JPH11512626A - 組織条件下分解性材料及びそれを製造するための方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、ポリマー、コポリマー又はポリマー合金から製造された組織条件下分解性材料に関する。その材料は非結晶性、即ちアモルファス構造を有する。更に、その材料は機械的変形により分子的に配向され補強されている。

Description

【発明の詳細な説明】 組織条件下分解性材料及びそれを製造するための方法 本発明は、組織条件下分解性材料に関する。 手術においては、組織を一緒につなぐため、互いから組織を分離するため、部 分的又は全体的に組織を一時的に置換するため及び組織の治癒及び成長を導くた めの生分解性の（組織下条件吸収性）ポリマーから製造されたインプラントを用 いることが知られている。材料の結晶構造を改良し、方向づけ（配向し）、その 方向における材料の強度及び剛性を増加させる様式で、繊維又は棒のような延長 ブランクを引き伸ばすことによる、部分的に結晶化した熱可塑性生分解性ポリマ ー強インプラント材料の製造が知られている。米国特許第 4,968,317号公報は、 例えば骨折の固定のための種々の装置を製造する場合に用いることができる延伸 技術により配向した部分的に結晶性の生分解性の生物材料を供する。EP−032117 61公報は、結晶の核形成がおこるそのガラス転移温度より低い温度に、熱可塑性 ポリマーを冷却することにより、その材料のガラス転移温度より高いがその融点 より低い温度に材料を再度加熱することにより、及び配向を得るためにこれらの 条件下で材料を引き伸ばすことにより、配向した、部分的に結晶性の生分解性材 料を製造するための方法を提供する。 WPI ACC 第89−220470／30号公報は、その材料中に10〜60％の結晶成分及び 1 60〜250MPaの圧縮曲げ強さを有する分子的に配向した乳酸ポリマー又はそのグリ コール酸とのコポリマーからなる手術用生物材料を供する。 部分的に結晶性の生分解性ポリマー材料は、例えば骨折又は結合 組織の損傷を修復する時に用いられる例えば種々のロッド、スクリュー、プレー ト等を製造するために用いることができる。次の出版物：P.Rokkanenら：“Util isation des implants biodegradables dans le traitement chirurgical des f ractures et au cours des Partioら：“Immobilisierung und Fruhmobilisierung von Malleoiarfrakturen nach Osteosynthese mit resorbierbaren Schrauben” i ら:“Absorbable pins of self-reinforced poly-l-lactic acid for fixatio n of fractures and osteotomies”，J Bone joint Surg 74-B(6)，(1992)，pp. 853〜857; T.Yamamuro ら:“Bioabsorbable osteosynthetic implants of ultra high strength poly-L-lactide．A clinical study”，int．Orthop 18，(1994 )，pp.332〜340は、手術に用いるこれらの型の材料の適用の結果を開示する。 上述の結晶形状は、例えば充填されない骨折の治癒のような所定の手術の実施 形態において骨の手順に、用いることができるような強度及び強さの、非配向性 生物分解性材料を供する(例えばS.Vain biodegradable polymers in human tissarcs”，Prog-Polym．Sci.14(1989)，pp ．679〜716)。 部分的に結晶性の生物分解性材料は優れた強度特性、配向した材料の場合更に 優れた強度特性を有し、そしてその生体内強度保持時間は、典型的には１〜12ヶ 月の期間、制御することができる。その欠点は、材料の結晶相の極めてゆっくり とした分解である。分解は結晶領域間に位置した材料のアモルファス領域におい て開始し、そこで最も早いので、部分的に結晶性の生物分解性材料は、最初はそ れらのアモルファス（非結晶性の）部分において分解することが多 数の調査で見い出されている。(例えば、E.W.Fischer，H.J.Sterzel，G.Wegner G :“Investigation of the structure of solution grown crystals of lactid e copolymers by means of chemical reactions”．Kolloid-Z．Polym. 251(197 3)，pp．980〜990)。前記不均一なデグラデーションの結果として、ポリマー吸 収の最後の相、主に結晶性の相において、極めてゆっくり分解する粒子が形成さ れる。いくつかの組織において、これらの粒子は、組織の膨張及び痛みのような 有害な副作用を引きおこし得る(例えばE.J.Bergsmaら：“Foreign Body Reactio ns to Resorbable Poly（L-lactide）Bone Plates and Screws Used for the Fi ration of Unstable Zygomatic Fractures”，J.Oral Mavillofac．Surg.51．(1 993)，pp.666〜670)。 しかしながら、非結晶性（アモルファス）生物分解性ポリマー材料は、ゆっく り分解する結晶構造を有さないので、アモルファスポリマーのデグラデーション は部分的に結晶性のポリマーのデグラデーションより組織条件下で速く、そして 結晶構造の欠如のため、例えば上述のE.J.Bergsma らの出版物に記載されるよう にアモルファスポリマーが分解する時に上述の有害な組織反応はおこり得ない。 しかしながら、アモルファス生物分解性ポリマーの欠点は、それらの貧弱な機械 強度特性である。その機械特性のため、アモルファス生分解性材料は、そのガラ ス転移温度が体温より低いなら極めて延性となり、他方そのガラス転移温度が体 温より高いなら、硬くかつガラス様になる。各々の場合、アモルファスポリマー は比較的弱い強度特性を有する。 骨折固定の高頻度の破壊として、臨床的な調査において不十分な強度のアモル ファスの生分解性ポリマーインプラントが見い出されている。例えば出版物K.E. Rehm，H.J.Helling，L.Claes :“Berich t der Arbeitsgruppe Biodegradable Implante”，Akt．Traumatol.24(1994)，p p.70〜74は、57の患者からの臨床結果を供する。その調査においては、格子状の 骨領域における種々の骨折は、アモルファスのポリ−Ｌ／DL−ラクチド（70／30 のＬ／DL比）から製造された生分解性ロッドで固定される。患者の術後の追跡調 査において、４人の患者で骨断片の転移が発見され、それはこの合併症が７％の 患者で見い出されたことを示す。更に、２人の患者(3.5％の患者）で、そのロッ ドの頭の転移が見い出された。これにより、合併症の総数は高くなった（10.5％ ）。骨断片の転位及びロッドの転移は、アモルファスラクチドコポリマーの強度 、特にせん断強度は安全な治癒を供するために十分でなかった。この結果は、例 えばロッドが部分的に結晶性の配向した（自己補強性の）ポリ−Ｌ−ラクチドか ら製造された格子状骨領域における骨折の固定及び骨切り術のための対応する型 のロッドを用いるH.Pihlajamaki ら：“Absorbable pins of self-reinforced p oly-L-lactic acid for fixation of fractures and osteomies”，J.Bone Join t Surg.（Br）Vol．74-B，(1992)，pp.853〜857 の臨床調査から明らかに異なる 。その調査は、27の固定化手術した患者を含み、術後の追跡調査（８〜37ヶ月） で見い出された骨断片転位又はロッド転位はなかった。即ち合併症の程度は０％ であった。部分的に結晶性の配向したポリラクチドロッドのせん断強さはアモル ファスの非配向性のポリラクチドロッド（Pihlajamaki らにより用いられたロッ ドのせん断強度は100〜180MPaであり、Rehmらにより用いられるロッドのせん断 強度は46〜54MPa と測定された。例えば実施例１）のそれと比べて２倍であるの で、Rehmらの調査における高い割合の合併症はそれらの研究に用いた材料の不十 分な強度特性のためであった。他方、アモルファスポリマー中にゆっくり吸収す る結晶性相は存在しなかったので、アモル ファスポリマーの吸収は、その強度をゆるめた後、部分的に吸収性のポリマーの 吸収より速くおこる。例えば、Rehmらの出版物によれば、アモルファスポリ−Ｌ ／DL−ラクチドにより製造されたロッドは、組織条件下で２年間でほぼ全体的に 吸収されたが、Bergsma らによれば、移植後３年８ヶ月後でさえ患者の手術部位 には大量の結晶性ポリ−Ｌ−ラクチドが存在していた。また、Y.Matsususe ら（ “In vitro and in vivo studies on bioabsorbable ultla-high-rigidity poly （L-lactide）rods，J.Biomed．Mater．Res．26，(1992)，pp．1553〜1567）は 、インプラントの配置後18ヶ月、大量（約30％）の部分的に結晶性のポリ−Ｌ− ラクチドが研究動物中に残っていた。 生分解性インプラントはその強度を失った後、患者のシステムにおいて役立た なくなるので、インプラントはその強度を失った後できる限り早く吸収されるの が有利であろう。 これにより、結晶性の性質はその生分解性材料にその優れた最初の強度を供す るが、それは、材料かその強度を失った後、ポリマーの最終的な吸収を遅らせ、 そしてそれは特定の実施形態において有害な慢性合併症を引きおこすことさえあ る。かわりに、アモルファス材料は速く吸収されるが、その弱い機械強度のため 、治癒した時に患者に危険（転位の危険）を引きおこす。 驚くことに、本発明において、周知の部分的に結晶性の、及び他方でアモルフ ァスの生分解性の外科的インプラントの欠点は、それらの製造において、周知の 材料のかわりに、延伸技術により配向され補強（自己補強）されたアモルファス の生分解性のポリマー、コポリマー又はポリマーの組合せを用いることにより、 有効に除去することができる。これにより本発明は、分子的に配向され、自己補 強された、アモルファスの生分解性外科用生物材料、外科用インプ ラントの製造におけるそれらの使用、それらの一部又は複合物、及び外科用イン プラントを提供する。前記生物材料及びそれから製造されたインプラントは、組 織もしくはその一部を一緒につなぐため、組織もしくはその一部を分離するため 、一時的に組織を置換するため及び／又は組織の治癒もしくは成長を誘導するた めに手術において用いることができる。本発明による自己補強された材料及びイ ンプラントは、驚くことに、周知の生分解性の部分的に結晶性の材料と他方でア モルファス材料との有利な特性を組み合わせ、そして同時に、材料の欠点を除去 する。本発明の材料は、驚くことに、特に優れたせん断強度を有し、それらは強 靱で、それらはゆっくり分解するポリマーが原材料として用いられた時に長い間 （典型的に生体内で数ヶ月間）それらの強度を保持し、そしてそれらの強度を失 った後、それらに周知の強い部分的に結晶性の材料に相当する生分解性材料より 速く吸収される。テストした場合、補強は、全体の巨視的なものにおいて強度の 増加として見ることができる。更に、本発明の材料は、それらの有利な特性をあ まり失わずにγ−放射線によって滅菌することができる。 上述の目的を得るために、組織条件下において本発明による分解性材料は、主 に、添付の独立の請求の範囲第１項の特徴的部分を主に特徴とする。 本発明による材料は、それらを、結合組織もしくはその一部を互いにつなげる ため、互いから組織もしくはその一部を分離するため、一時的に組織を置換する ため及び／又は組織の治癒もしくは成長を誘導するための種々の外科用インプラ ントを製造するのに用いることができるように、驚くほど強く強靱であることが 判明している。この型のインプラントは、例えば種々のロッド、スクリュー、ピ ン、フック、骨髄内釘、プレート、ボルト、縫合固定具、ホイル、 ワイヤー、チューブ、ステント、スパイラル又は例えばUS Pat．No.4,743,257． Fl Pat．No.81010，US Pat．No.4,968,317．Fl Pat.No.84137，Fl Pat．No.8522 3．Fl Pat．No.82805．PCT/Fl 93/00014 及びPCT/Fl93/00015，US Pat．No.5,08 4,051，US Pat．No.5,059,211，Fl Pat．No.88111並びにEP-634152 に供される 対応する型のインプラントを含む。 本発明の材料は、熱可塑性のアモルファスの生分解性ポリマー、例えば大量の Ｄ−ラクチドユニットを含むＬ−ラクチドコポリマー（例えばＤ−ユニットの15 〜85モル％を有するポリＬ／DL−ラクチド）、ラクチド及びグリコールのアモル ファスコポリマー、並びにアモルファス合金を形成するポリマーの組合せから製 造することができる。本発明の材料が他のアモルファス生分解性ポリマー、例え ばポリオルトエステル（例えばUS特許4,304,767 を参照のこと）、プソイドポリ （アミノ酸）（例えばS.I.Ertel ら、J.Biomed．Mater．Res．29（1995）pp．13 37〜1378を参照のこと）等からも製造することができることは自明である。 更に、本発明による材料は、複合剤として、粉末様セラミック又は対応する材 料、例えば骨粉、ヒドロキシアパタイト粉末、リン酸カルシウム粉末及び他の吸 収性セラミック粉末又は吸収性セラミック繊維、例えば生体ガラス繊維を含み得 る。 １つの有利な実施形態によれば、本発明の材料は、少くとも１つの有機もしく は無機生物活性剤、例えば抗生物質、化学療法剤、創傷の治癒を活性化する剤（ 例えば脈管形成成長因子）、骨成長因子（骨形態発生タンパク質[BMP]）等も含 む。このような生物活性材料は、それらは機械的効果に加えて組織治癒のために 生化学的、医療的及び他の効果も有するので、臨床的な使用に特に有利である。 本発明の材料は、材料の処理を容易にするため（例えは安定化剤 、酸化防止剤又は軟化剤）、その特性を変えるため（例えば軟化剤又は粉末様セ ラミック材料又は生物安定繊維、例えばポリアルアミド又は炭素繊維）又はその 取扱いを容易にするため（例えば着色料）の種々の添加物も含み得ることが明ら かである。 添付の従属クレームは、本発明による材料の特定の有利の実施形態を供する。 本発明は、組織下条件吸収材料を製造するための方法にも関する。その方法は 、主に、その方法に関する添付の独立クレームの特徴的部分に供される特徴を特 徴とする。 その方法の有利な実施形態は添付の独立クレームに供される。 本発明による材料を製造する場合、大規模な分子の運動が可能であるが、熱の 運動は分子の熱運動からの結果として配向が緩和する程強くない温度で固体状態 で機械的に生物材料を修飾することにより、分子配向が行われる。 機械的な修飾を行う最も簡単な方法は、ビレットの長軸の方向に典型的には２ 〜６の延伸比に、溶融処理（例えば射出成形、押出し成形又は圧縮成形）した非 配向性ビレット又はプレフォームを引き伸することである。延伸は、ビレットを 適切な延伸比で加熱したダイを通して引きのばすいわゆるダイ延伸(die drawing )としても行うことができる。延伸の結果として、分子鎖及び、又はその一部は 材料の強度及び強靱さが延伸方向において成長する延伸方向に増加的に向けられ る。延伸後、その引き伸ばされたビレットは応力下で室温まで冷却され、そして 種々のインプラントは、ロッド、スクリュー、プレート、ピン、フック、ステン ト、スパイラル等に更に処理され得る。適切な処理方法は、例えばターニング、 ミリング、せん断及び他の機械的処理方法、熱処理（熱及び圧力下での圧縮成形 ）又は機械的処理と熱処理との組合せである。 延伸の間、ビレット又はダイは、それに対してらせん方向か得られるビレット の長軸の周囲に向けることができる。それは例えばスクリューにおいて特に有利 である。 プレート成形及びホイル様プレフォームのためには、二軸延伸を行うことがで きる。ここで方向は、ビレットの長軸に垂直な方向でも得られる。 本発明の材料は、いわゆるソルベント法を用いることによっても前記原材料か ら製造することができる。この方法においては、ポリマーの少くとも一部が適切 な溶媒に溶かされ又はその溶媒によって軟化され、そしてその材料又は材料の組 合せが圧力及びおそらく少しの熱を用いることによって断片に圧縮され、ここで その溶かされた又は軟化されたポリマーはその材料を肉眼で見える断片にくっつ け、それから溶媒がエバポレーションによって除かれる。BMP 分子含有インプラ ントのようなこの型の技術は、特に感熱性酵素、ペプチド及びタンパク質を製造 する場合に適切である。 以下の明細書において、本発明は実施例及び添付の図面を引用して示される。 図１は、実施例１に従う延伸比−せん断強度の関係のテスト結果を示す。 図２は、実施例１に従うテスト速度−引張り破壊エネルギー（tensile break energy）の関係のテスト結果を示す。 図３は、実施例３に従う大腿骨における骨切り術に関連した骨髄内釘の配置を ２方向から示す。 図４は、実施例８に従う材料のビレットの製造を側面（４ａ）及び前面（４ｂ ）から示す。 図５は、図４に従うビレットから製造された前立腺スパイラルの透視図を示す 。 実施例１ ２，３，４及び５mmの直径を有する円柱状ビレットを、押出し（１−スクリュ ー押出し機）により、ポリ−Ｌ／DL−ラクチド（Ｌ／ nger Ingelheim Germany）から製造し、そのビレットを室温に冷やした。 self-reinforced polyglycolide（SR-PGA）composite rods for internal fixat ion of bone fractures”: In vitro and in vivo study”J．Biomed．Mat．Res .,25(1991)，pp．1〜22に供される方法に従って、２mmの直径（φ）を有するビ レットに測定した。得られたせん断強度値は50±４MPa であった。 種々の大きさのビレットを、少くとも部分的な分子配向を得るため及び材料の せん断強度を改善するために、種々の温度で種々の延伸比で（φ２mmのロッドに ）延伸した。延伸により配向され補強されたロッドのせん断強度を図１に示す。 図１によれば、延伸比２でさえ、ロッドのせん断強度は非延伸ロッドに比べて 1 .5倍に(73MPaの値に)増加した。せん断比３〜５では、110〜118MPaのせん断強度 が得られ、それらの値は部分的に結晶性の延伸されたポリラクチドロッドについ て測定された値と既に同じ領域である(例えばVain human tissues”，Prog．Polym．Sci．14．(1989)，pp.679〜716)。 非延伸Ｐ（Ｌ／ＤＬ）LA（70／３）ロッド及び70℃の温度で延伸比５に引っ張 られた同じ材料のロッドの曲げ衝撃じん性を、３点曲げ衝撃機によりロッド（両 方とも２mmの直径）の曲げ衝撃エネルギー（Ｊ／mm²）を規定することにより、 室温においてテストした。非延伸ロッドを破壊するのに要求される曲げ衝撃エネ ルギーは 0.017 Ｊ／mm²であり、ロッドは脆性破壊された。延伸したロッドは全く破壊されなか ったが、曲げ衝撃エネルギー値が 0.093Ｊ／mm²である場合、それは延性的に曲 がり、測定装置の支持を通してすべった。 これにより、延伸補強の結果として、衝撃応力におけるアモルフ 的に変化し、その材料の曲げ衝撃の耐久性は５倍超、増加した。 テスト速度（％／分）の関数として延伸テストにおいてロッドを破壊するため に必要とされるエネルギーを測定することにより、対応破壊じん性テストを室温 において非延伸及び延伸Ｐ（Ｌ／DL）LA（70／30）ロッド（φ２mm）（延伸比約 ５、延伸温度75℃）に行った。結果を図２に示す。図２によれば、非延伸ロッド の引張り破壊エネルギーは 0.2〜 0.7Ｊ／mm²の間であったが、延伸ロッドの引 張り破壊エネルギーは 1.8〜３Ｊ／mm²の間であった。テスト条件により、材料 の引張り破壊エネルギーは延伸補強の結果として 2.5倍（ゆっくりとした引張り ）〜15倍（衝撃的引張り）に増加した。 実施例２ 実施例１に従う延伸（自己補強）Ｐ（Ｌ／DL）LA（70／30）ロッド（長さ30〜 50mm、厚さ２mm）を数日間、37℃の温度で真空下で乾燥させた。そのロッドをAl ホイルバッグ内に充填し、γ−放射線（投与量2.5Mrad.）で滅菌した。 K.E.Rehmら：“Bericht der Arbeitsgruppe Biodegradable Implantate”，AK t．Traumatol 24，(1994)，pp．70〜74の調査に対応した臨床的調査を、格子状 骨領域における骨折の固定のための延伸したγ−滅菌した自己補強性SR-PLAロッ ド（Ｌ／DL比70／30）の使用に関して行った。表１は、（非配向の補強したＰ（ Ｌ／DL）LA（70／30）ロッド、φ２mmを用いる）Rehmらの調査の症状グループと （ SR-PLA、φ２mmを用いる）相伴う臨床調査の症状グループとの間の比較を示す。 本発明によるロッドの臨床調査において、Rehmらの調査で可能であるのと同様の 優れた一致を示した。 臨床的使用と比較して、６倍超の量の合併症があったことを示す。両方のテスト に用いた材料は化学的に同じであり、ロッドは同じ径 度と比べて、２倍超、高い（＞100MPa）ことが明らかであり、その る。 実施例３ ３mm厚のバーを、１−スクリュー押出し機での溶融処理により、PDLLA ポリマ ー（Ｌ／Ｄ分子比50／50、粘度 5.2dl／ｇ、商標Pura を室温まで冷やした。そのバーを、延伸比 3.3及び 5.5まで60℃の温度で延伸し た。非延伸及び延伸バーのせん断強度を測定した（表２）。 表２によれば、材料を延伸比 5.5に延伸した場合、アモルファスPDLLA はほぼ ２倍に増加した。 非延伸（非補強）SR-PDLLAロッド及び 5.5の延伸比に延伸された対応する延伸 ロッド（自己補強）を製造した。ロッドの長さは50〜60mmであり、その長径は 4 .5mmであった。 20の大人のウサギを殺し、右大腿部を生化学的研究のためにとった。4.5mmの 穴を顆間領域からの骨髄内管にドリルであけ、その骨髄内管を 4.5mmの直径にや すりで広げた。大腿骨の骨幹領域の遠位第３（distal third）においてダイヤモ ンドドリルを回転することにより骨切り術を行った。その骨切り術は、骨髄内釘 として非補強4.5×（50〜60）mmロッド又は自己補強 4.5×（50〜60）mmロッド のいずれかを用いることによって固定した（図３）。骨髄内釘で釘 付けにしたせん断した大腿骨の曲げ剛性を、３点曲げテストを用いることによっ て測定した。骨髄内釘として自己補強ロッドを有する大腿骨は非補強ロッドを有 する大腿骨と比較しておよそ２倍、優れた曲げ剛性を有していた。これらの結果 に基づいて、自己補強SR-PDLLAロッドは非補強のものより骨折の骨髄内釘により 適していると結論づけられた。 実施例４ 実施例２によるSR-PLAロッドを製造し（延伸比 5.5、ロッド長70〜 200mm、直 径２mm）、そのロッドをγ滅菌した(放射線投与量＝2.5Mrad)。 10人の子供（年齢２〜７歳）の橈骨の皮質領域の骨折の固定のために、“スタ ック・ピンニング”技術を用いることにより、骨髄内釘としてロッドを用いた。 （２又はそれ超のロッドを骨髄内管を充填するために用いた）。釘付けの後、６ 週間、硬膏剤固定を用いた。 骨髄内釘が供された全ての10の骨折は十分に治癒したか又は満足いくまで治癒 した。 実施例５ 実施例１に従う、２mm厚を有する自己補強Ｐ（Ｌ／DL）LA（70／30）ロッド（ 延伸比＝５）、及び対応する大きさの非補強ロッドを製造した。 そのロッドをγ滅菌(放射線量＝2.5Mrad)し、40週間、37℃でリン酸緩衝液(pH 7.4)中で加水分解した。加水分解の20週間後、自己補強ロッドの曲げ強度は開始 時点とまだ同じであった(170±10MPa)のに対し、非配向ロッドはもとの強度の半 分以上を失った(もとの曲げ強度120MPa、加水分解20週間後55MPa)。 前記加水分解の半減期は自己補強ロッドで32週間であり、非補強 ロッドで19週間だけであった。 上述のテストは、アモルファス材料の自己補強は、その材料を、補強ロッドが 臨床的使用のためにγ滅菌され得る程度までさえ、非補強材料よりγ滅菌に対し てより耐久性あるものにする。これは、かわりのエチレンオキシド滅菌において はエチレンオキシドの有害な残留物が材料内に残り得るので、患者にとってかな り有利である。 実施例６ 実施例１に従って、60〜90℃の温度で延伸比４に延伸することにより、押出し Ｐ（Ｌ／DL）LA（70／30）ビレット（直径５mm）から自己補強ロッド（直径 2.5 mm、長さ70mm）を製造した。0.5mmの厚さを有するプレート（幅10mm、長さ70mm ）を60〜90℃の温度で圧縮成形することにより、加熱した鉄プレート間の延伸補 強ロッドから製造した。対応する大きさの非補強プレートを、フラット−ホイル ダイを用いることにより、押出（１−スクリュー押出し機）によって製造した。 非延伸及び延伸補強した圧縮したプレートの機械特性を、室温における延伸及 びせん断テストによって検査した。プレートの剛性へのドリル穴の効果を、プレ ートの一部に６つの穴（φ2.0mm）をドリルであけることにより検査した。表３ は、非補強のプレートと比較した、70℃で延伸し、90℃で圧縮成形したプレート の強度値を示す。 表３によれは、ドリルで穴をあけることは、プレートの引張り強度を18％だけ 悪くするが、せん断強度には大きな効果はなかった。ドリル穴をあけた後でさえ 、自己補強プレートの強度は非補強プレートと比べて 1.8〜 2.3倍であった。 実施例７ 実施例５の自己補強（延伸）Ｐ（Ｌ／DL）LA（70/30）ロッド（長さ35mm）を2 0の大人のウサギの背部の筋肉組織に移植した。ウサギを４つの群に分け、その 後、それらを殺した後、自己補強したロッドの生分解を、移植から６ヶ月、１， ２及び３年後、組織学的方法により組織条件下で検査した。移植後６ヶ月には、 ２つのロッドはおそらく筋肉の動きの効果のため、２つのロッドが２又は３の断 片に破壊されたが、ロッドの形状はほとんど変わらなかった。移植後１年には、 全てのロッドが断片に破壊された。移植後２年には、材料はほとんど全体的に吸 収され、いくらかの時折のポリマー粒子のみを筋組織内で見い出すことができた 。移植後３年には、ポリマーは全体的に吸収され、組織から消滅した。 inforced composite materials：manufacturing，structure and mechanical pr operties，Clinical Material”，10(1992)，pp.29 〜34の方法に従う）自己補強材料（延伸技術）によって製造された部分的に結晶 性の自己補強ポリ−Ｌ−ラクチドロッド（材料の製造元：PURAC Biochem，Holla nd，Mw：250000）をウサギの筋肉組織に移植することにより、対応する一連のテ ストを行った。ロッドの厚さは２mmであり長さは35mmであった。組織学的調査に おいて、移植後６ヶ月及び１年にロッドはまだ変化していなかったことが注目さ れた。移植後２年には、ロッドはいくつかの断片に破壊され、部分的に分解され た。移植後３年には、まだ大量の分解したポリ−Ｌ−ラクチド材料（デグリス） が筋肉組織内で見い出された。 本研究は、本発明によるアモルファス自己補強インプラントが対応する部分的 に結晶性の自己補強材料よりかなり速く組織内に吸収されることを証明した。 実施例８ 直径 1.1mmの配向したビレットを、２mmの直径を有するブランクを図４ａに示 す様式で加熱した（Ｔ約80℃）ローラーを通してゆっくり延伸することにより、 延伸補強技術によりＰ（Ｌ／DL）LA（70／30）材料から製造した。図４ｂに示す ように、ローラーの表面は、ローラー間に 1.1mmの直径のチャンネルが一緒に形 成された溝を含んでいた。 図５に従う前立腺ステント（スパイラル）を、良性の前立腺の過形成のための レーザー治療の後、前立腺領域の尿道うっ滞を除去するのに用いるために、WO90 ／04982 に供される技術に従って、延伸したビレットから製造した。そのステン トの円柱状部分の長さは55，65及び75mmであり、全長は約80〜 100mmであった。 本発明によるステントを、M.Talja ら：“Biodegradable SR-PGA-uro-spiral in prevention of postoperative urinary retentionafter VLAP-laser prostat ectomy”，J Urol.（印刷中）に従って、 前立腺過形成のためのレーザー処置（VLAP−レーザー前立腺切除）後に10人の患 者に挿入した。 本発明による前立腺スパイラルを用いる場合、治癒の間に患者に尿の流れる速 度の劣化は見られなかった。その追跡調査期間は12ヶ月であった。その前立腺ス パイラルは吸収され、３〜９ヶ月の間、尿道に残った（内視鏡検査に基づいて見 い出された）。 上述の出版物M．Taljaらに従って、自己補強された部分的に結晶性のポリグリ コリド（SR-PGA）前立腺スパイラルを良性前立腺過形成のためのレーザー治療の 処置後として用いた場合、スパイラルの挿入後約３週間、一時的に、22人のうち 10人の患者において尿の流れの速度の低下がおこった。これはおそらく、移植後 ３〜４週間のスパイラルの吸収のためであった。 この比較臨床研究は、本発明によるSR-PLAスパイラルが、先行技術の部分的に 結晶性の自己補強スパイラルより、良性前立腺過形成のためのレーザー処置後に おいてより優れた結果を供することを示した。 実施例９ 実施例１に従って、２mmの厚さを有する自己補強Ｐ（Ｌ／DL）LA（70／30）ロ ッド（延伸比＝５）及び対応する大きさの非補強ロッドを製造した。ロッドの長 さは20mmであった。自己補強及び非補強のロッドの両方を、10mmの長さの一端に おいて、1.5mmの最小直径、1.8mmの最大直径及びねじれのピーク間 0.8mmの距離 を有するスクリュースレッドを旋削（turn）することにより、作った。そのねじ 切りしたロッドをその頂点においてとがらせた。 1.1mm骨ドリルを用いることにより、格子状骨領域中のウシ大腿骨の遠位部分 に10mmの深さの穴をドリルであけた。穴を、上述のねじ切りしたロッド部と同じ 輪郭を有するねじ切り装置でねじ切りし た。ねじ切りしたロッドを、ドリル機のソケット内にその平滑部分でロッドを固 定し、そのロッドのスクリュースレッド部分を穴の中にねじ込むことにより、骨 に作ったスレッド輪郭を有する穴にねじ込んだ。自己補強したスレッドロッドと 非補強のスレッドロッドとの間の引っぱり出す力を、ドリル機を機械的テスト装 置にドリル機のソケットを固定し、骨の外側へそのスレッドロッドを引っぱるこ とにより測定した。相対的な引っぱり出す力を、次の様式で自己補強したロッド について決定した： ５の自己補強スレッドロッドと５の非補強スレッドロッドとに対する引っぱり 出す力を測定することにより、自己補強スレッドロッドの相対的な引っぱり出す 力について 1.4の平均値を得た。これにより、骨の中に移植された自己補強材料 のねじ切りしたロッドは、非補強材料のインプラントと比較してかなり優れてい た。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ポリマー、コポリマー又はポリマー組成物から製造された組織条件下吸収 性材料であって、該材料は、非結晶性のアモルファス構造を有し、そして該材料 は、分子的に配向することにより補強された構造を供するように機械的に改質さ れていることを特徴とする材料。 ２．前記材料の機械的改質が、延伸により１軸方向に行われることを特徴とす る請求項１に記載の材料。 ３．前記材料の機械的改質が、延伸により２軸方向に行われることを特徴とす る請求項１又は２に記載の材料。 ４．前記材料の機械的改質が、ロール延伸により、圧延により、延伸と組み合 わせた圧縮及び／又はせん断変形により又は別個の相として行われることを特徴 とする請求項１〜３のいずれかに記載の材料。 ５．前記材料の分子配向が、前記材料の巨視的形態の長軸に平行及び／又は前 記材料の長軸に対してねじ切り方向もしくはうずまき方向であることを特徴とす る請求項１〜４のいずれかに記載の材料。 ６．せん断強度が60MPa超であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに 記載の材料及び／又はそれから製造された外科用インプラント。 ７．曲げ強さが130MPa 超であることを特徴とする請求項１〜５のいずれかに 記載の材料。 ８．前記材料が、ポリ−Ｌ／DL−ラクチド、ラクチドとグリコライドとのアモ ルファスコポリマー、又はポリマー混合物から形成されたアモルファス合金であ ることを特徴とする請求項１〜７のいず れかに記載の材料。 ９．ポリマー、コポリマー又はポリマー合金の組織条件下分解性材料を製造す るための方法であって、 非結晶性のアモルファス構造を有するポリマー、コポリマー又はポリマー合金 の群からプレフォーム材料を選択するステップと、 前記プレフォーム材料を分子的に配向させるプレフォーム材料の機械的改質を 行うことにより、前記材料を補強するステップと、 を特徴とする方法。 10．分子配向が、ブランク材料の巨視的形態の長軸と主に平行に形成され、及 び／又はねじ又はうずまき形態の長軸に対してねじり方向に形成されることを特 徴とする請求項９に記載の方法。 11．前記機械的改質が、１又は２次元的に行われることを特徴とする請求項９ に記載の方法。