JPH01198553A - 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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- JPH01198553A JPH01198553A JP62333333A JP33333387A JPH01198553A JP H01198553 A JPH01198553 A JP H01198553A JP 62333333 A JP62333333 A JP 62333333A JP 33333387 A JP33333387 A JP 33333387A JP H01198553 A JPH01198553 A JP H01198553A
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- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
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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。
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、強度及び耐加水分解性に優れたポリ乳酸系の
生体内分解吸収性外科用材料、及びその製造法に関する
。
生体内分解吸収性外科用材料、及びその製造法に関する
。
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、骨折が治胤するまでの期間だ
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。
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、骨折が治胤するまでの期間だ
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（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、最近セラミックス製のものも出現し
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、て、骨と同程度かやや高い
弾性率をもち、なおか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、抜ていの為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否を除外できるはずである
。
どが金属製であり、最近セラミックス製のものも出現し
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、て、骨と同程度かやや高い
弾性率をもち、なおか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、抜ていの為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否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
や乳酸−グリコール酸共重合体を用いて骨接合材の開発
が活発に進められている。
や乳酸−グリコール酸共重合体を用いて骨接合材の開発
が活発に進められている。
例えば、Ｍ、Ｖｅｒｔ 、 Ｆ、 Ｃｈａｂｏｔらは
、骨接合プレートとしてポリ乳酸や乳酸−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． ４０Ｐａ （３４０ｋｇ／ｍｍ”）の値
を報告しており（Ｍａｋｒｏ＋ｍｏｌ Ｃｈｅｍ、５ｕ
ｐｐ１． ５゜３０ ４１．１９８１） 、Ｄ、Ｃ，Ｔ
ｕｎｃは圧縮曲げ弾性率５２０ｋｇ／ｉｓ”のポリ乳酸
骨接合プレートを報告している（第９回ＵＳＡバイオマ
テリアル学会要旨集、６．４７．１９８３）。
、骨接合プレートとしてポリ乳酸や乳酸−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． ４０Ｐａ （３４０ｋｇ／ｍｍ”）の値
を報告しており（Ｍａｋｒｏ＋ｍｏｌ Ｃｈｅｍ、５ｕ
ｐｐ１． ５゜３０ ４１．１９８１） 、Ｄ、Ｃ，Ｔ
ｕｎｃは圧縮曲げ弾性率５２０ｋｇ／ｉｓ”のポリ乳酸
骨接合プレートを報告している（第９回ＵＳＡバイオマ
テリアル学会要旨集、６．４７．１９８３）。
また、特開昭５９−９７６５４号公報には、吸収性の骨
固定用器具としてのポリ乳酸の合成法が開示されている
が、このポリ乳酸の引張り強度は約５８０ｋｇ／ｃＪと
低い値であり、しかもポリ乳酸の成形加工法については
何ら説明されていない。
固定用器具としてのポリ乳酸の合成法が開示されている
が、このポリ乳酸の引張り強度は約５８０ｋｇ／ｃＪと
低い値であり、しかもポリ乳酸の成形加工法については
何ら説明されていない。
つい最近では、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骨接合
プレートが開発されたが、その圧縮曲げ弾性率が２６５
ＭＰａ （２６，５ｋｇ／ｍｓ”）と低くい上、ｉｎ
ｖｉｔｒｏ加水分解に伴う強度劣化も極めて速く、約
１ケ月で強度が無（なっている（Ｐ、 Ｔｏｒｎ＋ａｌ
ａ他、Ｂｉｏｎ＋ａｔｅｒｉａｌｓ 、 ８＋４２．
１９８７）、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は５ＧＰａ（５００ｋ
ｇ／ｇｎ” ）という値を報告している。
強化されたグリコール酸−乳酸共重合体の複合体骨接合
プレートが開発されたが、その圧縮曲げ弾性率が２６５
ＭＰａ （２６，５ｋｇ／ｍｓ”）と低くい上、ｉｎ
ｖｉｔｒｏ加水分解に伴う強度劣化も極めて速く、約
１ケ月で強度が無（なっている（Ｐ、 Ｔｏｒｎ＋ａｌ
ａ他、Ｂｉｏｎ＋ａｔｅｒｉａｌｓ 、 ８＋４２．
１９８７）、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は５ＧＰａ（５００ｋ
ｇ／ｇｎ” ）という値を報告している。
このように、ポリ乳酸系骨接合材の機械的性質を向上さ
せるための研究が数多（報告され、様々な方法が試みら
れているが、未だ臨床で充分に使用されるような満足で
きる強度の材料は開発されていない。
せるための研究が数多（報告され、様々な方法が試みら
れているが、未だ臨床で充分に使用されるような満足で
きる強度の材料は開発されていない。
本発明は上記の実情に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、従来公知のポリ乳酸系骨接合材の機械
的性質と耐加水分解性を大きく−Ｆ回る、高強度で高耐
加水分解性の生体内分解吸収性外科用材料、及びその製
造法を提供することにある。
とするところは、従来公知のポリ乳酸系骨接合材の機械
的性質と耐加水分解性を大きく−Ｆ回る、高強度で高耐
加水分解性の生体内分解吸収性外科用材料、及びその製
造法を提供することにある。
本発明者らは、上記目的を達成するため鋭意研究を重ね
た結果、粘度平均分子量が３０万以上のポリ乳酸又は乳
酸とグリコール酸との共重合体を、その融点以上、２２
０℃以下の温度条件下に溶融成形、例えば押出成形、プ
レス成形すれば、溶融成形後の粘度平均分子量を２０万
以上に保つことができ、更にこれを６０〜１８０℃の温
度条件下に延伸すれば、圧縮曲げ強度が１．６ｘｌＯ’
ｋｇ／ｃｊ以上、圧縮曲げ弾性率が５．０Ｘ１０”ｋｇ
／鶴２以上と強靭で、耐加水分解性にも優れたポリ乳酸
系外科用材料を得ることができるという新規な事実を見
出すに至った。
た結果、粘度平均分子量が３０万以上のポリ乳酸又は乳
酸とグリコール酸との共重合体を、その融点以上、２２
０℃以下の温度条件下に溶融成形、例えば押出成形、プ
レス成形すれば、溶融成形後の粘度平均分子量を２０万
以上に保つことができ、更にこれを６０〜１８０℃の温
度条件下に延伸すれば、圧縮曲げ強度が１．６ｘｌＯ’
ｋｇ／ｃｊ以上、圧縮曲げ弾性率が５．０Ｘ１０”ｋｇ
／鶴２以上と強靭で、耐加水分解性にも優れたポリ乳酸
系外科用材料を得ることができるという新規な事実を見
出すに至った。
本発明は上記知見に基づくもので、分解吸収性外科用材
料の発明は、ポリ乳酸又は乳酸とグリコール酸との共重
合体よりなる延伸された成形物であって、その圧縮曲げ
強度が１．６Ｘ１０３ｋｇ／ｃＪ以上、圧縮曲げ弾性率
が５．０Ｘ１０冨ｋｇ／鶴２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ものであ
り、また、その製造法の発明は、粘度平均分子量が３０
万以上のポリ乳酸又は乳酸とグリコール酸との共重合体
を、その融点以上、２２０℃以下の温度条件下に溶融成
形し、更に、６０〜１８０℃の温度条件下に延伸するこ
とを特徴とするものである。
料の発明は、ポリ乳酸又は乳酸とグリコール酸との共重
合体よりなる延伸された成形物であって、その圧縮曲げ
強度が１．６Ｘ１０３ｋｇ／ｃＪ以上、圧縮曲げ弾性率
が５．０Ｘ１０冨ｋｇ／鶴２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ものであ
り、また、その製造法の発明は、粘度平均分子量が３０
万以上のポリ乳酸又は乳酸とグリコール酸との共重合体
を、その融点以上、２２０℃以下の温度条件下に溶融成
形し、更に、６０〜１８０℃の温度条件下に延伸するこ
とを特徴とするものである。
具体的に説明すると、本発明に用いられるポリ乳酸は、
光学活性を有するＬ体又は０体の乳酸から常法（Ｃ，Ｅ
、 Ｌｏｖｅ、Ｕ、Ｓ、Ｐ、 ２，６６８．１６２号）
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、少なくとも粘度平均分子量が３０万以上の
ものであることが必要であり、分子量が高いものほど高
強度の外科用材料を得るのに適する。しかし、分子量が
あまり高すぎると、溶融成形の際に高温、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
る高強度の外科用材料を得ることが困難となる。従って
、粘度平均分子量が３０万〜６０万程度のものを使用す
るのが適当であり、なかでも４０万〜５０万程度の分子
量を有するものが特に好適に使用される。
光学活性を有するＬ体又は０体の乳酸から常法（Ｃ，Ｅ
、 Ｌｏｖｅ、Ｕ、Ｓ、Ｐ、 ２，６６８．１６２号）
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、少なくとも粘度平均分子量が３０万以上の
ものであることが必要であり、分子量が高いものほど高
強度の外科用材料を得るのに適する。しかし、分子量が
あまり高すぎると、溶融成形の際に高温、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
る高強度の外科用材料を得ることが困難となる。従って
、粘度平均分子量が３０万〜６０万程度のものを使用す
るのが適当であり、なかでも４０万〜５０万程度の分子
量を有するものが特に好適に使用される。
また、本発明においては上記のポリ乳酸に代えて乳酸−
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するもので、乳
酸含有割合の大きいものが適しており、なかでも乳酸と
グリコール酸が重量比にして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
量で上記範囲にある場合は、得られる外科用材料が優れ
た耐加水分解性を有するため、３７℃の生理食塩水中に
３力月間浸漬しても殆ど強度劣化を生じないが、グリコ
ール酸が上記範囲を超えて増大すると、耐加水分解性が
低下して早期に強度劣化を招くという不都合が生じるか
らである。
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するもので、乳
酸含有割合の大きいものが適しており、なかでも乳酸と
グリコール酸が重量比にして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
量で上記範囲にある場合は、得られる外科用材料が優れ
た耐加水分解性を有するため、３７℃の生理食塩水中に
３力月間浸漬しても殆ど強度劣化を生じないが、グリコ
ール酸が上記範囲を超えて増大すると、耐加水分解性が
低下して早期に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、上記のようなポリ乳酸又は乳酸
−グリコール酸共重合体（以下、共重合体と記す）を原
料とし、これをロンド状或いは帯板状など適宜の形状に
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。この
生産性の良い溶融押出成形の場合は、通常の押出成形機
等を用いて、次の温度条件及び圧力条件の下に行われる
。
−グリコール酸共重合体（以下、共重合体と記す）を原
料とし、これをロンド状或いは帯板状など適宜の形状に
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。この
生産性の良い溶融押出成形の場合は、通常の押出成形機
等を用いて、次の温度条件及び圧力条件の下に行われる
。
即ち、溶融押出成形の温度条件については、−り記ポリ
乳酸又は共重合体の融点以上、２２０℃以下の温度範囲
とする必要がある。融点より低い温度では溶融押出成形
が困難となり、逆に２２０°Ｃより高い温度ではポリ乳
酸又は共重合体の分子量低下が著しくなって、溶融押出
成形後の粘度平均分子量が２０万を下回るようになるか
らである。
乳酸又は共重合体の融点以上、２２０℃以下の温度範囲
とする必要がある。融点より低い温度では溶融押出成形
が困難となり、逆に２２０°Ｃより高い温度ではポリ乳
酸又は共重合体の分子量低下が著しくなって、溶融押出
成形後の粘度平均分子量が２０万を下回るようになるか
らである。
分子量低下を最小限に抑えるには、原料ポリマーの融点
より僅かに高い温度で溶融押出成形することが大切であ
り、従って、原料ポリマーとして既述のごとき４０万〜
５０万程度の分子量を有するものを使用する場合は、２
００℃以下の温度条件で溶融押出成形することが望まし
い。
より僅かに高い温度で溶融押出成形することが大切であ
り、従って、原料ポリマーとして既述のごとき４０万〜
５０万程度の分子量を有するものを使用する場合は、２
００℃以下の温度条件で溶融押出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についても、分子量低
下を極力抑えるために、溶融原料ポリマーの粘度（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、原料ポリマーの分子量が６０万までの
場合は２６０ｋｇ／ｃｉ以下、分子量が４０万〜５０万
の場合は１７０〜２１０ ｋｇ／ｃｄ程度の押出圧力と
するのが適当である。
下を極力抑えるために、溶融原料ポリマーの粘度（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、原料ポリマーの分子量が６０万までの
場合は２６０ｋｇ／ｃｉ以下、分子量が４０万〜５０万
の場合は１７０〜２１０ ｋｇ／ｃｄ程度の押出圧力と
するのが適当である。
尚、溶融押出成形の前に、原料のポリ乳酸又は共重合体
のベレットを予め減圧加熱乾燥して水分を充分に除去し
ておくのが好ましい。
のベレットを予め減圧加熱乾燥して水分を充分に除去し
ておくのが好ましい。
溶融押出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、かなりの強度を有
するが、まだ目的とする強度には及ばない。そこで、本
発明では、この成形物を更に流動パラフィン等の媒体中
で長軸方向（押出方向）に−軸延伸することにより、ポ
リマー分子を配向させて強度を向上させる。
量が２０万以上に保たれているので、かなりの強度を有
するが、まだ目的とする強度には及ばない。そこで、本
発明では、この成形物を更に流動パラフィン等の媒体中
で長軸方向（押出方向）に−軸延伸することにより、ポ
リマー分子を配向させて強度を向上させる。
この−軸延伸は６０〜１８０℃の温度条件で行うことが
必要で、６０℃より低い温度では、原料ポリマーのガラ
ス転移点に近すぎるため延伸による分子配向が不充分と
なり、逆に１８０℃より高い温度では、ポリマーの分子
量低下をきたし、いずれの場合も延伸によって満足に強
度を向上させることが困難となる。好ましい温度条件は
溶融押出成形後のポリマー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、６０℃より低い温度では、原料ポリマーのガラ
ス転移点に近すぎるため延伸による分子配向が不充分と
なり、逆に１８０℃より高い温度では、ポリマーの分子
量低下をきたし、いずれの場合も延伸によって満足に強
度を向上させることが困難となる。好ましい温度条件は
溶融押出成形後のポリマー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、延伸倍率については、２倍もしくはそれ以上とす
るのが望ましい。これより小さい延伸倍率では、分子配
向が不充分となり、満足に強度を向上させることが困難
となるからである。
るのが望ましい。これより小さい延伸倍率では、分子配
向が不充分となり、満足に強度を向上させることが困難
となるからである。
このように−軸延伸された成形物は、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される。
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される。
以上の製造法によって得られる本発明の外科用材料は、
ポリ乳酸又は乳酸とグリコール酸との共重合体よりなる
から、生体内分解吸収性を有しており、従来の金属製外
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、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、
本発明の外科用材料は、圧縮曲げ強度が１．６×１０３
ｋｇ ／ ｃ−以上、圧縮曲げ弾性率が５，０ｘｌＱ”
ｋｇ／鶴”以上と、従来のポリ乳酸系外科用材料では到
達できなかった高強度値を示し、また耐加水分解性も向
上し、３７℃の生理食塩水中に約３カ月間浸漬しても殆
ど強度劣化を生じることはない。
ポリ乳酸又は乳酸とグリコール酸との共重合体よりなる
から、生体内分解吸収性を有しており、従来の金属製外
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、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、
本発明の外科用材料は、圧縮曲げ強度が１．６×１０３
ｋｇ ／ ｃ−以上、圧縮曲げ弾性率が５，０ｘｌＱ”
ｋｇ／鶴”以上と、従来のポリ乳酸系外科用材料では到
達できなかった高強度値を示し、また耐加水分解性も向
上し、３７℃の生理食塩水中に約３カ月間浸漬しても殆
ど強度劣化を生じることはない。
次に、実施例を挙げて本発明のポリ乳酸系外科用材料を
説明する。
説明する。
（実施例１）
初期の粘度平均分子量が４２万のポリ乳酸のベレットを
減圧下に１２０〜１４０℃で一昼夜乾燥し、この乾燥ベ
レットを押出成形機に入れて減圧下に約２０分間放置し
た後、下記第１表に掲げる温度条件で、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、この乾燥ベ
レットを押出成形機に入れて減圧下に約２０分間放置し
た後、下記第１表に掲げる温度条件で、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。
したところ、下記第１表に示すように２２万であった。
尚、この場合の粘度式は
（η）＝５．４５ｘｌＯ−’Ｍ’・７３（クロロホルム
２５℃） を用いた。
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１０ｍｍｘ厚み５ＩＩＩＩ１１×長さ８０ＩＩＩ
１１）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１７２０ｋｇ／ｃ＋４．圧縮曲げ
弾性率が６１０ｋｇ／ａｍ” Ｔ：あツタ。
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１０ｍｍｘ厚み５ＩＩＩＩ１１×長さ８０ＩＩＩ
１１）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１７２０ｋｇ／ｃ＋４．圧縮曲げ
弾性率が６１０ｋｇ／ａｍ” Ｔ：あツタ。
更に、この試験片を３７℃の生理食塩水中に３力月間浸
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、圧縮曲げ強度が１７１０ｋｇ／
ｃｄ、圧縮曲げ弾性率が６１０ｋｇ ７／ 龍”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、圧縮曲げ強度が１７１０ｋｇ／
ｃｄ、圧縮曲げ弾性率が６１０ｋｇ ７／ 龍”であり
、強度劣化が殆ど見られなかった。
尚、上記の圧縮曲げ強度及び圧縮曲げ弾性率はＪＩ’Ｓ
Ｋ−７２０３に基づいて測定したもので。
Ｋ−７２０３に基づいて測定したもので。
ある。
（実施例２）
初期の粘度平均分子量が４２万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と同様にして試験片を作製し、この試
験片の初期及び３力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。
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と同様にして試験片を作製し、この試
験片の初期及び３力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３）
初期の粘度平均分子量が４０万の乳酸−グリコール酸共
重合体（乳酸ニゲリコール酸＝９０ ： １０）を用い
て、溶融押出成形の温度条件を下記第１票に示す温度に
変更した以外は実施例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力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。
重合体（乳酸ニゲリコール酸＝９０ ： １０）を用い
て、溶融押出成形の温度条件を下記第１票に示す温度に
変更した以外は実施例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力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６０℃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、各試験
片の初期及び３力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。
実施例１と同様にして２種類の試験片を作製し、各試験
片の初期及び３力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、各試験片の初期及び３力月間浸漬
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。
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、各試験片の初期及び３力月間浸漬
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。
（以下余白）
前記第１表より、実施例１〜３の本発明外科用材料は、
いずれも溶融押出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． ６Ｘ １０’ ｋｇ／
ｃ己以上、圧縮曲げ弾性率が５．０×１０” ｋｇ／ｍ
ａｒ”以上と優れた強度を有しており、また、生理食塩
水中で３力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判る。
いずれも溶融押出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． ６Ｘ １０’ ｋｇ／
ｃ己以上、圧縮曲げ弾性率が５．０×１０” ｋｇ／ｍ
ａｒ”以上と優れた強度を有しており、また、生理食塩
水中で３力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判る。
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、−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、満足な強度を得られないこ
とが判る。
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、−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、満足な強度を得られないこ
とが判る。
また、比較例２の材料は、分子量が３０万より小さいた
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２０万を這かに下回
り、そのため−軸延伸しても、満足な強度が得られない
ことが判る。
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２０万を這かに下回
り、そのため−軸延伸しても、満足な強度が得られない
ことが判る。
以上の説明及び実施例の結果から明らかなように、本発
明の生体内分解吸収性外科用材料は、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及び圧
縮曲げ弾性率を具備する高強度材料であり、且つ耐加水
分解性にも優れるものであるため、整形外科、口腔外科
、或い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、ピン或いはビスとして頗る好適に使用
することができる。また、本発明の製造法は、樹脂成形
の分野で汎用される溶融押出成形の工程に一軸延伸の工
程を付加するのみであるから、なんら特別な装置を準備
することなく容易且つ高能率で実施でき、量産性、作業
性等に優れるといった効果がある。
明の生体内分解吸収性外科用材料は、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及び圧
縮曲げ弾性率を具備する高強度材料であり、且つ耐加水
分解性にも優れるものであるため、整形外科、口腔外科
、或い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、ピン或いはビスとして頗る好適に使用
することができる。また、本発明の製造法は、樹脂成形
の分野で汎用される溶融押出成形の工程に一軸延伸の工
程を付加するのみであるから、なんら特別な装置を準備
することなく容易且つ高能率で実施でき、量産性、作業
性等に優れるといった効果がある。
特許出願人 タキロン株式会社
株式会社バイオマテリアル・ユ
ニノマース
Claims (2)
- （１）ポリ乳酸又は乳酸とグリコール酸との共重合体よ
りなる延伸された成形物であって、その圧縮曲げ強度が
１．６×１０＾３ｋｇ／ｃｍ＾２以上、圧縮曲げ弾性率
が５．０×１０＾２ｋｇ／ｍｍ＾２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生
体内分解吸収性外科用材料。 - （２）粘度平均分子量が３０万以上のポリ乳酸又は乳酸
とグリコール酸との共重合体を、その融点以上、２２０
℃以下の温度条件下に溶融成形し、更に、そのガラス転
移点（６０℃）以上融点（１８０℃）以下の温度条件下
に延伸することを特徴とする生体内分解吸収性外科用材
料の製造法。
Priority Applications (5)
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|---|---|---|---|
| JP62333333A JP2587664B2 (ja) | 1987-12-28 | 1987-12-28 | 生体内分解吸収性の外科用材料 |
| PCT/JP1988/001337 WO1989006143A1 (fr) | 1987-12-28 | 1988-12-27 | Materiau chirurgical degradable et resorbable in vivo et procede de preparation |
| DE3888527T DE3888527T2 (de) | 1987-12-28 | 1988-12-27 | Biologisch abbaubare und resorbierbare chirurgische materialien und verfahren zu deren herstellung. |
| 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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|---|---|
| JPH01198553A true JPH01198553A (ja) | 1989-08-10 |
| JP2587664B2 JP2587664B2 (ja) | 1997-03-05 |
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62333333A Expired - Fee Related 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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| JP (1) | JP2587664B2 (ja) |
| DE (1) | DE3888527T2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH05168647A (ja) * | 1991-12-25 | 1993-07-02 | Gunze Ltd | 骨治療用具及びその製造法 |
| 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 |
| JPH07207041A (ja) * | 1994-01-11 | 1995-08-08 | Mitsubishi Plastics Ind Ltd | ポリ乳酸系フイルム |
| WO1997010010A1 (en) * | 1995-09-14 | 1997-03-20 | Takiron Co., Ltd. | Osteosynthetic material, composited implant material, and process for preparing the same |
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| JP2006325862A (ja) * | 2005-05-25 | 2006-12-07 | Gunze Ltd | 骨治療用成形体及びその製造方法 |
| JP2009535101A (ja) * | 2006-04-25 | 2009-10-01 | テレフレックス・メディカル・インコーポレイテッド | リン酸カルシウムポリマー複合材料および方法 |
| JP2012081280A (ja) * | 2011-11-11 | 2012-04-26 | Gunze Ltd | 骨治療用成形体 |
| JP2020202917A (ja) * | 2019-06-14 | 2020-12-24 | グンゼ株式会社 | 骨接合材料 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4018371A1 (de) * | 1989-06-09 | 1990-12-13 | Boehringer Ingelheim Kg | Resorbierbare formkoerper und verfahren zu ihrer herstellung |
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| US5324307A (en) * | 1990-07-06 | 1994-06-28 | American Cyanamid Company | Polymeric surgical staple |
| FI930259L (fi) * | 1992-11-06 | 1994-05-07 | Takiron Co | Polymert piezoelektriskt material |
| US5609881A (en) * | 1994-10-31 | 1997-03-11 | Gc Corporation | Bio-degradable/absorbable barrier membrane |
| US6206883B1 (en) | 1999-03-05 | 2001-03-27 | Stryker Technologies Corporation | Bioabsorbable materials and medical devices made therefrom |
| EP1411861B1 (en) | 2001-06-29 | 2012-04-04 | Medgraft Microtech, Inc. | Biodegradable injectable implants and related methods of manufacture and use |
| US6747121B2 (en) | 2001-09-05 | 2004-06-08 | Synthes (Usa) | Poly(L-lactide-co-glycolide) copolymers, methods for making and using same, and devices containing same |
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| 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 |
| JPS61181469A (ja) * | 1985-02-07 | 1986-08-14 | グンゼ株式会社 | 胸郭支持材 |
| JPS61293445A (ja) * | 1985-05-13 | 1986-12-24 | エチコン・インコ−ポレ−テツド | 外科用フアスナ−及びその製造方法 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0199074B1 (en) * | 1985-03-25 | 1991-03-20 | American Cyanamid Company | Process for manufacturing an annealed prosthetic device |
| FI75493C (fi) * | 1985-05-08 | 1988-07-11 | Materials Consultants Oy | Sjaelvarmerat absorberbart osteosyntesmedel. |
-
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
Patent Citations (6)
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO1989006143A1 (fr) | 1989-07-13 |
| JP2587664B2 (ja) | 1997-03-05 |
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| EP0349656B1 (en) | 1994-03-16 |
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|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |