JP3094263B2 - インプラント材料 - Google Patents
インプラント材料Info
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Description
織に至る広い範囲の部位に使用することができるインプ
ラント部材に関する。更に詳しくは、人工靱帯、人工気
管、人工関節軟組織、人工椎間板、人工血管、人工尿
管、人工骨、経皮端子、人工顎骨、人工歯根、人工弁、
人工腱等に使用でき、また、手術用補綴材、修復材、骨
充填材、骨接合材等として使用できる屈曲性、弾力性を
備えた生体適合性および力学的適合性に優れたインプラ
ント材料に関する。
は実用化されているインプラント材料として、以下のよ
うな金属材料、セラミックス材料、有機材料が知られて
いる。即ち、金属材料としてはチタン及びその合金、ス
テンレス鋼、コバルト−クロム合金等が知られており、
セラミックス材料としてはアルミナ、ジルコニア、マグ
ネシア、サファイヤ、ハイドロキシアパタイト、トリカ
ルシウムフォスフェイト、アパタイト・ウォラストナイ
ト等が知られている。また、有機材料としてはポリエチ
レン、ポリプロピレン、シリコーン、ポリメチルメタク
リレート、ポリフッ化エチレン等の高分子物質が知られ
ている。
弾性率が一桁以上も高く、骨のストレス保護による再折
損などの問題があり、セラミックス材料は静的な強さが
大きいけれども、衝撃に脆く、容易に欠けたり、折損す
るという問題がある。また、ハイドロキシアパタイト、
トリカルシウムフォスフェイト、アパタイト・ウォラス
トナイトなどのバイオアクティブなセラミックス材料は
生体組織との適合性あるいは結合性が良いが、それ以外
のセラミックス材料や金属材料、有機材料は生体組織と
の適合性が欠けていたり、結合性がないという問題があ
る。
面にハイドロキシアパタイト層を形成させるための種々
の方法が工夫され、生体組織との生体結合性を得たり、
力学的適合性を高めるインプラント複合材料の研究が行
われている。即ち、CaOとSiO2 を主成分とするガ
ラス粒子を擬似体液に浸漬し、その中に有機高分子を浸
漬して表面に骨類似のアパタイト層を形成させる方法で
ある。有機高分子の中ではポリエチレンテレフタレート
やポリエーテルサルフォンが特に高い接着強度を示す。
しかし、これらの場合は、基材である高分子の生体適合
性と耐久性に問題があり、その強度も十分とは言えな
い。また、アパタイト層は表層のみの薄層であり、長期
の使用によるストレス下で層間剥離による破壊、脱離の
危惧があり、長期の実用に耐えうるものでない。
イオアクティブなインプラント材料およびその表面にハ
イドロキシアパタイト層を形成させた複合材料は、生体
組織との結合性は良いが、生体組織との力学的適合性の
点で問題がある。また、上記の金属材料、セラミックス
材料、有機材料は生体適合性および力学的適合性の点で
問題がある。
合する相手の生体組織と力学的整合性をもつことを意味
し、強度よりもむしろ力学的挙動、特に変形特性が互い
に一致すること、或は、インプラント材料により生体組
織に伝達され、発生する応力が正常な生理的範囲にある
ことである。
組織のそれらは変形挙動がかなり異なっている。即ち、
生理的な応力レベルでは生体組織は擬弾性的であり、負
荷時と解放時の応力−歪み曲線が一致しない。つまりヒ
ステリシスロスが大きい。また、皮膚などの軟組織は線
形弾性を示さず、低応力レベルでは非常に柔らかいが、
応力が増加するにつれて剛くなる。従来のインプラント
材料の使用の失敗は、殆どが生体組織との接合部や界面
で材料あるいは生体組織が壊れている。これは両者の結
合の強さの問題よりも変形の不一致によるものである。
従って、歪みの調和、変形特性の適合を図ることが重要
であるが、生体由来の材料は低い弾性係数のわりには高
い強度を示すのに対し、従来の人工のインプラント材料
は強度を上げようとすれば弾性係数も上がるため、根本
的にインプラント材料の形態や構造を改良しない限り、
高強度、低弾性係数(高コンプライアンス)の所謂しな
やかで強い力学的適合性のある材料とはなり得ない。
近ではアパタイト層と基材となる高分子の中で表面結合
力の強いポリエチレンテレフタレート(PET)の極細
繊維でできた布地にアパタイト層を形成する研究が試み
られている。その結果、アパタイト層が剥げ落ちること
なく折り曲げることができたとされている。しかしなが
ら、これらの高分子表面とアパタイト層の結合力は基本
的に化学的結合力よりも、高分子の表面を粗くすること
で得られるアンカー効果による物理的結合力に大きく依
存するものである。アパタイト層は数μm〜10数μm
と薄く、長期の耐久性に疑問が残るものであり、極細繊
維の表面を処理した場合、布地本来の物性とは異質の硬
いものに変わるので力学的適合性が変化するなどの不都
合な問題があった。また、繊維の強度は不慮の際の過激
な強度がかかった場合でも切断されないというほどの強
度を補償できるものでない。
で、その目的とするところは、材料の形態ないし構造を
生体の繊維構造に近づけ、それを長期に維持できる構成
形態とし、また極めて大きい破断強度をもたせることに
よって生体組織との生体適合性と力学的適合性を付与
し、耐久性、長期安全性の高いインプラント材料を提供
することにある。
ラミックスの粉末を含む低密度ポリエチレンで超高分子
量ポリエチレン繊維を被覆し、その表面のポリエチレン
薄層を除いて該バイオセラミックス粉末の一部を露出さ
せた糸を用いて造られた織物、編物、網体のいずれかよ
り成る本発明のインプラント材料によって達成される。
この織物は、使用する生体の力学的特性に応じて平織、
綾織、朱子織、搦み織等、種々の織り組織を持つものを
任意に選択すればよく、編物は長さ方向に編み込む経編
でも巾方向に編み込む緯編でもよい。また、網体は平網
でも立体網でもよく、網目の形状も方形、菱形、六角形
等、種々の形状を選択できる。
て織物等という)の製造に用いる糸は、1本又は2本以
上の超高分子量ポリエチレン繊維を押出機のクロスヘッ
ドダイに通しながら、バイオセラミックス粉末を含んだ
低密度ポリエチレンを同時に押出して該繊維を被覆した
ものである。この糸は100〜3000デニールの太さ
のものが適当で、この程度の太さの糸を使用すると、織
機や編機を用いて力学的適合性の良い織物等を容易に製
造することができる。
は、超高分子量ポリエチレンを溶剤に溶かしてゲル化し
たものを紡糸し、溶剤を除去したものである。この超高
分子量ポリエチレン繊維は500〜1000デニール程
度の太さのものが好適である。あまり太い繊維を芯材に
すると、被覆した糸が剛直となるため、織物等をつくり
難く、また織物等の屈曲性、変形性等が低下するといっ
た不都合を生じるし、逆に、あまり細い繊維を用いる
と、もつれて取扱いが困難であり、織物等の強度が不十
分になるといった不都合を生じるからである。但し、使
用目的によっては織り組織に網目に由来する伸び縮みの
融通性の必要なものと、あまり必要でないものがあるの
で、繊維の太さ、織り組織、バイオセラミックス粉末を
含む低密度ポリエチレンの被覆量等を可変する必要があ
る。原料の超高分子量ポリエチレンとしては、分子量が
100万以上、好ましくは300万〜500万程度のも
のが使用される。
密度ポリエチレンは、およそ0.865〜0.920の
密度を有するものが使用される。このような低密度ポリ
エチレンは、超高分子量ポリエチレンの軟化温度が14
0℃近辺であるために、それ以下の温度で被覆できるよ
うなグレードから選ばれる。殊に超低密度ポリエチレン
(Very low density PE,or Ultra low density PE)は
低融点であり、140℃以下で流動性が良いので、バイ
オセラミック粉末を均一に混合しやすく、また、被覆性
が良いためピンホール等のない被膜層を形成するので好
都合である。但し、柔らかくて強度的にはあまり強くな
い。従って、被覆後、γ線照射によって低密度ポリエチ
レンのポリマーを架橋し、被膜層の強度を向上させるこ
とが望ましい。また、γ線を照射すると、超高分子量ポ
リエチレン繊維の表面にもラジカルが発生するため、低
密度ポリエチレン被膜層と超高分子量ポリエチレン繊維
との界面で両者が化学結合して密着するので、両者の界
面で剥離、脱落することがない。この被膜は粉末濃度が
被覆外層から内層に向かって徐々に低くなるように傾斜
をもたせるように多層構造としてもよい。
ラミックスの粉末としては、その表面で生体組織と反応
するアパタイト・ウォラストナイト含有結晶ガラス(以
下、AWと記す)、ハイドロキシアパタイト(以下、H
Aと記す)等の粉末や、生体組織との反応が材料内部ま
で及ぶリン酸トリカルシウム(以下、TCPと記す)等
の粉末が好適であり、これらは単独で又は二種以上混合
して使用される。その他、アパタイト含有結晶ガラスや
アパタイト・金雲母含有結晶ガラス等の粉末も使用され
る。これらのバイオセラミックス粉末は、粒度を0.1
〜30μm程度に調整すれば低密度ポリエチレンと良く
混ざり合い、均一に含有させることができる。特に、平
均粒度が10μm以下のものが好ましい。
外層では低密度ポリエチレンの被膜層内で互いに接触す
るほど密に存在しており、また、表面にハイドロキシア
パタイトの結晶が成長してポリエチレンの全面を最終的
に覆ってしまうようになるために、被膜層表面において
該粉末が面積比で約5%以上露出していることが望まし
い。このような状態で該粉末が含有されていると、被膜
層表面や層内に浸透する体液との反応によって連続した
アパタイト層が比較的速やかに形成され、生体組織と強
く結合することも可能である。このような含有状態とす
るためにはバイオセラミックス粉末の含有率を30容量
%以上とする必要があり、これより少なくすると、連続
したアパタイト層の形成が困難になって生体組織との結
合力が低下する。一方、バイオセラミックス粉末の含有
率が70容量%を越えると、粉末過剰のため低密度ポリ
エチレンの被膜層の強度低下が大きくなる。従って、バ
イオセラミックス粉末の含有率は30〜70容量%とす
るのが望ましく、より好ましい含有率は40〜60容量
%である。また、被膜層であるバイオセラミックス粉末
含有の低密度ポリエチレン層は、該粉末の濃度が異なる
ものを内層から外層に向かって濃度が高くなるように多
層に被覆した場合には、界面での密着力や糸のしなやか
さ等が改善されるので都合がよい。また最表層の粉末の
濃度を上げることもできる。
プラント材料は、埋入部位に応じて適当な大きさ及び形
状に切断して使用されるが、予め埋入部位に合わせた立
体形状に熱成形しておいてもよい。例えば人工気管とし
て用いる場合は、織物等を予め円筒状に熱成形してお
き、また、顎骨補綴材として用いる場合は予めU字状な
いしコ字状の湾曲した溝型に熱成形しておき、また、人
工椎間板のように厚みを必要とする場合は、織物等を折
り重ねて縫い合わせるか又は複数枚積み重ねて加熱圧縮
成形する。その後、γ線架橋して界面での密着性を上げ
ると同時に形状保型性を付与することができる。また、
最終的にγ線の照射は滅菌処理を併用するので好都合で
ある。
ポリエチレン被膜層にバイオセラミックス粉末が含まれ
るため、体内に埋入すると、該被膜層の表面や層内部に
浸透した体液と該粉末が反応して連続したアパタイト層
を形成し、生体組織と強固に結合する。特に、平均粒度
が10μm以下のAW、HA、TCPの粉末を単独で又
は二種以上混合して低密度ポリエチレンに30〜70容
量%含有させたものは、生体組織との結合力が大であ
る。そして、低密度ポリエチレンを架橋し、超高分子量
ポリエチレン繊維との界面で両者を化学結合させたもの
は、低密度ポリエチレンの被膜強度が大きく、超高分子
量ポリエチレン繊維との密着力に優れるため、被膜の破
損や剥離を生じない。
物、編物又は網体であるから、屈曲性、弾力性等が良好
であり、筋肉等の動きによって力が作用すると、織り組
織や編み組織が伸びて変形する。そして、糸の芯材が引
張り強度の大きい超高分子量ポリエチレンであるから、
破断するまでに強度的な余裕がある。従って、生体組織
と良く似た力学的挙動を示し、生体組織との力学的適合
性が良好であり、超高分子量ポリエチレン繊維の本数や
太さ、或は、織り組織や編組織の疎密度、編目の大きさ
等を調整することによって、生体の軟組織から硬組織ま
で適合するインプラント材料を提供することができる。
チレン樹脂の糸で製した織物等であるから、ハサミ等の
切断具を用いて所望の大きさ及び形状に切断でき、熱成
形によって所望の立体形状に賦型できる利便さもある。
W(SiO2 −CaO−MgO−P2 O5 系)の粉末を
超低密度ポリエチレン(ニポロン−LIP197Y,東
ソ株式会社製)に対して容量比で35%配合し、ロール
を用いて加熱混練した後、フレーク状に粉砕した。
温度が130℃になるように調整して押出すと共に、こ
のダイに直角にクロスしたダイの孔に、フィラメント数
10の縒をかけた100デニールの超高分子量ポリエチ
レン繊維(テクミロンNA210、三井石油化学工業株
式会社製)を通し、上記の押出した溶融物で被覆して、
フィラメント数100、1000デニールのテクミロン
に相当する大きさのモノフィラメントを作製した。但
し、被覆時に空気がフィラメントと樹脂の間に介在しな
いように、吸引下に被覆した。また、フィラメントの表
面は巻取り時に耐水研磨紙#1500にその周囲をこす
りつけて、AWが表面に現出するようにした。
の平織の布地を織った。この布地は例えば100℃程度
に加熱して変形し、そのまま冷却すれば、ある種の簡単
な形状に加工することもできる。また、この布地を10
枚重ねて、重ね合わせ方向を同じフィラメントで縫い合
わせ、縦、横、高さ方向に引張っても容易に剥離破断し
ないような約8mm厚の立方体の織物よりなるインプラ
ント材料(資料1)を得た。
つHA(Ca10(PO4 )6 (OH)2 )の粉末を低密
度ポリエチレン(ペトロセン342、東ソ株式会社製)
に対して容量比で35%配合し、実施例1と同様にして
フレーク状物を得た。
例1と同様にして被覆したモノフィラメントを造った。
これを用いて伸縮製のあるメリヤスを編み、この編物で
直径2cmの円筒状のインプラント材料(資料2)を作
製した。
に0.5〜10μmのTCP(Ca3(PO4)2)を
1:1の容量比で混合し、これをニポロン−LIP19
7Yに容量比で40%配合して、実施例1と同様にフレ
ーク状物を得た。
例1と同様にしてフィラメント数150、1500デニ
ールのテクミロンに相当する太さのモノフィラメントを
造った。これを手編みして、鎖編の円筒状のインプラン
ト材料(資料3)を作製した。
(資料1)にγ線を2.5〜7.5Mrad照射してイ
ンプラント材料(資料4)を得た。そして、加熱トルエ
ン中でその破片を煮沸したが、ポリエチレンは膨潤し、
繊維との剥離は容易でなく、γ線を未照射の場合との差
は明らかであった。
プラント材料(資料1〜4)を、NaCl,NaHCO
3 ,KCl,K2 HPO4 ,MgCl2 ・2H2 O,C
aCl2 ・2H2O,NaSO4 ,HCl,トリスハイ
ドロキシメチルアミノメタンの組成からなる37℃の擬
似体液に浸漬した。
の表面に形成し始め、1週〜3週後には、いずれの資料
表面も網目状のHAの結晶で完全に覆われた。ただし、
結晶成長の速さと密度は、資料1,資料2,資料4,資
料3の順である傾向が見られた。また、資料3の場合は
TCPの擬似体液への溶出のためか、浸漬後期にHA結
晶はTCPのぬけた孔、あるいはAWの周囲孔にまで浸
入している状態が観察された。この事実はHA孔の浸入
によるアンカー効果のために生体とのより強い力学的結
合性を生ずるものである。編、織り組織へのHA結晶の
浸入も認められたので、長期間生体に存するとこの複合
体をHAが全体に覆い、生体への強固な結合と為害性を
発現しないことが予想できる。
料はHAを介して生体組織に強く結合する生体への組織
適合性を有すると同時に、破断時に高強度を有する超高
分子量ポリエチレン繊維で織・編した布地で強化された
生体への力学的適合性を備えた材料であると言えよう。
のインプラント部材は生体組織と強固に結合し、生体組
織との力学的適合性があるので、破損したり生体組織を
傷めることなく長期にわたって体内に埋入することがで
きる。また、切断が容易で、所望の立体形状に熱成形で
きる利便さもある。
Claims (7)
- 【請求項1】バイオセラミックスの粉末を含む低密度ポ
リエチレンで超高分子量ポリエチレン繊維を被覆し、そ
の表面のポリエチレン薄層を除いて該バイオセラミック
ス粉末の一部を露出させた糸を用いて造られた織物、編
物、網体のいずれかより成るインプラント材料。 - 【請求項2】織物、編物、網体のいずれかを任意の立体
形状に成形した請求項1に記載のインプラント材料。 - 【請求項3】バイオセラミックスがアパタイト・ウォラ
ストナイト含有結晶ガラス、リン酸トリカルシウム、ハ
イドロキシアパタイトのそれぞれ単独又は二種以上の混
合物である請求項1又は請求項2に記載のインプラント
材料。 - 【請求項4】低密度ポリエチレンが架橋され、且つ超高
分子量ポリエチレン繊維との界面で両者が化学結合して
いる請求項1又は請求項2に記載のインプラント材料。 - 【請求項5】低密度ポリエチレンにバイオセラミックス
の粉末が30〜70容量%含有されている請求項1又は
請求項2に記載のインプラント材料。 - 【請求項6】バイオセラミックスの粉末の平均粒度が1
0μm以下である請求項1又は請求項2に記載のインプ
ラント材料。 - 【請求項7】請求項6のインプラント材料を擬似体液に
浸漬してその表面をハイドロキシアパタイトの結晶で覆
ったインプラント材料。
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