JPS63153072A - 医用形成材料 - 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】 〔産業上の利用分野〕 本発明は人工軟骨、人工硬骨として有用な医用形成材料
に関する。

〔従来の技術〕

島分子材料やセラミック材料の発展に伴い、インブラン
ト材料として、ポリエチレン、ポリテトラフルオロエチ
レン、シリコーンゴム等の有１高分子材料、チタン等の
金属、アルミナ等のセラミックが開発されている。これ
らは生体親和性がないものである。また、アパクイト材
料は歯や骨の主成分であるので、生体親和性は非常に高
く、自家骨誘導性をも持ら合わせている。近年、この生
体親和性を生かしたヒドロキシアパタイト焼結体、リン
酸トリカルシウム焼結体が開発され、医用形成材料とし
て提案されている。ヒドロキシアパタイト焼結体を開孔
し、その間孔部に熱可塑性樹脂若しくは熱硬化性樹脂を
充填又は含浸してヒドロキシアパタイト焼結体成形物の
生体骨への結合性を保持すると同時に耐衝撃性を改善し
た複合人工骨が特開昭５３−１４４，１９４号に開示さ
れ、有機高分子をマトリックスとして粉末状ヒドロキシ
アパタイトと加圧成形して１りられる歯科用複合材が特
開昭５５−５０，３４９号に開示されている。このもの
の効果も前記特開昭５３−１４４．１９４号の場合と同
様である。リン酸トリカルシウム焼結体の粉末又は粉末
状リン酸トリカルシウムの分散助剤を含む水中分散液を
型に入れてその沈降物を加温して多孔質アパタイト成形
物とする方法及び得られた成形物にプラスチックを含浸
させる方法が特開昭５５−５１，７５１号及び特開昭５
６−１４９，３８９号に開示されている。これら複合イ
ンブラント材料のうち特開昭５３−１４４．１９４号の
複合人工骨は、一度焼結体を成形し、その間孔部に樹脂
を含浸させるという複雑な製造工程を必要とする。−ｈ
１アパタイト焼結体を樹脂で被ｖ１１するため、アパタ
イトが本来持っている生体との結合力が弱められる。特
開昭５５−５０．３４９号の方法では、ヒドロキシアパ
タイト粉末とポリマー又はその原料上ツマ−を混合する
工程を経て製造され、重合物又は重縮合物連続相中にア
パタイト粉末が分散した形になっており、ヒドロキシア
パタイトの耐衝撃性は改善されているが、本来それが有
する生体骨との接合性は減少する可能性がある。特開昭
５５−５１．７５１号、同５６−１４９，３８９号の方
法は得られた多孔性成形物の強度不足とプラスチックで
それを補強した場合の生体適合性の減少の問題が残った
ままである。

〔発明が解決しようとする問題点〕

本発明の解決すべき課題は、有機高分子による補強効果
を生体適合性無機物質が本来有する生体組織との生体適
合性を阻害することなく実現することにある。

（問題点を解決する手段） すなわち、本発明は生体適合性無機物質とフィブリル化
性ポリテトラフルオロエチレンとのフィブリル化物を主
構成材料としてなる医用形成材料である。

本発明で用いる生体適合性無機物質としては、アパタイ
ト、アルミナ、カーボン、バイオガラス、結晶化ガラス
、ジルコニア等があげられ、その形状は粉末、繊維など
いずれでもよい。これらの生体適合性無機物質のうち、
アパタイトは生体骨の成分と同じリンとカルシウムを主
構成元素とするものであって、生体適合性に優れた材料
である。

アパタイトとしては、ヒドロキシアパタイト若しくはそ
の焼結体又はリン酸トリカルシウム若しくはその焼結体
等があげられ、特に粉末状又は繊維状ヒドロキシアパタ
イトが好ましい。生体適合性無機物質として粉末状ヒド
ロキシアパタイトを用いる場合、その粉末度は医用形成
材料に要求される性状によって選択され、約０．１〜５
００Ｉ１ｍ、好ましくは１〜５０μｍのものがよい。

また、本発明で用いるフィブリル化性ポリテトラフルオ
ロエチレン（以下、フィブリル化性ＰＴＦＥという）と
は、圧縮剪断力によって微細な繊維集合物（フィブリル
）Ｊｌｒ生成することができるポリテトラフルオロエチ
レンである。ポリテトラフルオロエチレン（以下、ＰＴ
ＦＥという）には乳化重合ＰＴＦＥと懸濁重合ＰＴＦＥ
があり、乳化重合ＰＴＦＥ分散液又はこれから分離して
ｊｑられるファインパウダーがフィブリル化性ＰＴＦＥ
として用いられる。分散液中のＰＴＦＥの粒子径は約０
．２μ風であり、ファインパウダーは分散液中の微粒子
が凝集し、約０．５ｍの粒子となっている。フィブリル
化性ＰＴＦＥの市販品として、ファインパウダーでは例
えばテフロン６Ｊ（三井デュポンフロロケミカル■製）
、フルオンＣＤ−１２３（旭ガラス■製）等があげられ
、分散液では例えばテフロン３０Ｊ（三井・デュポンフ
ロロケミカル■製）、ポリフロンＤ−１、Ｄ−２（グイ
−１−ン工業＠￥Ｊ）等があげられる。

さらに必要に応じて、フィブリル化性ＰＴＦＥと非フイ
ブリル化性ＰＴＦＥとを併用することもできる。この場
合、フィブリル化性ＰＴＦＥと非フイブリル化性ＰＴＦ
Ｅを混合して用いてもよく、また、生体適合性無機物質
と非フイブリル化性ＰＴ　Ｆ　［三を予め混合したもの
にフィブリル化性ＰＩＦＦを混練してもよい。いずれに
しても非フイブリル化性ＰＴＦＥはフィブリル化性Ｐ　
Ｔ　Ｆ　Ｅのフィブリル、化物に分散しｋものになる。

生体適合性無機物質とフィブリル化性ＰＴＦＥの配合ｖ
１合は、目的とづる医用形成材料に要求される性状、例
えば生体ｆ１適合竹、硬度、強度、可撓性等によって調
整する。生体骨適合性から観て、フィーグリル化物中の
生体適合情無−物質の配合割合（よ５〜９５重量％がよ
い。生体適合性無機物質の配合割合を低くづると、硬度
や強度は低いが、可撓性が高まり、人工軟骨として好適
な医用形成材料が得られる。また、生体適合性無機物質
の配合割合を＾くすると、硬度や強度が高くなり、人工
骨として好適な医用形成材料が得られる。なお、両材料
の配合割合のほか、生体適合性無機＊黄の種類、粉末度
、非フイブリル化性ＰＴＦＥの併用等により、医用形成
材料を所望の性状に制御することができる。

生体適合性無機物質とフィブリル化性ＰＴＦＦとのフィ
ブリル化物は、両材料をＰ　Ｔ　Ｆ　Ｅのフィブリル化
温度すなわち１８℃以上好ましくは８０〜１５０℃で、
］ニーダ、加圧ニーダ、バンバリーミキサ−、ミキシン
グロール等の剪断力のある混練機を用いて団塊化するま
で混練することにより製造することができる。この混練
時の剪断力によりフィブリル化性ＰＴＦＥがフィブリル
化して、生体適合性無機＊黄質がフィブリルに絡まった
り、フィブリル表面にイ・１着した団塊状のフィブリル
化物が得られる。この際、生体適合性無機物質とフィブ
リル化性ＰＴＦＥを予め混合した後程練してもよいし、
両者を別々に供給しながら混練してもよい。フィブリル
化性ＰＴＦＥだけを混練してフィブリル化したのら、生
体適合性無機物質を添加・混練しても両茜（よ一体化し
ないて”分離するものしか得られない。

このフィブリル化物は、パテ状医用形成材料として例え
ば骨欠損部充Ｓ１４材等に使用することができる。また
、フィブリル化物を公知の成形技術、例えば押出成形、
圧縮成形、ロール成形、トランスファー成形等により成
形し、ブロック状、シート状、管状等の医用形成材料と
してもよいし、さらに、生体適用部位の骨の形状に合っ
た完成品としてもよい。ブロック状、シート状、管状等
の医用形成材料は、生体適用部位に合わせて加工・形成
して使用される。

生体適合性の優れた本発明の医用形成材料は、人工軟骨
、人工骨又は人丁歯根等として使用することができる。

人工軟骨の適用例としては、例えば、■介軟骨、鼻響軟
骨、鼻中隔軟骨、甲状軟骨、輪状軟骨、気管・気管支軟
骨、助軟骨等をあげることができる。また、人工骨の適
用例としては、■小骨や外耳道骨、頭頂骨、前頭骨、鼻
骨等の頭蓋骨や、上顎骨、口Ｍ骨、頬骨、上顎骨等の顔
面骨や、胸骨や、自由上肢骨、肩甲骨、ｔｔ４骨等の上
肢骨や、自由下肢骨、寛骨、骨盤等の下肢骨等をあげる
ことができる。

（作　用〕 このようにして生体適合性無様物質とフィブリル化ＰＴ
ＦＥとのフィブリル化物は、フィブリル化の絡み合いの
中に生体適合性無機物質が強固に保持され、成形時や加
工時に生体′！！１合竹無合物無機物質することがない
（第１図参照）。しかし、フィブリル化性ＰＴＦＥと生
体適合性無機物質を単純に混合してもＰＴＦＥが完全に
フィブリル化されていない（第２図参照）。あるいは非
フイブリル化性ＰＴＦＥと生体適合性無機物質をａ棟し
ても、ＰＴＦＥの向に生体適合性無機物質の島が析出し
たいわゆる海島構造のものしかできない。

本発明のフィブリル化物を医用形成材料に使用したとき
、生体親和性をコントロールでき、多孔質体中に生体組
織が入り込み、骨擬似体を軒らせることが可能なきわめ
てイｊ用な材料である。

〔実施例〕

以下、実施例をあげ、本発明を更に説明する。

実施例１ 平均粒径１，０μ瓦のヒドロキシアパタイト（三井東圧
化学■製）ＨＣＡ　−１００Ｘとポリテトラフルオロエ
チレン（三井やデュポンフロロケミカル■製）テフロン
６Ｊの混合比を変え、１２０℃に加熱したニーダ−で団
塊化するまで練り込んだ。この団塊化物を金型に充填し
、昇温加圧（３００〜３６０℃、４００八ｇ／Ｃｊ、１
０℃／Ｍ）した後１５０℃まで加圧冷却し、１０×１１
０Ｘ１０ａの試験片に成形した。この試験片の圧縮強Ｓ
、圧１　弾性率（１０Ｘ　１０Ｘ　１０ｇｒｔｓ、圧縮
速度０．５ｉｗ＋／ｓｉｎで圧縮＞　、ａｍ　＜ショア
ーＤ）、耐衝撃試験（１０×１０×１０＃１片、１０７
１１の高さからコンクリート上に落下）を測定し、結果
を第３図〜第５図において、実施例１の曲線として示す
。落下試験では全て破片はなかった。

実施例２〜４ ＨＣＡ−１００ＸとテアＣＩン６Ｊ、７Ｊ（７）ｆｉ合
物とを混合比を変えて実施例１と同様に成形し、測定し
た結果を第１表に示す。これらのものも落下試験におい
て破片はなかった。

比較例 テフロン６Ｊとヒドロキシアパタイト１−ＩＣＡ−１０
０Ｘの所定ｋを袋に入れ、５分間空気撹拌した混合物（
非フイブリル化物）を実施例１と同じ条件で成形し、同
様に測定した。結果を第３図〜第５図において、比較例
の曲線として示す。なお、ヒドロキシアパタイトの配合
割合が７０％の非フイブリル化物は成形できたが、８０
％のものは、成形できなかった。

また、落下試験では試験片はいずれも破壊し、耐衝撃性
が著しく低い材料であることが確認された。

かくして、本発明の医用形成材料は、優れた硬度、圧縮
強度、圧縮弾性率を示し、落下試験によっても破壊され
ず、耐衝撃性がすぐれている。これに対し、非フイブリ
ル化物は硬度、圧縮強度、圧縮弾性率共に実施例より著
しく劣ると共に落下試験で破壊が生じ、耐衝撃性が全く
改善されていない。

第１図に実施例１の材料の内ヒドロキシアパタイト５Ｑ
ｗｔ％の材料による成形物の走査型電子顕微鏡写真を示
す。また、第２図に比較例の材料の内ヒドロキシアパタ
イト５０ｗｔ％の材料による成形物の写真を示す。第１
図では細線状のフィブリル化性ＰＴＦＥのフィブリルに
よりヒドロキシアパタイト微粒子が捕捉され、均一に充
填された連続多孔質が形成されているが、第２図ではヒ
ドロキシアパタイト層（画面上半分）とＰＴＦＥ層（画
面下半分）が群をなしており、ヒドロキシアパタイト層
が脱落する慣れがあることを示唆している。

試験例 次に、実施例１の材料の内ヒドロキシアパタイト３０．
５０及び８０各ｗｔ％の成形物から直径５纜及び厚さ３
００〜５００μｍの円形状試験片を切出し、この試験片
を生後６過動の５ＰＦ（５ｐｅｃｉｆｉｃ　　ｐａｔｈ
ｏｇｅｎ　　ｆｒｅｅ）の状態のＷＫＡ雄ラフラット均
体Ｗ２Ｏ０ｑ）２５匹の皮下にそれぞれ無菌的に埋め込
み、埋没直後、２週及び４週経過後の時点で上記埋没試
験片を埋没部位の回通組織と共に一塊（ｅｎ　ｂｌｏｃ
ｋ）として切出し、試験片の最大割断面が１７られるよ
うに組織標本を作製し、ヘマトキシリン・エオシン染色
法並びにマラソントリクローム染色法による染色を施し
、病理組織学的にＩＩ察した。

埋没された素材は、光学顕微鏡的には細線帷束状に配列
し、部分的には渦状紋様を呈しており、線維の配列は必
ずしも均一で１１い。

埋没直後群では、埋没試験片の周囲に組織法が東籏して
いる。

炎症反応は極めて軽微である。

また、２週間後群では、第６図に示すヒドロキシアパタ
イト５０ｗｔ％の試験片についてのイ８率７１倍の顕微
鏡写真から明らかなように、埋没試験片の周囲には、線
維芽細胞、組織法、リンパ球などを含む非特異性の慢性
炎症性Ｉｌ胞浸潤が認られる。好中球の浸潤は極めて少
ない。埋没試験片の辺縁部はヘマトキシリンに染色され
、線随芽細胞が埋没試験片の中へ侵入し、器質化の初Ｉ
ｉ像を形成している。膠原線維の形成は見られない。

また、４週間後群では、第７図に示すヒドロキシアパタ
イト８Ｑｗｔ％の試験片についての倍率７２倍の顕微鏡
写真、ならびに第８図に示づヒドロキシアパタイト３Ｑ
ｖＨ％の試験ハについての倍率４８倍の顕微鏡写真から
夫々明らかなように、埋没試験片の周囲には膠原線維と
それに平行に走る線維芽細胞からなる薄い被膜の形成が
明らかに認められる。一部には被膜の肉芽が残っており
、また器質化過程が認められる。

結論として、埋没試験片に対する周辺組織の異物反応は
極めて軽微であり、試験片は線維性被膜に取囲まれ、吸
収像を示さず、極めて安定しているといえる。

〔発明の効果〕

本発明の医用形成材料は、フィブリル化ポリテトラフル
オロエチレンが粉末状ヒトし］ギシアバタイト等の生体
適合性無機物質を強固に捕捉し、全体が均質な連続多孔
質である。

したがって、生体との親和性に優れ、また、加工性が良
好で、強瓜の優れた医用成形物を与え、これらは人工軟
骨や人工骨あるいは人工歯根として有用である。

【図面の簡単な説明】

第１図は実施例１の医用形成材料の断面の電子３１Ｑｍ
ｍ写真（１０、ＯＯＯ倍）　ｔ’　（Ｐ）　ッＴ、ポリ
テトラノルオロエチレンのフィブリル（ＩＩ維）にＪ、
って捕捉されたヒドロキシアパタイト成形物の粒子構造
を示す図、 第２図は比較例の材料の断面の電子顕微鏡写真（１０，
０００倍）であって、ボリテｌ−ラフルオロエヂレンと
ヒト［］キキシアバタイがそれぞれ群をなしている成形
物の粒子１Ｍ造を示す図、第３図から第５図は、実施例
１及び比較例についてヒドロキシアパタイト含有量と圧
縮強度、硬麿及び圧縮弾性率の関係を示すグラフ、第６
図〜第８図はラットの皮下に埋め込まれた試験片とその
周辺組織から切出された標本であって生物の形態を示す
顕微鏡写真である。 出願人代理人　　藤　　本　　博　　光茶３　回　圧緒
弦度 蔓４關　欲崖 ヒトａキシアノでタイト杏有重ｔＣ″／、）羊Ｑ民圧砧
弾姓市 芽　Ａ　羽 ＄　／７　関

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、生体適合性無機物質とフィブリル化性ポリテトラフ
   ルオロエチレンとのフィブリル化物を主構成材料として
   なる医用形成材料。 ２、生体適合性無機物質がヒドロキシアパタイト若しく
   はその焼結体又はリン酸トリカルシウムである特許請求
   の範囲第１項記載の医用形成材料。 ３、フィブリル化性ポリテトラフルオロエチレンが乳化
   重合ポリテトラフルオロエチレンである特許請求の範囲
   第１項又は第２項記載の医用形成材料。 ４、フィブリル化物中の生体適合性無機物質の配合割合
   が５〜９５重量％である特許請求の範囲第１項乃至第３
   項のいずれかに記載の医用形成材料。 ５、フィブリル化物に非フィブリル化性ポリテトラフル
   オロエチレンを配合してなる特許請求の範囲第１項乃至
   第４項のいずれかに記載の医用形成材料。