JP2587664B2 - 生体内分解吸収性の外科用材料 - Google Patents
生体内分解吸収性の外科用材料Info
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Description
【発明の詳細な説明】 （発明の属する技術分野） 本発明は、ポリ乳酸又は乳酸ーグリコール酸共重合体
（以下、両者をポリ乳酸系ポリマーと略称する）の生体
内分解吸収性材料からなる、強靱で耐加水分解性に優れ
た新規な延伸成形物の外科用材料、特に骨接合材に関す
る。
（以下、両者をポリ乳酸系ポリマーと略称する）の生体
内分解吸収性材料からなる、強靱で耐加水分解性に優れ
た新規な延伸成形物の外科用材料、特に骨接合材に関す
る。
（従来の技術） 整形外科や口腔外科においては、骨折部の整復に高強
度の骨接合プレートやビス等が使用されている。このよ
うな骨接合用の人工材料は、骨折が治癒するまでの期間
だけ機能し、治癒後は骨の弱化を防ぐためにもできるだ
け早期に抜き去る必要がある。
度の骨接合プレートやビス等が使用されている。このよ
うな骨接合用の人工材料は、骨折が治癒するまでの期間
だけ機能し、治癒後は骨の弱化を防ぐためにもできるだ
け早期に抜き去る必要がある。
現在、臨床で広く使用されている骨接合プレート等は
殆どが金属製であり、最近セラミックス性のものも出現
してきた。しかし、これらは材料そのものの弾性率が高
すぎて骨を変質させるとか、金属イオンの溶出による生
体損傷性等の問題がある。
殆どが金属製であり、最近セラミックス性のものも出現
してきた。しかし、これらは材料そのものの弾性率が高
すぎて骨を変質させるとか、金属イオンの溶出による生
体損傷性等の問題がある。
従って、骨と同程度かやや高い弾性率を持ち、且つ生
体内分解吸収性である材料を骨接合に用いるならば、抜
ていのための再手術が不必要になるだけでなく、異物が
長期にわたって生体内に存在することにより生じる様々
な悪影響を除外できるはずである。
体内分解吸収性である材料を骨接合に用いるならば、抜
ていのための再手術が不必要になるだけでなく、異物が
長期にわたって生体内に存在することにより生じる様々
な悪影響を除外できるはずである。
かかる事情から、生体内分解吸収性材料であるポリ乳
酸又は乳酸ーグリコール酸共重合体を用いた骨接合材の
開発が活発に進められている。
酸又は乳酸ーグリコール酸共重合体を用いた骨接合材の
開発が活発に進められている。
例えば、Makromol Chem.Suppl.Vol.5,p30〜41（198
1）には、M. Vert;F.Chabotらは、骨接合プレートとし
てポリ乳酸や乳酸ーグリコール酸共重合体を合成し、ポ
リ乳酸100％のもので圧縮曲げ弾性率が3.4GPa（340kg/m
m2）という低い値を報告している。
1）には、M. Vert;F.Chabotらは、骨接合プレートとし
てポリ乳酸や乳酸ーグリコール酸共重合体を合成し、ポ
リ乳酸100％のもので圧縮曲げ弾性率が3.4GPa（340kg/m
m2）という低い値を報告している。
また、第９回USAバイオマテリアル学会要旨集,6号.p4
7.（1983）にはD.C.Tuncは圧縮曲げ弾性率510kg/mm2と
いう値のポリ乳酸骨接合プレートを報告している。
7.（1983）にはD.C.Tuncは圧縮曲げ弾性率510kg/mm2と
いう値のポリ乳酸骨接合プレートを報告している。
また、特開昭59−97654号公報には、吸収性の骨固定
用器具として使用できるポリ乳酸又は乳酸ーグリコール
酸共重合体の合成法が開示されているが、この場合に該
骨固定用材料として挙げられているのは重合生成物自体
であり、このポリ乳酸の引張強度が約580kg/cm2と低い
値であり、しかもこの材料の成形加工については何ら説
明されておらず、その強度を人の骨程度に上げる試みは
示されていない。
用器具として使用できるポリ乳酸又は乳酸ーグリコール
酸共重合体の合成法が開示されているが、この場合に該
骨固定用材料として挙げられているのは重合生成物自体
であり、このポリ乳酸の引張強度が約580kg/cm2と低い
値であり、しかもこの材料の成形加工については何ら説
明されておらず、その強度を人の骨程度に上げる試みは
示されていない。
つい最近、Biomaterials,Vol.8,p42（1987）には、P.
Tormala他がグリコール酸−乳酸共重合体繊維により強
化されたグリコール酸−乳酸共重合体の複合体からなる
骨接合プレートを報告しており、その圧縮曲げ強度が26
5MPa（26.5kg/mm2）と高いが、in vitro加水分解に伴う
強度劣化が極めて速く、約１ケ月で強度がなくなってい
る。
Tormala他がグリコール酸−乳酸共重合体繊維により強
化されたグリコール酸−乳酸共重合体の複合体からなる
骨接合プレートを報告しており、その圧縮曲げ強度が26
5MPa（26.5kg/mm2）と高いが、in vitro加水分解に伴う
強度劣化が極めて速く、約１ケ月で強度がなくなってい
る。
また、J.W.Leenslag,A.J.Penningsらは、粘度平均分
子量約100万のポリ乳酸を合成し、その高分子量ポリ乳
酸の骨接合プレートの圧縮曲げ弾性率が5GPa（500kg/mm
2）という値であると報告している。
子量約100万のポリ乳酸を合成し、その高分子量ポリ乳
酸の骨接合プレートの圧縮曲げ弾性率が5GPa（500kg/mm
2）という値であると報告している。
また、「人工臓器」Vol.16,No.3（1987）には、中村
らが、ポリ乳酸に無機物質であるハイドロキシアパタイ
ト（HA）を少量（５〜20重量％）含有させ熱圧縮成形に
よりプレート状に成形後、延伸して円柱状ピンを得たと
報告しているが、これは、あくまでもHAの存在下での延
伸であって、本発明のようにポリ乳酸系ポリマー単独の
延伸の可能性については全く示唆していない。
らが、ポリ乳酸に無機物質であるハイドロキシアパタイ
ト（HA）を少量（５〜20重量％）含有させ熱圧縮成形に
よりプレート状に成形後、延伸して円柱状ピンを得たと
報告しているが、これは、あくまでもHAの存在下での延
伸であって、本発明のようにポリ乳酸系ポリマー単独の
延伸の可能性については全く示唆していない。
このように、従来のポリ乳酸系骨接合材の圧縮曲げ強
度等の機械的性質を向上させて骨のそれに近づけるため
の研究が数多く報告され、様々な方法が試みられている
が、未だ臨床で十分に使用されて満足できる圧縮曲げ強
度等を有し、且つ治癒後は徐々に分解吸収される生体内
分解吸収性材料は開発されていない。
度等の機械的性質を向上させて骨のそれに近づけるため
の研究が数多く報告され、様々な方法が試みられている
が、未だ臨床で十分に使用されて満足できる圧縮曲げ強
度等を有し、且つ治癒後は徐々に分解吸収される生体内
分解吸収性材料は開発されていない。
（発明が解決しようとする課題） 本発明は、上記の課題に鑑みてなされたもので、従来
公知のポリ乳酸系骨接合材の圧縮曲げ強度と圧縮曲げ弾
性率等の機械的特性と耐加水分解性を大きく上回る、高
い圧縮曲げ強度並びに圧縮曲げ弾性率を有しており且つ
耐加水分解性に優れたポリ乳酸系の生体内分解吸収性の
延伸成形物の外科用材料を提供することを目的とする。
公知のポリ乳酸系骨接合材の圧縮曲げ強度と圧縮曲げ弾
性率等の機械的特性と耐加水分解性を大きく上回る、高
い圧縮曲げ強度並びに圧縮曲げ弾性率を有しており且つ
耐加水分解性に優れたポリ乳酸系の生体内分解吸収性の
延伸成形物の外科用材料を提供することを目的とする。
（課題を解決するための手段） 本発明らは上記課題を種々検討した結果、粘度平均分
子量が30万〜60万のポリ乳酸系のみからなる生体内分解
吸収性材料を溶融成形して溶融成型後の粘度平均分子量
を20万以上にした成形物を延伸することにより、該延伸
成形物の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性率が高く強靱で
骨と同程度かやや高いようにでき且つ耐加水分解性にも
優れたポリ乳酸系の外科用材料を提供できることを見出
し、本発明を完成するに至った。
子量が30万〜60万のポリ乳酸系のみからなる生体内分解
吸収性材料を溶融成形して溶融成型後の粘度平均分子量
を20万以上にした成形物を延伸することにより、該延伸
成形物の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性率が高く強靱で
骨と同程度かやや高いようにでき且つ耐加水分解性にも
優れたポリ乳酸系の外科用材料を提供できることを見出
し、本発明を完成するに至った。
即ち、本発明は； 粘度平均分子量が30万〜60万のポリ乳酸又は乳酸ーグ
リコール酸共重合体のみからなる生体内分解吸収性材料
の溶融成形され延伸された成形物であって、その圧縮曲
げ強度が1.6×103kg/cm2以上、圧縮曲げ弾性率が5.0×1
02kg/mm2以上、溶融成形後の粘度平均分子量が20万以上
である、強靱で耐加水分解性に優れた外科用材料であ
る。
リコール酸共重合体のみからなる生体内分解吸収性材料
の溶融成形され延伸された成形物であって、その圧縮曲
げ強度が1.6×103kg/cm2以上、圧縮曲げ弾性率が5.0×1
02kg/mm2以上、溶融成形後の粘度平均分子量が20万以上
である、強靱で耐加水分解性に優れた外科用材料であ
る。
以下、本発明を愚弟的に説明する。
本発明に係るポリ乳酸系生体内分解吸収性の延伸成形
物の外科用材料の製造方法を以下に説明する。
物の外科用材料の製造方法を以下に説明する。
出発原料であるポリ乳酸系ポリマー、特にポリ乳酸
は、例えば光学活性を有するＬ体又はＤ体の乳酸から常
法（C.E.Loweによる米国特許第2,668,162号明細書）に
従って乳酸の環状二量体であるラクチドを合成した後、
そのラクチドを開環重合することによって得られるもの
である。
は、例えば光学活性を有するＬ体又はＤ体の乳酸から常
法（C.E.Loweによる米国特許第2,668,162号明細書）に
従って乳酸の環状二量体であるラクチドを合成した後、
そのラクチドを開環重合することによって得られるもの
である。
このポリ乳酸は、溶融成形時の分子量低下を考慮する
と、粘度平均分子量が30万〜60万であることが必要であ
り、該分子量が高いものほど高い圧縮曲げ強度、圧縮曲
げ弾性率の外科用材料を得るのに適する。しかし、該分
子量があまり高すぎると、溶融成形、特に押出成形の際
に高温・高圧が必要となるため分子量の大幅な低下を招
き、結果的に溶融成形後の分子量が20万を下回るように
なるので、目的とする高い圧縮曲げ強度、高い圧縮曲げ
弾性率の外科用材料を得ることが困難となる。
と、粘度平均分子量が30万〜60万であることが必要であ
り、該分子量が高いものほど高い圧縮曲げ強度、圧縮曲
げ弾性率の外科用材料を得るのに適する。しかし、該分
子量があまり高すぎると、溶融成形、特に押出成形の際
に高温・高圧が必要となるため分子量の大幅な低下を招
き、結果的に溶融成形後の分子量が20万を下回るように
なるので、目的とする高い圧縮曲げ強度、高い圧縮曲げ
弾性率の外科用材料を得ることが困難となる。
従って、該原料のポリ乳酸系の粘度平均分子量は30万
〜60万程度、好ましくは40〜50万程度の分子量であるこ
とが望ましい。
〜60万程度、好ましくは40〜50万程度の分子量であるこ
とが望ましい。
また、本発明では、出発原料として上記ポリ乳酸に代
えて乳酸ーーグリコール酸共重合体も用いられる。この
共重合体は、ポリ乳酸と同程度の粘度平均分子量を有
し、乳酸含有割合の大きい方が適しており、なかでも乳
酸とグリコール酸の重量比が99:1〜75:25の範囲にある
ものが好ましく使用される。グリコール酸が少量で上記
範囲内の場合には、得られる延伸成形物の外科用材料が
優れた耐加水分解性を有するため、37℃の生理食塩水中
に３ケ月間浸漬しても（骨折の癒合に必要と考えられる
３ケ月間生体内に埋植させた状況に相当する）殆ど圧縮
曲げ強度、圧縮曲げ弾性率などの強度劣化を生じない
が、グリコール酸が上記範囲を越えて増加すると、耐加
水分解性が低下して早期に該強度劣化を招くという不都
合が生じるからである。
えて乳酸ーーグリコール酸共重合体も用いられる。この
共重合体は、ポリ乳酸と同程度の粘度平均分子量を有
し、乳酸含有割合の大きい方が適しており、なかでも乳
酸とグリコール酸の重量比が99:1〜75:25の範囲にある
ものが好ましく使用される。グリコール酸が少量で上記
範囲内の場合には、得られる延伸成形物の外科用材料が
優れた耐加水分解性を有するため、37℃の生理食塩水中
に３ケ月間浸漬しても（骨折の癒合に必要と考えられる
３ケ月間生体内に埋植させた状況に相当する）殆ど圧縮
曲げ強度、圧縮曲げ弾性率などの強度劣化を生じない
が、グリコール酸が上記範囲を越えて増加すると、耐加
水分解性が低下して早期に該強度劣化を招くという不都
合が生じるからである。
本発明の外科用材料は、上記特定範囲内の粘度平均分
子量を有するポリ乳酸系ポリマーを出発原料とし、これ
をロッド又は帯状（プレート状）など所定の形状に溶融
成形、例えば押出成形、プレス成形した後、更に長軸方
向に一軸に延伸することによって得られる。
子量を有するポリ乳酸系ポリマーを出発原料とし、これ
をロッド又は帯状（プレート状）など所定の形状に溶融
成形、例えば押出成形、プレス成形した後、更に長軸方
向に一軸に延伸することによって得られる。
溶融成形の中でも、特に押出成形は生産性が良いので
好ましく利用でき、この場合通常の押出機を用いること
ができる。
好ましく利用でき、この場合通常の押出機を用いること
ができる。
溶融成形（例えば押出成形）の条件は、上記ポリ乳酸
系ポリマーの融点以上、220℃以下の温度範囲とする必
要がある。この場合に、溶融成形温度がポリ乳酸系ポリ
マーの融点より低いと溶融成形が困難となり、逆に220
℃を越えるとポリ乳酸系ポリマーの分子量低下が著しく
なり、溶融成形後の粘度平均分子量が所定の20万を下回
るからである。
系ポリマーの融点以上、220℃以下の温度範囲とする必
要がある。この場合に、溶融成形温度がポリ乳酸系ポリ
マーの融点より低いと溶融成形が困難となり、逆に220
℃を越えるとポリ乳酸系ポリマーの分子量低下が著しく
なり、溶融成形後の粘度平均分子量が所定の20万を下回
るからである。
溶融成形時のポリ乳酸系ポリマーの分子量低下を最小
限に抑えるには、原料ポリ乳酸系ポリマーの融点より僅
かに高い温度で溶融成形することが大切である。従っ
て、原料ポリ乳酸系ポリマーとして上述のように40〜50
万程度の粘度平均分子量を有するものを使用する場合に
は、200℃以下の温度条件で溶融成形することが望まし
い。
限に抑えるには、原料ポリ乳酸系ポリマーの融点より僅
かに高い温度で溶融成形することが大切である。従っ
て、原料ポリ乳酸系ポリマーとして上述のように40〜50
万程度の粘度平均分子量を有するものを使用する場合に
は、200℃以下の温度条件で溶融成形することが望まし
い。
同様に、溶融押出成形の圧力条件は、原料ポリ乳酸系
ポリマーの分子量低下を極力抑えるために、溶融したポ
リ乳酸系ポリマーの粘度（粘度平均分子量）に応じて押
出可能な最小限の押出圧力とするのが望ましい。
ポリマーの分子量低下を極力抑えるために、溶融したポ
リ乳酸系ポリマーの粘度（粘度平均分子量）に応じて押
出可能な最小限の押出圧力とするのが望ましい。
従って、原料ポリ乳酸系ポリマーの粘度平均分子量が
60万までの場合には、260kg/cm2以下、該分子量が40〜5
0万程度の場合には170〜210kg/cm2程度の押出圧力とす
るのが適当である。
60万までの場合には、260kg/cm2以下、該分子量が40〜5
0万程度の場合には170〜210kg/cm2程度の押出圧力とす
るのが適当である。
なお、溶融成形の前に、原料のポリ乳酸系ポリマーの
ペレットを予め減圧加熱乾燥して水分を十分に除去して
おくのが好ましい。
ペレットを予め減圧加熱乾燥して水分を十分に除去して
おくのが好ましい。
溶融成形によって得られた成形物は、粘度平均分子量
が20万以上に保たれているので、かなりの圧縮曲げ強
度、圧縮曲げ弾性率を有するが、まだ目的とする（骨に
匹敵する）値には及ばない。
が20万以上に保たれているので、かなりの圧縮曲げ強
度、圧縮曲げ弾性率を有するが、まだ目的とする（骨に
匹敵する）値には及ばない。
そこで、本発明は、上記溶融成形物をさらに流動パラ
フィン、油等の熱媒体中で長軸方向（押出方向）に一軸
延伸することにより、ポリマー分子を配向させて圧縮曲
げ強度、圧縮曲げ弾性率を向上させている。
フィン、油等の熱媒体中で長軸方向（押出方向）に一軸
延伸することにより、ポリマー分子を配向させて圧縮曲
げ強度、圧縮曲げ弾性率を向上させている。
この一軸延伸は60〜180℃での温度条件で行うことが
必要である。この延伸温度が60℃より低い温度では、ポ
リ乳酸系材料のガラス転移点に近すぎるため延伸による
分子配向が不十分となり、逆に180℃より高い温度では
材料の分子量低下をきたし、いずれの場合も延伸によっ
て満足に圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率を向上させるこ
とが困難となる。好ましい温度条件は、溶融成形後のポ
リ乳酸系材料の分子量によって変動するが、その分子量
が20万〜25万程度であれば100℃前後である。
必要である。この延伸温度が60℃より低い温度では、ポ
リ乳酸系材料のガラス転移点に近すぎるため延伸による
分子配向が不十分となり、逆に180℃より高い温度では
材料の分子量低下をきたし、いずれの場合も延伸によっ
て満足に圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率を向上させるこ
とが困難となる。好ましい温度条件は、溶融成形後のポ
リ乳酸系材料の分子量によって変動するが、その分子量
が20万〜25万程度であれば100℃前後である。
また、延伸倍率は２倍又はそれ以上とするのが望まし
い。２倍より小さい延伸倍率では分子配向が不十分とな
り、満足に圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率を向上させる
ことが困難となるからである。
い。２倍より小さい延伸倍率では分子配向が不十分とな
り、満足に圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率を向上させる
ことが困難となるからである。
従来、ポリ乳酸系材料を単独で使用して骨に匹敵する
高い圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率並びに優れた耐加水
分解性を有する外科用材料、特に骨接合用材料は得られ
なかった。
高い圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率並びに優れた耐加水
分解性を有する外科用材料、特に骨接合用材料は得られ
なかった。
然るに、上述のように、本発明の新規な外科用材料で
は、30万〜60万程度という特定範囲の粘度平均分子量を
持つ原料ポリ乳酸系ポリマーを選択し且つ溶融成形温度
条件を特定範囲（その融点以上、220℃以下）としたの
で、溶融成形時のポリ乳酸系ポリマーの分子量低下を最
低限に抑えることができ、また、溶融成形後の粘度平均
分子量を20万以上としたポリ乳酸系材料をガラス転移点
付近（60℃）〜融点付近（180℃）の温度、好ましくは
そのガラス転移点に近い温度（100℃程度）で一軸延伸
することにより、初めて高強度で耐加水分解性に優れた
外科用材料を提供できる点に技術的意義を有する。
は、30万〜60万程度という特定範囲の粘度平均分子量を
持つ原料ポリ乳酸系ポリマーを選択し且つ溶融成形温度
条件を特定範囲（その融点以上、220℃以下）としたの
で、溶融成形時のポリ乳酸系ポリマーの分子量低下を最
低限に抑えることができ、また、溶融成形後の粘度平均
分子量を20万以上としたポリ乳酸系材料をガラス転移点
付近（60℃）〜融点付近（180℃）の温度、好ましくは
そのガラス転移点に近い温度（100℃程度）で一軸延伸
することにより、初めて高強度で耐加水分解性に優れた
外科用材料を提供できる点に技術的意義を有する。
本発明の新規な外科用材料は、粘度平均分子量が30万
〜60万のポリ乳酸系ポリマーのみからなる生体内分解吸
収性材料の溶融成形され延伸された成形物であって、そ
の圧縮曲げ強度が1.6×103kg/cm2以上、圧縮曲げ弾性率
が5.0×102kg/mm2以上、溶融成形後の粘度平均分子量が
20万以上である、強靱で耐加水分解性に優れた新規な外
科用材料である。
〜60万のポリ乳酸系ポリマーのみからなる生体内分解吸
収性材料の溶融成形され延伸された成形物であって、そ
の圧縮曲げ強度が1.6×103kg/cm2以上、圧縮曲げ弾性率
が5.0×102kg/mm2以上、溶融成形後の粘度平均分子量が
20万以上である、強靱で耐加水分解性に優れた新規な外
科用材料である。
この外科用材料は、その後に適当な寸法に切断され、
最終的に種々のサイズ及び形状の骨接合プレート、ピ
ン、ビス、スクリュー等に切削加工され、整形外科、口
腔外科、胸部外科等の領域で臨床に使用できる。
最終的に種々のサイズ及び形状の骨接合プレート、ピ
ン、ビス、スクリュー等に切削加工され、整形外科、口
腔外科、胸部外科等の領域で臨床に使用できる。
本発明の新規な外科用材料は、ポリ乳酸系ポリマーの
みよりなるから、生体内分解吸収性も極めて良好であ
り、従来の金属又はセラミックス製外科用材料のように
生体内で悪影響を与える心配は殆どない。
みよりなるから、生体内分解吸収性も極めて良好であ
り、従来の金属又はセラミックス製外科用材料のように
生体内で悪影響を与える心配は殆どない。
しかも、本発明の新規な外科用材料では、溶融成形時
の分子量低下を最小限に抑えて溶融成形後の粘度平均分
子量を20万以上に保ち、更に延伸によって分子配向及び
結晶配向を与えているため、その圧縮曲げ強度が1.6×1
03kg/cm2以上、圧縮曲げ弾性率が5.0×102kg/mm2以上
と、従来のポリ乳酸系外科用材料では到達できなかった
高い圧縮曲げ強度、高い圧縮曲げ弾性率を示し、また、
耐加水分解性も向上し、37℃の生理食塩水中に約３ケ月
浸漬しても（骨折の癒合に必要と考えられる３ケ月間生
体内に埋植させた状況に相当する）、殆ど強度劣化を生
じることがない効果がある。
の分子量低下を最小限に抑えて溶融成形後の粘度平均分
子量を20万以上に保ち、更に延伸によって分子配向及び
結晶配向を与えているため、その圧縮曲げ強度が1.6×1
03kg/cm2以上、圧縮曲げ弾性率が5.0×102kg/mm2以上
と、従来のポリ乳酸系外科用材料では到達できなかった
高い圧縮曲げ強度、高い圧縮曲げ弾性率を示し、また、
耐加水分解性も向上し、37℃の生理食塩水中に約３ケ月
浸漬しても（骨折の癒合に必要と考えられる３ケ月間生
体内に埋植させた状況に相当する）、殆ど強度劣化を生
じることがない効果がある。
（実施例） 本発明を実施例により詳細に説明するが、これらは本
発明の範囲を制限しない。
発明の範囲を制限しない。
実施例中に示した圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性率は
JIS K−7203に基づいて測定したものである。
JIS K−7203に基づいて測定したものである。
（実施例１） 初期の粘度平均分子量が44万のポリ乳酸のペレットを
減圧下に120〜140℃で一昼夜乾燥し、この乾燥ペレット
を押出機に入れて減圧下に約20分間放置した後、下記第
１表に示した温度条件で、角棒又は丸棒状に溶融押出成
形した。
減圧下に120〜140℃で一昼夜乾燥し、この乾燥ペレット
を押出機に入れて減圧下に約20分間放置した後、下記第
１表に示した温度条件で、角棒又は丸棒状に溶融押出成
形した。
得られた角棒又は丸棒状成形物の粘度平均分子量を測
定したところ、下記第１表に示すように22万であった。
定したところ、下記第１表に示すように22万であった。
なお、この場合の粘度式は： 〔η〕＝5.45×10-4MV 0.73（クロロホルム 25℃） を用いた。
次いで、この成形物を100℃の流動パラフィン中で長
軸方向に２倍に一軸延伸し、これを切断して試験片（寸
法：幅10mm×厚み5mm×長さ80mm）を作製した。得られ
た試験片の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性率を測定した
ところ、下記第１表に示すように、圧縮曲げ強度が1,72
0kg/cm2、圧縮曲げ弾性率610kg/mm2であった。
軸方向に２倍に一軸延伸し、これを切断して試験片（寸
法：幅10mm×厚み5mm×長さ80mm）を作製した。得られ
た試験片の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性率を測定した
ところ、下記第１表に示すように、圧縮曲げ強度が1,72
0kg/cm2、圧縮曲げ弾性率610kg/mm2であった。
更に、この試験片を37℃の生理食塩水中に３ケ月間浸
漬し、その後、該試験片の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾
性率を測定したところ、下記第１表に示すように、圧縮
曲げ強度が1,700kg/cm2、圧縮曲げ弾性率が600kg/mm2で
あり、強度劣化が殆ど見られなかった。
漬し、その後、該試験片の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾
性率を測定したところ、下記第１表に示すように、圧縮
曲げ強度が1,700kg/cm2、圧縮曲げ弾性率が600kg/mm2で
あり、強度劣化が殆ど見られなかった。
（実施例２） 初期の粘度平均分子量が42万のポリ乳酸のペレットを
用いた以外は実施例１と同様にして試験片を作製し、こ
の試験片の初期及び３ケ月浸漬後の圧縮曲げ強度、圧縮
曲げ弾性率並びに溶融押出成形後の粘度平均分子量を測
定した。その結果を下記第１表に示す。
用いた以外は実施例１と同様にして試験片を作製し、こ
の試験片の初期及び３ケ月浸漬後の圧縮曲げ強度、圧縮
曲げ弾性率並びに溶融押出成形後の粘度平均分子量を測
定した。その結果を下記第１表に示す。
（実施例３） 初期の粘度平均分子量が40面の乳酸ーグリコール酸共
重合体（乳酸：グリコール酸＝90:10）を用いた以外は
実施例１と同様にして試験片を作製し、この試験片の初
期及び３カ月間浸漬後の圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率
並びに溶融押出成形後の粘度平均分子量を測定した。そ
の結果を下記第１表に示す。
重合体（乳酸：グリコール酸＝90:10）を用いた以外は
実施例１と同様にして試験片を作製し、この試験片の初
期及び３カ月間浸漬後の圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率
並びに溶融押出成形後の粘度平均分子量を測定した。そ
の結果を下記第１表に示す。
（実施例４〜５） 延伸温度をそれぞれ70℃と170℃に変更した以外は実
施例１と同様にして２種類の試験片を作製し、この試験
片の初期及び３ケ月間浸漬後の圧縮曲げ強度、圧縮曲げ
弾性率並びに溶融押出成形後の粘度平均分子量を測定し
た。その結果を下記第１表に併せて示す。
施例１と同様にして２種類の試験片を作製し、この試験
片の初期及び３ケ月間浸漬後の圧縮曲げ強度、圧縮曲げ
弾性率並びに溶融押出成形後の粘度平均分子量を測定し
た。その結果を下記第１表に併せて示す。
（比較例１〜２） 初期の粘度平均分子量がそれぞれ70万及び28万のポリ
乳酸を用いて、溶融押出成形の温度条件を下記第１表に
示す温度に変更した以外は実施例１と同様にして２種類
の試験片を作製し、この試験片の初期及び３カ月間浸漬
後の圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率並びに溶融押出成形
後の粘度平均分子量を測定した。その結果を下記第１表
に併せて示す。
乳酸を用いて、溶融押出成形の温度条件を下記第１表に
示す温度に変更した以外は実施例１と同様にして２種類
の試験片を作製し、この試験片の初期及び３カ月間浸漬
後の圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率並びに溶融押出成形
後の粘度平均分子量を測定した。その結果を下記第１表
に併せて示す。
前記第１表より、実施例１〜５の本発明の生体内分解
吸収性の外科用材料は、いずれも溶融成形後の粘度平均
分子量が20万以上であって、圧縮曲げ強度が1.6×103kg
/cm2以上、圧縮曲げ弾性率が5.0×102kg/mm2以上と優れ
た強度を有しており、また、生理食塩水中で３カ月間浸
漬しても殆ど強度劣化を生じない高耐加水分解性を有す
ることが分かる。
吸収性の外科用材料は、いずれも溶融成形後の粘度平均
分子量が20万以上であって、圧縮曲げ強度が1.6×103kg
/cm2以上、圧縮曲げ弾性率が5.0×102kg/mm2以上と優れ
た強度を有しており、また、生理食塩水中で３カ月間浸
漬しても殆ど強度劣化を生じない高耐加水分解性を有す
ることが分かる。
これに対し、比較例１の材料は、分子量が70万と極め
て高いポリ乳酸を用いたにも拘らず、溶融押出成形の温
度及び圧力が高いため、成形後の分子量が20万を下回
り、一軸延伸しても、結果的に圧縮曲げ強度及び圧縮曲
げ弾性率が目標値を下回り、満足な強度が得られないこ
とが分かる。
て高いポリ乳酸を用いたにも拘らず、溶融押出成形の温
度及び圧力が高いため、成形後の分子量が20万を下回
り、一軸延伸しても、結果的に圧縮曲げ強度及び圧縮曲
げ弾性率が目標値を下回り、満足な強度が得られないこ
とが分かる。
また、比較例２は、分子量が30万より低いため、溶融
押出成形の温度及び圧力を低くして分子量低下を極力抑
えても、成形後の分子量が20万を遥かに下回り、そのた
めに一軸延伸しても、満足な強度が得られないことが分
かる。
押出成形の温度及び圧力を低くして分子量低下を極力抑
えても、成形後の分子量が20万を遥かに下回り、そのた
めに一軸延伸しても、満足な強度が得られないことが分
かる。
（発明の効果） 以上の説明及び実施例の結果から明らかように、本発
明のポリ乳酸系生体内分解吸収性の延伸成形物の外科材
料は、従来のポリ乳酸系外科用材料では得られなかった
高い圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率を具備する高強度の
材料であり、且つ耐加水分解性にも優れたものであるた
め、整形外科、口腔外科、又は胸部外科等の領域におい
て、骨接合用のプレート、スクリュー、ピン又はビス等
として頗る好適に使用することができる。
明のポリ乳酸系生体内分解吸収性の延伸成形物の外科材
料は、従来のポリ乳酸系外科用材料では得られなかった
高い圧縮曲げ強度、圧縮曲げ弾性率を具備する高強度の
材料であり、且つ耐加水分解性にも優れたものであるた
め、整形外科、口腔外科、又は胸部外科等の領域におい
て、骨接合用のプレート、スクリュー、ピン又はビス等
として頗る好適に使用することができる。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 玄 丞烋 京都府京都市南区東九条南松ノ木町43番 地の１ (72)発明者 蔦 薫 大阪府大阪市東区安土町２丁目30番地 タキロン株式会社内 (72)発明者 棒谷 英和 大阪府大阪市東区安土町２丁目30番地 タキロン株式会社内 (56)参考文献 特開 昭59−97654（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−181469（ＪＰ，Ａ) 人工臓器16〔３〕（1987）Ｐ．1419− 1422
Claims (1)
- 【請求項１】粘度平均分子量が30万〜60万のポリ乳酸又
は乳酸−グリコール酸共重合体のみからなる生体内分解
吸収性材料の溶融成形され延伸された成形物であって、
その圧縮曲げ強度が1.6×103kg/cm2以上、圧縮曲げ弾性
率が5.0×102kg/mm2以上、溶融成形後の粘度平均分子量
が20万以上であることを特徴とする、強靱で耐加水分解
性に優れた外科用材料。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62333333A JP2587664B2 (ja) | 1987-12-28 | 1987-12-28 | 生体内分解吸収性の外科用材料 |
| DE3888527T DE3888527T2 (de) | 1987-12-28 | 1988-12-27 | Biologisch abbaubare und resorbierbare chirurgische materialien und verfahren zu deren herstellung. |
| PCT/JP1988/001337 WO1989006143A1 (fr) | 1987-12-28 | 1988-12-27 | Materiau chirurgical degradable et resorbable in vivo et procede de preparation |
| EP19890900920 EP0349656B1 (en) | 1987-12-28 | 1989-07-19 | Biodegradable and resorbable surgical materials and process for preparation of the same |
| US07/944,019 US5227412A (en) | 1987-12-28 | 1992-09-14 | Biodegradable and resorbable surgical material and process for preparation of the same |
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62333333A JP2587664B2 (ja) | 1987-12-28 | 1987-12-28 | 生体内分解吸収性の外科用材料 |
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|---|---|---|---|
| JP07268998A Division JP3141088B2 (ja) | 1995-09-25 | 1995-09-25 | 生体内分解吸収性の外科用材料の製造法 |
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|---|---|
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JPH07205278A (ja) * | 1994-01-11 | 1995-08-08 | Mitsubishi Plastics Ind Ltd | ポリ乳酸系重合体延伸フイルムの製造方法 |
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| DE69628632T2 (de) * | 1995-09-14 | 2004-04-29 | Takiron Co. Ltd. | Osteosynthetisches material, verbundwerkstoff für implantate und verfahren zu ihrer herstellung |
| US6206883B1 (en) | 1999-03-05 | 2001-03-27 | Stryker Technologies Corporation | Bioabsorbable materials and medical devices made therefrom |
| ES2385030T3 (es) | 2001-06-29 | 2012-07-17 | Medgraft Microtech, Inc. | Implantes inyectables biodegradables y procedimientos relacionados con su fabricación y uso |
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| JP7456733B2 (ja) * | 2019-06-14 | 2024-03-27 | グンゼ株式会社 | 骨接合材料 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4278091A (en) * | 1980-02-01 | 1981-07-14 | Howmedica, Inc. | Soft tissue retainer for use with bone implants, especially bone staples |
| US4414967A (en) * | 1981-06-22 | 1983-11-15 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Internal fixation of bone, tendon, and ligaments |
| US4539981A (en) * | 1982-11-08 | 1985-09-10 | Johnson & Johnson Products, Inc. | Absorbable bone fixation device |
| JPS6136321A (ja) * | 1984-07-27 | 1986-02-21 | Daicel Chem Ind Ltd | 新規なポリマ−およびその樹脂組成物 |
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| US4671280A (en) * | 1985-05-13 | 1987-06-09 | Ethicon, Inc. | Surgical fastening device and method for manufacture |
-
1987
- 1987-12-28 JP JP62333333A patent/JP2587664B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1988
- 1988-12-27 WO PCT/JP1988/001337 patent/WO1989006143A1/ja not_active Ceased
- 1988-12-27 DE DE3888527T patent/DE3888527T2/de not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-07-19 EP EP19890900920 patent/EP0349656B1/en not_active Expired - Lifetime
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| Title |
|---|
| 人工臓器１６〔３〕（１９８７）Ｐ．１４１９−１４２２ |
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| JPH01198553A (ja) | 1989-08-10 |
| WO1989006143A1 (fr) | 1989-07-13 |
| EP0349656B1 (en) | 1994-03-16 |
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| EP0349656A1 (en) | 1990-01-10 |
| DE3888527T2 (de) | 1994-11-03 |
| EP0349656A4 (en) | 1990-03-12 |
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