JP3043778B2 - 分解吸収性成型体および該成型体の製造方法 - Google Patents

分解吸収性成型体および該成型体の製造方法

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Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は分解吸収性（resorbable）成型体（インプラ
ント）、並びにこれら成型体（インプラント）の製造に
用いる物質または物質混合物および方法に関する。
従来技術 体内金属固定法は骨折の治療においてありふれた普遍
的なものとなっている。骨片はプレート骨接合によって
固定し得る。この方法の目的は骨折が攪乱しないように
癒合するのを確実にすることである。
しかしながら、金属インプラントの使用はある種の欠
点を有する。腐食および外来物反応を防止するために、
金属部分は約１年後２回目の手術において再び取り除か
なければならない。プレート骨接合においては、硬質金
属プレートが骨折領域での再造形再構築過程を妨害す
る。その結果は不活性によって生ずる骨の萎縮であり、
これはインプラントを取り除いたのちにもう１回の骨折
をもたらし得る。さらにまた、金属インプラントは放射
線使用による骨折の癒合のモニターを行うのを困難にし
ている。
金属インプラントの上記の欠点を克服するために、イ
ンプラントを吸収性材料から製造することがしばしば提
案されている。そのような材料は生分解性である点に特
徴を有する。金属に較べ、その低弾性率にもかかわら
ず、分解吸収性材料のインプラントは骨折の治療に適し
ている。
その必須条件は機械的性質がその場合の特定の要求に
適合すべきことである。上記材料の吸収性故に、患者は
２回目の手術、それに伴う危険性およびさらなる離職か
らまぬがれる。従って、外科手術における分解吸収性イ
ンプラントの広汎な導入は実質的なコスト削減をもたら
す。
分解吸収性骨接合インプラントについての要求点は多
くある。分解吸収性材料の医療用途の基本的条件は組織
との良好な適応性、ポリマーおよびその分解生成物の毒
素学的安全性、およびインプラントの滅菌性である。適
切な剛性に加え、インプラントはまた成型的に変形性で
あるべきである。破断後の伸びは少なくとも２％好まし
くは少なくとも３％であって、例えば、骨接合プレート
を手術室での個々の骨形状に適合できるように合せ得る
ようにすべきである。この最小伸びもまた降伏点に到達
する前の脆性破壊に対して十分な保護を与える、特に破
壊しがちであるエレメントは穿孔（例えば、骨接合プレ
ート）または断面にかなり大きい変化（例えば、ねじ）
が存在する締結用エレメントである。その切欠き効果の
結果として、脆性材料が変形に耐え得ない応力状態およ
び応力ピークが生じ得る。
生体内で分解し得る多くの材料が公知である。これら
材料のうち、乳酸およびグリコール酸のポリマーまたは
コポリマーはその周知の適応性故に特別の意義を達成し
ている。
即ち、これらのポリマーから製造された外科術上の事
物、特に、骨接合プレート、ねじおよび他の締結部材は
多くの公表された特許明細書に開示されている。しかし
ながら、従来技術に相応する実施態様は多くの欠点を有
している。
例えば、EP第0108635号は高極限粘度を有するポリ
（Ｌ−ラクチド）が外科術用インプラントの製造に好適
であることを教示している。ポリ（Ｌ−ラクチド）を調
製するには、Ｌ−ラクチドを厳密に保持された条件下
に、とりわけ、極めて長い反応時間で重合させる。機械
的加工によりこれらのポリマーから得られた試験片は7.
4dl/gの極限粘度で58.2N/mm2の引張り強度を有する。3.
7dl/g極限粘度では、引張り強度はわずかに28.8N/mm2で
ある。さらにまた、この方法で製造したインプラントは
微孔性構造を有する〔J.W.Leenslag,A.J.Pennings,Comm
un.28 92−94（1987）,Makromol.Chem.188,1809−1814
（1987）参照〕。この構造は水の浸透を容易にしまた分
解および機械的強度喪失を促進させている。即ち、上記
のポリマーの引張り強度は緩衝液中37℃での12週間後に
その初期値のわずかに約13〜16％である。外科術用イン
プラントはEP第0108635号に従って調製したポリマーか
ら機械的方法によって製造する。機械加工中に、縦じわ
および他の損傷が埋植物表面上に生じ、静的または動的
応力下に特に衝撃応力下にクラックおよびその結果とし
ての各コンポネントの破損をもたらし得る。
外科術用インプラントの加水分解性分解の途中で、強
度は、周知の如く、低下する。EP第0108635号による微
孔性材料の場合、強度の低下は特に急激である〔例え
ば、Eitenmller等、Chirurg 58,831−839（1987）参
照〕。
種々のタイプの伸びが区別されている。ある材料の強
じん性と残留変形性の特徴的な尺度はそのパーセントで
ある。破断後の伸びは張力を受けたサンプルの破壊後の
初期測定長と比較したときの長さは永久的変化である。
応力下では、ポリ（Ｌ−ラクチド）は脆性を示す。そ
のパーセント伸びはわずかに約２％である〔M.Vert等、
Makromol.Chem.Suppl.５,30−41（1981）〕。従って、
急速な交互荷重下では、インプラントの破壊の危険性が
存在する。Ｌ−ラクチドのコポリマーはポリ（Ｌ−ラク
チド）自体よりも高い伸びを有する。いずれの場合も、
強度はコモノマーの割合が増大するにつれて低下するこ
とが知られている（例えば、米国特許第3736646号参
照）。Vert等（Macromol.Biomat.1984,119−142）はポ
リ（Ｌ−ラクチド）において2.1％の伸びに対し58N/mm2
の引張り強度をまたポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,L−ラ
クチド）において3.2％の伸びを開示している；しかし
ながら、この組成を有する成型体はその本来の強度がわ
ずか２週間以内で元の値の半分に低下するという重大な
欠点を有する。
従って、重合中のコモノマーの添加はパーセント伸び
を増大させるが同時に初期強度および強度の保持力を低
下させる。これらの欠点は外科術用インプラントを全体
的に吸収性の繊維補強複合材料から製造すべきであると
いう提案をもたらした（Vert等、Macromolecular Bioma
terial 1984）。この種の繊維補強複合材料およびその
製造法は例えばWO第88/00533号、WO87/00059号またはEP
第0011528号に開示されている。非吸収性補強素子の使
用も、例えば、米国特許第4329743号において提案され
ている。しかしながら、技術的見地から、繊維補強イン
プラントの製造は複雑である。この方法は単純成型体好
ましくはピンの製造のみに使用できる。
発明の内容 本発明の目的は高初期曲げ強度および高初期引張り強
度を有することに加えて高強度保磁力および最適破断後
パーセント伸びをも有するが繊維補強インプラントより
も製造するのが技術的に容易である分解吸収性成型体
（インプラント）を提供することである。これらの条件
を満す分解吸収性インプラントは十分な初期安定性だけ
でなく骨折の癒合期間、即ち、手術後の約６〜８週間の
期間全体に亘ってその強度の保持力にも特徴を有すべき
であり、その強度の度合は2.1％以上の破断後伸びでイ
ンプラントを埋め込んだ後の８週間で依然として初期値
の少なくとも15％であるべきである。この段階におい
て、インプラントは生じた力を伝達し骨片を固定する。
癒合が生じたのち、インプラント材料は、生物学的分解
の結果として、次第にその強度を喪失する。増分的負荷
は生体力学的応力に相応する小柱の配列により骨折系中
の骨の機械的構築を与える。インプラントの非生理的支
持効果により生ずる骨萎縮はそれによって回避される。
本発明の目的は、次のデータ： 極限粘度 ＜4.5dl/g（25℃クロロホルム中）であ
るが、＞0.8dl/g 初期曲げ強度 ＞90N/mm2 初期引張り強度 ＞45N/mm2 破断後伸び ＞２％、好ましくは３％より大 強 度 インプラント８週間後で初期値の＞75％ に特徴を有し、ポリラクチドまたはラクチドと少量の他
の成分とのポリマーから好ましくは射出成型によって製
造でき限定量の単量体または重合体添加剤を任意に含有
する成型体によって達成される。ポリラクチドまたはそ
のコポリマーと単量体または重合体添加剤との混合物は
またポリマー混合物またはポリマーブレンドとも称され
る。
すなわち、本発明は、ポリ−（Ｌ−ラクチド）とポリ
−（D,L−ラクチド）との混合物の熱可塑性変形によっ
て製造される分解吸収性成型体であって、該成型体がポ
リ−（D,L−ラクチド）を１〜85重量％含有することを
特徴とする分解吸収性成型体を提供する。
本発明は、又、ポリ−（Ｌ−ラクチド）とポリ−（D,
L−ラクチド）との混合物を熱可塑性変形により成型す
ることを特徴とする上記分解吸収性成型体の製造方法を
提供する。
また、極限粘度が3.5dl/gより小さいが1dl/gよりも大
きい成型体が好ましく、2.5〜1.4dl/gの極限粘度を有す
る成型体が特に好ましい。
本発明による成型体はすべての外科術分野で使用でき
る。例えば、骨手術においては、骨接合プレートは骨片
を接合させ一時的に固定させるためのねじ、膨張ピンま
たはビベットのような連結用エレメントと一緒に挿入で
きる。滑らかなまたは形取った固定ピン、固定鋲または
ねじが軟骨または骨の折片の再固定に適する。中空骨の
骨折は骨折が癒合するまで骨髄空洞鋲を用いて骨髄内空
間中で支持できる。血液器官を密閉するためのクリップ
または軟質組織を縫合するためのクランプは本発明の材
料から製造できるインプラントの例である。癒合期のイ
ンプラントの有利な破断後パーセント伸び、好ましいレ
ベルの強度および強度保持力は治療の成功を保証してい
る。云うまでもなく、上記プラスチックの性質に従った
適切な設計はそのようなインプラントの多くの態様を与
えている。従って、上記に例示であって限定を意味する
ものではない。
本発明による射出成型体は複雑な構造を有するときで
さえも滑らかな表面を有し、ポリマーブロックからの機
械的加工により得られたインプラントと異なり、微孔構
造を有しない。その結果、顕微鏡的欠陥によって生ずる
切欠き効果は防止できる。
さらにまた、本発明による射出成型サンプルの強度保
持力は著しく良好である：動物試験において、射出成型
によって製造したものでないポリ（Ｌ−ラクチド）ブロ
ック材料のインプラント試験片の強度は、高極限粘度
（具体的には、7.9dl/g）を有するにもかかわらず、わ
ずか８週間後にその初期曲げ強度の18.5％に低下した。
手術の成功は骨癒合期間内においてさえもインプラン
ト材料の上記の大きい強度喪失によって危くなり得る。
対照的に、本発明によるポリ（Ｌ−ラクチド）の射出成
型サンプルは、比較的低極限粘度（具体的には1.65dl/
g）にもかかわらず、８週間後に初期強度の97.0％の要
求に相応する強度保持力を示す（参考例１）。本発明に
よる成型体を製造するのに用いるポリマー、例えば、ポ
リラクチド、または本発明によるコポリマーまたはポリ
マー混合物は4.5dl/g以下好ましくは3.7dl/g以下特に3.
0dl/g以下の極限粘度を有するが、1.0dl/gより小、好ま
しくは1.4dl/gより小であるべきでない。
プロセス条件により、射出成型はポリマーの大きいあ
るいは小さい熱分解およびその結果としての極限粘度の
低下をもたらす。水分およびモノマー残留分が熱分解を
促進することは公知である。従って、使用する前にポリ
マーを抽出または再沈澱および／または真空加熱のよう
なそれ自体公知の方法を用いて注意深く清浄化し乾燥さ
せるべきであることは容易に理解されるであろう。しか
しながら、驚くべきことに、その低下した極限粘度にも
かかわらず、射出成型パーツはポリマーブロックからの
サンプルと全く同様の高初期強度を有することを見い出
した（参考例２）。低極限粘度を有するポリ（Ｌ−ラク
チド）のインプラントの使用はその吸収時間が高分子量
材料と比較して短いので特に有用である：生理溶液中で
の昇温下でのインビトロ試験を用いることにより、ポリ
（Ｌ−ラクチド）（極限粘度1.65dl/g）の射出成型試験
片はポリ（Ｌ−ラクチド）（極限粘度7.9dl/g）のサン
プルよりも急速に加水分解することを示すことができ
た。高粘稠ポリ（Ｌ−ラクチド）ブロック材料のインプ
ラントの場合には、３年以上の吸収時間を想定しなけれ
ばならない。同じ大きさと強度の射出成型インプラント
においては、1.5〜2.5年の吸収時間が期待できる。即
ち、射出成型中のポリマーの熱分解はある程度許容でき
る、即ち、射出成型ポリマーは精製工程におけるブロッ
ク製品よりも臨界的でない。本発明は無定形（アモルフ
ァス）および結晶性射出成型成型体の両方に関する。ポ
リマーブロックから得られたポリ（Ｌ−ラクチド）のサ
ンプルは重合条件にもよるが75％以上の結晶度レベルを
有する。結晶度は示差走査熱量計（DSC）により溶融エ
ンタルピーを測定しその結果を文献公知の100％結晶性
ポリラクチドの溶融エンタルピーと比較することによる
公知の方法で測定する。射出成型法においては、無定形
または結晶性生成物が装置中の成型体の滞留時間および
冷却速度によって得られる。実施例１および２において
は、無定形射出成型サンプルを製造した。ポリマーブロ
ックから結晶性試験片との比較は結晶度が初期強度に影
響を有しないことを示している。対照的に、結晶性製品
は無定形成型物よりも高Ｅモジュラス（弾性率）を有す
る。また、さらなる試験において、無定形ポリ（Ｌ−ラ
クチド）はその分解特性において結晶性ポリ（Ｌ−ラク
チド）を異なることも確認した。従って、製造すべき外
科術用インプラントの性質により必要に応じて、射出成
型により無定形または結晶性製品のいずれかを製造する
必要があり得る。結晶度は射出条件の適当な選択により
上述したようにおよび／または成核剤の添加による公知
の方法によって影響され得る。本発明の範囲には、自明
の理由により、クエン酸ナトリウムのような許容し得る
有機酸の塩またはポリグリコール酸のような高溶融性ポ
リマーのような生理学上許容し得る成核剤のみを使用で
きる。これらは例示であり限定的なものではない。結晶
性製品は無定形成型体から焼戻し（テンパリング）によ
っても連続的に得ることができる。ポリ（Ｌ−ラクチ
ド）の場合、昇温下（70℃以上）への長時間（少なくと
も30分間）の簡単な加温が焼戻しを行うのに十分であ
る。焼戻しの正確な条件は所望の結晶度値に従って最適
に調整できる。
ある条件下では、分子の配向が射出成型工程中に強度
の増大効果を伴って成型体中に生ずるであろう。極端な
場合には、これはある種の用途では望ましい機械的性質
の異方性をもたらすであろう、即ち、インプラントの強
度は、例えば、横方向よりも縦方向において大きい。そ
の縦方向の強度は同等の等方性成型体の強度よりも大き
い。
射出成型品についてこれまで述べて来た性質のすべて
は、押出し、加圧溶融、ホットプレス加工等のような熱
可塑性ポリマーにおいて使用される他の加工工程により
製造した物品にもあてはまる。従って、“射出成型”お
よび“射出成型した”なる用語は限定的な意味はない。
本発明はむしろ熱可塑変形による任意の方法で製造また
は変性したインプラントに関するものである。
本発明によるポリラクチドはポリ（Ｌ−ラクチド）ま
たはポリ（Ｄ−ラクチド）であり、ポリ（Ｌ−ラクチ
ド）が好ましい。本発明はまた上記の２つのラクチドと
生理学上許容し得る分解生成物を与えるコモノマーとの
コポリマーにも関する。そのようなコモノマーはD,L−
ラクチド、メソ−ラクチド、グリコリド、ジオキサノ
ン、トリメチレンカーボネート、およびラクチドと共重
合し得る他の環状エステルである。他の適当なコモノマ
ーはα−、β−またはγ−ヒドロキシ酪酸、α−、β−
またはγ−ヒドロキシバレリアン酸、およびステアリン
酸、オレイン酸、ラウリル酸等のような他のヒドロキシ
脂肪酸（C11〜C25）である。しかしながら、D,L−ラク
チド、メソ−ラクチド、グリコリド、β−ヒドロキシ酪
酸およびβ−ヒドロキシバレリアン酸が好ましく、D,L
−ラクチドが特に好ましい。コモノマーの添加は強度値
の低下を起すことを見い出した。即ち、各個々の場合に
適するコポリマーを選択するとき、低下した強度値と破
断後パーセント伸びおよび分解特性のような他の性質と
の間妥協点を得なければならない。前述した応用分野で
は、コモノマーの割合は30％好ましくは15％を越えては
ならない。Ｌ−ラクチドとＤ−ラクチドのコポリマーが
適切であり、Ｌ−ラクチドのポリマーが好ましい。極限
粘度１〜3.5dl/gを有するポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,L
−ラクチド）の成型体が好ましく、1.4〜2.5dl/gの極限
粘度は特に好ましい。コポリマー中のＬ−ラクチドの割
合は70〜90％好ましくは75〜85％である。
参考例３はポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,L−ラクチ
ド）90:10からなる射出成型試験片の製造を記載する。
参考例2Aと比較し、製品は有利に増大した破断後パーセ
ント伸びおよび高引張り強度を有する。
本発明は特に増大した破断後パーセント伸びを有する
成型体（インプラント）に関する。熱可塑物の破断後パ
ーセント伸びを低分子量液体、低分子量固体または高分
子量固体の添加（可塑剤効果）により増大させ得ること
は公知である。液体物質を添加する場合、これら物質は
通常可塑剤と称され、一方、高分子固形物を添加する場
合、使用する用語はポリマーブレンドである。通常（H.
G.Elias,Macromolecules;バーゼルのＨthing ＆ Wepf
社刊、1981、949を参照されたい）、可塑剤は鎖移動性
を増大させる。これは破断後パーセント伸びの増大を実
際にもたらすが、同時に、ガラス転移温度、弾性率、引
裂強度および硬度を低下させる。即ち、本発明の場合、
可塑剤の添加により吸収性インプラントに有利な効果を
有することは期待できない。
しかしながら、驚くべきことに、可塑剤として適する
ある種の液体の添加が同時に破断後パーセント伸びの著
しい増大を伴って匹敵し得る強度をもたらすことを見い
出した。可塑剤としても潜在的に適している他の液体は
匹敵し得る強度において増大した破断後パーセント伸び
をもたらさない（参考例４参照）。適切な可塑剤はアセ
チルトリブチルシトレートおよびグリセリントリアセテ
ート、並びにこれら２つの成分の混合物である。
本発明はまた分解吸収性ポリマー混合物系、さらに詳
しくは、添加剤としては高分子量固形物（ポリエステ
ル）を含有するポリラクチド系成型体に関する。本発明
によるポリラクチドなる用語はポリ（Ｌ−ラクチド）、
ポリ（Ｄ−ラクチド）、ポリ（メソラクチド）およびポ
リ（D,L−ラクチド）を称し、ポリ（Ｌ−ラクチド）系
成型体が好ましい。
さらなる試験において、驚くべきことに、ある種の高
分子量固形物（また、本発明による添加物としても知ら
れる）のポリ（Ｌ−ラクチド）への添加が破断後パーセ
ント伸びの増大をもたらすばかりでなく引張り強度を著
しく増大させることを見い出した（実施例１）。より強
じんな成分の添加により生ずる破断後パーセント伸びの
増大は予期されることであるのに対し、同時の引張り強
度の有利な増大は全く予期しなかった結果である。添加
物（固形物）を含有するポリ（Ｌ−ラクチド）から製造
した成型体（インプラント）において、75％以上の引張
り強度および有意な３％以上の破断後伸びを仮想生理条
件（37℃、リンゲル液）下で８週間後でさえも維持させ
ることはとりわけ有利である。本発明の目的により、こ
の高分子量固形物は生理学上許容し得る生成物に分解し
得なければならない。本発明による固形物はポリ（D,L
−ラクチド）、ポリ（Ｄ−ラクチド）、ポリ（メソ−ラ
クチド）、ポリ（グリコリド）、ポリ（トリメチレンカ
ーボネート）、ポリ（ジオキサノン）、ポリ（カプロラ
クトン）；およびＬ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、メソ−
ラクチド、D,L−ラクチド、グリコシド、トリメチレン
カーボネート、ジオキサノン、カプロラクトンの任意の
所望の組合せからなるもの；並びに、重合性環状エステ
ルから調製できる他のコおよびターポリマーのような吸
収性ポリエステルであり、これらはすべて当業者にとっ
て周知である。好ましい高分子量固形物はポリ（D,L−
ラクチド）、ポリ（メソ−ラクチド）、ポリ（ジオキサ
ノン）およびポリ（カプロラクトン）である。ポリ（D,
L−ラクチド）およびポリ（メソ−ラクチド）が特に好
ましい。適当なコポリマーには、例えば、次のものがあ
る： ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,L−ラクチド） ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−メソ−ラクチド） ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−グリコリド） ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−トリメチレンカーボネー
ト） ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−ε−カプロラクトン） ポリ（D,L−ラクチド−コ−メソ−ラクチド） ポリ（D,L−ラクチド−コ−メソ−ラクチド） ポリ（D,L−ラクチド−コ−トリメチレンカーボネー
ト） ポリ（D,L−ラクチド−コ−ε−カプロラクトン） ポリ（メソ−ラクトン−コ−グリコリド） ポリ（メソ−ラクトン−コ−トリメチレンカーボネー
ト） ポリ（メソ−ラクトン−コ−ε−カプロラクトン） ポリ（グリコリド−コ−トリメチレンカーボネート） ポリ（グリコリド−コ−ε−カプロラクトン） 添加する高分子量固形物の量は一般に１〜50％の範囲
であり特別な場合85％までであり得る。しかしながら、
５〜35％特に５〜25％の添加量が好ましい。少量を添加
する場合、加える高分子量固形物の極限粘度は臨界的で
ない。一般に、添加剤の粘度は前述したような基材ポリ
マーの粘度範囲内である。しかしながら、10％以上の量
を加える場合、極限粘度は1dl/gより小でなければなら
ない（25℃、クロロホルム）。コポリマーを使用する場
合、その配列は臨界的ではない。ランダムコポリマーま
たはブロックコポリマーは同等に適し得る。
好ましいコポリマーはポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,L
−ラクチド）である。１成分としてＬ−ラクチドを含有
するコポリマーは好ましくは少なくとも70％のＬ−成分
を含有するが、好ましくは95％以上は含有しない。特に
好ましい範囲はコポリマー中で75〜85％のＬ−成分であ
る。
ポリマー混合物中のポリ−Ｌ−ラクチドの割合が85％
より多い場合、コポリマー中のＬ−ラクチドの割合は90
％より多くあるべきでない。
他の好ましい成型体は70〜95％の量のＬ−ラクチドを
コポリマー中に含有するポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,L
−ラクチド）とポリ（D,L−ラクチド）とを含有しこの
ポリマー混合物中にポリ（D,L−ラクチド）を１〜85重
量％、好ましくは５〜35重量％特に15〜35重量％の量で
含有するポリマー混合物から得られた成型体、およびポ
リ（Ｌ−ラクチド）とポリ（D,L−ラクチド）とからな
りこのポリマー混合物中に５〜85重量％、好ましくは15
〜50重量％、特に15〜35重量％の量のポリ（D,L−ラク
チド）を含有する成型体である。
本発明によるポリ（Ｌ−ラクチド）と上述の添加剤と
の混合物の調製方法は種々の方法がある。１つは、２成
分の混合物を直接射出成型工程において使用することが
でき、もう１つには、２成分の混合物を粒状に加工し次
いで、この粒状物を射出成型できる。
かくして、本発明は、高分子添加材を含有するポリ
（Ｌ−ラクチド）または30％まで好ましくは５〜15％の
D,L−ラクチドを含有するＬ−ラクチドとD,L−ラクチド
のコポリマーのようなポリラクチドまたはこれら２つの
成分の混合物の粒状物を使用する射出成型による成型体
の製造にも関する。強度と強じん性の両方を有する射出
成型体が製造される。本発明によるポリマー混合物の強
度は著しく高く、要求されるような８週間の期間に亘っ
て高い値で残存することは特に価値あることである。
実施例 以下の実施例は本発明を例示することを目的とする。
使用した射出成型装置は完全水圧式アンカーデマッグ
ピストン装置（ピストン径21mm、遮断力150KN）であっ
た。種々のポリマーおよびポリマー混合物を射出成型す
る条件は第６表に示している。40℃をすべてのタイプの
プラスチックにおける装置温度として用い、また使用し
た射出速度は出来るだけ最高にした。強度試験はタイプ
JJ Lloyds T 500zの一般的な試験装置を用いて行った。
引張り強度を試験した試験片の形状はDIN53455の試験片
No.4の形状と同様であり、これら試験片は3mm厚であっ
た。
参考例1:ポリ（Ｌ−ラクチド）からのサンプルの作製 各ポリ（Ｌ−ラクチド）試験ロッド（２×３×25mm）
を極限粘度7.8dl/gを有する粒状物からの射出成型によ
りまたブロック材料（極限粘度7.9dl/g）からの機械加
工により作製した。これら試験片の曲げ強度は送り出し
たままの形で、滅菌後、DIN53452による埋植期間の関数
として測定した。ラットを試験動物として使用した。結
果は第１表に示す。
参考例2:低極限粘度を有するポリ（Ｌ−ラクチド）の射
出成型サンプルの初期強度 DIN53455による引張り試験（試験速度10mm/分）用の
試験片はポリ（Ｌ−ラクチド）粒状物（i.v.2.91dl/g）
から射出成型装置中で作製した。これら試験片の性質は
第2A表に示す。曲げ強度は参考例１で記載したようにし
て測定した。
第2B表はポリマーブロックから得られた試験片の比較
結果を示す。
第 2A 表 射出成型サンプルの機械的性質 極限粘度 1.45dl/g 引張り強度 46.4N/mm2 破断後曲げ ０ ％ 曲げ強度 118.3N/mm2 第 2B 表 ポリマーブロックから得られたサンプルの機械的性質 極限粘度 7.9 7.4＊ 3.7＊dl/g 引張り強度 58.2 28.8 N/mm2 曲げ強度 118.8 N/mm2 ＊EP第0108635号より 参考例3:ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,1−ラクチド）か
ら得られた成型体 ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−D,L−ラクチド）90:10（i.
v. 7.0dl/g）の粒状物を用いてDIN53455による引張り
試験（試験速度:10mm/分）用の射出成型試験片を作製し
た。これら試験片の性質は第３表に示す。
第 ３ 表 極限粘度 2.10dl/g 引張り強度 51.6N/mm2 破断後伸び 2.0％ 参考例4:ポリ（Ｌ−ラクチド）への低分子量可塑剤の影
響 8.6％のアセチルトリブチルシトレートをポリ（Ｌ−
ラクチド）中に含有させた。これから得られた粒状物の
極限粘度は1.72dl/gであった。射出成型試験片はこれら
の粒状物からDIN53455による引張り試験（試験速度:10m
m/分）用として作製した。
第４表は諸性質を要約する： 第 ４ 表 極限粘度 1.40dl/g 引張り強度 46.2N/mm2 破断後伸び 3.0％ 同様にして調製し10％のブチルブチリルラクテートを
含有するポリ（Ｌ−ラクチド）は46.2N/mm2の引張り強
度を有するが０％の変化なしの破断後伸びを有すること
を見い出した。1.5％または47％のトリエチルシトレー
トの添加は純ポリ（Ｌ−ラクチド）に比し、それぞれ、
14.2N/mm2および9.7N/mm2の低い引張り強度を与えた。
破断後伸びは０％で変化しないままであった。
実施例1:ポリ（Ｌ−ラクチド）への高分子量固形分の影
響 DIN53455による引張り試験にて、ポリ（Ｌ−ラクチ
ド）とポリ（D,L−ラクチド）からなるポリマー混合物
の射出成型試験片を10mm/分の試験速度で試験した。混
合比の関数としての機械的性質は第5A表に集約した。第
5B表は37℃のリンゲル液中での加水分解後の機械的性質
の変化を示す。射出成型ポリ（Ｌ−ラクチド）の加水分
解試験片の比較値も示す。
フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ // Ｂ２９Ｃ 45/00 Ｂ２９Ｃ 45/00 (72)発明者 アッヒム フルシュト ドイツ連邦共和国 7200 テュットリン ゲン フェーレンシュトラーセ 54 (72)発明者 ヴラーディス ヴィンクラー グヴィー ネック ドイツ連邦共和国 7200 テュットリン ゲン レーゲルヴェーク ３ (72)発明者 ベルトールト ブッフホルツ ドイツ連邦共和国 6507 インゲルハイ ム アム ライン グルントシュトラー セ 55 (72)発明者 ディーテル ベンディクス ドイツ連邦共和国 6507 インゲルハイ ム アム ライン ファイト シュトス シュトラーセ 17 (72)発明者 ギュンテル エンテンマン ドイツ連邦共和国 6507 インゲルハイ ム アム ライン シュッツェンプファ ート 16 (56)参考文献 特開 昭61−36321（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−179140（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−19174（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−146924（ＪＰ，Ａ) 欧州特許出願公開342278（ＥＰ，Ａ １) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) C08L 67/00 - 67/08 A61F 2/02 A61L 27/00 C08G 63/00 - 63/91 C08J 5/00 - 5/24

Claims (3)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ポリ−（Ｌ−ラクチド）とポリ−（D,L−
    ラクチド）との混合物の熱可塑性変形によって製造され
    る分解吸収性成型体であって、該成型体がポリ−（D,L
    −ラクチド）を１〜85重量％含有することを特徴とする
    分解吸収性成型体。
  2. 【請求項２】ポリ−（Ｌ−ラクチド）とポリ−（D,L−
    ラクチド）との混合物を熱可塑性変形により成型するこ
    とを特徴とする請求項１記載の分解吸収性成型体の製造
    方法。
  3. 【請求項３】熱可塑性変形による成型が、射出成型であ
    る請求項２記載の製造方法。
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