JPH11206871A - 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 - Google Patents
生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法Info
- Publication number
- JPH11206871A JPH11206871A JP10052638A JP5263898A JPH11206871A JP H11206871 A JPH11206871 A JP H11206871A JP 10052638 A JP10052638 A JP 10052638A JP 5263898 A JP5263898 A JP 5263898A JP H11206871 A JPH11206871 A JP H11206871A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- biodegradable
- absorbable
- polymer
- hydroxyapatite
- material according
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/12—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
- A61L31/125—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
- A61L31/127—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix containing fillers of phosphorus-containing inorganic materials
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Composite Materials (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 生体内分解吸収性高分子であるポリ−Ｌ−乳
酸あるいはＬ−ラクチド／ＤＬラクチド共重合体にハイ
ドロキシアパタイトおよびアルカリ性無機化合物を混入
させ、溶融成形により成形体を作製した後、高分子鎖を
一軸あるいは多軸に分子配向させることにより、２００
ＭＰａ以上の初期圧縮曲げ強度を約３〜４ヶ月間生体内
で保持し、更に約６ヶ月後から分解吸収を促進させ長く
とも３年以内にその成形体が完全に分解消失してしま
う、生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造法。 【構成】 ポリ乳酸あるいはＬ−ラクチド／ＤＬ−ラク
チド共重合体とアルカリ処理したハイドロキシアパタイ
トを適当な割合でブレンドし、押出し、あるいは射出成
形することにより得られるロッドあるいはシートを、更
にその複合体の変形可能な温度で、一軸延伸、圧縮変形
あるいは固体押出し成形によって得られる、高強度でし
かも分解吸収を促進した生体内分解吸収性の骨固定材お
よびその製造法。
酸あるいはＬ−ラクチド／ＤＬラクチド共重合体にハイ
ドロキシアパタイトおよびアルカリ性無機化合物を混入
させ、溶融成形により成形体を作製した後、高分子鎖を
一軸あるいは多軸に分子配向させることにより、２００
ＭＰａ以上の初期圧縮曲げ強度を約３〜４ヶ月間生体内
で保持し、更に約６ヶ月後から分解吸収を促進させ長く
とも３年以内にその成形体が完全に分解消失してしま
う、生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造法。 【構成】 ポリ乳酸あるいはＬ−ラクチド／ＤＬ−ラク
チド共重合体とアルカリ処理したハイドロキシアパタイ
トを適当な割合でブレンドし、押出し、あるいは射出成
形することにより得られるロッドあるいはシートを、更
にその複合体の変形可能な温度で、一軸延伸、圧縮変形
あるいは固体押出し成形によって得られる、高強度でし
かも分解吸収を促進した生体内分解吸収性の骨固定材お
よびその製造法。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、医療分野での応用
が期待できる生体内分解吸収性の骨固定材およびその製
造方法に関するものである。
が期待できる生体内分解吸収性の骨固定材およびその製
造方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】整形外科、口腔外科、あるいは胸部外科
領域においては、骨折部の整復や胸部の支持に高強度の
人工材料が使用されている。この骨接合用のプレートと
かビスなどは骨折が治癒するまでの期間だけ機能し、治
癒後は骨の弱化を防ぐためにもできるだけ早期に抜き去
る必要がある。
領域においては、骨折部の整復や胸部の支持に高強度の
人工材料が使用されている。この骨接合用のプレートと
かビスなどは骨折が治癒するまでの期間だけ機能し、治
癒後は骨の弱化を防ぐためにもできるだけ早期に抜き去
る必要がある。
【０００３】現在、臨床で使用されている骨固定材はほ
とんどが金属または、セラミックスである。しかし、こ
れらは材料そのものの弾性率が高すぎて骨を変質させる
とか、金属イオンの溶出による生体損傷性などの問題が
ある。従って、骨と同程度の弾性率をもち、なおかつ生
体内分解吸収性である材料を骨接合に用いるならば、異
物が長期にわたって生体内に存在することで生じるさま
ざまな悪影響は解消されるであろう。
とんどが金属または、セラミックスである。しかし、こ
れらは材料そのものの弾性率が高すぎて骨を変質させる
とか、金属イオンの溶出による生体損傷性などの問題が
ある。従って、骨と同程度の弾性率をもち、なおかつ生
体内分解吸収性である材料を骨接合に用いるならば、異
物が長期にわたって生体内に存在することで生じるさま
ざまな悪影響は解消されるであろう。
【０００４】このようなコンセプトから、最近、生体内
分解吸収性高分子であるポリ乳酸の骨固定材が臨床応用
されだした。
分解吸収性高分子であるポリ乳酸の骨固定材が臨床応用
されだした。
【０００５】生体内分解吸収性高分子であるポリ乳酸を
用いて骨固定材としての応用に関係しては古くから知ら
れている。例えば、特開昭５９−９７６５４号では、材
料の合成方法について開示されているが、高強度、高弾
性率をもつ成形体については何ら説明もされていない。
用いて骨固定材としての応用に関係しては古くから知ら
れている。例えば、特開昭５９−９７６５４号では、材
料の合成方法について開示されているが、高強度、高弾
性率をもつ成形体については何ら説明もされていない。
【０００６】骨固定材として生体内分解吸収性高分子を
用いるうえで重要となる力学的性質の向上を目的とした
成形方法として特公平３−６３９０１にて、ハイドロキ
シアパタイトを含有するポリ乳酸等の生体内分解吸収性
の高分子材料を成形した後、一軸延伸することにより強
度および弾性率を向上させている。また、類似した特許
としてＷＯ８８／０５３１２号には射出成形したポリ乳
酸ロッドを高温で高倍率（７〜１２倍）に一軸延伸し、
フィブリル化させることにより高強度、高弾性率が得ら
れることを開示している。また、溶融成形後の粘度平均
分子量２０万以上のポリ乳酸の成形体を一軸延伸した骨
接合材（特開平１−１９８５５３号）が開示されてい
る。さらに、特開平９−１３５８９２には強度の異方性
を少なくさせるため、成形体中の分子鎖を一軸配向せず
に複数の基準軸に平行に配向させることを開示してい
る。
用いるうえで重要となる力学的性質の向上を目的とした
成形方法として特公平３−６３９０１にて、ハイドロキ
シアパタイトを含有するポリ乳酸等の生体内分解吸収性
の高分子材料を成形した後、一軸延伸することにより強
度および弾性率を向上させている。また、類似した特許
としてＷＯ８８／０５３１２号には射出成形したポリ乳
酸ロッドを高温で高倍率（７〜１２倍）に一軸延伸し、
フィブリル化させることにより高強度、高弾性率が得ら
れることを開示している。また、溶融成形後の粘度平均
分子量２０万以上のポリ乳酸の成形体を一軸延伸した骨
接合材（特開平１−１９８５５３号）が開示されてい
る。さらに、特開平９−１３５８９２には強度の異方性
を少なくさせるため、成形体中の分子鎖を一軸配向せず
に複数の基準軸に平行に配向させることを開示してい
る。
【０００７】しかし、上記の骨固定材は、初期強度と耐
加水分解性を目的とされた骨固定材でしかなく力学的強
度と生体内での強度保持期間に問題が残されていた。特
に、骨修復後の分解吸収性において満足できるものでは
なく、初期強度保持率０に達した後の分解吸収性の促進
方法に関しては、記述が全くない。
加水分解性を目的とされた骨固定材でしかなく力学的強
度と生体内での強度保持期間に問題が残されていた。特
に、骨修復後の分解吸収性において満足できるものでは
なく、初期強度保持率０に達した後の分解吸収性の促進
方法に関しては、記述が全くない。
【０００８】骨折の治療は約６〜８ヶ月後にほぼ完全に
修復されるが、一方で、生体内分解吸収性の骨接合材は
埋入初期から分子量の低下に伴って強度も低下し骨の治
療にとって理想的ではあるが、約４ヶ月までに初期強度
が０に達し、分子量も初期の約２０万から数千〜数万に
低下した後、粒状の結晶が３〜５年も残存する（Ｊ．
Ｅ．Ｂｅｒｇｓｍａ他，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，１
６（４），２６７−２７４，１９９５）。そのため、例
えば骨内に使用された場合、あまりにも分解吸収が遅く
繊維組織が骨内をおおうため３〜５年でも埋入された骨
接合材の部位に骨が進入できず、半永久的に空洞のまま
である。これでは、骨が本来必要とする荷重をささえる
力学的強度が低下してしまう。これだけではなく、さら
に深刻なのは、さまざまな後期の合併症が惹起されるこ
とである（Ｊ．Ｅ．Ｂｅｒｇｓｍａ他，Ｂｉｏｍａｔｅ
ｒｉａｌｓ，１６（１），２５−３２，１９９５）。
修復されるが、一方で、生体内分解吸収性の骨接合材は
埋入初期から分子量の低下に伴って強度も低下し骨の治
療にとって理想的ではあるが、約４ヶ月までに初期強度
が０に達し、分子量も初期の約２０万から数千〜数万に
低下した後、粒状の結晶が３〜５年も残存する（Ｊ．
Ｅ．Ｂｅｒｇｓｍａ他，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，１
６（４），２６７−２７４，１９９５）。そのため、例
えば骨内に使用された場合、あまりにも分解吸収が遅く
繊維組織が骨内をおおうため３〜５年でも埋入された骨
接合材の部位に骨が進入できず、半永久的に空洞のまま
である。これでは、骨が本来必要とする荷重をささえる
力学的強度が低下してしまう。これだけではなく、さら
に深刻なのは、さまざまな後期の合併症が惹起されるこ
とである（Ｊ．Ｅ．Ｂｅｒｇｓｍａ他，Ｂｉｏｍａｔｅ
ｒｉａｌｓ，１６（１），２５−３２，１９９５）。
【０００９】
【問題点を解決するための手段】これらの問題点を解決
するため、本発明は以下の試みを行った。
するため、本発明は以下の試みを行った。
【００１０】骨折治療のための骨接合材は、人の皮質骨
の圧縮曲げ強度約２０Ｋｇ／ｍｍ２以上が、骨が治癒す
るまでの最小限の期間約３ヶ月以上、保持させるために
は、生体内分解吸収性高分子であるポリ乳酸や乳酸／グ
リコール酸共重合体の分子量が１０万以上で、さらに骨
親和性に優れたハイドロキシアパタイトとの複合体を用
い一軸方向に延伸する方法が用いられる。しかし、前述
したように初期強度と加水分解に伴う強度保持率に対し
ては一定の改善がみられるものの、埋入後約４ヶ月の初
期強度０に達した後の質量の完全分解消失に関しては全
く放置のままである。
の圧縮曲げ強度約２０Ｋｇ／ｍｍ２以上が、骨が治癒す
るまでの最小限の期間約３ヶ月以上、保持させるために
は、生体内分解吸収性高分子であるポリ乳酸や乳酸／グ
リコール酸共重合体の分子量が１０万以上で、さらに骨
親和性に優れたハイドロキシアパタイトとの複合体を用
い一軸方向に延伸する方法が用いられる。しかし、前述
したように初期強度と加水分解に伴う強度保持率に対し
ては一定の改善がみられるものの、埋入後約４ヶ月の初
期強度０に達した後の質量の完全分解消失に関しては全
く放置のままである。
【００１１】そこで本発明では、初期強度０に達した
後、すみやかに分解吸収を進行させることを発明の思想
とした。それは、生体内分解吸収性高分子であるポリ乳
酸系の脂肪族ポリエステルが生体内でも非酵素的に加水
分解を受けること、また、その加水分解時の雰囲気が酸
性化では加水分解が抑えられ、逆にアルカリ側では加水
分解が促進されることがわかったことに基づいている
（玄他，Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ ｏｆ ｈｉｇｈ ｍ
ｏｌｅｃｕｌａｒ ｗｅｉｇｈｔ Ｐｏｌｙ Ｌ−ｌａ
ｃｔｉｄｅ ｉｎ ａｌｋａｌｉｎｅ ｍｅｄｉｕｍ，
Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，１６，８３３．８４３，１
９９５）。ポリ乳酸成形体は、約４ヶ月までは生体内で
加水分解を受けず分子量の低下があまりないが、その
後、水が内部まで深く浸透し、全体が加水分解を受けて
分子量が大きく低下する。この際、加水分解に従って局
所のペーハーが酸性側に傾くため、分子量低下が抑えら
れると同時に、加水分解が非晶領域から優先的に起こる
ので、結局、低分子量（１，０００〜１０，０００）の
結晶のみが残存し、その分解をより遅くしてしまう。そ
こで、本発明者は約４ヶ月後に水の浸透が内部まで進行
した際、その局所でのペーハーをアルカリ側（ｐＨ７以
上）へと導くことにより、加水分解を促進させると考え
ることにより分解消失が可能となった。故に、本発明者
は、ハイドロキシアパタイトの表面にアルカリ性の無機
化合物、例えば、水酸化カルシウム、水酸化カリウム、
水酸化マグネシウム等の水酸化物、また、塩化カルシウ
ム、塩化カリウム、塩化マグネシウム、塩化亜鉛等の塩
化物、また、アルカリ金属塩、さらにアミンなどの塩基
性の有機物などを付着させることにより、本発明を完成
させた。塩化カルシウム等の塩化物は本来なら中性であ
るが市販の塩化物には数％の水酸化カルシウムが含まれ
ているため、その水溶液は強アルカリ性を呈するため、
それらも用いることができる。
後、すみやかに分解吸収を進行させることを発明の思想
とした。それは、生体内分解吸収性高分子であるポリ乳
酸系の脂肪族ポリエステルが生体内でも非酵素的に加水
分解を受けること、また、その加水分解時の雰囲気が酸
性化では加水分解が抑えられ、逆にアルカリ側では加水
分解が促進されることがわかったことに基づいている
（玄他，Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ ｏｆ ｈｉｇｈ ｍ
ｏｌｅｃｕｌａｒ ｗｅｉｇｈｔ Ｐｏｌｙ Ｌ−ｌａ
ｃｔｉｄｅ ｉｎ ａｌｋａｌｉｎｅ ｍｅｄｉｕｍ，
Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，１６，８３３．８４３，１
９９５）。ポリ乳酸成形体は、約４ヶ月までは生体内で
加水分解を受けず分子量の低下があまりないが、その
後、水が内部まで深く浸透し、全体が加水分解を受けて
分子量が大きく低下する。この際、加水分解に従って局
所のペーハーが酸性側に傾くため、分子量低下が抑えら
れると同時に、加水分解が非晶領域から優先的に起こる
ので、結局、低分子量（１，０００〜１０，０００）の
結晶のみが残存し、その分解をより遅くしてしまう。そ
こで、本発明者は約４ヶ月後に水の浸透が内部まで進行
した際、その局所でのペーハーをアルカリ側（ｐＨ７以
上）へと導くことにより、加水分解を促進させると考え
ることにより分解消失が可能となった。故に、本発明者
は、ハイドロキシアパタイトの表面にアルカリ性の無機
化合物、例えば、水酸化カルシウム、水酸化カリウム、
水酸化マグネシウム等の水酸化物、また、塩化カルシウ
ム、塩化カリウム、塩化マグネシウム、塩化亜鉛等の塩
化物、また、アルカリ金属塩、さらにアミンなどの塩基
性の有機物などを付着させることにより、本発明を完成
させた。塩化カルシウム等の塩化物は本来なら中性であ
るが市販の塩化物には数％の水酸化カルシウムが含まれ
ているため、その水溶液は強アルカリ性を呈するため、
それらも用いることができる。
【００１２】ここで、ハイドロキシアパタイトの代わり
に牛骨粉なども用いられ、あるいはこれらの混合物も用
いることが出来る。牛骨粉もアルカリ性を呈するためで
ある。
に牛骨粉なども用いられ、あるいはこれらの混合物も用
いることが出来る。牛骨粉もアルカリ性を呈するためで
ある。
【００１３】ハイドロキシアパタイトは、あらかじめア
ルカリ性無機物でアルカリ処理したものを用いると良
い。また、超音波やハイパーサーミヤにより加温される
セラミックスを混合させ、加熱することにより分解を促
進させる方法なども利用できる。
ルカリ性無機物でアルカリ処理したものを用いると良
い。また、超音波やハイパーサーミヤにより加温される
セラミックスを混合させ、加熱することにより分解を促
進させる方法なども利用できる。
【００１４】本発明においての生体内分解吸収性高分子
としては、ポリ乳酸系の高分子が用いられるが、光学純
度９５％以上のポリ−Ｌ−乳酸が用いられる。しかし、
この高分子は結晶化度が高いため、光学純度９５％以下
で８０％以上の高分子がより適している。初期強度およ
び弾性率は結晶化度と関連し、結晶化度が高い高分子を
用いると高強度、高弾性率の骨接合材が得られやすい
が、初期強度、弾性率は成形課程の分子配向や、結晶配
向化で目標値を得ることが可能なため、分解後のすみや
かな吸収、消失のためには結晶化度を出来るだけ抑えた
ほうが望ましい。
としては、ポリ乳酸系の高分子が用いられるが、光学純
度９５％以上のポリ−Ｌ−乳酸が用いられる。しかし、
この高分子は結晶化度が高いため、光学純度９５％以下
で８０％以上の高分子がより適している。初期強度およ
び弾性率は結晶化度と関連し、結晶化度が高い高分子を
用いると高強度、高弾性率の骨接合材が得られやすい
が、初期強度、弾性率は成形課程の分子配向や、結晶配
向化で目標値を得ることが可能なため、分解後のすみや
かな吸収、消失のためには結晶化度を出来るだけ抑えた
ほうが望ましい。
【００１５】そこで本発明では、Ｌ−乳酸とＤ，Ｌ−乳
酸を９５〜８５％の割合で共重合体を合成した高分子を
出発原料として用いるのが好ましい。しかし、もちろん
Ｌ−乳酸とグリコール酸との共重合体を用いても何ら問
題はない。
酸を９５〜８５％の割合で共重合体を合成した高分子を
出発原料として用いるのが好ましい。しかし、もちろん
Ｌ−乳酸とグリコール酸との共重合体を用いても何ら問
題はない。
【００１６】上記生体内分解吸収ポリマーの分子量は粘
度平均８万以上のポリマーを用いるのが適している。特
に、本発明では、その粘度平均分子量が１０万〜５０万
程度のものが好ましい。
度平均８万以上のポリマーを用いるのが適している。特
に、本発明では、その粘度平均分子量が１０万〜５０万
程度のものが好ましい。
【００１７】本発明の骨接合材は上記ポリ乳酸系高分子
とアルカリ処理したハイドロキシアパタイトから構成さ
れており、その組成比はポリ乳酸系高分子とハイドロキ
シアパタイトが９９：１〜６０：４０重量％が好まし
く、特に８０：２０〜７０：３０が好適である。また、
ハイドロキシアパタイトとアルカリ性無機化合物との組
成比は９９：１〜８０：２０重量％が好ましく、特に９
５：５〜９０：１０重量％が好適である。ここでアルカ
リ性無機化合物は、あらかじめハイドロキシアパタイト
と混ぜるか、あるいはアルカリ性無機化合物の水溶液に
ハイドロキシアパタイトを浸漬し、その表面にコーティ
ングするのが適している。
とアルカリ処理したハイドロキシアパタイトから構成さ
れており、その組成比はポリ乳酸系高分子とハイドロキ
シアパタイトが９９：１〜６０：４０重量％が好まし
く、特に８０：２０〜７０：３０が好適である。また、
ハイドロキシアパタイトとアルカリ性無機化合物との組
成比は９９：１〜８０：２０重量％が好ましく、特に９
５：５〜９０：１０重量％が好適である。ここでアルカ
リ性無機化合物は、あらかじめハイドロキシアパタイト
と混ぜるか、あるいはアルカリ性無機化合物の水溶液に
ハイドロキシアパタイトを浸漬し、その表面にコーティ
ングするのが適している。
【００１８】そこで本発明の骨接合材は、あらかじめア
ルカリ性無機化合物を付着させたハイドロキシアパタイ
トをポリ乳酸に適当な組成比で混合したものを、押出し
成型機あるいは射出成型機を用いて、棒状、あるいはシ
ート状の所望の形状に成形する。次いで、その複合体を
一軸延伸、圧延、圧縮、あるいは高圧押出し成形するこ
とによって製造される。
ルカリ性無機化合物を付着させたハイドロキシアパタイ
トをポリ乳酸に適当な組成比で混合したものを、押出し
成型機あるいは射出成型機を用いて、棒状、あるいはシ
ート状の所望の形状に成形する。次いで、その複合体を
一軸延伸、圧延、圧縮、あるいは高圧押出し成形するこ
とによって製造される。
【００１９】本発明の骨接合材は、上記種々な成形方法
を用いて成形できるが、初期圧縮曲げ強度が２５Ｋｇ／
ｍｍ２〜３５Ｋｇ／ｍｍ２の成形体を得るには、ラム押
出しや静水圧の固体高圧押出し成型法が好ましい。
を用いて成形できるが、初期圧縮曲げ強度が２５Ｋｇ／
ｍｍ２〜３５Ｋｇ／ｍｍ２の成形体を得るには、ラム押
出しや静水圧の固体高圧押出し成型法が好ましい。
【００２０】上記延伸や押出し成型の温度条件として
は、ポリ乳酸系素材のガラス転移点（６０℃付近）以
上、その融点（１８０℃付近）の温度範囲が好ましいが
特に８０〜１４０℃の温度範囲が好適である。
は、ポリ乳酸系素材のガラス転移点（６０℃付近）以
上、その融点（１８０℃付近）の温度範囲が好ましいが
特に８０〜１４０℃の温度範囲が好適である。
【００２１】
【実施例】本発明を実施例により詳細に説明するが、こ
れらは本発明の範囲を制限しない。
れらは本発明の範囲を制限しない。
【００２２】実施例中に示した圧縮曲げ強度および圧縮
曲げ弾性率はＪＩＳ−Ｋに準拠した三点曲げ試験法によ
って測定した。
曲げ弾性率はＪＩＳ−Ｋに準拠した三点曲げ試験法によ
って測定した。
【００２３】
【実施例１〜６】市販のＬ−ラクチドの重合、およびＬ
−ラクチドとＤ，Ｌ−ラクチドとの共重合体をオクチル
酸スズを重合触媒として真空下で開環重合することによ
り合成した。その共重合体の組成比はＬ−ラクチド／
Ｄ，Ｌ−ラクチド＝１００／０および８５／１５とし
た。これらのホモ重合体と共重合体の粘度平均分子量は
約３６万であった。一方、ハイドロキシアパタイト（Ｈ
Ａ）粉末（１２００℃焼成、平均粒径３．５μｍ）を水
酸化カルシウム水溶液３０％に浸漬した後、乾燥したア
ルカリ処理ハイドロキシアパタイトを作製した。上記２
種類のポリマーとアルカリ処理ＨＡ粉末をポリマー／Ｈ
Ａ混合比、７０：３０重量％の混合物を一昼夜高温（１
２０〜１３０℃）下で減圧乾燥した後、押出し成型機で
２００℃にて直径約１０ｍｍの円柱状成型物を得た。次
いでこれら成型物を１２０℃の流動パラフィン中で３倍
延伸した。また、ホットプレスを用い１４０℃で約１／
５に圧縮変形した。さらに、上記成形物を内部にグリセ
リンを充填した静水圧押出し装置を用いて１４０℃の温
度で押出し倍率３倍に押出した。
−ラクチドとＤ，Ｌ−ラクチドとの共重合体をオクチル
酸スズを重合触媒として真空下で開環重合することによ
り合成した。その共重合体の組成比はＬ−ラクチド／
Ｄ，Ｌ−ラクチド＝１００／０および８５／１５とし
た。これらのホモ重合体と共重合体の粘度平均分子量は
約３６万であった。一方、ハイドロキシアパタイト（Ｈ
Ａ）粉末（１２００℃焼成、平均粒径３．５μｍ）を水
酸化カルシウム水溶液３０％に浸漬した後、乾燥したア
ルカリ処理ハイドロキシアパタイトを作製した。上記２
種類のポリマーとアルカリ処理ＨＡ粉末をポリマー／Ｈ
Ａ混合比、７０：３０重量％の混合物を一昼夜高温（１
２０〜１３０℃）下で減圧乾燥した後、押出し成型機で
２００℃にて直径約１０ｍｍの円柱状成型物を得た。次
いでこれら成型物を１２０℃の流動パラフィン中で３倍
延伸した。また、ホットプレスを用い１４０℃で約１／
５に圧縮変形した。さらに、上記成形物を内部にグリセ
リンを充填した静水圧押出し装置を用いて１４０℃の温
度で押出し倍率３倍に押出した。
【００２４】得られた成形物の圧縮曲げ強度の結果を表
１に示す。
１に示す。
【００２５】
【表１】
【００２６】
【比較例１〜６】実施例１と同様、ポリＬ乳酸１００％
とＬ−乳酸／ＤＬ−乳酸共重合体＝８５／１５のポリマ
ーにアルカリ処理ハイドロキシアパタイトを混入させ
ず、実施例１の成形方法と同じく、３種類の成形方法で
成形物を作製した。
とＬ−乳酸／ＤＬ−乳酸共重合体＝８５／１５のポリマ
ーにアルカリ処理ハイドロキシアパタイトを混入させ
ず、実施例１の成形方法と同じく、３種類の成形方法で
成形物を作製した。
【００２７】得られた成形物の圧縮曲げ強度の結果を表
２に示す。
２に示す。
【００２８】
【表２】
【００２９】
【実施例７〜１２】実施例１〜６で得られた成形物を、
１０ｍｌの生理食塩水に浸漬し、３７℃で長期間（約１
〜２年間）の加水分解に伴う成形物の重量変化を観察し
た。
１０ｍｌの生理食塩水に浸漬し、３７℃で長期間（約１
〜２年間）の加水分解に伴う成形物の重量変化を観察し
た。
【００３０】
【００３１】
【比較例７〜１２】比較例１〜６で得られた成形物を、
実施例７〜１２と同様、１０ｍｌの生理食塩水に浸漬
し、３７℃で長期間（約１〜２年間）の加水分解に伴う
成形物の重量変化を観察した。
実施例７〜１２と同様、１０ｍｌの生理食塩水に浸漬
し、３７℃で長期間（約１〜２年間）の加水分解に伴う
成形物の重量変化を観察した。
【００３２】
【００３３】前記第１表より、実施例１〜６の本発明の
生体内分解吸収性の骨固定材は、いずれも生体内分解吸
収性ポリマーとアルカリ処理ハイドロキシアパタイト混
合物を分子配向操作（一軸延伸、圧縮変形、および静水
圧押出し）を施すことにより、圧縮曲げ強度が２５０Ｍ
Ｐａ以上の高強度成形体が得られた。また、第３表の実
施例７〜１２でわかるように、アルカリ処理ハイドロキ
シアパタイトの効果により成形体がすみやかに分解され
ることで、加水分解実験２年後ではその残存重量が０に
達し完全に消失していた。一方、第４表の比較例７〜１
２で示したように、アルカリ処理ハイドロキシアパタイ
トが混入されていない成形体では加水分解実験２年後で
も３０％以上の残存重量が確認され、分解が極めて遅
く、その差が歴然としていることが明らかである。
生体内分解吸収性の骨固定材は、いずれも生体内分解吸
収性ポリマーとアルカリ処理ハイドロキシアパタイト混
合物を分子配向操作（一軸延伸、圧縮変形、および静水
圧押出し）を施すことにより、圧縮曲げ強度が２５０Ｍ
Ｐａ以上の高強度成形体が得られた。また、第３表の実
施例７〜１２でわかるように、アルカリ処理ハイドロキ
シアパタイトの効果により成形体がすみやかに分解され
ることで、加水分解実験２年後ではその残存重量が０に
達し完全に消失していた。一方、第４表の比較例７〜１
２で示したように、アルカリ処理ハイドロキシアパタイ
トが混入されていない成形体では加水分解実験２年後で
も３０％以上の残存重量が確認され、分解が極めて遅
く、その差が歴然としていることが明らかである。
【００３４】
【発明の効果】以上の結果から、本発明の生体内分解吸
収性の骨固定材は従来のポリ乳酸系骨固定材では得られ
なかった、初期強度と約６ヶ月後の分解吸収促進効果を
兼備した骨固定材であり、理想的な固定材により近づい
たものといえる。尚、本発明の生体内分解吸収性骨固定
材は、整形外科、口腔外科、または胸部外科、さらに動
物用等の骨治療のさまざまな領域において骨接合用のプ
レート、スクリュー、ビスあるいはピン等、さまざまの
形状として使用することができる。
収性の骨固定材は従来のポリ乳酸系骨固定材では得られ
なかった、初期強度と約６ヶ月後の分解吸収促進効果を
兼備した骨固定材であり、理想的な固定材により近づい
たものといえる。尚、本発明の生体内分解吸収性骨固定
材は、整形外科、口腔外科、または胸部外科、さらに動
物用等の骨治療のさまざまな領域において骨接合用のプ
レート、スクリュー、ビスあるいはピン等、さまざまの
形状として使用することができる。
Claims (8)
- 【請求項１】 初期圧縮曲げ強度が２５０ＭＰａ以上
で、生体内で少なくとも３ヶ月以上圧縮曲げ強度が２０
０ＭＰａ以上保持され、その後、長くとも３年以内にそ
の質量が分解消失してしまう生体内分解吸収性の骨固定
材。 - 【請求項２】 生体内分解吸収性高分子にハイドロキシ
アパタイト、およびアルカリ性無機化合物を含有された
ことを特徴とする請求項１の生体内分解吸収性の骨固定
材。 - 【請求項３】 生体内分解吸収性高分子の分子鎖が長軸
方向、あるいは多軸方向に配向していることを特徴とす
る請求項２の生体内分解吸収性の骨固定材。 - 【請求項４】 生体内分解吸収性高分子がポリ乳酸から
なり、そのポリ乳酸の光学純度、即ちＬ体とＤＬ体との
組成が１００〜７０％、または、ラクチド／グリコリド
共重合体であることを特徴とする特許請求項２の生体内
分解吸収性の骨固定材。 - 【請求項５】 生体内分解吸収性高分子とハイドロキシ
アパタイトとの組成が９９：１〜６０：４０重量％であ
ることを特徴とする特許請求項２の生体内分解吸収性の
骨固定材。 - 【請求項６】 ハイドロキシアパタイトとアルカリ性無
機化合物との組成が９９．９：０．０１〜８０：２０重
量％であることを特徴とする特許請求項２の生体内分解
吸収性の骨固定材。 - 【請求項７】 生体内分解吸収性高分子、ハイドロキシ
アパタイト、およびアルカリ性無機化合物からなる溶融
成形体を延伸可能な温度で一軸延伸、押出し延伸、ある
いは圧延、圧縮配向することで高分子鎖を一軸あるいは
多軸配向させることを特徴とする請求項３の生体内分解
吸収性の骨固定材の製造方法。 - 【請求項８】 生体内分解吸収性高分子、ハイドロキシ
アパタイト、およびアルカリ性無機化合物からなる溶融
成形体を延伸可能な温度で一軸方向に高圧でラム押出
し、もしくは静水圧押出しし分子配向させることを特徴
とする請求項７の生体内分解吸収性の骨固定材の製造方
法。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10052638A JPH11206871A (ja) | 1998-01-27 | 1998-01-27 | 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 |
| US09/154,101 US6232384B1 (en) | 1998-01-27 | 1998-09-16 | Bone fixation materials and methods for their preparation |
| EP98117643A EP0933089B1 (en) | 1998-01-27 | 1998-09-17 | Bone fixation materials and methods for preparation |
| DE69810747T DE69810747T2 (de) | 1998-01-27 | 1998-09-17 | Knochenbefestigungsmaterial und Verfahren zur Herstellung desselben |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10052638A JPH11206871A (ja) | 1998-01-27 | 1998-01-27 | 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11206871A true JPH11206871A (ja) | 1999-08-03 |
Family
ID=12920384
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10052638A Pending JPH11206871A (ja) | 1998-01-27 | 1998-01-27 | 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6232384B1 (ja) |
| EP (1) | EP0933089B1 (ja) |
| JP (1) | JPH11206871A (ja) |
| DE (1) | DE69810747T2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007313009A (ja) * | 2006-05-25 | 2007-12-06 | Terumo Corp | ステント |
| JP2009240413A (ja) * | 2008-03-28 | 2009-10-22 | Gunze Ltd | 骨接合材料 |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11206871A (ja) * | 1998-01-27 | 1999-08-03 | Bmg:Kk | 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 |
| US6406498B1 (en) * | 1998-09-04 | 2002-06-18 | Bionx Implants Oy | Bioactive, bioabsorbable surgical composite material |
| US7699879B2 (en) * | 2003-10-21 | 2010-04-20 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Apparatus and method for providing dynamizable translations to orthopedic implants |
| US20050085814A1 (en) * | 2003-10-21 | 2005-04-21 | Sherman Michael C. | Dynamizable orthopedic implants and their use in treating bone defects |
| US20050136764A1 (en) * | 2003-12-18 | 2005-06-23 | Sherman Michael C. | Designed composite degradation for spinal implants |
| US7378144B2 (en) * | 2004-02-17 | 2008-05-27 | Kensey Nash Corporation | Oriented polymer implantable device and process for making same |
| US20100191292A1 (en) * | 2004-02-17 | 2010-07-29 | Demeo Joseph | Oriented polymer implantable device and process for making same |
| US8518123B2 (en) | 2005-09-09 | 2013-08-27 | Board Of Trustees Of The University Of Arkansas | System and method for tissue generation and bone regeneration |
| US8936805B2 (en) | 2005-09-09 | 2015-01-20 | Board Of Trustees Of The University Of Arkansas | Bone regeneration using biodegradable polymeric nanocomposite materials and applications of the same |
| US9763788B2 (en) | 2005-09-09 | 2017-09-19 | Board Of Trustees Of The University Of Arkansas | Bone regeneration using biodegradable polymeric nanocomposite materials and applications of the same |
| CN101495065B (zh) * | 2006-04-25 | 2014-07-23 | 泰里福来克斯医学公司 | 磷酸钙聚合物复合材料及其制备方法 |
| CN106730043B (zh) * | 2016-12-19 | 2022-09-20 | 苏州西脉新诚生物科技有限公司 | 一种高强度可吸收骨折内固定骨螺钉 |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4539981A (en) * | 1982-11-08 | 1985-09-10 | Johnson & Johnson Products, Inc. | Absorbable bone fixation device |
| US4550449A (en) * | 1982-11-08 | 1985-11-05 | Johnson & Johnson Products Inc. | Absorbable bone fixation device |
| US4655777A (en) * | 1983-12-19 | 1987-04-07 | Southern Research Institute | Method of producing biodegradable prosthesis and products therefrom |
| US4781183A (en) * | 1986-08-27 | 1988-11-01 | American Cyanamid Company | Surgical prosthesis |
| JPS6368155A (ja) * | 1986-09-11 | 1988-03-28 | グンゼ株式会社 | 骨接合ピン |
| FI82805C (fi) * | 1988-12-23 | 1991-04-25 | Biocon Oy | En polymer fixeringskivkonstruktion foer kirurgiskt bruk. |
| US5108755A (en) * | 1989-04-27 | 1992-04-28 | Sri International | Biodegradable composites for internal medical use |
| DE69032895T2 (de) * | 1990-04-25 | 1999-05-27 | Descente Ltd., Osaka | Faser mit hoher Feuchtigkeitsabsorption |
| US5080665A (en) * | 1990-07-06 | 1992-01-14 | American Cyanamid Company | Deformable, absorbable surgical device |
| EP0523926A3 (en) * | 1991-07-15 | 1993-12-01 | Smith & Nephew Richards Inc | Prosthetic implants with bioabsorbable coating |
| JP2825703B2 (ja) * | 1992-06-18 | 1998-11-18 | シャープ株式会社 | 画像形成装置 |
| AU715915B2 (en) * | 1995-09-14 | 2000-02-10 | Takiron Co. Ltd. | Osteosynthetic material, composited implant material, and process for preparing the same |
| US5686540A (en) * | 1995-09-29 | 1997-11-11 | Dainippon Ink And Chemicals, Inc. | Process for the preparation of lactic acid-based polyester |
| JPH11206871A (ja) * | 1998-01-27 | 1999-08-03 | Bmg:Kk | 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 |
-
1998
- 1998-01-27 JP JP10052638A patent/JPH11206871A/ja active Pending
- 1998-09-16 US US09/154,101 patent/US6232384B1/en not_active Expired - Fee Related
- 1998-09-17 DE DE69810747T patent/DE69810747T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-17 EP EP98117643A patent/EP0933089B1/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007313009A (ja) * | 2006-05-25 | 2007-12-06 | Terumo Corp | ステント |
| JP2009240413A (ja) * | 2008-03-28 | 2009-10-22 | Gunze Ltd | 骨接合材料 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69810747D1 (de) | 2003-02-20 |
| US6232384B1 (en) | 2001-05-15 |
| EP0933089B1 (en) | 2003-01-15 |
| EP0933089A2 (en) | 1999-08-04 |
| EP0933089A3 (en) | 2000-11-02 |
| DE69810747T2 (de) | 2003-07-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Suuronen et al. | A 5-year in vitro and in vivo study of the biodegradation of polylactide plates | |
| Eglin et al. | Degradable polymeric materials for osteosynthesis: tutorial | |
| Gomes et al. | Biodegradable polymers and composites in biomedical applications: from catgut to tissue engineering. Part 1 Available systems and their properties | |
| JP3779327B2 (ja) | 組織条件下分解性材料及びそれを製造するための方法 | |
| Duek et al. | In vitro study of poly (lactic acid) pin degradation | |
| JP3043778B2 (ja) | 分解吸収性成型体および該成型体の製造方法 | |
| JP5646849B2 (ja) | 有マクロ孔性および高い吸収性を有するアパタイト型リン酸カルシウムセメント | |
| Rokkanen | Absorbable materials in orthopaedic surgery | |
| WO2001012240A1 (fr) | Materiaux biologiques | |
| JPH11206871A (ja) | 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 | |
| US5529736A (en) | Process of making a bone healing device | |
| KR20070091342A (ko) | 키토산 조성물 | |
| JP2587664B2 (ja) | 生体内分解吸収性の外科用材料 | |
| US7419681B2 (en) | Method to enhance drug release from a drug-releasing material | |
| CN108096629B (zh) | 一种聚甲基丙烯酸甲酯骨粘固剂及其制备方法 | |
| Demina et al. | Biodegradable nanostructured composites for surgery and regenerative medicine | |
| JP2001327593A (ja) | 吸収性医療装置の熱成形処理 | |
| Cifuentes et al. | Biodegradable and bioabsorbable materials for osteosynthesis applications: State-of-the-art and future perspectives | |
| JP2001192337A (ja) | 癒着防止材料 | |
| JP4529005B2 (ja) | 生体材料 | |
| WO2003059409A2 (en) | Biodegradable implant materials | |
| WO2013098481A1 (en) | Composite containing polymer and additive as well as its use | |
| JP4374410B2 (ja) | 骨再生誘導材料 | |
| Ignjatovic et al. | Molecular spectroscopy analysis of the substitution of bone tissue by HAp/PLLA composite biomaterial | |
| WO2020029502A1 (zh) | 一种可吸收的骨固定装置及其制备方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050114 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050114 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20081014 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20081215 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20090407 |