、糖の小粒子（例えば５０〜７５μ）を容器に、例えば０．２ ｍｍの深さに入れる。次いで、別のサイズ範囲の糖粒子（例えば、１００〜１５ ０μ）を別に定めた深さ、例えば０．３ｍｍの深さで最初の層の上に入れる。こ れを最終層まで、例えば２００〜３００μの粒子サイズを０．６ｍｍの深さに加 えるまで続ける。次いで、容器中のＳＲＯ−ＣＰＭＦ粒子を、糖飽和溶液を全粒 子に加えてからそれを真空で底部から流し出すことによって、または、容器およ び段階的にサイズ分けした粒子をほぼ１００％の湿度に１５分〜４時間曝してか らＳＲＯ−ＣＰＭＦを放置乾燥（硬化）させることによって、相互固着させる。 代わりに、上記したように、粒子を融点まで加熱して、密に詰めてから冷却して もよい。次いで、ＳＲＯ−ＣＰＭＦを液体型の最終製品材料（ここではシリコー ンゴム）で上記したように充填する。得られる製品は、所望に応じて多孔性を領 域によって選択的または連続的に変えられるような部分多孔性装置である。これ は、非多孔性部分４０から離れる方向で孔サイズが小さいものから大きいものに 変化する図３Ｂで示される。 上記方法を用いて、医用グレードのシリコーンゴム、BiomerおよびBiolon（医 用グレードのポリウレタン）から脈管移植人工装具のような多くの有用な装置が 生産された。脈管装置の血液接触表面は、孔サイズ２５μ、５０μ、７５μおよ び１００μで上記のようにして作られる。製品の残りの部分の孔サイズは、３０ μ〜３００μの範囲にあり、壁厚は０．５〜２ｍｍである。内皮細胞および平滑 筋細胞の細胞培養は、装置の血液接触表面で増殖した。ここで多孔質は付着を助 け、したがって、移植中に、多孔質は組織および新生脈管の内方成長の間および 後にこれら細胞の栄養を加える。 脈管移植の血液接触表面でより大きな孔サイズ（５０Ａ〜１００Ａ）を得るに は、移植物を予め凝固させることが必要である。組織の内方成長の後、新生脈管 は細胞培養物接種を有するあるいは有しない装置の血液接触表面の新脈管内膜細 胞再生を支持することができる。 上記した脈管人工装具は、皮下または筋肉内にインプラントすることができる 。人工装具壁が組織で充たされた後［所望の組織の種類によって、数分後（予め 凝固したもの）、数日後（細胞接種）、数週間後（組織内方成長）］、人工装具 をその位置から除去して、組み合わせ移植物（二つのタイプの材料すなわち組織 とポリマーから成る）として受容部位（この場合は血管）に移植することができ る。 このようにして、組織（およびポリマー）からなる脈管移植物を、血管を犠牲に する病的状態を受容者側に生じることなく、生きた自原性移植物として使用でき る。同様にして、骨髄、肝臓、膵臓、コラーゲンまたは新生脈管、またはインプ ラントの多孔質中に成長できるようにした組織または細胞培養を含む多数のタイ プの組織が移植できる。 本発明の第三の実施例では、最終製品の多孔性部分の中に分配されるまたはそ こから広がる繊維の使用が含まれ、これは最終製品の多孔質の性質を増強または 変化させるためのものである。そのような最終製品の構築は、下記する通りであ る。 糖成形用塊を混合した後、第一の実施例のようにして（図１を参照）、市販の ファイバーグラスまたはカーボングラファイト繊維を所望の長さ、例えば１ｃｍ に切断して、成形用塊と無作為に混合する。次いで、成形用塊を上記のように容 器に入れて、固化させて、ＳＲＯ−ＣＰＭＦを形成する。任意の繊維において、 繊維の一部は糖内にあり、一部溶解して次いでいくらかの追加糖がその表面に沈 積または再結晶しているような粒子上にあるか、または粒子表面および／または 粒子連結で沈積または固化している。さらに、任意の繊維において、繊維の一部 は糖と接触せずに、単にＳＲＯ−ＣＰＭＦの空隙中に伸びている。柔軟な補強さ れた多孔性部分が最終製品で所望される場合は、シリコーンゴムのような最終製 品材料が選択される。堅い最終製品が所望される場合は、既述したように、ポリ エステルまたはエポキシ樹脂がＳＲＯ−ＣＰＭＦの空隙中に導入される。空隙内 で露出している繊維の部分は被覆されて、最終製品材料のマトリックス内に取り 込まれる。次いで、ＳＲＯ−ＣＰＭＦの糖を溶解し、糖内の繊維４１の部分（図 ４）が最終装置４５の空隙４３内に露出される。これら露出している繊維は移植 後に組織中に内方成長して固定され得る。 ＳＲＯ−ＣＰＭＦ中に混合する繊維の割合は、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ内の粒子に利 する（固有にまたは用いる結合媒体によって）粘着性、繊維自体の湿潤性、直径 および剛性によって大きく変化することができる。繊維と成型用塊粒子との割合 が大きくなりすぎると、成型用塊粒子は相互に非付着性となって、ＳＲＯ−ＣＰ ＭＦの連結性連続セルの特徴が損なわれ、多孔性成形型としてもはや機能しない 。 使用する繊維の長さも大きく変化することができる。繊維は、並べたり、予め 伸ばしたり、予め織ったりして、成型用塊の導入前に容器中に入れて、ＳＲＯ− ＣＰＭＦ内および最終製品内での方向位置が定められる。繊維はまた、ＳＲＯ− ＣＰＭＦの外、そして最終製品の空隙の外および非多孔性部分または最終製品自 体の外側にまで拡げて配置することができる。 同様に、医用グレードのダクロンメッシュ（孔サイズ約１ｍｍ）は、例えば、 それを入れる容器の内壁の直径よりも約２ｍｍ小さい直径を有する筒に形成する ことができる。容器に入れた後、成型用塊を容器中にメッシュ筒の周辺および内 部に入れて、密に詰めて、固化させる。その結果、容器壁から１ｍｍ離れてその 周囲およびＳＲＯ−ＣＰＭＦ内にメッシュが形成される。糖粒子および糖粒子連 結部は、各側およびメッシュを通って連続している。次いで、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ を除去して、例えば直径がＳＲＯ−ＣＰＭＦよりも約１ｍｍ大きい別の容器に入 れる。次いで、触媒処理した液体シリコーンゴムのような最終製品材料を、ＳＲ Ｏ−ＣＰＭＦの周りおよび中に、例えば２ｍｍの深さに押し入れて、固化（重合 ）させる。次いで、ＳＲＯ−ＣＰＭＦを上記のように溶解して、管の末端を切断 する。得られる人工装具を反転（内側を外にして）させて、均質で非多孔性部分 を０．５ｍｍの深さで内側に、多孔性部分を２ｍｍの深さで外側に有する装置を 得る。多孔性部分の中心部は、ダクロンメッシュによって周囲を補強されるが、 多孔性部分は両側に位置し、メッシュを通して連続している。 上記した装置は、人工心臓動力伝達系路のための経皮的カフ人工装具として使 用されてきた。これは皮膚を通してそれらの出口点で滑動させて系路に接着され 、それによって組織の内方成長および皮膚および皮下固定が可能になる。同様の 補強および繊維修飾多孔性人工装具は、脈管人工装具として医用グレードの血液 適合性ポリウレタンから製造された。 液体シリコーンゴムを注入する前に容器から糖ＳＲＯ−ＣＰＭＦ成形材料を除 去した前出の実施例において、最終製品の選択の一つは、片側を多孔性にもう片 側を非多孔性にすることだった（図３Ａおよび３Ｂ）。しかし、多くの生物材料 の使用において、種々の形と割合で、多孔性部分を外側に、非多孔性部分を内側 に有することが望ましい。そのような最終製品のための使用例としては、背側鼻 増強インプラントがあり、そのような最終製品（および同様な最終製品）の製作 法は以下の通りである。 工程の第１ステップは、所望の最終インプラントの正確なサイズおよび形に実 像モデルを形成することである。これはいかなる材料を用いてもよいが、Sculpe y Mdeling Compoundとして知られる粘土様熱可塑性材料が最も優れていることが 証明された。そのような材料を手または成型用工具を用いて所望の形に形成およ び彫刻し、次いで材料を華氏３００度で約１５〜２０分間加熱することによって 固化する。単一の実像モデルを多数のＳＲＯ−ＣＰＭＦ成型物の製作に用いるこ とができ、従って、最終製品の数および多孔性対非多孔性部分の厚さ、位置およ び形が調節できる。 次いで、実像モデルを蝶番付きのポリエチレン製の長方形容器４４（図５Ａ） に入れて、その片側に例えば糖成型用塊のようなＳＲＯ−ＣＰＭＦのための成形 材料４８を入れる。次いで、実像モデル５２（この場合は鼻インプラント）を成 形材料４８の途中までその頂部（凹面）表面のみが露出するように押し入れる。 次いで、ポリウレタンシートまたは同様の非接着性材料の薄層５６を成形材料４ ８および実像モデル５２上に被せて置く。次いで、蝶番付き容器の残り半分側を 糖成型用塊６０で充填（または過充填）してから、図５Ｂに示すように容器を閉 じる。これによって、成型用塊６０はシート５６上に被さって実像モデル５２の 露出表面の形にそって強く押しつけられる。次いで、成形材料４８および６０を 乾燥（硬化）させて、蝶番付き容器４４の両半分を再び開けて、シート５６およ び実像モデル５２を除去して、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ４８および６０を容器内に残す 。代わりに、蝶番付き容器１４４を最初に注意深く開けて、シート５６およびモ デル５２を除去して、成型用塊をＳＲＯ−ＣＰＭＦ中で乾燥させることも可能で ある。 次いで、ＲＴＶシリコーンゴムのような医用グレードのエラストマーを、最終 製品の多孔性表面領域の所望の厚さと同じ深さまで成形型４８および６０に押し 込む。シリコーンゴムはまた、実像モデル５２で残された成形材料４８および６ ０中の空隙にも入れて、図５Ｃに示すように容器４４を再び閉じる。シリコーン ゴムを図５Ｃのように鋳型４８および６０中で重合させてから、容器４４を開け て、成形型を溶解して、最終製品インプラントを除去して、図５Ｄに示す中実内 部６４および多孔性外側表面領域６８を有するシリコーンゴム鼻インプラントを 形成する。 鼻インプラントまたは同様の最終製品の形成のための上記方法に加えて、従来 の射出成形法、すなわち、糖または他の除去可能な材料を熱および圧力を用いて 、所望の空隙または空隙をつくるモデルを有する所望の形のダイおよび鋳型に焼 固させる方法もまた、ＳＲＯ−ＣＰＭＦを用いる成形に有効である。次いで、最 終製品材料すなわちシリコーンゴムを、成形型の形成に使用したものと同じ鋳型 もしくはダイまたは必要ならば他のダイもしくは鋳型を用いて、空隙および成形 型中に所望の厚さに加圧注入する。上記いずれかの方法で得られる装置は、多孔 性部分および中実非多孔性芯部および／または間隙の位置および厚さが効果的に 調節された部分多孔性最終製品である。より粘性の塊は、糖結合溶解媒体として 水の代わりにコーンシロップを用いることによって得られ、これは成形型中でよ り大きい粒子接触、従って最終製品においてより大きい細孔相互連結部を提供す る。最終製品材料の粘性はまた、固化したときの最終製品の多孔性に影響する。 より高粘度の非重合シリコーンゴムは、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ粒子のより少ない表面 領域で接触して表面成形が不完全となることから、高粘性のシリコーンゴム溶液 が用いられた場合は最終シリコーンゴム製品においてより大きな細孔が形成され る。さらに、細孔および細孔連結部は、より平滑で円い。 二重多孔性膜（両側とも多孔性であるが、非透過性膜で分離されている）は鼻 インプラントに関して上記したステップと同様にして形成できる。ここで、実像 モデル５２（図５Ａおよび５Ｂ）が除かれる以外は、工程は実質的に同じである 。蝶番付き容器の両半分を非付着性シート５６に被せて閉じて、成型用塊材料４ ８および６０（シート５６で分離されている）の二つの相対する表面が互いに合 わさるようにする。次いで、蝶番付き容器４４を開けて、シート５６を除去して 、成形材料４８および６０を固化させる。次いで、最終製品材料を二つの成形材 料４８および６０間に位置してから、所望の深さにその中に押し込む。硬化によ って、非多孔性膜６５および二つの多孔性表面６７および６９を有する図６のよ うな最終製品が得られる。非多孔性膜６５の厚さは、非接着性シート５６の厚さ お よびＳＲＯ−ＣＰＭＦの二つの相対する表面の接合力の程度を調節することによ って調節できる。片側または両側が多孔性の人工心臓および血管に使用する管お よび外用表面材などの複雑な形状物および道具は、シリコーンおよび生物適合性 ポリウレタンを用いて同様にして製作された。 本発明による部分多孔性装置の他の実施例は、胸部（乳房形成）インプラント である。例えば、先ず、所望の曲線および寸法を有する中実実像モデルをメタク リル酸ポリメチルなどを用いて機械または他の適当な成形技術によって作り、そ れをみがいて、汚染のないように清浄処理する。次いで、鼻橋インプラントの形 成と同様に、実像モデル８２よりもいくらか大きい蝶番付き長方形容器７４（図 ７Ａ）の両側を糖成型用塊７８および８０で充填する。次いで、メタクリル酸ポ リメチル胸部インプラントモデル８２を、モデルの上部凹み表面が露出するよう に容器の片側の成型用塊７８内に途中まで押し込む。次いで、薄層ポリエチレン シート８６または他の非付着性薄シート材料をもでるに被せて置き、容器７４を ポリエチレンシートを覆ってしっかりと閉じる。次いで、成型用塊７８および８ ０を上記例のようにして硬化させてから、容器７４を開けて、モデル８２および シート８６を除去する。次いで、得られる最終製品の多孔性被覆の所望の厚さと 同じ深さまで（非多孔性部分の所望の厚さに応じて、過剰物は流出させる）医用 グレードのエラストマー９０（図７Ｂ）をＳＲＯ−ＣＰＭＦ７８および８０内に 押し入れてから、容器７４を再びしっかり閉じて、エラストマーを重合させる。 ポリマーの追加の被覆をＳＲＯ−ＣＰＭＦの内部に施して、最終製品の非多孔性 外皮の厚みを所望の仕様に従ってつけることができる。（以下に述べるように、 追加の液体型最終製品材料をモデル８２によって作出した成形型７８および８０ の空隙内および表面上ならびに表面内に導入する必要がある場合には、任意の場 所に小穴が残されていなければならない。）装置の多孔性と非多孔性部分との間 または非多孔性部分間の界面ができないように、層は最終重合の前に加えること ができる。 容器７４を再び開けて、成形型７８および８０を複数回洗浄などによってエラ ストマー９０から溶解させる。図７Ｃに示す得られる胸部インプラント装置は部 分的に多孔性で、全外側表面９４上に予め決まった厚さの多孔質、非多孔性エラ ストマー９８の次の内部層および内部空隙１０２を有する。空隙はそのまま残す かまたは後である種の物質で充填して、所望の感触、順応性および機能を有する 胸部インプラントが提供される。例えば、空隙１０２を通常の生理食塩水で充填 して、生理食塩水充填胸部人工装具を作ることができる。また、空隙１０２を部 分架橋したシリコーンエラストマーのような半固体で充填または部分充填して、 シリコーンゲル充填インプラントを作ることができる。最後に、空隙１０２を触 媒処理した非重合エラストマーで充填して、重合させて、完全に架橋させて、多 孔性被覆を有するゴム様の非多孔性型を作ることができる。適用によっては、空 隙を残すか、空気のような気体で空隙を充たすことが必要になる。 胸部インプラント製作のための本発明の方法の他の特定の具体的実施態様では 、楕円断面を有する空間１１８を画定し、そこに糖成型用塊１２２を入れる二部 ポリエチレン鋳型１１４（図８Ａ）が用いられる。また、成形型１２２から鋳型 １１４の開口まで伸びる、ステンレススチールまたは他の安定な腐食耐性材料で 作られた柄１２６が配置される。形成後、柄１２６を着けたＳＲＯ−ＣＰＭＦ１ ２２を鋳型１１４から取り出す。 代わりに、図８Ａおよび図２ＢのＳＲＯ−ＣＰＭＦ１２２を作出するために、 図７Ａのメタクリル酸ポリメチルモデル８２に図８Ａのようにステンレススチー ル柄１２６を取り付けて、わずかな粗面化および／またはコーンシロップによる 鋳型表面の被覆によって接着を増強してから、空気圧下で特定サイズの糖粒子を 表面に噴霧して、少量の脱イオン水と（ガナイトセメントの混合と同様にして） よく混合することによって、用いることができる。表面を湿潤させた糖粒子はモ デル表面８２に当たると、モデルにおよび相互に付着する。粒子の層の厚さを調 節して、所望の厚さの糖ＳＲＯ−ＣＰＭＦ外皮をモデル８２の外側につくること ができる。次いで、この糖外皮を乾燥させて、図８Ａおよび図８Ｂで既述したよ うにＳＲＯ−ＣＰＭＦを形成することができる。 上記のいずれの例でも、柄１２６を手で保持して成形型を医用グレードのシリ コーン分散物中に浸す。浸漬中または直後に成形型１２２を真空処理することに よって、シリコーン分散の貫通深度を増加して、成形型内の泡および被覆不均一 性を除去することができる。成形型は、形成されるシリコーン外皮の所望の厚さ に応じて、シリコーン分散物中に乾燥後に２〜６回再浸漬することができる。最 初の１、２回は、成形型１２２は分散物中に浸漬され、シリコーンは成形型の空 隙に流入して、最終的に装置１３８の多孔性部分になるものを形成する（図８Ｃ および図８Ｄ）。成形型１２２の続いての浸漬は、単に成形型周囲に非多孔性層 １３４を加える（図８Ｃおよび８Ｄ図）。第一の例の多孔性部分の厚さは、シリ コーン分散物の粘度および最初の被覆中またはその直後の時間および圧力または 真空処理を調節することによって調節することができ、これはまた、成形型１２ ２中への分散物の貫通の程度を決定する。第二の例では、メタクリル酸ポリメチ ルモデル８２上のＳＲＯ−ＣＰＭＦ外皮の厚さを調節することによって調節でき る。 浸漬ステップの完了後、シリコーン分散物を炉中で、例えば、華氏２７５度で 約１時間加硫処理する。次いで、小穴１３０（１．５〜２ｃｍ）（図８Ｂ）を浸 漬柄の周りを覆う非多孔性シリコーン中に切り開け、次いで、脱イオン熱水を穴 に入れて、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ材料１２２に達して溶解するようにする。複数回の 洗浄がこのために要求され得る。得られるシリコーン装置は、外側表面１３４（ 図８Ｃ）が非多孔性で内側表面１３８が多孔性であるような外皮からなる。しか し、成形型１２２を溶解するための熱水を入れるために形成された穴１３０（図 ８Ｄ）を通して装置を反転して非多孔性と多孔性表面の位置を逆にして、それに よって装置の多孔性部分１３８（図８Ｄ）が外側で非多孔性部分１３４（図８Ｄ ）が内側になる。もちろん、中空部すなわち空隙１４２はいずれの装置にも図８ Ｃまたは図８Ｄに示すように存在する。 穴すなわち開口１３０を閉じるために、小さい固体シリコーン断片１４６を開 口を塞ぐように医用グレードのシリコーン接着剤で接着する（あるいは非加硫シ リコーンゴム断片を加硫処理する）。もちろん、外側断片表面１４６は、必要に 応じて多孔性または非多孔性にできる。また、前記した材料を随時に空隙１４２ に挿入できるように、従来の自己密封式バルブを断片１４６に含むことができる 。 本発明の使用の他の実施例では、製品を生体に移植した後に時間をかけて溶解 するように少なくともいくらかのＳＲＯ−ＣＰＭＦ材料を最終製品に残すことに よって最終製品材料１５２内でＳＲＯ−ＣＰＭＦ粒子１５０（図９）を用いる。 実際、装置は移植のための薬剤放出システムとなり、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ材料はヒ トの生体内または生体上で放出される薬剤からなるか、またはそれを含む。製作 中に装置に含ませ得るそのような薬剤の例としては、ゲンタマイシン、テトラサ イクリンまたはセファロスポリン結晶が挙げられるが、他の多くの入手可能な薬 剤または結晶型になり得る薬剤が使用できる。通常粉末として用いられる抗生物 質のような多くの薬剤は、溶解して、より大きい結晶に再結晶される。次いで、 結晶を、固有の粘着性および熱安定性に応じて、部分的に溶解して混合して、成 型用塊として形成するか、加熱して密に詰めて、糖に関して記述したようにＳＲ Ｏ−ＣＰＭＦとして使用する。（必要ならば、グルコース結晶のような充填媒体 を薬剤と混合して、より低濃度の薬剤を得ることができる。）代わりに、結晶を 、中性の非薬剤相互作用性の生物適合性結合媒体、例えば濃縮グルコース溶液と ともに、飽和グルコース溶液１部と薬剤結晶４〜４０部の割合で、結合させるこ とができる。さらなる別法では、粉型の薬剤粒子をグルコース溶液に溶解または 懸濁してから、この溶液を用いて他の薬剤またはグルコース結晶などの他の粒子 を被覆して、沈澱したグルコースおよび薬剤粒子を表面に有するＳＲＯ−ＣＰＭ Ｆを形成する。既述した糖ＳＲＯ−ＣＰＭＦの実施例のように、グルコース溶液 内に溶解または懸濁した薬剤もまた再結晶して、サイズ分類し、ＳＲＯ−ＣＰＭ Ｆそのものに作ることができる。すなわち、そのような組み合わせの例としては 、薬剤学的に純粋な飽和グルコース（糖）溶液中のゲンタマイシン結晶の溶解、 再結晶およびこれら粒子のＳＲＯ−ＣＰＭＦへの成形が挙げられ、次いでこれに シリコーンまたは他の最終製品材料が位置される。 異なる層に異なる薬物濃度（図３Ｂのように段階的サイズ分類した粒子をＳＲ Ｏ−ＣＰＭＦの作製に用いるのと同様にして）または異なる層に異なる薬物が配 置されるようにＳＲＯ−ＣＰＭＦ成形材料を製造し、これによって、異なる濃度 のある薬剤または異なる薬剤が、内方成長が進むにつれて、選択されたＳＲＯ− ＣＰＭＦの除去のために生体が用いるメカニズムに応じて、放出される。 上記したように、薬剤または薬剤濾過した塊をＳＲＯ−ＣＰＭＦのための成型 用塊として用い、医用グレードのシリコーンゴムのような生物学的適合性材料を 最終製品材料として用いることができる。ＲＴＶ（室温加硫処理）シリコーンは 、 他の型のシリコーンで要求される熱処理が不要であることから、好ましい最終製 品の材料である。そのような加熱重合は、活性型の薬剤を変性または変化させる 。代わりに、ポリビニルアルコールまたはポリグリコール酸またはポリ乳酸また は他の吸収性最終製品材料の使用も可能である。滅菌性を確実にするために、Ｓ ＲＯ−ＣＰＭＦは滅菌条件下で（全材料および製作道具機器類は滅菌し、薬剤は 滅菌したものを用いる）製作するか、代わりに、装置を「クリーンルーム」条件 下で製作して、薬剤の生物活性を変えないことが認められた手法によって滅菌す る。次いで、装置を人体内に移植するかまたは人体上にあるいは体腔内に配置し て、組織を内方成長させるか液体を貫通させて、生体によるＳＲＯ−ＣＰＭＦの 受動的および／または能動的溶解によって、薬物を放出させる。ここでも、厚い 皮膜形成の防止およびインプラントからの脈管質の非分離という上記方法による 装置の多孔性部分につくり得る特徴が認められ、これは、このように移植された 装置の成功の重要な鍵となる。インプラントのサイズ、受動的溶解または組織内 方成長のために露出した多孔質の表面領域量、細孔サイズ、細孔相互連結部のサ イズ、ＳＲＯ−ＣＰＭＦ中の薬剤濃度、薬剤の水溶性型対脂溶性型の割合および 移植部位を調節することによって、薬物動力学の調節が可能になる。また、薬物 をＳＲＯ−ＣＰＭＦと最終製品材料の双方に組み入れて二層吸収型にした組み合 わせ装置は、薬剤粒子を物理的に混合するかまたは濃縮薬剤溶液を用いて、次い で最終製品材料と混合して、上記のようにそれらを加工することによって、製作 できる。 本発明の別の使用実施例は多孔性金属または金属合金装置１５４（図１０）の 製造に関し、この実施例の装置は生体内または生体上で電極または電池極板など として使用される非多孔性部分１５６および多孔性部分１５８を含む。金属製部 分多孔性装置を製作するために、最初に糖ＳＲＯ−ＣＰＭＦを蝋と真空含浸処理 する。次いで、溶解によってＳＲＯ−ＣＰＭＦを除去して、乾燥する。次いで、 従来のセラミック耐熱性材料を、ＳＲＯ−ＣＰＭＦに代わって、蝋中に真空含浸 させる。次いで、銀、金、Vitallumまたは他の鋳造可能な金属をそれらの融解相 まで加熱して、標準遠心鋳造技術を用いて蝋に代わって、セラミック耐熱性材料 で作られたＳＲＯ−ＣＰＭＦのネガティブ蝋レプリカ中に鋳造する。これによっ て、既述したようにＳＲＯ−ＣＰＭＦ中にシリコーンゴムを導入した場合に得ら れる のと同じ多孔性型が、この場合は金属からであるが、作出される。 セラミック製部分多孔性装置を作出するために、上記と同様にＳＲＯ−ＣＰＭ Ｆを蝋と真空含浸処理して、ＳＲＯ−ＣＰＭＦを溶解して、蝋を乾燥させる。次 いで、例えばα−アルミナのような微粒子サイズ（５ｍｍ）セラミックの濃厚懸 濁液を蝋連続セル多孔性成形型の細孔に振動させて入れて、セラミックを乾燥さ せる。次いで、蝋成形型とセラミックとの組み合わせ体を約４００℃まで加熱し て、蝋を融解および／または灼消する。次いで、セラミックを１６５０〜１７０ ０℃で焼結する。この時の多孔質体はＳＲＯ−ＣＰＭＦのネガティブレプリカで 、焼結セラミックが本質的にＳＲＯ−ＣＰＭＦの複製となる。 糖、蝋、熱耐性 物質および他の選択的に除去可能な材料をＳＲＯ−ＣＰＭＦとしてあるいはＳＲ Ｏ−ＣＰＭＦ間の空間の充填物として用いる上記タイプの構築技術によって、Ｓ ＲＯ−ＣＰＭＦのポジティブまたはネガティブ複写物を作出することができる。 多孔性および非多孔性部分、連続セル表面領域のサイズおよび位置等に関して既 述した他の調節技術は全て、記述の金属またはセラミック製装置の製造に適用で きる。これら装置は、既に述べたように、装置の大きな表面領域露出が要求され るような種々の状態で用い得る。 本発明の方法の他の使用実施例は、上記実施例の装置の構築と同様であるが、 透析装置または血液に酸素を送り込む（血液酸素付加）装置としての適用に関す る。これら装置は、図１１に示したように二重多孔性膜を利用する。成形型材料 １６４を上記のいずれかの方法で作出する。次いで、液体相最終製品材料（例え ば、ＲＴＶシリコーンゴム）を成形型１６４の空隙に押し入れる。次いで、液体 または圧縮窒素ガスなどの気体によってシリコーンゴムのほとんどを成形型１６ ４の空隙から押し出して、シリコーンゴム１６２のごく薄い被覆物を有する成形 型を得る。これは、成形型材料の位置の反対位置のシリコーンゴム被覆物または 膜側に連続セル構造を再構成し、二次多孔質１６０を形成する（図１１）。プロ セスの次のステップは、既述したようにシリコーンゴム１６２を硬化すなわち重 合させて、成形型材料１６４を溶解して、一次多孔質（成形型材料があったとこ ろ）を作出する。薄石鹸溶液のようなある種の表面活性剤を成形型材料溶解溶液 中および二次多孔質側上の双方に用いて、このようにして作出した多孔質を閉じ るおそれのあるシリコーンゴムのそれ自体への接着を妨げることは有用である。 成形型材料の溶解が完了すると、二つの多孔性間に連結のない二重多孔性のシ リコーンゴム膜１６２が残る。膜１６２の片側にある一次多孔質１６４（成形型 材料なしで見えるようにした）は成形型により作出したそれ自体の多孔性を有し 、一方、膜のもう片側の二次多孔質１６０は成形型の間隙内のほとんどのシリコ ーンゴムを除去することによって作出したその多孔性を有する。次いで、膜のこ の側を標準成形または構築技術によって分離して、酸素のような気体または腎臓 透析溶液のような液体を一次多孔質に交差循環することなく、この二次多孔質を 通して循環させることができる。次いで、そのような装置を、一次多孔質１６４ が新血管および遊離結合組織で完全に充たされるように移植することができる。 この装置は極めて組織適合性であり、一次部分での繊維形成もなく、毛細管およ び血管が事実上、シリコーンゴム膜に極めて接近していることが見出された。 上記の透析装置として使用する人工装具では、標準透析溶液は二次多孔質１６ ０を通って循環する。多孔質１６０および１６４間の膜１６２は、標準人工腎臓 における透析膜のように作用して、不要な尿素、窒素化合物およびイオンを標準 拡散原理に基づいて除去する。一次多孔質の大きな表面積および新脈管質とシリ コーンゴム膜との間に被膜が形成されないという事実によって、インプラントが 可能な透析装置がここで実用可能となる。 同様に、同じ様な装置を血液酸素付加用に構築できる。装置をインプラントし て、特定酸素濃度を二次多孔質１６０を通して循環させる。この場合、薄いシリ コーンゴム膜１６２は気体移動膜として作用し、酸素は一次多高質１６４内に内 方成長した毛細管および血管中に移動し、炭酸ガスは脈管から二次多孔質１６０ の循環酸素中に除去される。次いで、炭酸ガスが除去される。前実施例を用いて 、層化膜または層被覆を有する図１２に示すような最終製品を次のようにして作 出することができる。前実施例のようにしてシリコーンゴム１７０の最終製品の 薄膜を成形型に適用して硬化させた後、但し成形型を除去する前に、Biomerポリ ウレタン溶液１７４のような液体型の二次材料を、二次多孔質中に真空含浸処理 する。これは、前実施例の膜の形成に関して既述したように一部噴出させるか、 または、Biomerの薄い（すなわち、１０〜１５％）溶液を真空含浸させて、炉で ５ ０℃で２時間乾燥する（その結果、８５〜９０％溶媒が除去される）。これによ って、図１２に示すような各側に別々の多孔度を有する二重層の連動する膜が得 られる。 同様に、上記のように加工される二つの材料の物理的な混交は、二つの互いに 異なる材料（容易に付着しない）を接合させるのに有利に用いることができる。 これによって、図１２の実施例に示されるような二重多孔質を残すことができる 。他の二つの方法もまた、二つの材料を接合して、片側が多孔性または非多孔性 表面になるように使用することができる。図１１に関して既述した実施例を用い て、薄いシリコーンゴム膜を成形型に適用し、硬化できるが、成形型はもとの位 置に保持される。例えば触媒処理したポリエステル樹脂などの次の材料を二次多 孔質中に真空含浸させて、重合させる。成形型を除去して、非多孔性ポリエステ ル表面および薄シリコン膜に直接接触したポリエステル連結構造物が得られ、多 孔質はポリエステル樹脂から離れた膜側にある。 同様にして、二つのシートまたは構造物を多孔質を用いて接合することができ る。これは、非多孔性部分１８６（図１３）および多孔性部分１８４を有するシ リコーンゴムの部分多孔性シートを図６で示した実施例で述べたようにして作出 することによってなされる。乾燥後、触媒処理したポリエステル樹脂をシリコー ンゴムの多孔質中に真空含浸させる。重合後、得られる構造物はシリコーンゴム １８６およびポリエステル樹脂１８０に関する二つの非多孔性表面を有し、それ らに関連する多孔質１８４および１８２はそれぞれ、物理的に直接に接して二つ の材料を相互連結している。 上記組み合わせや構築は、本発明の原理の適用を説明するだけであることが理 解されることと思う。多数の修飾および変更した組み合わせや構築が本教示の精 神および範囲に反することなく当業者によって考案され得るが、添付されたクレ イムはそのような修飾および組み合わせや構築をすべて含むことを意図する。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．人工装具、治療用装具および他の装置として使用するための、少なくともそ の一部が多孔性の装置であって、完全な連続セル多孔性部分を本体の表面領域に 有する材料の本体からなり、該連続セル多孔性部分は細孔連結部によって連結し た不規則な形の細孔を有し、双方は該材料の細孔壁および細孔相互連結部壁で区 画されており、該表面領域の壁末端は一般に平滑で徐々に変化する表面状態を有 し、該表面領域の表面下の多孔性部分の壁は平滑で徐々に変化する表面構成物を 有することを特徴とする装置。 ２．該多孔性部分の細孔サイズが変化する請求の範囲第１項に記載の装置。 ３．細孔サイズが多孔性部分の一つの位置から他の位置に徐々に変化する請求の 範囲第２項に記載の装置。 ４．該多孔性部分の一部の細孔が一般に均一な予め決められた第一サイズで、該 多孔性部分の別の部分の細孔が一般に該第一サイズとは異なるサイズを有する請 求の範囲第１項に記載の装置。 ５．該材料の本体が非多孔性部分を含むことを特徴とする請求の範囲第１項に記 載の装置。 ６．該材料の本体が、多孔性部分が選択可能な予め決められた深さまで非多孔性 部分に伸びる単一単位体からなることを特徴とする請求の範囲第５項に記載の装 置。 ７．多孔性部分が材料の第一分から構築され、非多孔性部分が該第一分と接合し た材料の第二分から構築されることを特徴とする請求の範囲第５項に記載の装置 。 ８．該非多孔性部分が中心核を形成し、該多孔性部分が少なくとも中心核の一部 を取り囲むように形成されることを特徴とする請求の範囲第５項に記載の装置。 ９．該多孔性部分が中心核を形成し、該非多孔性部分が少なくとも中心核の一部 を取り囲むように形成されることを特徴とする請求の範囲第５項に記載の装置。 10．該部分の少なくとも一つが中心空隙を取り囲むように形成されることを特徴 とする請求の範囲第５項に記載の装置。 11．該非多孔性部分が中心空隙の少なくとも一部を取り囲むように形成され、該 多孔性部分が非多孔性部分の少なくとも一部を取り囲むように形成されることを 特徴とする請求の範囲第１０項に記載の装置。 12．該多孔性部分が中心空隙の少なくとも一部を取り囲んでそこから外側に向く ように形成されることを特徴とする請求の範囲第１０項に記載の装置。 13．さらに中心空隙または中心核に配分される作業材料を含んでなる請求の範囲 第９、１０、１１または１２項に記載の装置。 14．該材料の本体が二つの多孔性部分間に挟まれた薄い非多孔性部分を含むこと を特徴とする請求の範囲第５項に記載の装置。 15．該本体が常温でゴム状弾性を有する物質（エラストマー）であることを特徴 とする請求の範囲第１項に記載の装置。 16．該材料の本体が実質上剛性であることを特徴とする請求の範囲第１項に記載 の装置。 17．該材料の本体が電気伝導性物質を含むことを特徴とする請求の範囲第１項に 記載の装置。 18．該材料の本体がポリマー、金属、金属合金、セラミック、生物由来物質およ びこれらの組み合わせからなる群から選択される材料からなることを特徴とする 請求の範囲第１項に記載の装置。 19．該材料に分散させた選択された薬剤をさらに含んでなる請求の範囲第１８項 に記載の装置。 20．該材料の本体の一部が多数の繊維からなることを特徴とする請求の範囲第１ ８項に記載の装置。 21．多孔性部分の細孔に配分された選択された薬剤をさらに含んでなる請求の範 囲第１項に記載の装置。 22．薬剤を保持するために多孔性部分の細孔に配分された薬剤保持媒体をさらに 含んでなる請求の範囲第２１項に記載の装置。 23．該多孔性部分が壁、壁の片側に配分された連続相互連結細孔の第一組および 、細孔の第一組との連絡なしで壁の他方側に配置された連続相互連結細孔の第二 組を含むように形成されることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 24．予め決められたサイズおよび形の細孔および細孔相互連結部を有する選択さ れた材料の装置の製造法であって次のステップ、すなわち、 （ａ）該予め決められた細孔サイズおよび形に対応する互いに付着する粒子 、および該細孔相互連結部の該予め決められたサイズおよび形に対応する該型に おいて該粒子を一緒に結合する該粒子間の連結部からなる、選択的に除去可能な 連続セル多孔性成形型を形成し、 （ｂ）該選択された材料を用いて該型の該粒子と連結部との間の空隙を充た し、そして （ｃ）該型を選択的に除去し、それによって該選択された材料が残され、そ れによって、それぞれ該粒子および連結部にサイズおよび形が対応する細孔およ び細孔相互連結部を有する該多孔性装置を形成するステップからなる製造法。 25．ステップ（ａ）が空隙を有する型を形成することを含み、かつ、ステップ（ ｂ）が該選択された材料を用いて空隙を少なくとも部分的に充たすことを含むこ とを特徴とする請求の範囲第２４項に記載の製造法。 26．選択的溶解、融解、燃焼、昇華または化学もしくは生物学的分解によって該 型をステップ（ｃ）において除去することを特徴とする請求の範囲第２４項に記 載の製造法。 27．ステップ（ｂ）が前駆材料を用いて該粒子と連結部との間の空隙を最初に充 填してから、該前駆材料を該選択された材料に変換することからなることを特徴 とする請求の範囲第２４項に記載の製造法。 28．該前駆材料が空隙充填のための液体相および選択された材料を表す固体相を 有する材料からなることを特徴とする請求の範囲第２７項に記載の製造法。 29．該前駆材料が加熱されて連続全体型に融合し得るような多数の粒子からなる ことを特徴とする請求の範囲第２７項に記載の製造法。 30．該前駆材料がポリマー、金属、金属合金、セラミック、生物由来物質および これらの組み合わせからなる群から選択される材料からなることを特徴とする請 求の範囲第２７項に記載の製造法。 31．ステップ（ｂ）の選択された材料が実質上、常温でゴム状弾性を有する物質 （エラストマー）であることを特徴とする請求の範囲第２４項に記載の製造法。 32．ステップ（ｂ）の選択された材料が実質上、剛性であることを特徴とする請 求の範囲第２４項に記載の製造法。 33．ステップ（ａ）の成形型が薬剤を含むことを特徴とする請求の範囲第２４項 に記載の製造法。 34．ステップ（ｂ）の選択された材料が薬剤を含むことを特徴とする請求の範囲 第２４項に記載の製造法。 35．ステップ（ａ）が少なくともそのいくらかが型内に露出するように多数の繊 維を型の中に配分するステップをさらに含み、かつ、ステップ（ｂ）が少なくと もいくらかの繊維のいくらかの部分が細孔および細孔相互連結物に露出するよう にして少なくともいくらかの繊維と接触してそれに付着するように選択された材 料を位置させることをさらに含むことを特徴とする請求の範囲第２４項に記載の 製造法。 36．請求の範囲第２４項に記載の製造法によって作出される多孔性装置。 37．液体型および固体型を有し、その細孔および細孔相互連結部が予め決められ た形およびサイズを有する選択された材料の多孔性装置を形成する方法であって 、次のステップ、すなわち、 （ａ）予め決められた処理に供した場合に共結合可能な成形型材料の予め決 められた形およびサイズ分布の予め決められた容量の粒子を提供して、 （ｂ）該容量の粒子を処理して該粒子を凝集結合できるようにして、相互連 結した空隙を有する単一連続成形型を形成して、 （ｃ）該成形型を固化して、 （ｄ）液体型の該選択された材料を用いて相互連結された空隙を充たし、 （ｅ）選択された材料をその液体型から固体型に変換させ、そして （ｆ）固体型の選択された材料から成形型を選択的に除去するステップから なる方法。 38．ステップ（ｂ）が該容量の粒子を選択された液体と接触させて、該粒子を部 分的に溶解して、それらを一緒に結合させることを含み、かつ、ステップ（ｃ） が該液体の残渣を除去して、型を固化させることを含むことを特徴とする請求の 範囲第３７項に記載の方法。 39．ステップ（ｂ）が該粒子を液体ポリマーで被覆することからなり、かつ、ス テップ（ｃ）が該液体ポリマーを重合させて該成形型を固化させることからなる 請求の範囲第３７項に記載の方法。 40．ステップ（ｂ）が該粒子を加熱して、それらを部分的に融解して互いに結合 させることを含み、かつ、ステップ（ｃ）が該粒子を冷却して該型を固化させる ことを含むことを特徴とする請求の範囲第３７項に記載の方法。 41．その固化中に該型に圧力を加えて該粒子間の空隙サイズを縮小するステップ をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第３７項に記載の方法。 42．その固化中に該型に部分的真空を施して該粒子間の空隙サイズを拡大するス テップをさらに含むことを特徴とする請求の範囲第３７項に記載の方法。 43．該粒子もまた多孔性であることを特徴とする請求の範囲第３７項に記載の方 法。 44．ステップ（ｂ）が、常温でゴム状弾性を有する物質（エラストマー）である 単一連続性型を形成することを含むことを特徴とする請求の範囲第３７項に記載 の方法。 45．ステップ（ｂ）が実質上剛性である単一連続性型を形成することを含むこと を特徴とする請求の範囲第３７項に記載の方法。 46．所望の多孔性レベルおよび／または細孔および相互連結部の形と部分溶解前 の粒子の形との適合レベルを規定するために、用いる液体の割合を調節するステ ップをさらに含むことを特徴とする請求の範囲第３８項に記載の方法。 47．ステップ（ｄ）が、所望の多孔性レベルおよび／または細孔および相互連結 部の形とステップ（ｃ）前の粒子の形との適合レベルを規定するために、選択さ れた材料の液体粘度を調節することをさらに含むことを特徴とする請求の範囲第 ３７項に記載の方法。 48．請求の範囲第３７項に記載の方法によって作出される多孔性装置。 49．少なくともその一部分が多孔性である、選択された材料の装置の製造法であ って、 （ａ）空隙および空隙相互連結部を画定する粒子および粒子連結部を有する 選択的除去が可能な連続セル多孔性成形型を形成し、 （ｂ）予め決められた性質を有する一つまたはそれ以上の材料によって少な くともいくらかの粒子および粒子連結部を被覆し、 （ｃ）該選択された材料で該型の空隙および空隙相互連結部を充填し、そし て （ｄ）該型を選択的に除去して、その表面領域の少なくともいくらかが予め 決められた特性を有する材料の被覆物を含むような所望の装置を作出するステッ プからなる製造法。 50．ステップ（ｂ）の被覆物材料が伝導性である請求の範囲第４９項に記載の製 造法。 51．請求の範囲第４９項に記載の方法によって作出される装置。 52．二重多孔性装置を形成する方法であって、 （ａ）空隙および空隙相互連結部を画定する粒子および粒子連結部を型内に 有する選択的除去が可能な連続セル多孔性成形型を形成し、 （ｂ）選択された材料の層によって少なくともいくらかの粒子および粒子連 結部を被覆し、そして （ｃ）該型を除去して、選択された層で分離された二つの多孔性部分を有す る所望の二重多孔性装置を作出するステップからなる方法。 53．ステップ（ｂ）が該型内の空隙および空隙相互連結部を該選択された材料で 充填し、該空隙および空隙相互連結部を通して流体を送って、粒子および粒子相 互連結部上に残る被覆物以外の空隙および空隙相互連結部から選択された材料を 除去することからなる請求の範囲第５２項に記載の方法。 54．請求の範囲第５２項に記載の方法によって作出される装置。 55．新脈管形成および脈管化組織の内方成長を促進するための一つまたはそれ以 上の部分を含む装置であって、 該部分は、非脈管化および脈管化組織の内方成長を促進するためおよび、繊 維質、瘢痕または被膜組織の形成を最少にするための組織接触手段からなり、 該組織接触手段は、 （ａ）多数の細孔、 （ｂ）多数の細孔相互連結部、 （ｃ）少なくとも一つの隣接細孔にそれぞれ連結している該細孔、 （ｄ）実質上、互いに連続的に相互連結することによって連続セル構造物を 形成している該細孔からなり、かつ、 細孔および細孔相互連結部が実質上滑らかで鋭い端が実質上ない表面を有す ることを特徴とする装置。 56．連続セル構成物が実質的に多孔性部分全体を通して立体的に一つの細孔より も大きい深さからなる請求の範囲第５５項に記載の装置。 57．細孔の実質的部分を約２０μｍ〜１０００μｍの範囲の大きさに選択するこ とを特徴とする請求の範囲第５５項に記載の装置。 58．細孔の実質的部分が約２５μｍ〜１５０μｍの範囲の大きさに選択すること を特徴とする請求の範囲第５５項に記載の装置。 59．構成された細孔および細孔相互連結部を各層が異なる多孔性を有する層に形 成することを特徴とする請求の範囲第５５項に記載の装置。 60．組織接触手段がさらに、繊維の一部分が細孔および細孔相互連結部中に広が るように配置した繊維からなることを特徴とする請求の範囲第５５項に記載の装 置。 61．組織接触手段がさらに、ダクロンメッシュ材料からなることを特徴とする請 求の範囲第５５項に記載の装置。 62．組織接触手段がさらに、細孔および細孔相互連結部内の物質からなることを 特徴とする請求の範囲第５５項に記載の装置。 63．該物質がその場（生体）で溶解可能であることを特徴とする請求の範囲第６ ２項に記載の装置。 64．該物質が医薬組成物からなることを特徴とする請求の範囲第６２項に記載の 装置。 65．装置が電極からなることを特徴とする請求の範囲第５５項に記載の装置。 66．新脈管形成および脈管化組織の内方成長を促進するための二重多孔性装置で あって、該装置は、 第一および第二の多孔性部分が膜によって分離された第一多孔性部分および 第二多孔性部分からなり、かつ、該多孔性部分の少なくとも一つが、 非脈管化および脈管組織の内方成長を促進するためおよび、繊維質、瘢痕ま たは被膜組織の形成を最少にするための組織接触手段を含み、 該組織接触手段は、 （ａ）多数の細孔、 （ｂ）多数の細孔相互連結部、 （ｃ）少なくとも一つの隣接細孔にそれぞれ連結している該細孔、 （ｄ）実質上、互いに連続的に相互連結することによって連続セル構造物を 形成している該細孔からなり、かつ、 細孔および細孔相互連結部が実質上滑らかで鋭い端が実質上ない表面を有す ることを特徴とする二重多孔性装置。 67．該第一多孔性部分への脈管組織内方成長内の血液への酸素付加のための血液 酸素付加手段からなり、該酸素付加手段が該第二多孔性部分内の選択された酸素 含有媒体からなり、かつ、該第一および第二多孔性部分を分離している該膜がそ れを通じての酸素交換を可能にするように透過性であることを特徴とする血液酸 素付加手段からさらになる請求の範囲第６６項に記載の二重多孔性装置。 68．第一多孔性部分への脈管組織内方成長内の血液の透析のための血液透析手段 からなり、該透析手段が該第二多孔性部分内の選択された透析外液からなり、か つ、該第一および第二多孔性部分を分離している該膜がそれを通じての透析を可 能にするように透過性であることを特徴とする血液透析手段からさらになる請求 の範囲第６６項に記載の二重多孔性装置。 69．少なくとも一つの該多孔性部分内に位置した選択された材料からさらになる ことを特徴とする請求の範囲第６６項に記載の二重多孔性装置。