JPS6012068A - 可変の生体内の物理的性質を達成するためのポリグリコ−ル酸の構造的外科的要素の変性 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、構造的外科的要素（ｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ　
ｓｕｒｇｉｃａｌ　ｅｌｅｍｅｎｔ）、例えば、ポリグ
リコール酸の人工器官に関し、さらに詳しくは、本発明
は構造的機能をはだすこのような要素の可変の生体内の
物理的性質を達成する方法に関する。

多くの有用な医学的用途を有するポリグリコール酸の人
工器官の装置は、米国特許ｐｔＳ３，６２０．２１８号
、米国特許第３．ａｓ７．ｔ９ｏｓ；および米国特許第
３，９９１，７６６号中に記載されている。それらの特
許中に開示されている外利的要素は、ポリグリコール酸
が生物吸収性である。すなわち、生きている姉乳動物の
組織中で消化あるいは溶解する、という利点を有する。

構造的質素の吸収速度ならびに短期間の強さの要件は、
１９者毎におよび体内の異なる位置においてならびにポ
リグリコール酸要素の大きさとともに変化することが述
べられている。一般に、吸収性人工器官は少なくとも３
日間、時には１５８間以Ｌ、そのもとの強さのできるだ
け大きい部分を°もつべきであり、好ましくは４５〜９
０日以上の間に筋肉組織により完全に吸収されるべきで
ある。

それらの特許中に開示された特定に用途においてポリグ
リコール酸の１つの利点は、それが組織中で完全に溶解
し、モして廠痕の組織を残さないかるいはそれが最小で
あるということである。　。

ポリラクチドおよび固体の外科的助剤は、米国特許第３
，８３６，９５６号中に開示９れている。ポリマーの固
有粘度は、ポリマーが多少分解するので、押出後低いこ
とが、この特許中に述べられている。その材料の縫合糸
を高エネルギー輻・射により滅菌するとき、分子量がさ
らに低下し。

その結果引張り強さが減少することも述べられている。

沸騰水による処理は、フィラメントの重量を損失さける
と記載されている。

人ｌ二器官の構造体は、２成分系材料から作られてきた
。例えば、米国特許ｉ３，４６３，１５８号は、ポリグ
リコール酸およびＤａｃｒｏｎ［相］の２成分系繊維の
布はくを開示している。米国特許ｆｆ１４，１９２，０
２１号は、リン酸カルシウムと生物分解性ポリマｉとの
混合物から成る人工器官の材料を開示している。この材
料の無機成分および有機成分は１分解吸収性であり、内
生組織により徐々に置換され、そして骨の置換体として
使用、される千とが述べられている。

前述の特許中に開示されている外科的要素は、ある期間
にわたって体により吸収されることを意図している。し
かしながら、−ＩＩＩ的な構造的支持体としては、たら
くが、組織により徐々に置換されず弗る。いは組織が内
方生長せず、そして望ましくは、初期の佛乍を遂行した
後、外科部位から除去される機能をもつ外科的要素が存
在する。典型的な例は、吻合すべき結腸の切片の支持に
有用なリング補装４である。このような胃腸または腸の
吻合装りは、　、　、１．９８０〒１０月２０１］付け
の米国特許出願！８１９８．４４８号中に記載されかつ
フレイムされている。ポリグリコール酸は約２８目間生
体内で一体性を維持するが、ある外科的使用、例えば、
結腸の使用において、癒合速度はより急、速である。し
たがって、外科的支持は、創傷の治癒期間後、もはや不
必要である。

移植された外科的要素は、比較的高い初期の引張り強さ
、引き続く強さおよび／または崩壊速度の比較的急速な
損失を必要とすることがある。例えば、胃腸の吻合装置
において、比較的高い初期の引張り強さが要求されるが
、この装置の除去は約８〜１５日のうちに起こるべきで
ある。この装置は、ポリグリコール酸から作ったとして
さえ、その長さの時間のうちに吸収されないので、体を
通る通過のような他の手段により除去されなくてはなら
ない、これは、この装置の崩壊および通過により達成さ
れる。

この出願において使用するとき、「構造的外科的要素」
とは、体内の支持、保持または補強の機能を提供し、そ
れ自体が吸収される前にその機能が完結する生物吸収性
ポリマーの外科的要素を呼ぶ。この要素は、望ましくは
、体からの除去または通過のため、所望の粒子または断
片に崩壊する。

材料が吸収されるまで待つ必要がなく、生体内の強さの
損失および分解の速度を変更して崩壊を達成するように
、グリコールエステル結合を有する生物吸収性材料から
作られた構造的外科的要素の物理的性質を調節すること
ができることが今回発見された。これは、本発明によれ
ば、種々の化学的処理および／または物理的処理、また
はそれらの組み合わせにより生物吸収性構造的外利的要
素を変性し、その結果前記要素の強さの損失および分解
パターンをより調節＝ｒ能にする方法によって達成され
る。

したがって１本発明の目的は、生物吸収性材料から作ら
れた構造的外科的要素の物理的性質を変性する方法を提
供することである・ 本発明の他の目的は、生物吸収的方法で作られた構造的
外科的要素１の生体内の強さの損失および断片への分解
を調節する方法を提供することで゛ある。

本発明のそれ以上の目的は、構成材料が吸収される１１
０に、体からの除去または体の通過のために′Ａ当な断
片へ生体内で分解する生物吸収性材料から作られた構造
的外科的要素を提供することである。

本発明の前述の目的および他の目的、特徴および利点は
、本発明の好ましい実施態様の以下の説明から明らかと
なるであろう。

ポリグリコール酸の構造的外科的要素の初期の強さおよ
び生体内の強さの性質は、種々の充填剤、例えば、硫酸
バリウム、および充填剤の種々の儂度の使用により変性
することができる。これらの性質は、また、充填剤を合
本するかあるいは含有しないポリグリコール酸の固有粘
度を低下することによって変化させることができる。こ
れは充填剤を含有するかあるいは含有しないポリグリコ
ール酸を、希または濃アンモニアで処理するか、あるい
はそれを１例えば、蒸留水、沸脇、ソーキングまたは水
蒸気の処理により、加水分解・・ｊ 的に分解する０とにより達成される。また、ポリグリコ
ール酸は再ペレット化（ｒｅｐｅｌｌｅｔｉ’ｚｉｎｇ
）することができる。とくに有利でありかつ好ましい方
法は、ポリグリコール酸の構造的外科的要素を適当穢の
照射で処理して、初期の強さばかりでなく、かつまた生
体内の強さ、とくに強さのような性質の低下速度を調節
することである。

ポリグリコール酸の構造的外科的要素の強さおぶび分解
速度ばかりでなく、かつまた破壊性質。

圧縮強さ、伸び１弾性率および／またはクリープ性質に
、とくに充填剤を調節することにより、影響を及ぼすこ
とができる。それにもかかわらず、本発明の最も有意な
利点は、前記デ素が崩壊しかつ、それが完全に吸収され
る時間までに、断片または粒子として、体から外に出る
ように、強さの損失および生体内の分解を調節すること
である。

１つより多くの処理方法を使用することにより、所望の
効果をさらに調節することができ、そして種々の結果を
達成することができる。例えば、照射は強さの保持に関
して最も望ましい結果を達成するであろうが、照射およ
び充填剤の使用の組み合わせは他の利点を達成する。充
填剤を含有するポリグリコール酸の要素の断片は、比較
的“小さく、例えば、０．１５９ｃｍ　（１／１６イン
チ）程度の大きさである。また、生理学的力は破壊のパ
ターンを増大する傾向がある。

本発明の方法を用いることにより、生物吸収性材料の構
造的外科的要素の物理的性質を外科的手順または治療の
生理学的要件に合致させることができる。こうして、外
科的要求に依存して、外科医は可変の範囲の初期および
生体内の物理的性質をもつ要素を入手することができる
ンとくに、胃腸の吻合装置のような特定の外科的使用に
おいて利点が得られる０例え□ば、生体内の強さは１４
日まで維持することができるが、移植物において比較的
高い引張り強さに変性するが、腸におけるように、急速
に治癒する組織について強さの損失を急速にすることが
できる。この装置は分解のとき適当に小さい大きさの柔
軟な粒子に分解して、体を損傷することなく通過できる
ようにすることができる。

次の実施例により、本発明をさらに説明する。

−１」１１１− 次の実施例は、ポリグリコール＃　（ＰＧＡ）、または
２０％、２２．５％、２５％および４０％の硫酸バリウ
ムを充填したポリグリコール酩の製造に関する。ペレッ
トの形のＰＧＡは、加工上程１〜３を用いないで射出成
形することができる。

ｌ・材Ｊしく社）１造 １．１　設置 ベレットの形のＰＧＡを粉砕して２ｍｍの粒子にする。

次いで、粉砕したＰＧＡを、Ｂａ５Ｏ。

と混合するまで、５０ｐｐｍより少ないＨ２Ｏ・を含イ
１する乾燥キャビネット内のプラスチック袋内に７０Ｆ
において貯蔵する。　・ ｌ、２　払令 粉砕したＰＧＡをＢａ５Ｏ，と、粉末を混合する許通の
技術を用いて混合する。

１．３　並丈ヱ二Ω免鴛 混合後、ポリマーのブレンドを１０ｍｍＨｇより低い減
圧で１２０℃に６時間維持することによって減圧乾燥す
る。ｌ０３ＣＦＨにおいて乾燥窒素をポリマーを通して
流す。

２、症麺μカ Ｐ　Ｇ　Ａ　／　Ｂ　ａ　Ｓ　Ｏａブレンドの追加の混
合を、普通の技術を用いて２７０℃の温度においてポリ
マーを溶融配合することにより達成する０次いで、（す
られた配合された材料を周囲温度に５０ｐｐｍのＨ，Ｏ
より低い条件下で４時間冷却する。２４０℃における溶
融配合が好ましいことがわかった。

３、造Ｂ 配合した材料を周囲温度に冷却した後、それを５ｍ’ｍ
より小さい粒子に造粒し、再乾燥し、カップ中に減圧シ
ールする。

４、氏肛ふ番 ＰＧＡまたはＰ　Ｇ　’Ａ　／　Ｂ　ａ　Ｓ　ＯａブＬ
／７ドを、普通の成形技術により、腸吻合リングに射出
成形する。　□ 典型的な成形条件は１次に通りである：温度　＝　２３
５℃ 圧力　：　６００〜１０００ｐｓｉ サイクル時間　＝　１分 射出時間　：　５５秒− 成形時１ｉ１：１０〜１５秒 ３２秒のサイクル時間および５秒の射出時間と２５秒簿
成形時間、すなわち、成形硬化時間との組み合わせも満
足すべきものである。

５、隻處工１里 成形された装置を次に後処理条件に付す。

５、ｌ　アニーリング １１０℃およびｌ　ｍ　ｍ　Ｈｇより低い圧力において
３時間。

５．２　三りし１′ 沸騰水中に３０分間入れ、冷却し、次いで無水メタノー
ル中で２．５時間乾燥し、次いで５０　”Ｃおよびｌｍ
ｍＨｇより低い圧力において真空炉内でｌｍｍＨｇ乾燥
する。

６・液適 包装した後処理装置を、エチレンオキシドと希７　釈剤
、例えば、Ｆｒ’ｅｏｎ■とを含有する滅菌剤混合物を
使用するガス室で滅菌する。典型的な滅菌サイクルは、
次の通りである： 温度　：　３０℃ 前減圧　：　６６ｃｍのＨｇ 相対湿度　：　２０％ ガス　：　エチレンオキシド／Ｆ ：’　ｒｅｏｎ、’１２／８８ ：　の比 圧力　＋　２０ｐｓｉｇ エチレンオキシド　： の濃度　：　１１１００ｍｇ／ｌ 暴露　＝　７時間 後減圧　：　６６ｃｍのＨｇ −夾為迩ヱー 腸吻合リングの種々の試料を、実施例１の混合物を使用
して製造した。腸吻合リングの製造は、１９８１年７月
２７日に出願した米国特許出願第２８７，５００号（Ａ
、Ｌ、Ｋａｇａｎｏｖ、Ｔ、Ｇ、）ｔａｒｄｙおよびＷ
　、　Ｇ　、　Ｐ　ａ　ｃ　ｅ　（７）名前で出願され
た、−りに言及した米国特許出願第１９８．４４８号の
一部係属出願）中に記載されている。それらの出願を引
用によってここに加える。加水分解処理は、３０分の蒸
留水の沸騰であった。試料のすべては、２８ｍｍの直径
であっ＼ た。硫酸バリウムの％および移植被検体は、次の通りで
あった： 尖施勇　Ｂａ斗旦りりμ　捲稙Ω盈捩淋１　２２．５　
ビーグル ２　２２　、　５　ｔｔ ３　２２．５　ｔｔ ５　２２　．５　／／ ６　４０　ｔｔ ７　４０　フックスハンド ８　２５　〃 −エ屓− 誘導麻酔の前に、動物に浣腸をし１日常の誘導前ノセデ
ィ’ｒイシ、ン（ｐｒｅ　ｉ　ｎｄｕｃｔ　ｉ　。

ｎ　５６ｄｉｃａＬｉｏｎ）を与えた。無菌条件ドで、
低い中線の開腹術を行った。下降する結腸をηｆ動化し
、選択したセグメントに供給する腸間膜の血管を二重に
結紮し、横に切開した。パース−ストリング（ｐｕｒｓ
ｅ−ｓｔｒｉｎｇ）Ｍ合糸を、適切に配置された２つの
パース・ストリング關クランプにより、血管切除した結
腸セグメントの基部および末端に配置した。クランプ間
の結腸のセグメントをクラ゛′プと同一平面で切り取り
、セグメントを廃棄した。腸吻合リングの移植のため、
基部クランプをまず除去し、そして結腸の小口を三角形
に切り、加温した生理的食塩水で洗浄し、拡張した。　
＋！！Ｉ吻合リングの１つのリングを基地の小口中に挿
入し、そしてパース・ストリング縫合糸を結んで結腸を
腸吻合の支柱に固定した。次いで、この手順を反復して
、他方の腸吻合リングを末端の小口中に挿入した。腸吻
合リング挿入手順の間、腸間膜を整列するように注意し
た。腸吻合リングを、結腸漿膜への指の圧力により閉じ
た（強制的に密に一緒にした）。吻合を検査して、腸吻
合リングの円周のまわりの適切な漿膜対漿膜対漿膜の近
似を確実にした。必要な時、゛−縫合を行って、パース
・ストリング縫合糸の適切さおよび／または漿膜対漿膜
の結合の近似を確実にした。

吻合が完結したとき、結腸を置換し、そして開腹を３層
で閉じた。イヌをおりに入れ、日常の手術後の抗生物質
で処置した。ビーグルに手術後の第１日および第２１１
にのみ乳を与えた。第３〜１７１）に、それらのイヌに
かん詰めのイヌの食料と乳をケーえた。水は常時に与え
た。糞の物質を、週末を除いて、毎日透視で調べた。手
術後第１７日に５匹のビーグルを殺し、吻合の治癒を評
価した。フックスハンドに手術後７日間静脈内に供給し
た。放射線写真を毎日取った。糞の物質を確証の時検査
した。

一凋叉一 ビーグルに移植した４０％のＢａＳＯ４を充填した腸吻
合リングは１手術後第４日〜第７日の間に断片化を開始
し、第１２日に完全に分泌された。フックスハンドにお
いて、４０％充填腸吻合リングは第６　Ｅｌに完全に分
泌された。

２２．５％および２５％ノＢ　ａ　Ｓ　Ｏ４を充填した
腸吻合リングは、手術後第６日程度に早く分離し１．ｒ
術後第８　Ｅｌ〜第１１８の間に断片化を開始した。腸
吻合リングの断片は、第８日〜第１．６日、から糞物質
中に見い出された。いずれの場合においても、第１７日
に殺した動物中の結腸中に腸吻合リングの断片は存在し
なかった。

剖検においてビーグルの全体の検査は、＊痕組織の形成
の薄い帯をもつ、きわめてすぐれた紫膜の癒合を示した
。吻合の粘膜は、わずかに認識０■能ないし中程度に硬
化およびわずかに光面の範囲であった。すべての試料か
ら回収された腸吻合１ノング断片は、かたくかつ脆かっ
た。指の間でプレスすると、断片は容易に崩壊した。

−裏菖１１− 成形した、１２．５％の硫癩バリウムを充填した、固有
粘度が高いおよび低いポリグリコール酸の腸吻合リング
装置を、Ｏ１２，５，５，７，５および１０メガラドで
照射し、３１匹のピーグル犬において結腸の二部分吻合
術に使用して、固有粘度、大きさおよび照射の断片化時
間への効果を決定した。前記装置の成形および機械的ノ
くラメ−ターは最適化されなかったので、２つを除いた
すべては結腸中に、結腸壁およびリング装置のアイレフ
トを通して２木の縫合糸で固定した。８匹の動物中の装
置は無傷で排出された。装置が断片化した２３匹のイヌ
からの結果から、大きさが小さい装置は大きい装置より
も蓮＜断片化を開始したが、固有粘度は断片化時間に有
意の効果を与え□ないことが示された。しかしながら、
装置め照射は断片化時間に有意の効果を与え、５〜ｌσ
メガラドで照射した装置は照射しない装置よりも速く断
片化した。これらの結果が示唆するように、固有□粘度
に基づいた分子量め分解時間への有意の効果はほとんど
存在しない゛。　゛ 一ユ」１性久− 沸騰水処理後の断片化時間と充填剤含量との間の関係を
、木質的に晶述したように、イヌに移植した、腸吻合リ
ング装置を使用して評価した。平均の断片化１１ν間を
、表１に要約するニー表ニー ＢａＳＯ４沸騰水 Ω災−（７）見方　里奥血阪几進葺別 ２５％　３０分　９．６７±１　、０３　Ｆ１４０％　
３０分　ｉｏ、ｏ　±１．７３日θ％　４５分　９日（
ｌデータの点） ２５％　４５分　８．００±１．００日との結果が示す
ように、充填剤含量と沸懇水処理との組み合わせの椎体
内の性質保持への有意の効果は存在しない。

一文惠胴１− ２５％め硫酸バリウムおよびポリグリコール酸　′の腸
吻合リング装置の２つの型についでの生体内断片化を２
異る沸騰水処理について比較し、表にした。結果を表■
に記載する。

一人里− 装置のス　沸騰水 タイル　−９，処置−孔明ｍ浦訓 ６Ｔａｂ　３０分　９．６７±１．０３８６Ｔａｂ　４
５分　８．０　＋１．００日ＡＴａｂ　０分（成形　１
６．１７±１．３３日したまま） ４Ｔａｂ　３０分　１１．４　±１．５７日Ｊ−の結果
が示すように、沸騰水の処理時間と断片化時間との間に
非常に強い関係が存在する。沸騰は分子晴に影響を及ぼ
す。非晶質区域の選択的変化が起こると理論ずけられる
。

一裏蔦遣Ｊ− １２，５％の硫酸バリウムを充填したポリグリコール酸
の腸吻合リング装置への照射の効果を、前述のイヌにお
ける移植を使用して決定した。

０．５．７．５および１０メガラドの照射レベルを使用
する生体内データの表を回帰分析に付し、断片化時間は
１４．２−（０，３２２Ｘ照射線量）であることが分っ
た。このことが示すように、この系について照射レベル
を増加すると、断片化時間は減少する傾向がある。

生体内の性質保持における本発明の処理法の効果を、ウ
サギに移植されたポリグリコール酸の射出成形したロッ
ドを使用する注意して調節した研究において比較し、そ
しそウサギから回収直後、３点の曲げにおける曲げ性質
の測定の機械的試験により間隔を置いて評価した。これ
を次の実施例において説明する。

一災惠１− Ｏ１１２，５および２５％の硫酸バリウムを充填したポ
リグリコール酸のロフトを、長さ１５ｍｍＸ直径２．２
５ｍｍの円形の断面のロッドに射出成形し、各ロッドは
各端に移植の間縫合糸による所定位置への不動化のため
の小さいビンの孔を有した。各材料のほぼ４００本のロ
ッドを射出成形した。３種類の充填剤含量の各組を別々
にキシレンで各回３分間３回接触させることにより洗浄
し、そして−夜室温において真空乾燥した。ｌｌＯｏＣ
において３時間アニーリンクした後、各組を５つの群に
分割し、そして各ロッドをフオームのインサート（ｆ　
ｏａｍ　ｉ　ｎｓｅ　ｒｔ）でアルミニウムはくのおお
い（ｅｎｖｅｌｏｐｅ）中に個々に包装した。処理は次
の通りであった：Ａ、口、ンドを標準の開いたサイクル
のエチレンオ　１キシドガスの滅菌に付し、真空乾燥し
、はく中にシールし、ＴＹ　Ｖ　Ｅ　ＫＯ外被（ｏｕｔ
ｅｒ）をシールし、そしてこのパッケージを標準の閉じ
たサイクルのエチレンオキシドガスの滅菌に付した。

Ｂ、ロッドを沸騰する脱イオン水中に３０分間入れ、か
きまぜながら無水メタノール中に各回３０分間接触させ
ることにより５回ソーキングし、−夜室温において真空
乾燥し、次いで上のＡのエチレンオキシドの滅菌手１ケ
１に付した。

Ｃ，ＴＹｖＥＫ＠外被中にシールした後、ロッドを、次
のＩ砕において０．５メガラド／時の線量でコバルト−
６０の照射処理に付した：２．５メガラド（実際には２
ｏ５３に等しい）、５．０メガラド（実際には５．０９
に等しい）および１０メカラド（実際には１０．３６に
等しい）。滅菌のために許容されている標準、ヨーロッ
パにおいて１メガラドおよび米国において２．５メカラ
ドよりも大きい線量を使用した。

ロッドの試料をウサギにおいて腹側の中線の切開により
皮下に移植し、ＴＩ−ＣＲＯＮ■６１０締合糸を使用し
丁合糸ッドの各端のピンの孔に通すことにより不動化さ
せた。合計１０本のロッド□を各動物に移植した。いず
れかの組および移植間隔について５匹の動物の各々に２
本のロッドを移植することにより、無作為化の達成した
。機械的試験は、ウサギから回収後、ただちに各ロッド
の３点の曲げにおける曲げ性質を測定することから成っ
ていた。基線（ｂａ〒ｅｌｉｎｅ）の性質の百分率とし
て表わした曲げ強さ、歪およびモジュラスの値を表Ｉ１
．表■および表■に記載する。これらあ表にわいて、日
はウサギに移植した日の数を意味し、ＢＬは移植しない
、すなわち、基線を意味し、一方Ｅは曲げ弾性率であり
、Ｓは曲げ強さ、ｐｓｉ、極限、であり、モしてｒは曲
げ歪。

％、極限、である。各充填剤含酸／方法の条件および間
隔、合計１０のデータの点を、特記しないかぎり、集め
、性質の平均および標準偏差を得た。いくつかの場合に
おいて、回収前のウサギ中での試料の破壊あるいは械的
試験のために試料を曲げようと試みたときの破壊のため
に、ｌＯより少ないデータの点を得ることができた。こ
こにおける比較は、曲げ強さの考察に基づく。

いくつかの結論を表■、表■および表Ｖから導くことが
できる。沸騰水処理の効果に関して、３０分間の沸騰水
処理した試料は１、移植間隔の各々ならびに基線におい
て対照よりも絶えず低い強ごを示したことがわかる。同
一の関係は、７日の移植間隔における０％の充填剤を除
外して、一般に初期の強さの保持率について存在した。

したがって、清脇水の処理は、ポリグリコール酸の構造
的外科的要素の生体内強さならびに強さの保持％の両者
を減少することがわかる。

生体内強さは充填剤含量とともにかなりの変動を示し、
そして有意の傾向は明らかではなかったが、基線の強さ
は充填剤含量が増加するとともに絶えず減少した。した
がって、硫酸バリウム充填剤の含量を増加すると、初期
の強さは減少するが、構造的外科的要素の強さの最終点
または寿命はほとんど影響を受けない、と結論すること
ができる。

コバルト−６０照射処理は、線量が増加するとともに、
強さをおよび初期の強さの保持率を減少させた。しかし
ながら、初期の強さの減少は他の処理を用いるときほど
大きくはないが、満足すべき終点、すなわち、生体内の
強さの減少率に到達した。同様に、生体内の強さおよび
強さの保持は、３０分間の沸騰水処理に比較して、２．
５または５．０メガラドにおいてコバル）−６０ガンマ
線で処理した試料により示された。照射した試料はより
高い基線を示し、そしてそれらは適切な貯蔵安定性を提
供することがわかった。

従来にエチレンオキシドの滅菌法に比較して、ポリグリ
コール酸の構造的外科的要素の生体内の強さの保持を減
少させる最も満足すべき手段は、コバルト−６０ガンマ
線照射処理である。これらの結果は、ポリグリコール酸
が照射の応答において他のポリマーと異ることが知られ
ているので、驚くべきでありかつ予測することができな
い。その上、沸騰水処理は、強さを減少させるが、安定
性を提供せず、これに対して、照射処理は安定性を提供
する。

使用した充填剤は硫酸バリウムであったが、充填剤は、
炭酸カルシウム、リン酸三カルシウム、酸化マグネシウ
ム、カラス球および非ポリグリコール酸繊維からなるこ
とができる。また、ポリマーはポリグリコール酸のみの
ポリマーまたは一方がポリグリコール酸であるコポリマ
ーであることができる。ポリマーがコポリマーでありか
つポリマーの一方がポリグリコール酸であるとき、他方
はラクチド、ラクトン、オキサレートまたはカーボネー
トからから成る群より得ることができる。ラクチドはポ
リ乳酸であり、ラクトンはイプシロン−カプロラクトン
であり、そしてオキサレートはエチテンオキサレートで
あることができる。カーボネートはトリメチレンカーボ
ネートであることができる。また、ポリマーがコポリマ
ーでありかつポリマーの一方がポリグリコール酸である
とき、他方のポリマーは１．４−ジオキソノンであるこ
とができる。

本発明を腸吻合装置を参照して説明してきたが、構造的
外科的要素が崩壊する、すなわ、ち、吸収される時間に
前に断片に崩壊することを望む場合、ポリグリコール酸
の他の構造的外科的要素に本発明を適用することができ
ることが認識されるであろう。こう゛して、本発明はポ
リグリコール酸の人工器官、例えば、外科用クリップお
よび外科用ステーブルならびに管状支持体、移植物およ
び狭窄装置および、ポリマー自体が吸収される前に治癒
過程におけるある時間に強さを損失することが望まれる
他の構造的外科的要素に適用することができる。データ
が示すように、変動するある処理のパラメーター、例え
ば、照射レベルおよび線φは性質の生体内保持への効果
を変化させうることが認識されるであろう。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 ｌ、グリコールエステル結合を有する生物分解性ポリマ
   ーから作られた構造的外科的要素を、吸収されることな
   く１体から除去されあるいは体から出ることができる断
   片に生体内分解させるために要する時間を、３ＡｆＩＡ
   ′された方法で減少させる′のに十分なｗＡ量および時
   間において、前記構造的外ｔ；（的要素を照射処理する
   、ことを特徴とする。前記構造的外科的要素を変性して
   その性質の保持に調節的に影響を及ぼす方法。 ２、照射線量は滅菌に要求されるｗ、亀よりも大きい特
   許請求の範囲ＷＳ１項記載の構造的外科的要素を変性す
   る方法。 ３、照射線量は２．５メガラドよりも大きい特許請求の
   範囲第１項記載の構造的外科的要素を変性する方法二 ４、照射線量は２．５〜１０メガ゛ラドよりも大きい特
   許請求の範囲第１項記載の構造的外科的要素を変性する
   方法。 ５、′生体内移植前に、照射処理しないものに比較して
   Ｊ構造的外科的要素の強さを有意に損失し−ないで照射
   処理により加速された構造的外科的要素の生体内強さの
   損失゛により、断片への生体内分解を生じさせる特許請
   求の範囲第１項記載の構造的外科的要素を変性する方法
   。 ６、ポリマーは約４０重量％までの不活性充填剤を含有
   する特許請求の範囲第１項記載の構造的外科的要素を変
   性する方法。 ７、充填剤は硫酸バリウムである特許請求の範囲第６項
   記載の構造的外科的要素を変性する方法、パ 　８、ポリマーはポリグリコール酸である特許請求の範
   囲第１項記載の構造的外科的要素を変性する方法。 ９、特許請求の範囲第１項記載の方法により処理された
   構造的外科的要素の処理生成物からなることを特徴とす
   る変性された構造的外科的要素。 ｌＯ１構造的外科的要素は、外科用クリップ、外科用ス
   テープル、管状支持体、管状移植物、管状狭窄装置およ
   び腸吻合リング装置から成る群より選ばれる特許請求の
   範囲第９項記載の変性された構造的外科的要素。 １１、グリコールエステル結合を有する生物分解性ポリ
   マーから作られた構造的外科的要素を加水分解処理する
   ことを特徴とする前記構造的外科的要素を変性してその
   強さに調節的に影響を及ぼす方法。 １２、ポリマーは約４０重量％までの不活性充填剤を含
   有する特許請求の範囲第１１項記載の構造的外科的要素
   を変性する方法。