JPH11506948A - 骨に対して生体活性を有するガラス繊維及びセラミック繊維を使用する複合材料 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維と、構造繊維とからつくられた複合材料を開示する。好ましい態様では、織り合わせた骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維と構造繊維との編組み又はメッシュを、ポリマー材料で含浸して、適当な生物学的適合性及び構造的結合性を有する複合材料を提供する。最も好ましくは、生体活性繊維を移植片の表面に集中させて、少なくとも３０％が生体活性材料から成る表面をつくり、それによって、増強された骨内成長を提供するように、メッシュ又は編組みを設計する。骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維と、構造繊維のコアーとの間に織り合わせることによって、生体活性材料がポリマーから離層する従来の複合材料システムにおいて見出される問題を克服する。好ましい生体活性材料は燐酸カルシウムセラミックを含み。好ましい構造繊維は炭素繊維を含む。更に好ましい生体活性材料は、モル％で、０．２％を超える量で酸化アルミニウムを含む。したがって、改善されたプロテーゼ移植片及び前記移植片を付着させる方法も開示する。

Description

【発明の詳細な説明】 骨に対して生体活性を有するガラス繊維及びセラミック繊維を使用する複合材料 本出願は、係属中の米国特許出願第０８／１５２，９６２号の一部継続出願で ある。 本発明は、生体活性ガラスから成る繊維からつくられた複合材料、及び移植可 能な表面をつくるための前記複合材料の使用に関するものである。詳しくは、本 発明は、例えばポリマー材料のマトリックスにおける炭素繊維のような構造繊維 と混ぜ合わせられる骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維 から成る複合材料に関するものである。 発明の背景 骨の応力遮蔽を低下させて骨組織吸収を減少させるために、低モジュラスの骨 の複合材料が、股関節部（hip）移植の大腿部部材として用いられて来た。現在 では、複合材料移植は、プレス嵌め（press fit）によって、それらの骨床（bon y bed）中に安定させる。しかしながら、この安定化法では、最適な応力分散効 果が十分に得られない。 骨に対する複合材料の大腿部移植の固定を改善しようとするいくつもの試みが 成されて来た。それらの試みとしては、多孔質ポリマー被覆及び粒状生体活性被 覆が挙げられる。多孔質ポリマー被覆を用いる移植は、移植片と周囲骨組織との 間の機械的な絡み合いによる固定を得ることを探求しており、一方、粒状生体活 性被覆は、移植片と骨との間の化学的結合による固定が得られるように設計され ている。 多孔質金属被覆と同様に挙動すると考えられる多孔質被覆をつくり出す努力に おいて、ポリスルホン粒子で被覆された移植片表面は、Spector ら による″Por ous Polymers for Biological Fixation″Clin．Ortho．Rel．Res.，235：207 〜 218（1988）において開示されている。そこでは、いくらかの骨成長が認めら れたことが開示されているが、移植片表面の周囲の組織の大部分が繊維性であっ た。 多孔質ポリマーは、いかなる方法でも、骨組織の成長を増強しなかった。 ポリマー表面上に対してプレスし、次に硬化させた燐酸カルシウムセラミック 粉末複合材料システムも公知である。P.Boone ら による″Bone Attachment of HA Coated Polymers″J．Biomed．Master．Res．23，No.A2：183 〜 199（1989 ）；及び M．Zimmerman ら による″The Attachment of Hydroxyapatite Coated Polysulfone to Bone″J．Appl．Biomat.，1：295 〜 305（1990）参照。これ らのシステムは、二つの仕方で提供される。第一に、前記セラミックは、ポリマ ー表面に同じ高さで置かれるので、結合のみが生じる。第二に、燐酸カルシウム 粒子は、ポリマー表面から伸びる。界面結合を試験すると、ポリマーと燐酸カル シウム粒子との間に十分に結合していない部分が存在している。したがって、燐 酸カルシウム粒子とポリマーとの間の界面は、システムにおける結合が弱い。こ れらの参照文献は、ポリウレタン熱硬化性ポリマー及びポリスルホン熱可塑性ポ リマーの使用を開示しており、Reiner ら によって設定された米国特許第４，２ ０２，０５５号では、多数の他のポリマーも、燐酸カルシウムセラミック粉末の 充填剤のためのマトリックスとして同様に用いられている。この移植片の表面に ある前記セラミック粒子は再吸収され（resorb）、骨組織によって置換される。 構造繊維は無く、ポリマーだけが、荷重を支えることが意図されている。この事 によって、この材料の耐力用途は前記ポリマーの耐力用途に限定される。吸収可 能なポリマー及び燐酸カルシウムセラミック粉末充填材料から成る移植可能な骨 固定デバイスは、Casey ら によって設定された米国特許第４，７８１，１８３ 号において開示されている。開示されているデバイスは、移植時に吸収される一 時的な耐力デバイスである。燐酸カルシウム粒子は、強度を増加させるために加 えられ、次に吸収されるので、このデバイスは、生体活性材料の化学結合、又は 多孔質の内に伸びる化学結合によっては骨組織に対して固定されない。 構造繊維は、複合材料のある種の機械的性質を改善する。例えば、Gross ら によって設定された米国特許第４，２３９，１１３号では、メチルメタクリレー トポリマーと、長さ２０mm未満のガラス質無機繊維と組み合わせた生体活性セラ ミック粉末との組成物が開示されている。このデバイスをグラウト材料（grouti ng material）として用いて、骨組織に対して移植片を結合させる。チョップト ファイバーは、機械的性質を最適化するために特別につくられたり又は設計され たりしていない。同様な組成物は、Bluethgen ら によって設定された米国特許 第４，１３１，５９７号で開示されていて、複合材料の強度を増加させるための ガラス繊維又は炭素繊維の使用を説明している。しかしながら、この特許は、繊 維を配置して、骨結合を局所的に達成させることについては特に考察していない 。また、構造繊維の配置によって材料特性を最適化する方法も提案していない。 最終的に、開示した材料によって達成される固定化法についても説明していない 。 燐酸カルシウム粒子で被覆又は被覆されていない炭素繊維／トリアジンの織物 デバイス（textured device）を用いる同様なアプローチは、G.Maistrelli ら による″Hydroxyapatite coating on Carbon Composite Hip Implants in dogs ″J．Bone Jt．Surg.，74-B：452 〜 456（1992）で考察されている。報告され ている結果は、６カ月後における、被覆デバイスに対するより高度の骨接触を示 している。しかしながら、トリアジン／燐酸カルシウム界面に関する長期の疲労 効果を評価するためには、より長期の研究が必要である。 しかしながら、すべてのこれらの従来技術システムでは、界面に生体活性材料 を用いることによって、支持体ポリマーと骨との間に結合が達成されるかもしれ ないが、得られる移植は、なお不満足なものである、ことを見出した。既に考察 したように、有意な限界が、生体活性材料とポリマーとの間の界面結合に残って いる。 既に考察した従来技術の大部分は、複合材料の生体活性成分として燐酸カルシ ウムセラミック粉末を用いた。生体活性ガラス材料は、１９６９年に Henchによ って開発された。L.Hench ら による″Bonding Mechanisms at the Interface o f Ceramic Prosthetic Materials″J．Biomed．Master．Res.，2：117 〜 141（ 1971）参照。より最近では、伸び連続生体活性ガラス繊維が二次加工された。U. Pazzaglia ら による″Study of the Osteoconductive Properties of Bioactiv e Glass Fibers″J．Biomed．Master．Res.，23：1289 〜 1297（1989）；及び H.Tagai ら による″Preparation of Apatite Glass Fiber of Application as Biomaterials″Ceramics in Surgery，Vincenzini，P.（Ed.），Amsterdam,Else vier Sci．Pub．Co.（1983），p.387 〜 393 参照。後者の参考文献では、吸収 可能な 骨板における生体活性ガラス繊維が開示されている。 上記の参考文献から認められるように、骨に密接に適合する構造モジュラスを 提供するように設計することができるプロテーゼデバイス（prosthetic device ）を提供することは望ましいことであると考えられる。したがって、構造繊維と 共にポリマーマトリックス中に生体活性材料を混和して、十分な強度を提供する 複合構造物を提供することは、本発明の目的である。更に、従来技術の欠陥を克 服する、特に、生体活性材料とポリマーとの間に十分な界面結合を提供する三次 元で混成の（hybrid）複合材料を提供することは、本発明の更なる目的である。 発明の概要 骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維は、構造的な三次 元編組み繊維支持体（structural three-dimensional braided fiber substrate ）と組み合わせた化学結合ビヒクルとして有用であることを発見した。生体活性 繊維は、骨成長と、周囲の骨組織に対する結合とを高める。これらの骨に対して 生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維は、炭素繊維と三次元編組み（ three dimensional braid）で織り合わされ、また熱可塑性ポリマーで浸透され て、三次元の生体活性複合材料を形成する。好ましくは、ガラス繊維は、移植時 に、生理学的流体に晒されるように、前記複合材料の外表面上に集中させる。炭 素繊維は、移植材料の中心領域に集中させて、荷重の大部分を支えさせる。 複合移植片の「適合させたモジュラス（matched modulus）」と組み合わせら れた、移植片と骨との間の界面結合によって達成される応力伝達は、骨における ほぼ最適な応力分散を提供し、それによって、長期の安定性及び固定が改善され る。更に、十分な固定によって、移植片と骨との間の微動が減少するので、複合 材料表面の剥離（abrasion）の可能性が大きく低下する。その結果として、しば しば、移植片の安定性を損失させることになる、移植片から生じる粒状破片によ って免疫応答が引き起こされる機会も大きく減少する。 図面の簡単な説明 図１は、本発明で用いられる骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラ ミック繊維を延伸するために用いられる装置の説明図である。 図２は、移植片において達成された内成長（ingrowth）を示している骨部分の 顕微鏡写真である。 図３は、より高倍率で撮った、図２と同じ骨部分の顕微鏡写真である。 図４は、本発明にしたがってつくられた複合繊維編組みの横断面である。 図５は、本発明にしたがう、骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラ ミック繊維と、構造繊維とからつくられた紡織繊維（textile）における繊維の 配向と配置を図示している該略図である。 図６は、本発明にしたがってつくられた股関節部プロテーゼの立面図である。 図７は、シミュレートした体液中に浸漬した後のガラス繊維表面上における元 素濃度を時間に対して記載している。 図８は、移植経過時間３週間及び６週間における、複合材料移植片とポリマー 移植片との界面結合強度を記載している。 図９は、移植後６週間における、複合材料移植片／骨界面の倍率２００Ｘの顕 微鏡写真である。 図１０は、移植後３週間における、複合材料移植片／骨界面の倍率２００Ｘの 顕微鏡写真である。 図１１は、移植後６週間における、複合材料移植片／骨界面の走査型電子顕微 鏡写真である。 好ましい態様の詳細な説明 本発明の独特につくられた複合材料は、構造支持体の界面及び炭素繊維／ポリ マー界面から、生体活性表面と生体活性ガラス繊維／ポリマー界面との間の界面 への連続性を保つことができる。以下で説明するように、移植材料の生体活性部 分は、編組みされた界面を通って、支持体中へと完全に受け入れられる。この組 織の故に、例えば従来技術で見出されたようなポリマー複合材料の表面上の粒子 被覆に比べて、生体活性複合材料に対するより高度の結合性を付与する、生体活 性材料とポリマーとの間の結合面が増加する。したがって、本発明は、ポリマー と生体活性被覆との間に界面結合を提供して、従来技術の主たる限界を克服する 。 繊維構造（fiber architecture）の組織（configuration）は、複合材料の中 心部分に対して施用される荷重に帰着し、好ましくは、例えば生体活性繊維表面 と一体となっている炭素繊維又は他の生体活性繊維のような強くて不活性な繊維 から成る。したがって、応力は、不活性構造繊維から、移植片表面にある生体活 性繊維へと伝導される。また、組込み（integration）は、材料システムの機械 的結合性を増大させ、また複合構造内における離層（delamination）を防止する のにも役立つ。 生体活性ガラス繊維の局所的環境では、部分的分解が起こる。生体活性ガラス 繊維が吸収されるとき、骨組織によって置換される；骨組織は、前記ガラス繊維 に化学的に結合され、またこれらの繊維と連結される。更に、ガラス表面で起こ る生体活性反応により、ポリマー上に沈降層が形成される。この層は、今度は、 骨組織の形成及び結合を促進する。界面結合の三つの手段により、移植片の骨床 中に移植片を安定させ、結合界面を横断している移植片から骨組織中への応力伝 導を提供する界面が形成される。骨には応力が加えられるので、応力遮蔽の故に 、骨組織再吸収が制限される。この重要な出来事は、移植片の寿命を増加させる 。その理由は、プロテーゼ（prosthesis）がばらばらになる原因となる出来事の カスケード（cascade）を引き起こす骨組織の吸収のために、固定及び安定が失 われないからである。 本発明では、骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維の組 成物が好ましい。ガラスの場合では、好ましい組成物は、二次加工される能力を 維持しながらゆっくりと反応するガラスをもたらす。繊維組織におけるガラスを 用いた移植中に、ガラスの広い表面積が、生理学的溶液に晒されるので、ゆっく りとした反応速度が望ましい。すばやく分解する生体活性ガラスは、骨成長及び 骨結合を妨げる有害な免疫応答の原因となるかもしれない。同時に満たし得ない 幾つかの取捨についての考量は、ガラスを延伸して連続繊維にしなければならな いので、粘性であってあり過ぎることはなく、又は流動性であって有り過ぎるこ とはなく、もしくは延伸時に繊維は破断してしまう、ということである。生体活 性を有するガラス繊維又はセラミック繊維へと延伸することができる材料に関す る組成範囲を説明する場合、生体活性 対 製造能力（manufacturability）の説 明を含む。生体活性を維持しながら繊維へと首尾良く延伸することができる最も 好ましい組成は：ＳiＯ₂ ５２％；Ｎa₂Ｏ ３０％；ＣaＯ １５％；Ｐ₂Ｏ₅ ３％ である。前記の範囲を発展させた場合、実験的試みにより、ＳiＯ₂ ５２％；Ｃa Ｏ ３２％；Ｐ₂Ｏ₅ ３％；Ｎa₂Ｏ １３％の組成が生体活性であることを示した が、このガラス組成物を延伸して、繊維にすることは困難である。それは、Ｃa Ｏ及びＰ₂Ｏ₅が繊維化（fiberization）に反対に作用し、Ｎa₂Ｏ及びＳiＯ₂は繊 維化するように作用するからである。また、ＳiＯ₂ ５２％；ＣaＯ ２７％；Ｐ₂ Ｏ₅ ２％；Ｎa₂Ｏ １９％の組成も、繊維化に関して同様な困難をもたらすこと も発見した。以下の傾向が、実験的バッチの中で見られた： したがって、好ましい態様では、本発明で用いられるガラス組成は、ＳiＯ₂ ４０ 〜 ６０％；ＣaＯ １０ 〜 ２１％；Ｐ₂Ｏ₅ ０ 〜 ４％；及びＮa₂Ｏ １９ 〜 ３０％から成る。更に好ましい範囲は、モル百分率で、ＳiＯ₂ ４５ 〜 ５ ５％；ＣaＯ １５ 〜 ２０％；Ｎa₂Ｏ ２５ 〜 ３５％；及びＰ₂Ｏ₅ ０ 〜 ３％ から成る。前記したように、遅い反応速度及び製造される能力の基準に関して最 も好ましい組成は、モル百分率で、ＳiＯ₂ ５２％；Ｎa₂Ｏ ３０％；ＣaＯ １５ ％；及びＰ₂Ｏ₅ ３％である。基礎組成物に加えても良い改質剤としては（モル 百分率で）：Ｋ₂Ｏ ０ 〜 ３％；ＭgＯ ０ 〜 ２％；Ａl₂Ｏ₃ ０ 〜 １％；及び Ｆ₂ ０ 〜 ３％が挙げられる。好ましくは、Ａl₂Ｏ₃は、０．２％を超える量で 加える。当業では公知のように、前記改質剤を少量加えて、特性及びプロセスパ ラメーターを変化させ、更に生体活性及び製造能力の調節を改善することができ る。 以下、実施例を掲げて、例えばポリスルホンのようなポリマー材料で含浸され ている編組み繊維及び織物において用いるために、生体活性ガラスの連続繊維を つくる、ことについて考察し説明する。 実施例Ｉ 直ぐ上で開示した最も好ましいガラス繊維組成物（ＳiＯ₂ ５２％；Ｎa₂Ｏ ３ ０％；ＣaＯ １５％；及びＰ₂Ｏ₅ ３％（モル％））を、粉末から調製した。そ の粉末を計量し、混合し、そしてシリカるつぼで２時間１３５０℃で溶融した。 この実施例のために用いたガラス延伸装置は、図１に示してあり、また前記装置 は、底部にオリフィスを有する抵抗加熱白金るつぼ５０を含む。ガラス破片をる つぼ５０の中に入れ、約１１５０℃で溶融させた。粘性溶融液は、るつぼオリフ ィス５２においてメニスカスを形成した。繊維１００をつくるために、ガラスメ ニスカスを、ガラス棒で徐々に触り、次にガラス棒を、すばやく、しかしスムー ズにるつぼオリフィス５２から引き、溶融液からガラス繊維１００をつくった。 繊維１００を手動で引き出し、巻取ホイール６０を回転させているトットヒイー モーター（tot he motor）７０に取り付けた速度調節機７２によって決められる ３００ 〜 ５００回転／分で回転している巻取ホイール６０に取り付けた。直径 １０ 〜 １３ミクロンの滑らかな連続ガラス繊維が得られた。 クローズドダイ及び熱圧機を用いて、ポリマープレートを製造した。ポリマー （ポリスルホン）を計量し、１６３℃で２時間オーブンで乾燥させて、過剰な水 分を排除した。金型をエタノールで清浄にし、テフロン離型剤を噴霧した。熱可 塑性粉末を金型の中に注ぎ、その金型を熱圧機の中に置いた。その熱圧機を２６ ０℃まで加熱し、次に１４，０００lbsの圧力を施用した。これを２回繰り返し た。次に、金型を３００℃まで加熱し、６２０psiの圧力に３０分間保った。次 に圧力を解放し、金型を空冷した。 同じ加工パラメーターにしたがって、複合材料のプレートをつくった。最初に 、ポリマーをチョップトガラス繊維と混合し、次に上記したように、熱圧機にお いてクローズドダイで加工した。 直径４mm及び厚さ３mmのプラグを、ポリマープレートと、コアードリルチップ （core drill chip）を用いているチョップト生体活性繊維を含んだプレートと の双方から機械加工した。そのサンプルを、石鹸及び水で清浄にして切削液を除 去し、次にエタノール及び脱イオン水中で超音波を用いて清浄にした。各クリー ニング後には乾燥させた。その移植片を酸化エチレンで滅菌した。 一つの生体活性ガラス繊維／ポリスルホン及び一つの対照ポリスルホンプラグ を、無菌技術を用いて、脛骨の内側近位側面中に、左右に移植した。各ウサギは 、それ自身の対照として役立った。５匹のウサギを３週間で安楽死させ、もう５ 匹を６週間で安楽死させた。 回収した脛骨をホルマリン固定液中に２週間浸漬した。それらを脱イオン水で すすぎ、切削液として７０％エタノールを用いて、低速ブレードのこを用いて肉 眼で切断した（gross sectioned）。２週間にわたって、７０％エタノールから １００％純粋エタノールまでを用いた漸増アルコール浸漬計画（graded alcohol immersion plan）にしたがって、その切断部を脱水した。脱水後、その標本を 、移植片の長軸に対して直角に切断して、厚さ約１mmの切片にした。その切片を 、ポリエチレン包埋型（embedding molds）を用いる真空デシケーター中におけ る勾配浸透シークエンス（graded infiltration sequence）にしたがって、スパ ーの（Spurr's）包埋媒体を浸透させた。スパーの浸透サイクルは以下の通りで あった： ２５％ Spurr's^*／７５％エタノール ２日（２日目に変えた） ５０％ Spurr's^*／５０％エタノール ２日（２日目に変えた） ７５％ Spurr's^*／２５％エタノール ２日 １００％ Spurr's^* １日 １００％ Spurr's（０．０４ ＤＭＡＥ） １日 ＊ ＤＭＡＥ（ｎ，ｎ−ジメチルアミノエタノール）を添加しなかった 次にその標本を、オーブン中で２１℃で２日間硬化させた。包埋後に、低速ダイ アモンドウェファー回転ブレードのこを用いて、標本を切断して、厚さ約０．５ mmの切片にした。これらの切片を、８００及び１２００粒度ペーパー（grit pap er）を用いて、研削し磨いて、最終切片厚さを約５０μmにした。その切片を、V illanueva Mineralized bone Stain（Polyscientific，New York）を用いて染色 した。 倍率４００Ｘで撮った図２参照。複合材料は、繊維濃度が高い領域において、 骨に対して非常に密接な付着を示している。これらの領域では、骨に対して生体 活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維は、部分的に吸収されている。それ は、倍率１０００Ｘで撮った図３において更に明確に認められる。更に、繊維が 共に密接であり、また骨付着が達成されている領域では、隣接しているポリスル ホンマトリックスに対して骨付着も存在している。対照的に、ポリスルホン移植 片は、プラグを取り囲んでいる骨組織を示しているが、移植片と骨組織との間に 挿入層を有している。 このように、上記実施例は、本発明にしたがってつくられた生体活性ガラス繊 維／ポリスルホンプラグによって、周囲の骨組織と、移植片表面のガラス繊維と の間に結合が得られることを示している。結合した繊維は、ガラスに取って代わ る骨組織によって部分的に吸収される。結果として、骨に対するガラス繊維の固 定法は、化学的結合によるものだけでなく、マイクロメカニカルな（micromecha nical）絡み合いによるものもある。更に、隣接ポリマーと周囲骨組織との間の 結合もあるようである。前記結合は、繊維それ自体の固定以外に、複合材料と骨 との間の固定領域を増加させると考えられる。 ポリスルホンと骨との間の結合は、ガラス繊維上に沈降しているように、隣接 ポリマー表面上に沈降している燐酸カルシウム層によるものであるかもしれない 。一旦この燐酸カルシウム層が形成されると、ポリマーそれ自体は、骨成長のた めの支持体として作用するかもしれない。イヌにおけるチタン繊維／生体活性ガ ラス複合材料の移植後に認められる同様な所見が、最近報告された。Van Hole ら による Bioceramics，Vol.6，P.Ducheyne and D.Christiansen,eds.，pp.319 〜 325，Butterworth-Heinemann，Oxford（1993）。この研究は、生体活性ガラ スの二つの島の間に存在するチタン繊維にわたる骨成長を示している。前記ガラ スとの間の分離が５０ミクロン未満である場合、チタンは骨で隠蔽されるが、１ ００ミクロン（二本の繊維の直径）を超える場合は、骨の隠蔽は不完全であった 。in vitroでの研究によって、ポリマーが、シミュレートした体液において生体 活性ガラスから１mm以下の距離で面している場合、燐酸カルシウム層がポリマー 表面上に沈降されることが結論づけられた。T.Kokubo ら による″Internationa l Symposium on Ceramics in Medicine″Butterworth--Heinemann Ltd.，London （1991）参照。 上記実施例の組織学的観察は、ポリスルホンポリマーと組み合わせた骨に対し て生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維は、骨組織に結合することを 示している。この所見は、例えば股関節部軸（hip stem）及び骨板のような低モ ジュラス複合材料移植片の表面領域上の骨に対して生体活性を有するガラス繊維 又はセラミック繊維は、改善結果をもたらすことを示している。 本発明の別の面は、複合材料で用いられる繊維の量の最適化である。上記した ように、従来の生体活性ポリマー複合材料は、ポリマーマトリックス中にあまね く分散された生体活性粉末によって、ポリマー又はポリマー複合材料の表面上に 連続粒子被覆を用いていた。複合材料形態の生体活性ガラスによって部分的に被 覆された表面領域を有することは、in vivoにおいて骨結合をもたらすことが決 定された。燐酸カルシウム層は、骨成長のための支持体である。上記したように 、材料が生体活性ガラスに対して密接に付着している場合、対生物不活性材料上 にある燐酸カルシウム層の望ましい成長は可能である。その結果として、ほんの 部分的に生体活性を有する表面を有する複合材料でも、結合を達成することが見 出された。好ましくは、晒される生体活性表面領域の割合は、全表面積の３０％ を超えているべきであり、また生体活性材料は、固定のために望まれる全表面積 にわたる生体活性材料の３０％の表面積を保つために、複合材料の表面にわたっ て均一に分散されるべきである。 上記の事柄に基づいて、実施例１にしたがってつくられた繊維及びそれと同様 な繊維は、ポリマー及び生体活性繊維と共に構造繊維が組み込まれている複合材 料において都合良く用いることができることも発見した。故に、本発明は、生体 活性材料と、その構造特性のために選択した別の材料との双方の織物、混合され た又は並列された伸び繊維から形成される複合材料に関するものでもある。これ ら二つの繊維は、ポリマーマトリックスにおいて組み合わされる。以下の実施例 は、本発明のこの面の態様を説明する。 実施例ＩＩ 複合材料中の繊維の配置及び密度を制御することができる一つの方法は、一つ 以上のタイプの繊維の編組みをつくり、次にその編組みを、例えばポリマーのよ うな充填材で前記編組みを含浸する方法である。本発明の好ましい態様では、骨 に対して生体活性を有する連続したガラス繊維又はセラミック繊維を５０００フ ィラメント繊維束へと束にする。その繊維束（又は「トウ」）を炭素繊維と編成 し て、編組み織物プレフォームにする。最も好ましくは、骨に対して生体活性を有 するガラス繊維又はセラミック繊維は、上記した組成配合物にしたがってつくら れる。図４に見られるように、好ましい組織は、中心ではあるが分離している炭 素繊維コアー１１０の周囲に三次元チューブへと織られたガラス繊維１００を有 する。二つの編組みを、コアーにある炭素繊維１１０と、炭素／ガラス界面にあ るガラス繊維１００とを編成し、オーバーレイ（overlay）し、又はそうでなけ れば混ぜ合わすと同時に織る。それによって、ポリマーを浸透させる前でも、構 造的絡み合いが生じ、構造に対して連続性がもたらされる。 本発明のこの態様にしたがって複合材料をつくり出すために、コアーにある炭 素繊維１１０をポリマーと混合し、一方向に厚いポリマー繊維を、プレフォーム の外側領域中にあるガラス繊維１００と混ぜ合わせる。次に、混成プレフォーム を、上記したように、熱圧機を用いてクローズドダイにおいて加工する。ポリマ ーの量を計算して、所望の最終総体積フラクションを得るので、加工する前に、 追加のポリマーは加えない。また、繊維のプレフォームじゅうくまなく均一なポ リマー分散を達成するようにポリマー繊維が配置されるので、得られる複合材料 を射出成形する必要はない。最終複合材料を機械加工して、表面に生体活性ガラ ス１００繊維を晒す。 本発明は、繊維形態の生体活性相を一体化して、炭素繊維三次元構造の強化網 状構造にすることに関するものでもある。これによって、骨組織を内成長させる 、離層抵抗を示す浸透する繊維網目構造が生じる。 実施例ＩＩＩ 複合材料の加工を容易にするために、フィラメント形態の熱可塑性マトリック スを、強化繊維と混合する。結果として、熱可塑性繊維が、構造全体に均一に分 散される。複合材料は、生体活性繊維を用いて、また当業において公知の十分に 確立された管理（regimens）にしたがって熱可塑性樹脂を溶融するために熱及び 圧力を施用することによって、つくることができる。 繊維構造及び織物加工技術を適当に選択することによって、生体活性繊維の好 ましい濃度が、構造の表面近傍に配分されるように、生体活性相の量及び分散を 制御することができる。複合材料システムの熱的性質及び機械的性質を、繊維体 積フラクション及び繊維配向分布（fiber orientation distribution）を変化さ せることによって、更に目的に合うように調整することができる。移植片のタイ プによって、二次元又は三次元の繊維構造を選択することができ、そして、例え ばF.K.Ko,″Preform Fiber Architecture for Ceramic Matrix Composites″Bul l．Am．Cer．Soc.（1989年2月）において開示されているような、織り技術、編 み技術又は編組み技術によって、網形状又は網形状に近い繊維アセンブリーへと 二次加工することができる。 裏付け説明のために、三次元混成メッシュが、具体例として提供される。しか しながら、同じ原則を、図５に示してある三次元編組み織機設計略図において見 られるような円筒形状及び他の複合構造形状に対して適用できることに注目すべ きである。 図５において、Ｘは、骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック 繊維を表しており、その数及び分布は変えることができ、０は、構造繊維であり 、好ましくは炭素繊維である。前記繊維は、大きい束及び小さな束で提供するこ ともできる。織機の垂直方向の列（vertical rows）は「トラック（tracks）」 と呼ばれ、織機の水平方向の列（horizontal rows）は「カラム（columns）」と 呼ばれる。当業において公知のように、三次元編組み構造を、交互にトラック方 向及びカラム方向において示した移動指示に基づいたキャリヤに取り付けた繊維 束のトラック及びカラムの交互の移動によって二次加工する。「０」は、移動無 しを意味しており、「１」は、キャリヤ位置を一つだけ正の方向へと移動させる ことを意味しており、「−１」は、同じ方向に、キャリヤの他の半分を反対の方 向に動かしていることを意味している。当然、「２」はキャリヤ位置を二つ動か していることを意味している。 好ましい態様では、界面領域において、骨に対して生体活性を有するガラス繊 維又はセラミック繊維の炭素繊維中への一体化は、トラック／カラム移動の各サ イクルの後で交換される６／６，６／７；７／７，７／８；８／６，８／７；９ ／７，９／８；１０／６，１０／７；１１／７，１１／８；１２／６，１２／７ ；１３／７，１３／８のトラック／カラム座標におけるキャリヤ位置によって調 節する。 上記の事実より、任意の糸束サイズ（yarn bundle size）に関して、 繊維の配向及び繊維体積フラクションを設計できることが認められる。繊維及び マトリックスの特性を知ることによって、剛性行列（stiffness matrix）［Ｃ］ の形態での弾性を、複合材料に関して確立することができる。有限要素分析を行 って、一連の境界条件下で、移植片の応力・歪応答を評価することもできる。こ のプレフォーム設計、マイクロメカニックス分析及び構造力学分析を反復法で行 って、移植片の設計を最適化し、前記構造のパフォーマンスケイパビリティーを 予測することができる。 本発明の追加の面は、図６を参照することによって最も深く理解される。図６ は、本発明を用いてつくることができる複合構造の一例としての股関節部移植プ ロテーゼ２００を説明している。まず最初に、プロテーゼ２００の表面又は表面 の一部分は、溝２１０又は他の表面の凹凸で隠蔽できることは、当業者によって 理解される。例えば、図６に見られるように、プロテーゼの近位円周１／３部分 （proximal circumferential third）２２０は溝を有していることが好ましい。 これらの特徴は、骨固定の顕微鏡的面で助けとなり、有利であることが分かった 。本発明にしたがって、溝２１０は、滑らかな表面を機械加工するよりも、プレ フォームを所望の構造に成形することによって最も好ましくつくられる。 更に、本発明は、生体活性繊維及び構造繊維を局所に集中させて、生体活性表 面を用いる局所的固定も達成する。言い換えれば、生体活性が、移植片、デバイ ス又はプロテーゼの特定のセクション又は部分（portion）に集中されるように 、前記繊維を変化させることができる。図６参照。股関節部プロテーゼ２００は 、移植デバイスの近位１／３部分２２０において集中された生体活性繊維を最も 好ましく有する。全股関節部股関節形成術における近位応力伝導は、この領域で 骨への固定を有する材料を用いることによってより良く達成されることが分かっ た。 故に、本発明は、そのパラメーターの多くが非常に可変性であることが評価さ れる。骨に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維は、生体活性 ガラス材料、又は燐酸カルシウムセラミック繊維を含むガラス・セラミック材料 から選択することができる。用いるポリマーシステムは、骨に対して生体活性を 有するガラス繊維又はセラミック繊維に結合し、生物学的に適合性であり、in v ivoで前記繊維の生体活性を阻害しない任意のポリマーであって良い。前記ポリ マーシステムの例は、ポリスルホン、ポリエーテルーエーテルケトン（ＰＥＥＫ ）、及びポリエーテルケトンケトン（ＰＥＫＫ）である。構造繊維は、生物学的 適合性の束縛（constraints）を調和させ、且つ選択したポリマーに対して結合 する能力を示す任意の不活性な繊維であることができる。既に開示した炭素繊維 に加えて、そのような繊維としては、不活性高強度ガラス、アラミド繊維、及び 例えばアルミナのような不活性セラミック繊維が挙げられる。繊維の配向及び織 物のタイプは、異なる用途のために変化させて良く、公知の分析技術を用いて前 もって選択し最適化させることができる。更に、開示した混成織物生体活性複合 材料は、既に考察した三次元編組み織物構造としてのみならず、例えば特に二次 元編組み繊維絡み合わせ織物、又は積層複合材料のような任意の織物構造として つくることができる。最後に、当業者は、本発明が、材料形状、強度、剛性、及 び骨に対する固定が設計パラメーター中（設計事項の範囲内）にある多くの応用 に適合させることが可能であることを理解するであろう。本発明にしたがって、 本発明の生体活性材料の繊維複合材料は、骨接触表面における織物の中へと、骨 に対して生体活性を有するガラス繊維又はセラミック繊維を組み込むことによっ て、生体活性複合材料にすることができる。 実施例ＩＶ ＳiＯ₂ ５２％；ＣaＯ １５％；Ｐ₂Ｏ₅ ３％；及びＮa₂Ｏ ３０％のモル組成 を有するガラス繊維を、Glass Incorporated International，Covina，CA，USA から入手した。ガラス繊維を計量し、次のイオン：Ｎa⁺ １５２mM，Ｃl²⁺ １３ ５mM，Ｋ⁺ ５mM，Ｃa²⁺ ２．５mM，Ｍg²⁺ １．５mM，ＨＣＯ₃ ^- ２７mM，ＳＯ₄ ^- ０．５mM，及び Ｈ₂ＰＯ₄ ^- １．０mM を補われたトリスヒドロキシメチルアミノ メタンから成るシュミレートした血漿溶液（ＳＢＦ）中に、次の時間：１，３， 及び８時間、及び１，３，及び１０日間、浸漬した。平均ガラス繊維直径１５ミ クロンを用い、繊維表面積の溶液の体積に対する割合は、０．０８cm^-1を選択し た。それにより、浸漬後ｐＨは生理学的範囲内となった。 サンプルを、３７℃のインキュベーター中において、２００回転／分で動かし ている振盪台上にある密閉バイアル中において浸漬した。次に繊維を溶液から取 り出し、アセトンですすぎ、３７℃のオーブン中で乾燥させた。 反応させた繊維を、エネルギー分散Ｘ線分析を有する走査型電子顕微鏡検査法 （ＳＥＭ／ＥＤＸＡ）を用いてその特徴を調べた。ＳＥＭ／ＥＤＸＡのために、 繊維を、銀塗料と、導電性を向上させるための炭素で被覆したイオンスパッター を有するアルミニウムスタブ上に取り付けた。KEVEX 表面分析システム（Fisons Instruments，San Carlos，CA）を有する Joel JSM-T330A 走査型顕微鏡（Peab ody，MA，USA）を用いて、１５kVで分析を行った。 ＳＥＭ及びＥＤＸＡの結果は、未浸漬のガラス繊維の表面及び六つの浸漬時間 ：すなわち、１，３，及び８時間、１，３，及び１０日間浸漬した繊維表面につ いて得た。ＳＢＦ中浸漬の最初の３時間では、ナトリウムピークの減少が認めら れ、ガラス繊維表面は、形態学的には限られた変化を示した。 ガラス表面上のナトリウムの減少が、ＥＤＸＡを用いて、最初の８時間に確認 された。ＥＤＸＡによって測定すると、ＳＢＦ中浸漬の１日後、カルシウム及び 燐のピークが大きく減少し、珪素ピークが高い強度を示した。均一に分散させた 雪片様構造（snowflake-like formation）を、繊維の表面上一面に分散させた。 これらの領域は直径約５ミクロンであり、前記領域はガラス繊維の表面に対して 平らであるように見えた。雪片様構造は、強い珪素ピークを有していたが、カル シウム及び燐の存在、ならびに少量のナトリウム及び塩素の存在も示した。 ＳＢＦ中浸漬の３日後、ＥＤＸＡによると、珪素ピークは、ずっと低い強度で あり、カルシウム及び燐のピークは強かった。ここでの、カルシウムの燐に対す る割合は１．２であった。ガラス繊維の表面は、直径１ 〜 ４ミクロンの範囲の 不均一に分散した小瘤（nodules）を有していた。より大きな小瘤は、凝集した より小さい小瘤の組み合わせであるように見えた。これらの小瘤は、繊維表面と 同じ高さではなかった。大きな小瘤を有していない繊維の被覆領域は、どうやら 均一な一層まだらな表面を示した。 １０日間の浸漬後、ＥＤＸＡによって測定すると、珪素ピークは表面走査から は消失しており、カルシウム及び燐のみの存在を示した。カルシウムの燐に対す る割合は１．４であった。ずっと大きな小瘤及びより織目の写った表面が存在し ていたが、繊維表面の形態は、３日間の浸漬後の形態にずっと似ていた。小瘤は 、 直径約５ミクロンまで成長しいていた。 ＥＤＸＡで測定した珪素、カルシウム、燐、及びナトリウムの元素濃度 対 浸 漬時間は、図７にグラフで示してある。 Hench システムにしたがって、生体活性ガラス繊維のin vitro反応段階の分類 をすると、最初の８時間 〜 １日では１ 〜 ３の段階である。段階４は３日間の 浸漬に対応し、段階５は１０日間の浸漬したときである。４５Ｓ５生体活性ガラ スの結果と、我々自身が製造したガラス繊維との間の重要な差は、時間の差であ る。８時間の浸漬によって、４５Ｓ５生体活性ガラスは、段階４に達し、段階５ に入り始めていた。１１日目からは安定状態に達している。生体活性ガラス繊維 では、段階５、又は結晶燐酸カルシウムの形成は、３日目では起こらなかったが 、１０日目では存在していた。したがって、生体活性ガラス繊維は、４５Ｓ５生 体活性ガラスと比較したとき、表面反応性速度の低下を示した。 よりゆっくりとした反応性の速度は、ガラス中における結晶化度によって説明 することができたが、我々のガラス繊維は、非晶質であることが分かった。反応 性速度の低下に関するよりもっともらしい説明は、ガラス組成と関連させた説明 である。Ｘ線蛍光及び化学的分析によって、ガラス中にＡl₂Ｏ₃が、従来混和さ れている量に比べてより多い量で、しかも１重量％未満で存在していることが分 かった。 Covina 繊維をＸ線蛍光を用いて分析すると、ガラス繊維中に汚染物が確認さ れた。Covina 繊維の化学的組成を、標準的なガラス化学分析法を用いて確認し た。化学的分析するために、ガラスを弗化水素酸と過塩素酸との混合物で攻撃し た。蒸発させた後、残留物を硝酸で溶かし、２５０mLまで希釈した。原子吸光分 光分析法、比色計及び重量測定によって、元素を分析した。これらの分析は、In stitut National du Verre，Charleroi，Belgium によって行われた。 Covina 繊維を用いるＸ線回折（ＸＲＤ）測定を、Ｃu Ｋαによる自動 Rigaku 回折計を用いて、１０ 〜 １５０から変化させた２θとして行った。データ収集 は、０．１５mmの受信スリット（receiving slit）、１／分の２スキャン速度及 び０．０２の２スキャンステップ（scanstep）で行った。ガラス繊維の結晶化度 を測定するために、非浸漬繊維のみを評価した。 ＸＲＤは、非晶質材料及びいくつものより鋭いピークを示した。より鋭いピー クは、サンプルホールダー由来のアルミニウムのピークに相当していた。したが って、延伸された（as-drawn）繊維は非晶質であった。ゲル層は結合の最も弱い 部分であるので、シリカ層の厚さの減少は、界面結合強度の増大をもたらすよう に思われる。 Ｘ線蛍光を用いて、ガラス繊維中に存在する化合物の相対量を測定した。その 結果は表Ｉに示してある。我々のガラスに関しては、正確な組成濃度を前記方法 を用いて得ることはできなかった。なぜならば、このユニークなガラス組成物に 関して、事前の基準（prior standards）が開発されていなかったからである。 主な元素を以下に示した割合で見出した。改質剤を含む他の元素は少量であった 。ほとんどの改質剤は、当業において従来用いられた量で存在していると測定さ れた。しかしながら、驚くべきことに、改質剤Ａl₂Ｏ₃は、従来用いられて来た 量を超える量（０．９５％）で存在していると測定された。 原子吸光分光分析法、比色計及び重量測定を用いる化学的分析は、Ｘ線蛍光に 比べて、前以て開発された基準が無い状態では、より量的である。この化学的分 析のための結果は、重量％で表ＩＩに示してある。再度、Ａl₂Ｏ₃は、従来用い られて来た量を超える量（０．６５％）で存在していることが認められた。 ガラス組成物に対する多価カチオン（Ａl³⁺）の添加によって、生体活性の速 度（rate）が大きく減少することが以前から示されて来た（Gross ら による CR C Critical Reviews in Biocompatibility，4：2（1988）；Hench，L.L.，Handb ook of Bioactive Ceramics，Vol.I，T.Yamamuro，L.L.Hench，and J.Wilson,ed s.，pp.7 〜 23，CRC Press，Boca Raton（1990）；Kokubo ら による High Tec h Ceramics，P.Vincenzini，ed.，pp.175 〜 184，Elsevier，B.V.，Amsterdam （1987）；Kokubo ら による Materials in Medicine，3：79 〜 83（1992）；a nd Kokubo ら による Proceedings of XV International Congress of Glass，V ol.3a，O.V.Mazurin，ed.，pp.114 〜 119，Leningrad（1988））。それは、主 として、酸化物の網目構造形成が増加するためである。アルミナは、ゲル層内に おけるカルシウム及び燐の生成を制限し又は阻害する水和シリカゲルを妨害する ことができるということが仮定された（Gross ら、1988，supra）。更に、Ａl³⁺ イオンは、 表面上へと沈降して、カルボネート、酸化物、水酸化物を形成するかもしれない （Hench，L.L.，1988，上記）。それらも、ゲルにおけるカルシウム及び燐の混 和を防止する。 上記の結果は、より大きなＡl₂Ｏ₃含量は、驚くべきことに、本発明の繊維組 成物における表面反応性の速度に関するＮa₂Ｏの効果を打ち消したことを示して いる。以下で開示しているように、これは、in vivoでの繊維の性能を向上させ た。 実施例Ｖ 実施例ＩＶで説明した複合材料及びすべてのポリマー対照標本を、１８匹のウ サギの大腿皮質中に移植した。８匹のウサギは３週間で安楽死させ、１０匹のウ サギは６週間で安楽死させた。移植片及び骨の回収した部分を力学的に評価して 、界面結合強度を数量化し；組織学的に評価して、骨組織／生体適合材料の相互 作用を観察し；及び組織形態計測的に評価して、移植片表面に存在する骨組織の 量を数量化した。 ポリマー及び複合プレートの双方を、上記したのと同じ方法を用いて二次加工 した。前記複合材料は、ガラス繊維を約３０容量％含んでいた。前記プレートを 機械加工して、直径３mm（０．１２５インチ）及び長さ１５mm（０．６インチ） の移植片にした。移植片の表面荒さを、オプティカルプロファイラー（optical profiler）（Wyco，Tuscon，AZ）を用いて測定した。 一つの複合材料及び一つの対照ポリスルホン標本を、無菌技術を用いて、遠位 大腿骨中に、左右に移植した。そのウサギを麻酔し、毛を剃り、そしてベタジン 溶液で準備した。皮膚を切開し、筋肉層を分離し、骨表面から骨膜を持ち上げた 。解剖用メスを用いて、移植部位の位置に印をつけ、次に穿子を有するハンドパ ワードリルを用いて、プラグをプレス嵌めする皮質間の円筒形欠損をつくった。 閉鎖は二段階：すなわち、骨膜と軟組織の連続縫合閉鎖、及び皮膚の連続皮下閉 鎖であった。創傷を手当し、術後３日間、抗生物質を投与した。術後１週間以内 に、放射線写真を撮った。８匹のウサギを３週間で、１０匹のウサギを６週間で 安楽死させた。 ネンブタールを注射することによって安楽死させた後、各大腿骨を回収した。 サンプル中の水分を保ちながら、切削液として食塩水を用いて、移植片の領域に おいて、骨を全体的に切断した。次に移植片／骨複合材料を、移植片の長軸に対 して横に切断し、移植片／骨切断部分の半分を力学的試験用に残し、残りの半分 を組織学的検査用に用いた。力学的試験標本を、移植片の長軸が固定具（fixtur e）の平らな底に対して直角であるように、アクリル酸ポリマーを用いて、試験 固定具中に安定させた。サンプルの水分をなお保ちながら、前記アセンブリーを 、標本の長軸が荷重方向と一直線上になるように配置した。 ５mm/分（０．２インチ/分）のクロス・ヘッド速度で、インストロン力学試験機 （モデル1321）を用いて試験を行った。荷重及びクロス・ヘッド変位データを、 Labtech Notebook（Laboratory Technologies Corporation）ソフトウェアを用 いているパーソナルコンピータによって、１０測定値/秒のサンプリング速度で 記録した。 複合材料又はポリマー生体適合材料を用いて移植した３６個の大腿骨の中で、 ３４個の大腿骨を力学的に試験した。３週間大腿骨は破砕された。移植片を力学 的試験実験から取り出した；移植部位が大腿部関節丘にあまりに近過ぎたので、 ６週間ポリマー移植片はデータに含ませなかった 界面結合強度値は図８に示してある。６週間後に取り出した、生体活性を有す るガラス繊維／ポリマー複合材料と、骨組織との間の平均剪断強度は、５．２MP a（１３５８psi）を有していた対照ポリマーと比較して、１２．４MPa（１７９ ８psi）であった。二つの時点におけるポリマーに関する界面結合強度は、著し くは変化しなかった。 検索後に、試験されていない骨／移植片サンプルを、ＣaＣＯ₃（５０g/L）で 中和したホルムアルデヒド１部と、８０％エタノール２部との溶液中で最短２４ 時間脱水した。固定後、組織のブロックを、各７０％，８０％，９０％及び９４ ％エタノール中で２４時間、及び無水エタノール中で４８時間連続的に脱水した 。次に、そのサンプルを、純粋なメチルメタクリレート中に６日間、次にメチル メタクリレートとベンゾイルペルオキシド及びプラストイド（plastoid）Ｎとの 混合物中に３日間浸漬することによって、メチルメタクリレート中に包埋した。 そのサンプルを６０℃のオーブン中で硬化させた。 包埋させたサンプルを切片にし、６００グリッドＳiＣペーパーを用いて最終 的に磨いた。切片の半分を、Stevenel's blue 及び Van Gieson's picrofuchsin で染色した。染色した切片を光学顕微鏡を用いて検査し、未染色切片を炭素でス パッター被覆し、ＳＥＭ／ＥＤＸＡを用いて分析した。 組織学的切片を、線状領域の百分率として、移植片表面における骨接触を測定 することによって、定量的に分析した、各標本の様々な切片からの測定値を平均 して、一つの標本当たり一つのデータポイントを得た。二つの時点におけるポリ マーと複合材料との間の骨接触測定値を、反復による分散の二元分析（two-way analysis）を用いて比較し、Bonferroni 調整（Systat，Systat，Inc.）による ｔ-検定を用いて、ペア比較（pairwise comparisons）を分析した。６週間のデ ータの組の中で、回帰分析を行って、ポリマーと複合材料移植片の双方に関して 、骨接触領域と界面結合強度との間の関係を測定した。 複合材料は、３週間及び６週間の双方において、骨組織に対して非常に密接な 付着を示した。図９に見られるように、６週間までには、骨組織は、複合材料と 十分に一体化された。骨は、繊維及びポリマーの双方に対して直接対峙していた 。同じ観察が、図１０に認められ、ほんの３週間後に骨組織が複合繊維と相互作 用し始めた。光学顕微鏡法を用いて観察した場合、３週間及び６週間の複合材料 切片との間には明確な差は無かった。 ポリマーと骨との間の界面には、時々、繊維組織がその間に入っていたが、し ばしば、明らかな骨接触点を有していた。複合材料移植片に関して典型的に観察 されたような、ポリマー近くに配置された骨の間には指状突起鉗合（interdigit ation）は無かった。複合材料に関して、光学顕微鏡法を用いて観察した場合、 ３週間及び６週間のポリマー切片との間には明確な差は無かった。 走査型電子顕微鏡法によると、移植６週間後に、生体活性ガラス繊維に対して 直接付着している骨組織が認められた。形態学的に、図１１における繊維は、骨 マトリックス中に組み込まれているように見える。ＥＤＸＡによると、繊維領域 と網（web）との双方が、カルシウムと燐から成っていることが分かった。これ は、部分的に吸収され、骨が前記領域に浸透するのを許す繊維の最も可能性のあ る例である。 界面は、３週間移植された複合材料のポリマー領域の間において測定され、骨 組織は約３ 〜 ４μmの厚さであった。ＥＤＸＡによって、カルシウム、燐、硫 黄、及び珪素が前記層中に検出された。珪素は、界面の骨側又はポリマー側に関 しては検出されなかった。これと同じ観察は、６週間複合材料標本に関しても認 められた。その場合の界面層は４ 〜 ５μmの厚さであった。 ガラス繊維が骨組織に対して晒されている領域は、間に入っている繊維組織層 の無い、ガラス繊維に隣接している骨組織を示していた。カルシウム・燐富化反 応層が、骨組織と接触しているガラス繊維の表面上で検出された。しかしながら 、珪素富化層の明確な領域は、ＳＥＭ／ＥＤＸＡ分析によって検出されなかった 。それは、検出しようとする反応層の厚さに対応するＥＤＸＡの検出限界による ものであるかもしれない。薄いシリカ・ゲル層の厚さは数量化することができな いが、前記層は、ＥＤＸＡ法の空間的分解能以下の厚さであったかもしれないこ とが推論できる（約２μm）。生体活性ガラス複合材料に関する従来の研究は、 反応速度が低下しているときでも、これ（Van Hove ら、1993，supra）を超える １〜２倍程度のシリカ・ゲル肉厚層を示している。薄いシリカ・ゲル層の厚さの 減少は、生体活性ガラスと骨との間の結合強度を増大させることが仮定されてい る。 反応性の速度の低下、得られる反応層の厚さ、得られる骨の付着の増加、及び それに付随する結合強度は、すべて、ガラス組成、更に詳しくはＡl₂Ｏ₃含量と 関連がある。 上記の事柄に基づいて、既に上で詳細に考察した態様を超える本発明の多くの 態様が可能であることが分かる。しかしながら、そのような態様は、本発明の精 神をなお用いており、したがって、本発明の完全な範囲を決めるために添付の請 求の範囲を参照すべきである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ０８／４６３，００９ (32)優先日 1995年６月５日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０８／４６３，４２８ (32)優先日 1995年６月５日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＣＡ，ＪＰ (72)発明者 ダッチェイン，ポール アメリカ合衆国ペンシルバニア州19010, ローズモント，アップルゲート・レーン 763 (72)発明者 コ，フランク アメリカ合衆国ペンシルバニア州19124, フィラデルフィア，カスター・アベニュー 5144 (72)発明者 ラコース，ウィリアム アメリカ合衆国ニューヨーク州14802，ア ルフレッド，レイノルズ・ストリート 15

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．モル％で、ＳiＯ₂を４０ 〜 ６０％；ＣaＯを１０ 〜 ２１％；Ｐ₂Ｏ₅を ０ 〜 ４％；Ｎa₂Ｏを少なくとも１９％、及びＡl₂Ｏ₃を０．２％超える量含み 、且つ前記Ａl₂Ｏ₃の量を繊維の表面反応性が低下するように選択する、生体活 性ガラス繊維。 ２．モル％で、Ｎa₂Ｏを１９ 〜 約３０％、及びＡl₂Ｏ₃を０．２ 〜 約１％ 含む請求項１記載の繊維。 ３．モル％で、Ｎa₂Ｏを約３０％、及びＡl₂Ｏ₃を約０．６％超える量含む請 求項２記載の繊維。 ４．モル％で、ＳiＯ₂を４５ 〜 ５５％、ＣaＯを１５ 〜 ２０％及びＰ₂Ｏ₅ を０ 〜 ３％含む請求項１記載の繊維。 ５．Ｋ₂Ｏ，ＭgＯ，及びＦ₂から成る群より選択される改質剤を更に含む請求 項１記載の繊維。 ６．約５ 〜 約２５ミクロンの直径を有する請求項１記載の繊維。 ７．モル％で、Ｎa₂Ｏを少なくとも１９％及びＡl₂Ｏ₃を０．２％超える量で 含み、且つ生体活性繊維のトウを、生体吸収不可能なポリマーマトリックスにお いて、構造繊維のトウと絡み合わせる、骨に対して生体活性を有する繊維のトウ の生物学的適合性複合材料。 ８．骨に対して生体活性を有する繊維を予め決めた分布で配列し、また骨に対 して付着させる複合材料の表面セクションが、生体活性を有する繊維約３０％以 上から成っている請求項７記載の複合材料。 ９．構造繊維が炭素繊維である請求項７記載の複合材料。 １０．ポリマー材料が：ポリスルホン；ＰＥＥＫ；及びＰＥＫＫから成る群よ り選択される請求項７記載の複合材料。 １１．骨に対して生体活性を有する繊維が、モル％で、ＳiＯ₂を４０ 〜 ６０ ％、Ｎa₂Ｏを１９ 〜 ３０％、ＣaＯを１０ 〜 ２１％、Ｐ₂Ｏ₅を０ 〜 ４％、 及びＡl₂Ｏ₃を０．２ 〜 １％含む請求項７記載の複合材料。 １２．骨に対して生体活性を有する繊維が、モル％で、ＳiＯ₂を４５ 〜 ５５ ％、Ｎa₂Ｏを１９ 〜 ３０％、ＣaＯを１５ 〜 ２０％、Ｐ₂Ｏ₅を０ 〜 ３％、 及びＡl₂Ｏ₃を０．２ 〜 １％含む請求項７記載の複合材料。 １３．Ｋ₂Ｏ，ＭgＯ，及びＦ₂から成る群より選択される改質剤を更に含む請 求項７記載の複合材料。 １４．骨に対して生体活性を有する繊維が、約５ 〜 約２５ミクロンの直径を 有する請求項７記載の複合材料。 １５．モル％で、ＳiＯ₂を４０ 〜 ６０％；ＣaＯを１０ 〜 ２１％；Ｐ₂Ｏ₅ を０ 〜 ４％；Ｎa₂Ｏを少なくとも１９％、及びＡl₂Ｏ₃を０．２％超える量で 含み、且つ前記Ａl₂Ｏ₃の量を、構造繊維と織り合わせた前記繊維の表面反応性 を低下させるように選択する、骨に対して生体活性を有する繊維から成るメッシ ュ。 １６．表面のかなりの割合が骨に対して生体活性を有する繊維から成っている 表面を製造するために、骨に対して生体活性を有する繊維が織り合わされている 、請求項１５記載のメッシュ。 １７．前記表面が、約３０％の骨に対して生体活性を有する繊維から成ってい る請求項１５記載のメッシュ。 １８．ポリマー材料を更に含む請求項１５記載のメッシュ。 １９．骨に対して生体活性を有する繊維及び構造繊維が、重合樹脂で含浸され ている請求項１７記載のメッシュ。 ２０．前記構造繊維が：炭素；アラミド；非生物活性のガラス材料及びセラミ ック材料から成る群より選択された材料から成る請求項１５記載のメッシュ。 ２１．前記繊維が、モル％で、Ａl₂Ｏ₃を約０．２％ 〜 約１％含む請求項１ ５記載のメッシュ。 ２２．前記繊維が、モル％で、Ａl₂Ｏ₃を約０．６％超える量で含む請求項１ ５記載のメッシュ。 ２３．次の工程：すなわち、骨の内成長を受容するための固定セクションを含 む移植片を配置する工程、その場合、前記固定セクションの一つ以上の少なくと も３０％は、モル％で、ＳiＯ₂を４０ 〜 ６０％、ＣaＯを１０ 〜 ２１％、Ｐ₂ Ｏ₅を０ 〜 ４％、Ｎa₂Ｏを少なくとも１９％、及びＡl₂Ｏ₃を０．２％超える量 で含む骨に対して生体活性を有する繊維を含み、且つ前記Ａl₂Ｏ₃の量が繊維の 表面反応性が低下するように選択される工程 を含む、骨組織に対して前記移植片を付着させる方法。 ２４．プロテーゼが、モル％で、ＳiＯ₂を４０ 〜 ６０％、ＣaＯを１０ 〜 ２１％、Ｐ₂Ｏ₅を０ 〜 ４％、Ｎa₂Ｏを少なくとも１９％、及びＡl₂Ｏ₃を０． ２％超える量で含む生体活性繊維の織物メッシュから成っていて、且つ前記Ａl₂ Ｏ₃の量は繊維の表面反応性が低下するように選択され、また構造繊維はポリマ ーで含浸されている、遠位末端と近位末端とを含む全股関節部股関節形成術のた めのプロテーゼ。 ２５．近位末端が、周囲にわたる溝を更に含む請求項２４記載のプロテーゼ。 ２６．生体活性繊維を、近位末端に集中するように構造繊維内で選択的に織る 請求項２４記載のプロテーゼ。 ２７．生体活性繊維のトウを、生体吸収不可能なポリマーマトリックスにおい て構造繊維のトウと絡み合わせてあり、且つモル％で、Ｎa₂Ｏを少なくとも１９ ％及びＡl₂Ｏ₃を０．２％超える量で含む、骨に対して生体活性を有する繊維の トウの生物学的適合性複合材料。 ２８．骨に対して生体活性を有する繊維を予め決めた分布で配列し、また骨に 対して付着させる複合材料の表面セクションが、骨に対して生体活性を有する繊 維約３０％以上から成っている請求項７記載の複合材料。 ２９．前記構造繊維が、炭素繊維である請項７記載の複合材料。 ３０．ポリマー材料が：ポリスルホン；ＰＥＥＫ；及びＰＥＫＫから成る群よ り選択される請求項７記載の複合材料。 ３１．骨に対して生体活性を有する繊維が、約５ 〜 約２５ミクロンの直径を 有する請求項７記載の複合材料。