(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
以下を含む、骨修復複合材料：
コア、ここにおいて、前記コアは、骨修復複合材料の重量の少なくとも２５％のリン酸カルシウム無機層でコーティングされた一方向性のヤーンの第１のセットの組合せを含む第１の１次単位であり、前記リン酸カルシウム無機層は、前記ヤーンについて軸方向に整列したナノ粒子のリン酸カルシウム無機層であり、前記ヤーンの第１のセットは、ポリＬ−乳酸（ＰＬＬＡ）ポリマー繊維から作られる；
シース、ここにおいて、前記シースは、ヤーンの第２のセットまたは１以上のポリマーコーティングの組み合わせを含む第２の１次単位であり、前記ヤーンの第２のセットは、ポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）を含む１以上のポリマーの群から作られる；および
少なくとも前記コアと前記シースとを結合させるためのポリマーマトリックス、ここにおいて、前記ポリマーマトリックスは６０℃未満の融点を有する前記ＰＣＬを含む；
ここにおいて、前記複合材料は、前記コアを前記シースで覆うことで作られ、前記複合材料は６０℃で圧縮形成されて前記シースが前記コアに接着され、および前記骨修復複合材料の曲げ係数は少なくとも３ＧＰａである。
【請求項２】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、哺乳類の骨に匹敵する曲げ係数を有する骨修復複合材料。
【請求項３】
請求項２に記載の骨修復複合材料であって、前記骨修復複合材料の機械的強度を最大化して、哺乳類の骨を模倣するために、６：１の前記コアの前記シースに対する比率が提供される骨修復複合材料。
【請求項４】
請求項２に記載の骨修復複合材料であって、前記骨修復複合材料の前記曲げ係数は皮質骨と同様である骨修復複合材料。
【請求項５】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記１以上のポリマーコーティングは、生分解性ポリマー、６０℃未満の融点を有するポリマー、コポリマー、またはそれらの組み合わせを含む骨修復複合材料。
【請求項６】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、高い温度における高温圧縮形成に供され、それにより６０℃未満の融点を有するポリマーが溶解され、６０℃を超える融点を有するポリマーと６０℃未満の融点を有するポリマーとが結合される骨修復複合材料。
【請求項７】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、溶媒と共に高温に供され、ここにおいて、前記シースは溶解し前記コアに結合する骨修復複合材料。
【請求項８】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記ポリマーの第２の群は、６０℃未満の融点を有するポリマーまたは結合ポリマーを含む骨修復複合材料。
【請求項９】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、一方向性である骨修復複合材料。
【請求項１０】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、コラーゲン、ヒアルロナン、フィブリン、キトサン、アルギン酸塩、シルク、ポリエステル、ポリエーテル、ポリカーボネート、ポリアミン、ポリアミド、コポリマー、ポリＬ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−コ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）およびポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）をさらに含む骨修復複合材料。
【請求項１１】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記リン酸カルシウム無機層は、イオン置換アパタイト、リン酸カルシウム、炭酸ヒドロキシアパタイト、フッ化ヒドロキシアパタイト、塩素化ヒドロキシアパタイト、シリコン含有ヒドロキシアパタイト、リン酸トリカルシウム、リン酸テトラカルシウム、モノタイト、リン酸ジカルシウム、リン酸ジカルシウム二水和物、リン酸オクタカルシウム、リン酸カルシウム一水和物、アルファ−リン酸トリカルシウム、ベータ−リン酸トリカルシウム、非結晶性リン酸カルシウム、二相性リン酸カルシウム、カルシウム欠損ヒドロキシアパタイト、沈殿ヒドロキシアパタイト、オキシアパタイト、硫酸カルシウムおよびその他のカルシウム含有無機物から成る群から選択される骨修復複合材料。
【請求項１２】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記リン酸カルシウム無機層は、繊維軸またはポリマー微結晶に対して完全にまたは部分的に配列される骨修復複合材料。
【請求項１３】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、前記リン酸カルシウム無機層は、静電気的、配位的または化学的なつなぎとめによって前記ポリマー表面に固定される骨修復複合材料。
【請求項１４】
請求項１に記載の骨修復複合材料であって、２次的におよび３次的に組織化される複合材料構造が、前記コアと前記シースとの比率を変化させることで前記１次単位から形成される骨修復複合材料。
【請求項１５】
以下の工程を含む、請求項１に記載の骨修復複合材料の製造方法：
第１のセットのヤーンの多数の組合せを有した内部コア構造を形成すること、ここにおいて、前記第１のセットのヤーンはポリマーの群から作られ、前記内部コア構造は第１の１次構造である；
前記第１のセットのヤーンを、リン酸カルシウムナノ粒子の核形成を誘導するカルボキシルまたはカルボン酸結合部位を付与するための表面修飾化学薬品で処理すること；
前記第１のセットのヤーンを無機層でコーティングすること；
前記内部コア構造を圧縮型の長さに切り込むこと；
前記内部コア構造を圧縮型に配置すること；および
前記内部コア構造を圧縮形成すること。
【請求項１６】
請求項１５に記載の方法であって、更に、第２のセットのヤーンまたは１以上のポリマーコーティングの多数の組み合わせを有する外部シース構造を形成する工程を含み、ここにおいて、前記第２のセットのヤーンはポリマーの群から作られ、前記外部シース構造は第２の１次構造である方法。
【請求項１７】
請求項１６に記載の方法であって、更に、前記内部コア構造を前記外部シース構造に対して６：１の比率で組み合わせて、少なくとも３ＧＰａの曲げ係数を有する哺乳類の骨の機械的強度を模倣することで、２次構造を形成する工程を含む方法。
【請求項１８】
請求項１７に記載の方法であって、更に以下を含む方法：
２次構造を結合材料でコーティングすること；
前記コーティングされた２次構造を乾燥させること；および
高温で前記コーティングされた２次構造を圧縮形成すること。
【請求項１９】
請求項１７に記載の方法であって、更に以下を含む方法：
２次構造をＰＣＬでコーティングすること；
前記コーティングされた２次構造を乾燥させること；および
ＰＣＬを溶解するための気化した溶媒を使用して、前記コーティングされた２次構造を圧縮形成すること。
【請求項２０】
請求項１５に記載の方法であって、前記内部コア構造が以下により形成される方法：
一緒に多数のヤーンを組み立てること；
メッシュ構造を圧延すること、ここにおいて、前記メッシュ構造は、編まれ（ｋｎｉｔｔｅｄ）、織られ、織られず、編まれ（ｂｒａｉｄｅｄ）、積み重ねられ、フロック加工され、フェルト化される；または
前記多数のヤーンおよび前記メッシュ構造を一緒に圧延すること。
【請求項２１】
請求項１７に記載の方法であって、更に、望ましい形状の３次構造が、多数の２次構造または１次構造と結合材料とを結合させることで形成する工程を含む方法。
【請求項２２】
請求項１５に記載の方法であって、前記内部コアは、長軸方向および側方方向に水接触速度および細胞接触速度を促進するよう設計される方法。
【請求項２３】
請求項２２に記載の方法であって、長軸方向接触は、時間、分解、および／または前記内部コアの溶解によって制御される方法。
【請求項２４】
請求項２２に記載の方法であって、側方方向接触は、ブレイド密度、コーティング、または前記結合材料の結合剤により制御される方法。
【請求項２５】
請求項１５に記載の方法であって、前記表面修飾化学薬品は、アルカリ性、酸性、酸化性、イオン性、または静電気的である方法。
【請求項２６】
請求項１５に記載の方法であって、前記無機層は、イオン置換アパタイト、リン酸カルシウム、炭酸ヒドロキシアパタイト、フッ化ヒドロキシアパタイト、塩素化ヒドロキシアパタイト、シリコン含有ヒドロキシアパタイト、リン酸トリカルシウム、リン酸テトラカルシウム、モネタイト、リン酸ジカルシウム、リン酸ジカルシウム二水和物、リン酸オクタカルシウム、リン酸モノカルシウム一水和物、アルファ−リン酸トリカルシウム、ベータ−リン酸トリカルシウム、非結晶性リン酸カルシウム、二相性リン酸カルシウム、カルシウム欠損ヒドロキシアパタイト、沈殿ヒドロキシアパタイト、オキシアパタイト、硫酸カルシウム、およびその他のカルシウム含有無機物から成る群から選択される方法。
【請求項２７】
請求項１５に記載の方法であって、前記無機層は、溶媒中のリン酸カルシウム粒子懸濁液またはポリマー溶液を使用して、ポリマー繊維の浸液または型コーティングによって、ポリマー繊維上に、流体力学的に整列／コーティングされる方法。
【請求項２８】
請求項１５に記載の方法であって、無機物は、交代性浸漬技術、擬似体液技術、過飽和リン酸カルシウム溶液、浸液コーティング、ゾル−ゲルコーティング、電気泳動法、電気化学的コーティング、押出コーティング、引抜成形、または、はけ積みコーティング法を使用してコーティングされる方法。
【請求項２９】
請求項１５に記載の方法であって、成長因子またはその他の生物学的薬剤が前記コアに添加される方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般的に、骨置換のための生体適合材料に関する。より具体的には、本発明は、無機ポリマー複合材料に関する。
【背景技術】
【０００２】
本願は、２００６年４月２５日に出願され、現在係属中の、米国仮出願第６０／７９４，５１８号、「リン酸カルシウムポリマー複合材料」の優先権を主張する。当該文献は、その全体が本願に援用される。
【０００３】
１０００万を超えるアメリカ人が、その体内に少なくとも１つの主要な移植医療装置を保持している。これらの移植片の中で、骨折および骨の損傷の症例が大部分を占めており、米国では年間１３０万を超える骨修復処置となっている。一般に、骨組織は出生後自己構築の能力を有している。しかしながら、複雑骨折、外傷、骨腫瘍、先天性欠損または脊椎癒合術といった重篤な病理学的状況では、損傷を受けた骨は自発的に形成されずまたは再生されないであろう。損傷した骨を修復するために、骨移植における優れた基準（ｇｏｌｄ  ｓｔａｎｄａｒｄ）と長い間考えられてきた自家移植は、供給源の制限および移植片回収に関する罹患率の問題を有しており、一方で、組織バンクからの同種骨は、遺伝的違いに起因する免疫応答の不利益および伝播性疾病を誘導するリスクを有している。結果として、様々な合成材料が骨修復への応用のために開発されてきた。
【０００４】
骨誘導性骨形成タンパク質（Ｂｏｎｅ  Ｍｏｒｐｈｏｇｅｎｅｔｉｃ  Ｐｒｏｔｅｉｎｓ，ＢＭＰｓ）の発見以来、それらのタンパク質の治療的使用により、骨修復プロセスは大きく発展した。ＢＭＰ−２といった幾つかのＢＰＭは、特に十分に研究され、治療薬としての関心が増してきた。ＢＭＰ−２は、インビボにて、間充織幹細胞の骨芽細胞系統への分化を刺激し、それにより骨形成が可能な分化型骨芽細胞の数を増大させることによって骨形成を誘導する。骨芽細胞の分化におけるＢＭＰの刺激は、骨の治癒において重要な役割を有する。近年、米国、欧州、カナダおよびオーストラリアの監督庁が、長骨骨折の治療および脊椎の椎体間固定のための骨移植片代替物としての、ＢＭＰ−２およびＢＭＰ−７を含んだ装置を承認した。その強力な骨誘導活性に関わらず、ＢＭＰ−２の臨床使用は、適切な送達システムの欠如によって阻まれてきた。欠損部位における適切な用量の持続的なＢＭＰ放出のために、効果的な送達システムが必要である。インビトロおよびインビボの両研究から、細胞活性および骨形成速度への作用において、用量応答が得られることが示唆された。ＢＭＰ−２の放出時間が長くなるほど、インビトロにおいて、細胞は持続性骨芽形成の特徴をより十分に示し、インビボにおいて、骨形成をより示す。従って、高度な初期構造的完全性、および骨再生を誘導することが知られる単一または複数の薬剤の持続的放出を有する合成担体の開発に対する差し迫った必要性が存在する。同時に、これらの材料は、遅延性調節性再吸収（ｓｌｏｗ  ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ  ｒｅｓｏｒｐｔｉｏｎ）を起こし、後の外科的除去をなくすものであるべきである。そのような材料は、医療装置に取り込まれた場合、大きな臨床的価値を有すと考えられる。
【０００５】
金属材料は、その高い機械的強度のために広く使用されてきた。しかしながら、金属移植片の高い強度は、典型的に、周囲の材料における応力を減少させ（応力遮蔽（ｓｔｒｅｓｓ  ｓｈｉｅｌｄｉｎｇ））、このことは隣接する骨を弱める。加えて、金属移植片はイオンを放出する可能性があり、このことは、有害な組織反応を生じさせ得る。
【０００６】
さらに、金属から成る骨固定装置は、多くの問題、例えば、移植部位における応力遮蔽および２次手術における除去の可能性を有している。従って、骨固定のための吸収性の移植片は、治癒のための強度、および装置の骨組織との最終的な置換のための生分解を提供するよう開発されてきた。骨固定装置の設計は、引張強さ（ｔｅｎｓｉｌｅ  ｓｔｒｅｎｇｔｈｓ）および曲げ強さ（ｂｅｎｄｉｎｇ  ｓｔｒｅｎｇｔｈｓ）、それぞれの弾性係数、生体適合性、新規の骨成長を補助する能力、３次元構造および密度、多孔度ならびに分解速度を考慮しなければならない。天然の骨は、約３から３０ＭＰａの範囲の曲げ係数（ｂｅｎｄｉｎｇ  ｍｏｄｕｌｕｓ）を有する。最適な骨固定装置は、所望の臨床的有用性のために、この範囲付近またはこの範囲内にあることが期待される。このことは、一般に、要素として認識されているにも関わらず、うまく実行されたことはない。
【０００７】
現在の装置は、吸収性ポリマーおよび／または無機物から作られ、および複合材料の形態で作られる。無機物は、ほとんどの場合、リン酸カルシウム化合物である。吸収性ポリマーは、ほとんどの場合、合成脂肪族ポリエステル、ポリエーテル、ポリカーボネート、またはそれらの組み合わせである。吸収性ポリマーに関する問題は、非繊維形態において、その強度が低いということである。吸収性繊維は、より改善された引張強さを有するが、曲げ係数が低い。リン酸カルシウムに関する問題は、それらは、硬度が高いにもかかわらず、脆弱であることである。従って、これらの構成成分の適切な組み合わせは、現在の吸収性骨固定装置において欠如している。
【０００８】
金属移植片とは対照的に、ポリマーベースの移植片は、生理学的な充填の際に、より安定的な骨／移植片インタフェースを有する。さらに、あるポリマーは、インビボで生物分解性であり、生きた組織と段階的に置き換わることができ、このことは、欠損に対する最良の修復である。残念ながら、ポリマーは、相対的に機械的特性が乏しく、このことは、多くの応用におけるその有用性を非常に制限している。第２の欠点は、ほとんど全てのポリマー材料が生物学的に不活性であり、従って骨伝導性（ｏｓｅｏｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ）でなく、結果として表面的な持続性が乏しい。ポリマー材料の骨伝導性を達成するために、リン酸カルシウム（生理活性セラミック材料）がポリマーマトリックスに添加され、リン酸カルシウム強化ポリマー複合材料が製造されている。これらの複合材料のほとんどは、純粋なポリマー材料として、低い機械的強度を有している。従って、耐荷重性骨格移植片（ｌｏａｄ−ｂｅａｒｉｎｇ  ｓｋｅｌｅｔａｌ  ｉｍｐｌａｎｔｓ）のための、機械的強度を十分に有した新規のリン酸カルシウム強化ポリマー複合材料の同定に対する、差し迫った必要性が存在する。
【０００９】
リン酸カルシウム（ＣａＰ）強化ポリマー複合材料は、当初、適切な機械的適合性並びに要求される生体適合性の製造に基づいた、骨の置換のための生体適合材料として構想された。発表された報告によると、５０ｗｔ％以下のＣａＰがポリマーマトリックスに取り込まれ、十分に高い値の弾性係数を達成した。残念ながら、複合材料は、さまざまな応用における使用のための十分な靱性を欠いていた。
【００１０】
骨格の移植片の設計に影響を及ぼす多くの因子が存在する。構造的に、骨は、ナノ炭酸ハイドロキシアパタイト（ｎａｎｏ  ｃａｒｂｏｎａｔｅｄ  ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ）（リン酸カルシウム）強化繊維性コラーゲン複合材料である。血小板の形態をとるリン酸カルシウム結晶は、コラーゲン繊維マトリックス内に包埋され、繊維に沿って配列される。これらの無機物含有原繊維は層状シートに配置され、円柱状骨単位の長軸に関してらせん状に伸びる。骨無機物の優先的な配向、および、無機物とコラーゲン繊維との間の界面の結合は、骨の全体的な機械的性能の決定において、重要な役割を担う。従って、骨の剛性および平均弾性係数は可変的であるが、３から３０ＧＰａの範囲である。少なくとも３つの基本的特徴について、装置の設計にて取り組まなければならない：骨と構築の材料との間の特性の調和、この材料と骨との間の界面、およびインビボ環境における全体的なアッセンブリーの長期安定性。
【００１１】
天然の骨の発達および再生は、一連の成長因子によって調節され、しばしば、骨の形成および修復の際に、多数の外因性成長因子のうちの２以上を送達することが望まれる。ＢＭＰ−２とトランスフォーミング成長因子−β（ＴＧＦ−β）との組み合わせは、ＢＭＰ−２またはＴＧＦ−βを独立に送達した場合と比較して、骨の治癒を大きく増強させることがわかった。残念ながら、ほとんどの薬剤送達システムは、系統的に、多数の成長因子の送達を制御することが出来ない。連続的な送達システムをキャリアーシステムに組み入れることができるならば、有利であると考えられる。最大の利益を達成するために、プログラムされ連続的な様式における多数の成長因子の天然の送達を模倣することが最良である。従って、成長因子のタイプおよび送達動力学、および担体材料のタイプは全て、何れかの骨修復プロセスの治療的成功において重要な役割を担う。
【００１２】
それゆえ、高い係数を得るためのヤーン（ｙａｒｎ）上の生体模倣コーティングを特徴とする、新規のＣａＰ強化型生分解性ポリマー連続ヤーン複合材料が必要である。さらに、天然の骨に適合したヤング係数（Ｙｏｕｎｇ’ｓ  ｍｏｄｕｌｕｓ）を有し、治癒のプロセスの際の適当な負荷を補助するための十分な機械的強度を有し、優れた生体適合性を有し、薬剤を徐放する能力を有し、骨の形成および内殖（ｉｎｇｒｏｗｔｈ）の双方を増強するために良好な骨伝導性（ｏｓｔｅｏｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ）および骨誘導性（ｏｓｔｅｏｉｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ）を有し、適切な分解速度を有し、ならびに、長期的に天然の骨に置換される能力を有した、新規のカルシウム繊維性ポリマー複合材料が必要である。さらに、カルシウム無機物コーティング生分解性ヤーン複合材料を提供することが好ましい。
【発明の概要】
【００１３】
前述の必要性は、本発明によって大部分が満たされる。本願発明の一実施態様は、骨の治癒プロセスの際に十分な機械的強度を有した新規の骨修復合成複合材料無機物を提供し、および、２以上の成長因子の長期の局地的放出を提供する。
【００１４】
新規のリン酸カルシウム／ポリマー繊維複合材料は、異なる分解速度を有する多くの構成成分、例えばポリマー繊維、リン酸カルシウム、および低融点ポリマーコーティングからなり、これら全ては薬剤担体材料として使用することができる。ポリＬ−乳酸（ｐｏｌｙ（Ｌ−ｌａｃｔｉｃ）ａｃｉｄ）（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリジオキサノン（ｐｏｌｙｄｉｏｘａｎｏｎｅ）（ＰＤＡ）および／またはカットグット（ｃａｔｇｕｔ）を含む、生分解性ポリマー繊維が、リン酸カルシウムの薄層でコーティングされる。それらは、その後、縫合糸（ｓｕｔｕｒｅｓ）を作るための一実施態様による方法を使用して編まれる（ｂｒａｉｄｅｄ）。ブレイド（ｂｒａｉｄ）は、低融点の生分解性ポリマーの層でコーティングされる。一実施態様において、処理されたブレイドは、圧縮形成に供されおよびバー状複合材料に形成される。さらに、ブレイドは、織られ（ｗｏｖｅｎ）または編まれ（ｋｎｉｔｔｅｄ）、シート状複合材料に形成される。固有の設計および組み立て配列は、２以上の薬剤の設計された放出を特徴とする洗練された薬剤送達システムとしての複合材料の使用を可能とする。薬剤は、さまざまな骨修復適用、例えば、長骨修復、脊髄癒合、胸骨の閉鎖（ｓｔｅｒｎａｌ  ｂｏｎｅ  ｃｌｏｓｕｒｅ）、顎顔面固定等に適したものである。一方で、抗生物質といった薬剤も可能である。
【００１５】
本発明の一実施態様によると、骨修復複合材料が提供される。骨修復複合材料はコア（ｃｏｒｅ）およびシース（ｓｈｅａｔｈ）を含む。コアは、リン酸カルシウム化合物層でコーティングされたヤーンの第１のセットの組合せを含む第１の１次単位（ｆｉｒｓｔ  ｐｒｉｍａｒｙ  ｕｎｉｔ）である。ヤーンの第１のセットは、１以上のポリマーの第１群から作られる。シースは、ヤーンの第２のセットの組み合わせを含む第２の１次単位である。ヤーンの第２のセットは、１以上のポリマーの第２の群から作られ、ここにおいて、複合材料はコアをシースで覆うことで作られ、および複合材料は圧縮形成され、シースがコアに接着される。骨修復複合材料は、哺乳類の骨に匹敵する曲げ係数を有し、ここにおいて、コアのシースに対する比率は、哺乳類の骨を模倣するために骨修復複合材料の機械的強度を最大化するよう提供される。骨修復複合材料の曲げ係数は少なくとも３ＧＰａであり、ここにおいて、骨修復複合材料の曲げ係数は皮質骨（ｃｏｒｔｉｃａｌ  ｂｏｎｅ）と同様である。骨修復複合材料のコアは、低温ポリマー、コポリマー、ポリマーの混合物（ｍｉｘｔｕｒｅ）または混成物（ｂｌｅｎｄ）、例えばポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）およびモノステアリン酸グリセリンの混合物、あるいは、その他の無機材料または有機材料のその他のポリマー混合物でコーティングされる。有機材料は、脂肪酸、脂肪酸塩、ヒアルロン酸およびＨＡの結晶化において重要であると考えられる細胞外基質中の分子に類似した小分子を含み得る。無機材料は、塩化ナトリウム、炭酸カルシウムおよびその他の無機化合物を含むことができる。更に、骨修復複合材料は、高い温度における高温圧縮形成に供し、それにより低融点のポリマーを溶解し、より高融点のポリマーとより低融点のポリマーとを結合させることが出来る。骨修復複合材料は、溶媒を使用して低温圧縮形成に供することができ、ここにおいて、溶媒は気化されシースを溶解し、それによってコアにシースを結合させ、ここにおいて、溶媒は、トルエン、キシレン、酢酸エチルおよびアセトンといった溶媒の群から選択される。ポリマーの第２群は、低融点ポリマーまたは結合ポリマーを含む。骨修復複合材料は、一方向性または多方向性である。骨修復複合材料は、さらに、薬剤または生理活性薬剤を含む充填材料を含み、ここにおいて、充填材料は結合材料としてまたは薬剤放出のために使用される。ポリマーは、コラーゲン、ヒアルロナン、フィブリン、キトサン、アルギン酸塩、シルク、ポリエステル、ポリエーテル、ポリカーボネート、ポリアミン、ポリアミド、コポリマー、ポリＬ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−コ−グリコール酸）（ｐｏｌｙ（Ｄ，Ｌ−ｌａｃｔｉｄｅ−ｃｏ−ｇｌｙｃｏｌｉｄｅ））（ＰＬＧＡ）およびポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）およびその他のポリマーから成る群から選択される。リン酸カルシウム化合物層は、イオン置換アパタイト、リン酸カルシウム、炭酸ヒドロキシアパタイト（ｃａｒｂｏｎａｔｅ  ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ）、フッ化ヒドロキシアパタイト、塩素化ヒドロキシアパタイト、シリコン含有ヒドロキシアパタイト、リン酸トリカルシウム、リン酸テトラカルシウム、モノタイト（ｍｏｎｏｔｉｔｅ）、リン酸ジカルシウム、リン酸ジカルシウム二水和物、リン酸オクタカルシウム（ｏｃｔｏｃａｌｃｉｕｍ  ｐｈｏｓｐｈａｔｅ）、リン酸カルシウム一水和物、アルファ−リン酸トリカルシウム、ベータ−リン酸トリカルシウム、非結晶性リン酸カルシウム、二相性リン酸カルシウム、リン酸テトラカルシウム、カルシウム欠損ヒドロキシアパタイト、沈殿ヒドロキシアパタイト、オキシアパタイト（ｏｘｙａｐａｔｉｔｅ）、硫酸カルシウムおよびカルシウム含有リン酸無機物から成る群から選択される。リン酸カルシウム化合物層は、繊維軸またはポリマー微結晶に対して完全にまたは部分的に配列される。リン酸カルシウム化合物層は、静電気的、配位的（ｃｏｏｒｄｉｎａｔｉｖｅ）または化学的なつなぎとめによってポリマー表面に固定される。骨修復複合材料は、コアとシースとの比率を変化させることで形成される。その他の低融点またはプロセシングポリマーを使用することが可能であり、ならびに、ＰＣＬホモポリマー単独、またはＰＣＬコポリマー単独、あるいは、ポリマーとその他の材料との混合物または混成物を使用することができる。
【００１６】
本発明のその他の実施態様によって、骨修復合成複合材料の製造方法が提供される。方法は、第１のセットのヤーンの多数の組合せを有した内部コア構造の形成を含む。外部シース構造は、第２のセットのヤーンの多数の組み合わせとともに形成される。第２の構造は、内部コア構造の外部シース構造に対する適切な比率で編み、哺乳類の骨の機械的強度を模倣することで形成される。第１のセットのヤーンはポリマーの群から作られ、ここにおいて、内部コア構造は第１の１次構造である。方法は、さらに、第１のセットのヤーンを表面修飾化学薬品で処理し、第１のセットのヤーンを無機層でコーティングすることを含む。第２のセットのヤーンはポリマーの群から作られ、ここにおいて、外部シース構造は第２の１次構造である。方法は更に、内部コア構造および外部シース構造を圧縮型の長さに切り込み、内部コア構造および外部シース構造を圧縮型に配置し、外部シース構造を内部コア構造に結合させることを含む。方法は、更に、２次構造を結合材料でコーティングすること、コーティングされた２次構造を乾燥させること、および高温でコーティング済み二次構造を圧縮形成することを含み、ここにおいて、結合材料は、内部コア構造および外部シース構造よりも低い融点を有する。方法は更に、２次構造をＰＣＬでコーティングすること、コーティングされた二次構造を乾燥させること、およびＰＣＬを溶解するための気化した溶媒を使用して、コーティングされた２次構造を圧縮形成することを含む。方法は更に、溶媒の組合せにおける高温の使用を含む。引抜成形プロセスにおける溶媒の使用は、複合材料の、最適なレベルの係数に達するまでの高いリン酸カルシウム無機物濃度の達成を可能とする。内部コア構造は、一緒に多数のヤーンを組み立てること；メッシュ構造を圧延すること、ここにおいて、メッシュ構造は、編まれ（ｋｎｉｔｔｅｄ）、織られ、織られず（ｎｏｎ−ｗｏｖｅｎ）、編まれ（ｂｒａｉｄｅｄ）、積み重ねられ、フロック加工され、フェルト化され；または、多数のヤーンおよびメッシュ構造を一緒に圧延することによって形成される。望ましい形状の３次構造は、多数の２次構造または１次構造と結合材料とを結合させることで形成される。内部コアは、長軸方向および側方方向に水接触速度および細胞接触速度を促進するよう設計され、ここにおいて、長軸方向接触は、時間、分解、および／または内部コアの溶解によって制御され、ここにおいて、側方方向接触は、ブレイド密度、コーティング、または結合材料の結合剤により制御される。表面修飾化学薬品は、アルカリ性、酸性、酸化性、イオン性、または静電気的である。ポリマーは、コラーゲン、ヒアルロナン、フィブリン、キトサン、アルギン酸塩、シルク、ポリエステル、ポリエーテル、ポリカーボネート、ポリアミン、ポリアミド、コポリマー、ポリＬ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−コ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）、およびその他のポリマーから成る群から選択される。無機層は、イオン置換アパタイト、リン酸カルシウム、炭酸ヒドロキシアパタイト（ｃａｒｂｏｎａｔｅ  ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ）、フッ化ヒド��キシアパタイト、塩素化ヒドロキシアパタイト、シリコン含有ヒドロキシアパタイト、リン酸モノカルシウム（ｍｏｎｏｃａｌｃｉｕｍ  ｐｈｏｓｐｈａｔｅ）、リン酸モノカルシウム一水和物、非結晶性リン酸カルシウム、二相性リン酸カルシウム、カルシウム欠損ヒドロキシアパタイト、オキシアパタイト（ｏｘｙａｐａｔｉｔｅ）、沈殿ヒドロキシアパタイト、骨様アパタイト、リン酸トリカルシウム、リン酸テトラカルシウム、モネタイト（ｍｏｎｅｔｉｔｅ）、リン酸ジカルシウム（ｄｉｃａｌｃｉｕｍ  ｐｈｏｓｐｈａｔｅ）、リン酸ジカルシウム二水和物、リン酸オクタカルシウム（ｏｃｔａｃａｌｃｉｕｍ  ｐｈｏｓｐｈａｔｅ）、アルファ−リン酸トリカルシウム、ベータ−リン酸トリカルシウム、硫酸カルシウム、およびその他のカルシウム含有リン酸無機物から成る群から選択される。無機層は、溶媒中の無機粒子懸濁液またはポリマー溶液を使用して、ポリマー繊維の浸液または型コーティングによって、ポリマー繊維上に、流体力学的に整列／コーティングされ、または、ランダムに適用される。無機物は、交代性浸漬技術（ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  ｓｏａｋｉｎｇ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）、擬似体液技術、過飽和リン酸カルシウム溶液、浸液コーティング、ゾル−ゲルコーティング、電気泳動法、電気化学的コーティング、押出コーティング、引抜成形、または、はけ積みコーティング法を使用してコーティングされる。
【００１７】
本発明の更に別の実施態様によると、リン酸カルシウム補強複合材料ヤーンの製造方法が提供される。方法は、非延伸（ｕｎｄｒａｗｎ）ヤーンを表面修飾化学薬品で処理することを含む。非延伸ヤーンは、リン酸カルシウム溶液でコーティングされ、リン酸カルシウム粒子が形成されるが、このとき、リン酸カルシウム粒子はヤーン上に固定され、コーティング非延伸ヤーンが形成される。コーティング非延伸ヤーンは延伸され、コーティング延伸ヤーンが形成されるが、このとき、リン酸カルシウム粒子は、リン酸カルシウム補強複合材料が骨構造を模倣するように配向する。表面修飾化学薬品は、アルカリ性、酸性、酸化性、イオン性、または、静電気的とすることができる。リン酸カルシウム粒子は、溶媒中のリン酸カルシウム粒子懸濁液またはポリマー溶液を使用して、非延伸ヤーンの浸液または型コーティングによって、非延伸ヤーン上に流体力学的に配列／コーティングすることができる。リン酸カルシウム粒子は、交代性浸漬技術（ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  ｓｏａｋｉｎｇ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）、擬似体液技術、過飽和リン酸カルシウム溶液、浸液コーティング、ゾル−ゲルコーティング、電気泳動法、電気化学的コーティング、押出コーティング、引抜成形、または、はけ積みコーティング法を使用してコーティングできる。非延伸ヤーンは、軽く（ｌｉｇｈｔｌｙ）コーティングまたは多量に（ｈｅａｖｉｌｙ）コーティングすることができる。方法は更に、１つ以上のリン酸カルシウムの層をコーティングされた延伸ヤーンへの適用すること、コーティングされた延伸ヤーンを骨成長増強剤で処理することを含む。リン酸カルシウム溶液はスラリーの形状にでき、ここにおいて、沈降性リン酸カルシウム化合物が非延伸ヤーン上にコーティングされる。
【００１８】
本願の詳細な説明がより十分に理解され、当該分野に対する貢献がより十分に認識されるために、本発明の特定の実施態様の概要が、かなり広く、記載された。当然、以下に記載され、および、そこに追加される請求項の主題を形成するであろう、付加的な本発明の実施態様が存在する。
【００１９】
この点で、本発明の少なくとも１つの実施態様を詳細に説明する前に、本発明は、その適用において、構成の詳細および後の説明で述べられまたは図中で例証される構成成分の配列に限定されないと理解されるべきである。本発明は、記述される発明に加えた実施態様および様々な方法での実施および実行が可能である。また、この中ならびに要約で使用される語法および用語は、説明のためのものであり、限定とみなすべきではないことが理解されるべきである。
【００２０】
それ自体として、当業者は、この開示が基礎を形成する概念は、いくつかの本発明の目的を実行するための、その他の構造、方法およびシステムの設計の基礎として、容易に利用されてよいことを認識するだろう。それゆえ、本発明の精神および範囲から逸脱しない限り、請求項が、そのような等価の構成を含むとみなされることが重要である。
【発明の詳細な説明】
【００２１】
反復沈殿技術（ＣＹＣＬＩＣ  ＰＲＥＣＩＰＩＴＡＴＩＯＮ  ＴＥＣＨＮＩＱＵＥ）
本発明は、現在、図面を参照して記載されるが、この中において、同様の参照番号は、一貫して同様の部分を指す。本発明による実施態様は、リン酸カルシウムおよび吸収性繊維物質を伴う骨修復合成複合材料の製造方法を提供する。多少のコーティングサイクルの後、リン酸カルシウムの望ましい量が繊維物質にコーティングされる。繊維物質は、その後、ポリ（ε−カプロラクトン）マトリックスを使用して、一方向性（ｕｎｉｄｉｒｅｃｔｉｏｎａｌ）複合材料に組み立てられる。更に、成長因子が吸収性繊維物質内に取り込まれ、繊維物質の様々な分解速度を通して、成長因子の放出が制御されてよい。
【００２２】
導入
天然の骨は、Ｉ型コラーゲンマトリックス内の規則的なヒドロキシアパタイト［Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２］（リン酸カルシウム）の沈着により構成される、無機化コラーゲンの複合体階層構造である。新規の機能的な医用材料の組み立てのための最近の試みは、複合体化学および時間のかかる方法を使用するものの、これらの階層構造の模倣に関する。主に、ポリマー表面をコーティングするヒドロキシアパタイトとしてのリン酸カルシウムは、組織適合性を増強するだけでなく、硬組織産生マトリックスとして利用することもできる。
【００２３】
本願で使用される「カルシウム化合物」、「リン酸カルシウム化合物」、「リン酸カルシウム無機化合物」または「リン酸カルシウム」という用語は、イオン置換アパタイト、リン酸カルシウム、炭酸ヒドロキシアパタイト、フッ化ヒドロキシアパタイト、塩素化ヒドロキシアパタイト、シリコン含有ヒドロキシアパタイト、リン酸モノカルシウム、リン酸モノカルシウム一水和物、非結晶性リン酸カルシウム、二相性リン酸カルシウム、カルシウム欠損ヒドロキシアパタイト、オキシアパタイト、沈殿ヒドロキシアパタイト、骨様アパタイト、リン酸トリカルシウム、リン酸テトラカルシウム（ｔｅｔｒａｃａｌｃｉｕｍ  ｐｈｏｓｐｈａｔｅ）、モネタイト、リン酸ジカルシウム、リン酸ジカルシウム二水和物、リン酸オクタカルシウム、アルファ−リン酸トリカルシウム、ベータ−リン酸トリカルシウム、硫酸カルシウムまたはリン酸無機物を含むその他のカルシウムを含むが、これらに限定されない、リン酸カルシウムの形態を含む、一定の組み合わせまたは化合物を含み得る、無機物または物質である。
【００２４】
ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）ヤーンは、十分に乾燥させたＰＬＬＡ樹脂の溶解押し出しによって製造される。ヤーンは、フィラメントの数およびフィラメントあたりのデニールを変えることによって、デニールの範囲にて製造することができる。約２４０℃の回転温度の典型的な押出では、非延伸の３０個のフィラメントＰＬＬＡをボビンに回収し、その後、約１００から１１０℃の範囲の熱にてその当初の長さの約５倍に延伸し、約３．８から４．２グラム／デニールの引張強さを有する１２０デニールヤーンが得られる。延伸は、１以上の段階で行うことが出来る。
【００２５】
ＰＬＸＡヤーンは、最小の強さの増強ステップにて直接的に、または、強さおよび再吸収の特性を増強するための焼きなまし（ａｎｎｅａｌｉｎｇ）または加熱引伸し（ｈｏｔ−ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ）に関与する編まれた縫合構造（ｂｒａｉｄｅｄ  ｓｕｔｕｒｅ  ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）を通して間接的に、複合材料を組み立てのために使用可能である。ヤーンは、そのまま、かせ（ｓｋｅｉｎｓ）上で処理でき、あるいは、ヤーンを適当に保ちつつ、しかしコーティングステップを妨害させないために、小さなシースとより合わせ（ｐｌｙｉｎｇ）または過剰に編んだ（ｏｖｅｒｂｒａｉｄｉｎｇ）後に処理できる。一例として、１３５デニールヤーンの４０の端が一緒によられ、１２０デニールＰＬＬＡヤーンの２つのボビンおよび８２／７２の歯車比を有する８キャリア編組機（ｅｉｇｈｔ  ｃａｒｒｉｅｒ  ｂｒａｉｄｅｒ）にてコアとして使用され、１インチ当たり約４〜５ピック（ｐｉｃｋｓ）のブレイドが得られる。
【００２６】
ＰＬＬＡ繊維は、整形への適用によく適した保留強度プロファイル（ｒｅｔａｉｎｅｄ  ｓｔｒｅｎｇｔｈ  ｐｒｏｆｉｌｅ）を提供する。完全に処理されたＰＬＬＡ縫合糸は、３７℃の緩衝液中にて１８ヵ月後、当初の引張強さの約５０〜６０％を保持するだろう。５０℃の加速度的なインビトロ試験において、５０℃で１週間の場合は、３７℃で１ヶ月の場合にほぼ相当することがわかった（図１）。非処理のＰＬＬＡヤーンを５０℃で試験した場合（図２）、８週後に当初の強度の約５０から６０％を維持し、これは、３７℃で８ヶ月の場合にほぼ相当する。この為、ＰＬＬＡヤーンの処理に依存して、当初の引張強さの５０〜６０％を保持するためにＰＬＬＡが必要とする範囲は、約８〜１８ヵ月である。
【００２７】
これらの複合材料の組立てにおける鍵となるステップは、支持ポリマーマトリックス（ｓｕｐｐｏｒｔｉｎｇ  ｐｏｌｙｍｅｒ  ｍａｔｒｉｘ）上でのＣａＰの核形成および成長である。バイオミメティック沈着プロセスが開発されたが、ここにおいて、ポリマー物質は擬似体液（ＳＢＦ）に浸漬される。ＳＢＦは、ヒト血漿と同様のＮａ＋、Ｋ＋、Ｃａ２＋またはＭｇ２＋といったイオンおよびｐＨを含む。ＳＢＦの表面への接触は、表面におけるリン酸カルシウムの形成をもたらし得る。プラズマスプレーおよび共沈殿といったそのほかのコーティング法を使用することもできる。しかしながら、ＳＢＦを使用するバイオミメティックコーティング法の固有の欠点は、沈殿のための推進力が小さいことによる、大量のリン酸カルシウムを沈着させるために必要となる時間の量である（通常、数日から数週間）。
【００２８】
本発明において、高い係数の複合材料を達成するために、ポリマー繊維は、反復浸漬技術を利用してＣａＰでコーティングされ、より高い機械的特性の複合材料の制御された組立てが可能となる。反復浸漬技術は、室温における、ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）上のＣａＰの核形成および成長機構のために使用される。ポリマー表面上のＣａＰ沈着は、重量測定および環境制御型走査電子顕微鏡（ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔａｌ  ｓｃａｎｎｉｎｇ  ｅｌｅｃｔｒｏｎ  ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ）（ＥＳＥＭ）画像を使用して特徴付けられる。これらの結果は、一般に組織における無機化の可能な機構を理解するために、および特に組織工学への適用のための高い係数の複合材料の組立てのために重要である。
【００２９】
例
十分に延伸したＰＬＡヤーンにおけるＣａＰコーティング
商業的に入手可能なポリ乳酸（ＰＬＡ）ヤーン（Ｍｗ〜１２１ｋＤａ、Ｔｇ〜５５℃、Ｔｍ〜１７５℃）はＴｅｌｅｆｌｅｘ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄから入手した。それぞれのヤーンは、平均直径２４．５μｍの約３０のフィラメントを含む。ＰＬＡヤーンは、巻付け速度および張力の制御を考慮に入れた特注の巻上げ機を使用して、長方形（ｒｅｃｔａｎｇｕｌａｒ）の周囲に巻付けられる。この段階の間、フレーム上のヤーンの重なりを防止するよう注意される。２０ｃｍ／分の直線紡績速度（ｌｉｎｅａｒ  ｓｐｉｎｎｉｎｇ  ｒａｔｅ）および約６Ｎの張力が全ての実験のために使用された。ヤーンは、その後、２５℃の１ＮのＮａＯＨに１分間浸漬し、繊維の表面をけん化した。浸漬したヤーンを蒸留水でリンスし、風乾した。
【００３０】
けん化プロセスはいくつかの方法で確認された。１つの試験では、処理されたＰＬＡフィルムの水接触角は、接触角測定装置（Ｒａｍｅ−ｈａｒｔ  Ｍｏｄｅｌ  １００，ＵＳＡ）を使用し、液滴技術（ｓｅｓｓｉｌｅ  ｄｒｏｐ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）によって（角度を前進させて）測定された。フィルムを組み立てるために、ＰＬＡヤーンは、室温にてクロロホルムおよび溶媒キャスト（ｃａｓｔ）に溶解し、１００ＭＰａの水圧下、１５０℃で２分間熱圧され（Ｍｏｄｅｌ  ２７３１，Ｃａｒｖｅｒ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ  Ｐｒｅｓｓ，ＵＳＡ）、溶液流延（ｓｏｌｖｅｎｔ  ｃａｓｔｉｎｇ）の際に形成されたあらゆる泡が除去された薄膜が得られる。このように得られたＰＬＡフィルムは、１ｃｍ２の断片に切り出され、室温で１ＮのＮａＯＨにて１分間処理された。処理されたフィルムは、蒸留水で二回すすがれおよび乾燥された。５μＬの水滴を各々のＰＬＡフィルム（ＮａＯＨ処理および未処理）の表面に配置し、接触角を測定し、試料の水和性を測定した。全ての測定は室温で記録され、各々の試験は異なるフィルムにて５回繰り返された。
【００３１】
ＣａＰは、以下の反復浸漬技術を使用して、加水分解されたＰＬＡヤーン上に沈着される：１００ｍＬの硝酸カルシウム（９９％純度、Ｓｉｇｍａ）および１６４ｍＬのオルトリン酸アンモニウム（９９％純度、Ｓｉｇｍａ）溶液を１Ｎの濃度で作製し、それぞれの溶液のｐＨを水酸化アンモニウムを添加して１２まで上昇させた（Ｓｉｇｍａ，  ＡＣＳ  ｒｅａｇｅｎｔ）。溶液を激しく撹拌しながら室温に保った。処理されたヤーンは、最初に、室温で約０．５時間から約１時間の設定された時間、硝酸カルシウム溶液に浸漬した。その後、ヤーンを同時に撹拌しながら、蒸留水で洗浄し、風乾させた。洗浄の間の撹拌速度は、０．５から１時間、８０−８００ｒｐｍの間で変更し、ヤーンに対するＣａＰ沈着の量および質に対する効果を決定した。乾燥させたヤーンは、リン酸アンモニウムの溶液に同時間浸漬させ、硝酸カルシウム溶液の場合と同じように洗浄しおよび乾燥させた。ヤーン上に沈着した量は、それぞれのサイクルの後に重量測定した。この反復浸漬プロセスは６回繰り返され、沈着したＣａＰがＰＬＡヤーンから分離したことが観察された。使用済みの溶液に懸濁されるＣａＰ粒子の沈着を防止するために、硝酸カルシウムおよびリン酸アンモニウムの新鮮な溶液がそれぞれのサイクルで使用された。
【００３２】
複合材料の作製
複合材料を作製するため、ＣａＰコーティングしたヤーンを２ｖｏｌ％のＰＣＬ（ＭＷ＝４３ｋＤａ）溶液でコーティングし、減圧下で一晩風乾させ、過剰の溶媒を除いた。Ｃａｒｖｅｒ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ  Ｐｒｅｓｓ  （Ｍｏｄｅｌ  ２７３１，  ＵＳＡ）が、複合材料の圧縮形成のために使用された。最初に、加熱プレスの平行した圧板を約５５℃まで加熱し、約３０分間維持した。特注の、それぞれ４ｃｍ  ｘ  ０．５ｃｍ  ｘ  ０．５ｃｍの寸法を有する６つのスロットを含むスリーピースアルミニウム長方形型を、ＣａＰおよびＰＣＬでコーティングしたＰＬＡヤーンと共に積み重ね、約１５０ＭＰａの水圧の下、約２分間５５℃に保った。最後に、型を同じ圧力の下、室温に冷やし、試料を型から分離した。一般的に、この型を使用して作製される試料は、４ｃｍ  ｘ  ０．５ｃｍ  ｘ  ０．２ｃｍの寸法を有し、試料の厚さは、複合材料の異なるタイプによりわずかに変化する。
【００３３】
ＰＬＡフィルムに対するＣａＰコーティング
クロロホルムに溶解したポリ（乳酸）ヤーンは、室温にて溶液流延され、約１５０℃で約２分間ホットプレスし、０．５ｍｍ厚の滑らかなフィルムを得た。ＰＬＡフィルムは１ＮのＮａＯＨで１分間、加水分解し、蒸留水で複数回洗浄し、風乾した。ＰＬＡヤーンに使用したのと同じ反復浸漬技術を使用して、加水分解したＰＬＡフィルムにＣａＰを沈着させた（５段落前参照）。
【００３４】
ＰＬＡヤーンおよびＰＬＡフィルムの特徴づけ
受け取ったままの（ａｓ−ｒｅｃｅｉｖｅｄ）ＰＬＡヤーン、圧縮したままの（ａｓ−ｐｒｅｓｓｅｄ）ＰＬＡフィルム、ＰＬＡヤーンおよび加水分解後および生体無機化（ｂｉｏｍｉｎｅｒａｌｉｚａｔｉｏｎ）の各サイクルの後のフィルムの金コーティングされた表面を、２０ｋＶで作動する環境制御型走査電子顕微鏡（Ｐｈｉｌｉｐｓ  ＥＳＥＭ  ２０２０）を使用して観察した。テトラヒドロフラン（ＴＨＦ）にＣａＰコーティングヤーンを溶解し、エタノールで残留物を繰り返し洗浄することで、ＣａＰ粉末を単離したあと、Ｎｉ−フィルタードＣｕ−Ｋα照射によるＸ線回折計（Ｂｒｕｋｅｒ  ＡＸＳ  Ｄ  ５００５）をＸ線減損（ＸＲＤ）測定のために使用した。１．０°／分の走査速度および０．０２°の走査ステップを使用してデータを収集した。
【００３５】
複合材料の機械的試験
三点曲げ試験（ｔｈｒｅｅ−ｐｏｉｎｔ  ｂｅｎｄｉｎｇ  ｔｅｓｔ）（ＡＳＴＭ  Ｄ７９０）は、組み立てた複合材料の破壊時の曲げ率（ｆｌｅｘｕｒａｌ  ｍｏｄｕｌｕｓ）および曲げ強度（ｆｌｅｘｕｒａｌ  ｓｔｒｅｎｇｔｈ）を測定するために使用した。５０Ｎの負荷細胞（５０−Ｎ  ｌｏａｄ  ｃｅｌｌ）によるインストロン試験機（１０１１  Ｉｎｓｔｒｏｎ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，ＵＫ）は、１ｍｍ／分のクロスヘッド速度（ｃｒｏｓｓ−ｈｅａｄ  ｓｐｅｅｄ）で使用した。試料の長さの厚さに対する比率は１６であった。曲げ応力（ｆｌｅｘｕｒａｌ  ｓｔｒｅｓｓ）およびひずみ（ｓｔｒａｉｎ）を、データ収集システム上で収集される負荷および屈折データから計算した。６つの試料を、反復のない３段階完全−要因実験設計（ｔｈｒｅｅ−ｌｅｖｅｌ  ｆｕｌｌ−ｆａｃｔｏｒｉａｌ  ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ  ｄｅｓｉｇｎ）にて、各々のタイプの複合材料について試験した（表２で説明される）。
【００３６】
結果および考察
ＰＬＡヤーンの加水分解
ＰＬＡヤーンの表面加水分解は、１ＮのＮａＯＨの水溶液中で得られたままの（ａｓ−ｏｂｔａｉｎｅｄ）ヤーンを１分間浸漬することで達成される。溶液中の水酸化物陰イオンはヤーン表面でエステル基を加水分解することが予想され、ポリマー鎖の切断および２つの新規の鎖の末端における−ＣＯＯ−および−ＯＨ基の形成がもたらされる。図３ａ、ｂは、それぞれ処理の前および後におけるＰＬＡヤーンを示す。ＰＬＡヤーンが加水分解の際に未処理のままである間、平均繊維直径は、２４．５８±０．８２から２３．５９±０．５７μｍ（ｔ＝３．４４およびｐ＝０．００２）にわずかに減少し、個々の繊維の表面はわずかにより粗くなった（図３ｂ）。ポリエステルヤーンの直径にて認められた減少は、表面付近にてポリマー鎖の複数の点における加水分解により、ポリマー溶液に可溶なより小さな断片に還元されたことに起因するようであった。ポリエステルの表面の加水分解は親水性の増強をもたらすことが知られており、表面のカルボン酸基およびヒドロキシル基の量の増加を表しており、ＮａＯＨ処理ＰＬＡフィルムについて、８１．６°から７５．４°までの接触角の減少に相当する。カルボン酸基は基体上におけるＣａＰの核形成を促進することができることが以前の研究によって示されている。そのうえ、そのより高い表面エネルギーに起因して、より粗い表面は、滑らかな表面と比較してＣａＰの迅速な増殖を促進する可能性がある。ＮａＯＨのより高い濃度またはより長い浸漬時間は、表面の機能付与の更なる増加に関与するものの、それは、ＰＬＡヤーンのより速い分解またはバルクの加水分解に帰着する可能性がある。
【００３７】
ＰＬＡヤーン上のＣａＰコーティング
室温における周期的浸漬技術を使用すると、ＣａＰ沈着の正味の量は、浸漬の反復ならびに各々の反復の時間浸漬に伴って増大することがわかった。図４に示されるように、沈着したＣａＰの量は浸透時間と共に増加した。１時間の浸透時間の沈着するＣａＰの量は、全ての反復における、０．５時間の浸透時間の場合よりも大きかった。重量分析から、各々１時間の浸漬時間で６サイクルの後、約３５ｗｔ％のＣａＰが沈着することがわかった。
【００３８】
反復浸漬法を使用したキトサン上でのリン酸カルシウム沈着に関する同様の研究において、各々１５分の１５反復サイクルの後、５７ｗｔ％のリン酸カルシウムが沈着した。蒸留水でのヤーンの洗浄の間、増加性の撹拌速度の増加に伴う、ＰＬＡヤーンに保持されるＣａＰの量の減少もあった（ｐ＝０．００５）。表１は、１回目の反復サイクル後に沈着したＣａＰの正味の量における、１００から８００ｒｐｍへの撹拌速度の増大および蒸留水でのコーティングヤーンの洗浄の際の撹拌時間の増大に伴う減少を示す。
【表１】
0005538881.tif 000002
【００３９】
表２は、サイクル数および各々のサイクルの浸漬時間の増大に伴う、ヤーン上に蓄積したＣａＰの量を詳述している。サイクル数がより多い場合でさえ、ヤーンからのＣａＰの脱離がもたらされた。
【表２】
0005538881.tif 000003
【００４０】
複合材料におけるＣａＰ含有量の増大に伴う係数の一貫した増加がみられた（表２）。７．９ＧＰａと同程度高い曲げ率が、各々のステップにおける１時間の浸漬の条件の下および６回の浸漬サイクル後に作製される複合材料にて達成された。係数のこの値は、ヒトの皮質骨の弾性係数（３−３０ＧＰａ）の下端に含まれている。複合材料の耐久性は、３点曲げ試験を使用して、複合材料の破砕に要求されるエネルギーを調べることで測定できる。曲げ試験において、何れの複合材料も脆性の様式で破壊されることはなかったが、このことは、複合材料が高い係数だけでなく優れた耐久性を有することを示す。複合材料の耐久性は、立方メートルあたりのジュールの単位を有する、応力−ひずみ曲線の下の面積として測定できる。複合材料の形状、厚みおよびサイズならびに試験の速度は、３点曲げ試験を適用する際、変化しうる。その上、引張試験も、複合材料の耐久性の試験のために使用できる。ＡＳＴＭ  Ｄ  ８８２のアネックスＡ１は、引張試験の詳細を提供する。
【００４１】
１時間の沈着時間のサイクルによって得られるＰＬＡヤーンに沈着するＣａＰの巨視的な構造をＥＳＥＭにより分析した。図３ｂに示される通常の加水分解ヤーンと比較して、図５ａに示されるように、ヤーン表面上に明白にＣａＰの不均一な核が観察できる。反復サイクルが増加すると、図５ａ−ｂに示されるように、繊維の沈着は増大し、ヤーンの形態は次第に変化した。これらの知見は、ヤーン上の蓄積における重量分析と定性的に一致する。図５の画像から、１回目のサイクルの後、ヤーンの全表面において、ＣａＰは均一にコーティングされていないことが観察できる。むしろ、不均一なＣａＰ沈着が、加水分解されたヤーンの全表面にわたってランダムにとられたＥＳＥＭ画像にて認められた。しかしながら、その後のサイクルの間、これらの沈着はヤーンの付加的な表面を覆うように成長した。５および６サイクルの後、ヤーンの表面は大量のＣａＰで完全に覆われた。処理されたヤーンの表面に沿ったカルボン酸基は、Ｃａ２＋イオンが基体に結合するための適した部位を提供すべきであり、これにより、ＣａＰ核の形成のための部位が提供される。
【００４２】
図６に示されるＸＲＤパターンから判断されるようにＰＬＡヤーン上に沈着するＣａＰ相は、モネタイト（ＣａＨＰＯ４）であると認められた。モネタイトと特定できた複数のピークは、２θ＝２６°，３２°および４０°周辺に検出された。２θ＝２６°，３１°，３２°および３３°のピークは、それぞれ、モネタイトの（００２）（２１１）（１１２）および（３００）回折であると指定された。以前の研究では、モネタイトは生理活性を有し、骨誘導無機物として使用できることが示唆された。
【００４３】
反復浸漬法を使用したＰＬＡフィルム上におけるＣａＰコーティング
不均一な核形成および成長のプロセスによる加水分解ポリエステルヤーン上のＣａＰ形成の観察される現象を解明するために、同じ反復浸漬法を使用して、加水分解したＰＬＡフィルム表面にＣａＰコーティングを行った。反復浸漬処理に供した非加水分解フィルムは核形成の徴候を示さず、一方、加水分解フィルム（図７ａ）は、１回目のサイクルの後にＣａＰの核形成を示した（図７ｂ）。第２の、第３のおよび、第４のサイクルの間、ＣａＰは、最初の沈着から急速に成長したものの、バックグラウンドにおけるフィルムの表面は明らかに見ることができる。図７ｄは、部分的に加水分解されおよびリン酸カルシウムでコーティングされたフィルムを示しており、コーティングおよび非コーティングされた面積の差異を明白に見ることができる。ＰＬＡフィルム上で成長したＣａＰは、ＳＢＦを使用してバイオミメティックなプロセスによって沈着させたリン酸カルシウムと同様に、図７ｅに示すように、薄い、血小板様の結晶形態を示した。
【００４４】
核形成の初期の間、加水分解ポリエステルの表面上のＣａ２＋およびカルボキシル基との間の相互作用は、イオン交換を通して−ＣＯＯ−Ｃａ＋−−ＮＯ３−または−（ＣＯＯ）２Ｃａ２＋といった複合体の形成をもたらす可能性がある。リン酸アンモニウム溶液の浸漬の間、図８で示すように、リン酸イオンは、ヤーン表面でカルシウムイオンと相互作用する。
【００４５】
図８は、本発明の一実施態様による加水分解ポリエステルヤーンの表面上のＣａＰの核形成および成長の機構の概略図である。図８ａでは、ポリエステル表面の加水分解は、ナトリウムイオンを含む表面において、カルボキシル基を露出させた。図８ｂでは、硝酸カルシウム溶液の１回目の浸漬サイクルの間、Ｎａ＋イオンはＣａ２＋イオンと置換され、−（ＣＯＯ）２Ｃａおよび副産物としての−ＣＯＯＣａ＋ＮＯ３−（図示せず）の形成がもたらされる。図８ｃは、１回目の浸漬サイクルの間におけるＨＰＯ４２−とＣａ２＋との間の結合の形成を図示する。
【００４６】
核形成およびその後の成長の分析は、ポリマー基体におけるＣａＰ形成の条件の理解において必須である。基体は各浸漬サイクルの後に洗浄されるため、溶液における核形成は除外できる。不均一な核形成は、低い過飽和にて優先的であると一般に信じられている。そのうえ、成長する核と基体表面との間の相互作用は、周囲の溶液における小さな核よりも低い正味の界面のエネルギーを意味するため、不均一な核形成は、動力学的におよび熱力学的に有利である。このことは、基体に結合する最初のカルシウムが、最初の段階の間の沈着プロセスを支配する可能性があることを示す。これらの水溶液からのモネタイトの沈着の間に生じる全体的な反応は、下式のように表される：
Ｃａ２＋＋２ＮＯ３−＋２ＮＨ４＋＋ＨＰＯ４２−→ＣａＨＰＯ４（ｓ）＋２ＮＨ４＋＋２ＮＯ３−（１）。
【００４７】
これらの結果は、無機物の沈着のための長期の時間のＳＢＦ中の基体の浸漬による、ポリマー上でのＣａＰの生体無機化に関する報告と比較できる。ＳＢＦ中におけるポリマー基体上でのリン酸カルシウムの核形成のための誘導期間は、有機ポリマーの種類に依存せず、ほぼ２４時間であった。リン酸カルシウム沈着は、生理活性ガラスから生じる溶解されたケイ酸塩およびカルシウムイオンによって誘導されるリン酸カルシウムの核形成によって開始された。ＳＢＦ経路を使用したシルク繊維上でのリン酸カルシウム沈着に関する同様の研究において、著者は、官能化したシルク表面は、ＳＢＦ中での最小量のリン酸カルシウムの誘導のために７日を要した一方で、非官能化シルク表面は、７日後でさえ、沈着の症候を全く示さないことを報告した。全ての上記の研究において、骨無機質組成および構造を有するＣａＰ（すなわちヒドロキシアパタイト）がＳＢＦ中で製造された。しかしながら、基体上のＣａＰの沈着は、反復浸漬技術と比較して多くの時間を費やした。
【００４８】
複合材料の機械的特性
図９は、様々な条件で組み立てた複合材料の引張応力−ひずみ曲線を示す。複合材料の曲げ特性は図１０に示される。ＰＬＡ−ＰＣＬ−ＣａＰ複合材料の機械的特性をＣａＰ負荷のない成分ポリマーと比較した場合、有意により高い係数の値が認められ、このことは、多種多様な係数の改善における、沈着時間および反復サイクルの間接的な効果を実証する。表２は、様々な浸漬時間およびサイクルで製造した複合材料のために使用される表記を記載している。１時間の浸漬時間および６回の反復で製造された複合材料（ｌ−ｈ−６ｘ）は７．９ＧＰａの係数の値を示し、一方、０．５時間の浸漬時間および５回の反復によって製造されたもの（０．５−ｈ−５ｘ）では、３．９ＧＰａを示した。にもかかわらず、この研究で試験された全ての複合材料は、２．４−７．９ＧＰａの範囲の係数の値を示し、それはヒトの生理的な骨の曲げ係数の３−３０ＧＰａの範囲の下端である。
【００４９】
一般には、混合物の原則は、その成分に関する複合材料の機械的特性の評価のために最も単純な方法を提供する。弾性係数のために、等−ひずみ（ｉｓｏ−ｓｔｒａｉｎ）に基づく並列モデルおよび等−応力（ｉｓｏ−ｓｔｒｅｓｓ）仮定に基づく直列モデルを一般に使用した。並列モデル（式２）は率の上限値Ｅｐを提供し、系列モデル（式３）が下限Ｅｓを提供する。式は、以下の通りであり：
Ｅｐ＝φＥｆ＋（１−φ）Ｅｍ      （２）
Ｅｓ＝[φＥｆ＋（１−φ）／Ｅｍ]−１      （３）
ここにおいて、φは、複合材料中の賦形剤の体積係数であり、ＥｆおよびＥｍは、それぞれ、複合材料中の賦形剤およびマトリックスの係数である。モデルから予測される係数の値は、賦形剤を含まない純粋なＰＬＡ−ＰＣＬ複合材料の係数（この研究では、ＰＬＡ−ＰＣＬ複合材料にて、２．４５ＧＰａであると認められた）をＥｍとし、および、ＣａＰの係数（５０ＧＰａ）をＥｆとし、ＰＬＡ−ＰＣＬの密度を１．３としおよびＣａＰの密度を３．１６として算出した。予想通り、この研究で確認された複合材料の係数は、並列および系列モデルを使用して計算された上下の境界に入っている。
【００５０】
加えて、本研究において試験された複合材料の収量における、曲げ係数および曲げ強度は、ＰＬＡ−ＣａＰ複合材料について文献報告された値よりも有意に高い。従来のＰＬＡ−ＣａＰ複合材料と比較して、これらの複合材料の曲げ収率強さにおいて認められる増加に貢献する重要な因子は、それらを取り巻くＣａＰ粒子が結合するＰＬＡヤーンの一方向性の配列である。複合材料のＣａＰ含有量を増加させることによって、より高い係数を達成できることが予想される。例えば、計算は、各々の構成成分のレベルに依存して、１０−１５ＧＰａの範囲における係数の値が可能であることを示す。
【００５１】
バイオミメティックコーティング技術
水酸化ナトリウム処理延伸ヤーンに対するリン酸カルシウムコーティング
最初に、延伸ＰＬＬＡヤーンを水酸化ナトリウムで処理する。選択したモル濃度（０．１００−  １．００  ｍｏｌ／Ｌ）を有する５００ｍＬの水酸化ナトリウム溶液を、室温にて、１ｍｏｌ／Ｌの水酸化ナトリウム溶液および脱イオン水によって作製した。ついで、一定量の延伸ＰＬＬＡヤーンを、選択した温度で、一定の時間（２−６０分）、作製した水酸化ナトリウム溶液に浸漬した。次に、処理した延伸ＰＬＬＡヤーンを、水酸化ナトリウム溶液から取り出し、３−５回脱イオン水で洗浄し、拭いて乾燥させ、一晩風乾させた。
【００５２】
ＰＬＬＡヤーンを水酸化ナトリウムで処理した後、リン酸カルシウムの層を、バイオミメティックコーティング法によって、ＰＬＬＡヤーンにコーティングする。最初に、塩化ナトリウム、炭酸水素ナトリウム、塩化カリウム、リン酸水素カリウム（ｐｏｔａｓｓｉｕｍ  ｈｙｄｒｏｇｅｎ  ｐｈｏｓｐｈａｔｅ）、塩化マグネシウム、４（２−ヒドロキシエチル）−１  −ピペラジンエタンスルホン酸（ｐｉｐｅｒａｚｉｎｅｅｔｈａｎｅｓｕｌｆｏｎｉｃ  ａｃｉｄ）、塩化カルシウムおよび硫酸ナトリウムを十分に撹拌しながら脱イオン水に添加して、ＳＢＦ溶液を作製する。ついで、塩酸溶液を添加し、溶液のｐＨ値を６．０−７．０周辺に調整した。次に、水酸化ナトリウム処理した延伸ＰＬＬＡヤーンをＳＢＦ溶液に浸漬し、バイオミメティックコーティング方法のもと、特定の温度（４０−６０℃）に温めた。処理した延伸ＰＬＬＡヤーンを、１−６時間後リン酸カルシウムでコーティングし、ＳＢＦ溶液から取り出した。次に、コーティングした延伸ＰＬＬＡヤーンを脱イオン水で数回洗浄した。最後に、コーティングし洗浄した延伸ヤーンを一晩風乾した。
【００５３】
水酸化ナトリウム処理した非延伸ＰＬＬＡヤーンに対するリン酸カルシウムコーティング
最初に、非延伸ＰＬＬＡヤーンを水酸化ナトリウムで処理する。０．５００ｍｏｌ／Ｌのモル濃度を有する特定の量の水酸化ナトリウム溶液（２０−５００ｍＬ）を作製した。ついで、一定量の非延伸ＰＬＬＡヤーンを、室温で、１０分間、作製した水酸化ナトリウム溶液に浸漬した。次に、処理した非延伸ＰＬＬＡヤーンを、水酸化ナトリウム溶液から取り出し、３−５回脱イオン水で洗浄し、拭いて乾燥させ、一晩風乾させた。
【００５４】
非延伸ＰＬＬＡヤーンを水酸化ナトリウムで処理した後、リン酸カルシウムの層を、バイオミメティックコーティング法によって、非延伸ＰＬＬＡヤーンにコーティングする。最初に、塩化ナトリウム、炭酸水素ナトリウム、塩化カリウム、リン酸水素カリウム、塩化マグネシウム、ＨＥＰＥＳまたはＴｒｉｓといった適切な緩衝液、塩化カルシウムおよび硫酸ナトリウムを十分に撹拌しながら脱イオン水に添加して、ＳＢＦ溶液を作製する。ついで、塩酸溶液を添加し、溶液のｐＨ値を６．０−８．０周辺に調整した。次に、水酸化ナトリウム処理した非延伸ＰＬＬＡヤーンをＳＢＦ溶液に浸漬し、特定の温度（４０−６０℃）に温めた。処理した非延伸ＰＬＬＡヤーンを、１−４時間後リン酸カルシウムでコーティングし、ＳＢＦ溶液から取り出した。次に、コーティングした非延伸ＰＬＬＡヤーンを脱イオン水で数回洗浄した。最後に、コーティングし洗浄した非延伸ヤーンを一晩風乾した。
【００５５】
水酸化ナトリウム溶液によるエッチングに加えて、次亜塩素酸ナトリウムまたは水酸化カルシウム溶液にてエッチング処理し、その後、バイオミメティックリン酸カルシウムにて同様にコーティングすることが可能である。図１１、１２および１３は、バイオミメティックヒドロキシアパタイトコーティングの前後における、延伸可能なＰＬＬＡフィラメントのヤング係数に対する処理時間の効果を示す。
【００５６】
図１１は、ＨＡコーティングの前後における、ＰＬＬＡ延伸可能な単繊維のヤング係数に対するエッチング時間の効果を示す。ＰＬＬＡ繊維は、［ＮａＣｌＯ］＝０．０５Ｍ，２５．０±０．２℃でエッチングし、３ｘＳＢＦにより６０℃で２時間コーティングした。図１２は、非整列繊維に対するＨＡコーティングの硬化効果を示す図である。図１３は、ＨＡコーティングの前後におけるＰＬＬＡ延伸可能単繊維の引張応力（ｔｅｎｓｉｌｅ  ｓｔｒｅｓｓ）に対するエッチング時間の効果を示す。ＰＬＬＡ繊維は、［ＮａＣｌＯ］＝０．０５Ｍ，２５．０±０．２℃で処理し、３ｘＳＢＦにて６０℃で２時間処理した。
【００５７】
両方の場合において、６分間の最小エッチング時間が、ヤング係数の値が増大したコーティングフィラメントをもたらす。当該データは、また、処理時間があまりに長いと、コーティングしていないフィラメントのヤング係数は、エッチングの増加と共に減少することを示す。
【００５８】
水酸化ナトリウム処理ＰＬＬＡヤーンにおける、リン酸カルシウム粒子の配向（Ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）の第１の研究
非延伸ＰＬＬＡヤーンおよび延伸ＰＬＬＡヤーンの比較を実施した。最初に、３−４ｃｍ長の非延伸ＰＬＬＡヤーンを、ウォーターバスで５５−６５℃に温めた。それらを、ウォーターバス中で２倍の長さに延伸し、拭いて乾燥し、１０分間風乾した。次に、０．５００ｍｏｌ／Ｌのモル濃度の２０ｍＬの水酸化ナトリウム溶液を作製した。ついで、非延伸ＰＬＬＡヤーンの同じ長さおよび新たに延伸したＰＬＬＡヤーンを、室温で１０分間、作製した水酸化ナトリウム溶液に浸漬した。処理したＰＬＬＡヤーンを水酸化ナトリウム溶液から引き上げ、脱イオン水で３−５回洗浄し、布で拭き、一晩乾燥させた。
【００５９】
上述の明示した方法と同様に、ＳＢＦ溶液を調製した。ついで、水酸化ナトリウム処理したＰＬＬＡヤーンを作製したＳＢＦ溶液に浸漬し、特定の温度（４０−６０℃）に加熱した。予備のＳＢＦ溶液も同時に加熱した。処理したヤーンを、０．５−１．０時間後にリン酸カルシウムでコーティングし、ＳＢＦ溶液から取り出した。
【００６０】
次に、第１のサイクル（０．５−１．０時間）の後にコーティングしたＰＬＬＡヤーンを、温かいウォーターバス（６０℃）中で特定の長さに再度延伸し、予備のＳＢＦ溶液に戻した。第２のサイクル（０．５−１．０時間）でのコーティングの後に、ＰＬＬＡヤーンをＳＢＦ溶液から取り出した。コーティングされたＰＬＬＡヤーンを脱イオン水で数回洗浄し、一晩風乾させた。
【００６１】
結果および考察
図１４は、バイオミメティックコーティングによるアルカリ処理した延伸ヤーンを示す。図１４ａにおいて、延伸ヤーンを、７０℃で６０分間、０．５ｍｏｌ／Ｌの水酸化ナトリウムで処理し、次にバイオミメティック法により処理した。均質なリン酸カルシウムコーティング層を、バイオミメティックコーティングプロセスを使用して、アルカリ処理ＰＬＬＡヤーンの表面に形成する。それに対し、図１４ｂにおいて、バイオミメティック溶液にヤーンを供する前に、延伸ヤーンを、１．０ｍｏｌ／Ｌの水酸化ナトリウムにて２５℃で３０分間処理した。図１４ａと異なり、リン酸カルシウムコーティング層は、延伸ヤーンに均一にコーティングされない。従って、より長い浸漬時間、ＮａＯＨ濃度、および／または高い温度は、バイオミメティックコーティングのための延伸ヤーンの作製を促進させる。
【００６２】
図１５は、アルカリ処理した非延伸ＰＬＬＡヤーンの、延伸したものと延伸しないものとの比較を示す。図１５ａにおいて、アルカリ処理ＰＬＬＡヤーンは延伸に供しなかった。示されるように、リン酸カルシウム粒子をＰＬＬＡヤーンにコーティングした。比較として、図１５ｂに、アルカリ処理ＰＬＬＡヤーンを２ｃｍから４ｃｍに延伸した。ＰＬＬＡヤーンのリン酸カルシウム粒子が延伸ヤーンに整列および分布されていることに留意される。非延伸ヤーンをリン酸カルシウムでコーティングすることには、多数の利点がある。例えば、非延伸ＰＬＬＡヤーンの表面は完全に延伸したヤーンよりも容易に改変することができる；より厚いおよびより高密度のリン酸カルシウムをこれらの非延伸ヤーンに形成することができる；リン酸カルシウムコーティングの増大した軸方向の整列を達成できる；これらのコーティングされた非延伸ヤーンは、延伸後、再度コーティングし、より厚いおよびより高密度のリン酸カルシウムコーティングを達成できる；および分解または骨成長の増強のためのその他の薬剤を、延伸後にコーティングできる。
【００６３】
ＣａＰ沈着のための核形成モデル
ヤーンにおけるＣａＰの沈着の単純な具現（ｐｉｃｔｕｒｅ）は、ヤーン表面を覆う等価の部位における結晶のランダムな核形成に関するものである。一旦結晶が始まると、それは、溶液にさらされる時間に比例して成長する。
【００６４】
変数の定義：
ｎ＝サイクル数
ＮＡ＝成長部位の密度
ＮＡ０＝部位の全密度
ｐＤ＝サイクルあたりの損傷の確率
ｐＮ＝それぞれのサイクルの間に部位が結晶を核形成する確率
ｔｓ＝サイクルあたりの浸漬時間
ｗ＝サイクルあたり、活性部位あたりの沈着したＣａＰの質量
Ｗ＝ＣａＰの全沈着質量。
【００６５】
ＮＡＯ可能部位の１つが１サイクルの間に活性化する機会はｐＮである。この為、活性部位の数ＮＡの変化率は、以下の確率的式によって与えられる。
【化１】
0005538881.tif 000004
【００６６】
この式の積分は以下の通りである。
【化２】
0005538881.tif 000005
【００６７】
ＣａＰの沈着率は、活性部位の数およびサイクルあたりのそれぞれの活性部位に沈着した質量、ｗに比例すると仮定される。後者の率は、観察に基づいて測定される必要のある、浸漬時間の減少する関数（セクション３．２を参照）であることが判明した。それは、ｗ＝αｔｓβ（ここにおいて、β＜１）と仮定される。全沈着率の減少は、活性部位の沈着が、それぞれのサイクルの一部であるリンス段階の間に損傷する確率ｐｄである。簡潔に、それは完全に除去されるであろうが、部位は活性のままであることが仮定される。従って、それぞれのサイクルの際に、除去される質量は：
ＮＡｐＤＷ／ＮＡ＝ｐＤＷ    （６）
となると考えられ、ここにおいて、Ｗは、ｎサイクル後に沈着した全質量である。この式は、破壊される沈着物の質量は平均沈着物のそれに等しいと仮定することと等価である。ＣａＰ沈着の正味の率は以下のとおりとなると考えられる。
【化３】
0005538881.tif 000006
【００６８】
この式の解析積分は容易に明白ではない；したがって、微分の形で分析した。４つのパラメータαＮＡＯ、β、ｐＮおよびｐＤの値を得た後、式を、最初の測定を最初の値として、数値的に積分した。その結果は、図２に、「核形成モデル」と表記された曲線として示される。
【００６９】
この種の全ての分析と同様に、排他性は、良い結果によって証明されない。例えば、成長の遅れをもたらす、影響を与える沈着に関するモデルは同様に作用すると考えられる。
【００７０】
結論
モネタイトは、反復的浸漬方法を使用して、硝酸カルシウムおよびリン酸アンモニウムの水溶液から、加水分解されたポリエステル基体に良好に沈着した。形成されるＣａＰの量は、反復および各々の反復における浸漬時間の増大に伴って増大した。不均一な核形成および成長の機構は、ポリエステル表面上のＣａＰ沈着の観察される現象を説明することが提案された。この技術を使用して製造される複合材料は、２．４−７．９ＧＰａの範囲の曲げ率を示し、これはヒトの生理的な骨の曲げ係数の３−３０ＧＰａの範囲の下端である。さらに、型および操作の条件に依存して、この反復浸漬経路を使用して、ＣａＰによる多孔性およびバルク骨格の様々な幾何学を組み立てることが可能であるはずである。
【００７１】
バイオミメティックコーティング技術を、均一なリン酸カルシウムコーティングを産生するために、延伸および非延伸ヤーンの両方に使用した。本発明は、また、特定の濃度および温度の下の水酸化ナトリウムの使用がリン酸カルシウムの均一なコーティングを促進することを実証した。更に、非延伸ヤーンにコーティングされたリン酸カルシウム粒子の配向は、延伸後に変化させることができる。
【００７２】
ヤーンを、各コーティングサイクルの後、脱イオン水で洗浄した。最後に、ＣａＰコーティングしたヤーンを、テトラヒドロフラン（ＴＨＦ）中のポリ（ε−カプロラクトン）溶液でコーティングし、乾燥させ、および、高い温度で圧縮形成し、長方形のバーに形成した。
【００７３】
骨および成長因子の送達のための新規の複合材料の製作
導入
２以上の成長因子の持続的で安定し局在的で制御された放出を提供し、また骨治癒プロセスの際に十分な機械的強度を有する新規の骨修復合成複合材料が必要である。新規の材料は、ヒドロキシアパタイトから成るリン酸カルシウム／ポリマー複合材料、様々な熱可塑性結合樹脂、および生分解性ポリマー繊維の組合せとして記述でき、異なる成長因子を送達のためまたは異なる放出速度による同一の成長因子の送達のための分離区画として使用できる。本発明は、例えば長骨修復、脊椎癒合術、胸骨の骨閉鎖および顎顔面の固定といった特定の適用のための高度に機能的な装置に設計に続く、医療機器製造者のための有効な方針を提供する。明示された目的の追求以外に、ポリマーベースの複合材料のシステムの理解は親展すると考えられる。というのは、編むプロセスは、１軸性（ｕｎｉａｘｉａｌｌｉｔｙ）からの複合材料構造のずれを正確に制御し、それによって理想的な一軸構造のものからの機械的特性のずれを正確に制御する機会を提供するためである。
【００７４】
薬剤送達合成材料
ヒドロキシアパタイト（リン酸カルシウム）、合成ポリマー、鉱質除去した骨、およびコラーゲンベースの材料を含むが、これらに限定されない多数の材料が、成長因子担体として使用された。
【００７５】
担体のために使用される大部分のポリマーは生分解性であり、それらは、天然ポリマーおよび合成ポリマーに分けることができる。天然ポリマーコラーゲン、ヒアルロナン、フィブリン、キトサン、アルギン酸塩およびその他の動物または植物由来のポリマーを含む。特に、コラーゲンスポンジ（ｃｏｌｌａｇｅｎ  ｓｐｏｎｇｅ）は、送達担体として使用される最も一般に指定される天然ポリマーとなった。
【００７６】
ヒトの骨の治癒は、患者の健康状態および修復部位に依存した、比較的遅いプロセスであり、２−３ヶ月を要する。この為、持続性で、安定し、局所化し、制御される放出の担体材料は、ヒトの骨の治癒のプロセスに必要とされる。合成ポリマー、例えば、ポリＬ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−コ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリジオキサノン（ｐｏｌｙｄｉｏｘａｎｏｎｅ）（ＰＤＯ）およびポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）は、ＢＭＰおよびＴＧＦ−βといった成長因子の局在化した放出のための例である。
【００７７】
生分解性ポリマーとして、準結晶性ＰＬＬＡ繊維が縫合糸にて使用され、一方、非結晶性ＰＬＡコポリマーは、骨移植においておよび薬剤担体として使用された。ＰＬＡのような合成吸収性ポリマーの使用における１つの合併症は、ポリマーの分解速度を加速し且つ移植部位における局所的な炎症を誘導する酸性の生成物への加水分解によるそれらの分解である。しかしながら、それがリン酸カルシウムと共に移植される場合、リン酸カルシウムの分解は、ポリマーの酸性の分解生成物（乳酸）を中和するアルカリ性生成物を形成する。そのうえ、ポリマーの分解速度は、ポリマー分子量および／またはポリマー組成を変化させることによって、最適なＢＭＰ放出速度を達成できるよう仕立てることができる。例えば、５０：５０のグリコライド−ラクチドコポリマー（ＰＬＧＡ）の分解速度は、ＰＬＡのそれよりも高くできる。ＰＣＬは、その低いコスト、長期の再吸収時間および低分子量の利用能のため、低温で処理できる１つの準結晶性合成吸収性ポリマーである。
【００７８】
タンパク質は、通常、室温にてポリマーに取り込まれる。ＢＭＰｓは、熱的なプロセシングおよびある種の化学薬品曝露に対して非常に感受性であり、そのため、ＢＭＰ担体材料の開発における主要な挑戦は、タンパク質の生物活性を損なうことなく、充分なＢＭＰを材料の構造に取り込むことである。大部分のセラミックおよび金属とは異なり、非結晶性ポリマー材料は、しばしば低温で加工されることができ、このことは、タンパク質を損なうことなく、ポリマー材料にタンパク質を取り込むことを容易にする。非結晶性ポリマーマトリックスからのタンパク質の放出は、マトリックスを通したタンパク質の拡散およびマトリックスポリマーの分解の両方に関与する。タンパク質をポリマーの構造に取り込む場合、その他の中における１つのポリマーの拡散率は非常に低いため、タンパク質放出速度は、大部分、ポリマーマトリックスの分解速度に依存する。乳酸／リジンコポリマーマトリックスの分解速度の増加に伴い、タンパク質の放出速度は増加することが示された。
【００７９】
インビトロおよびインビボ試験
インビトロ研究から、成長因子が、細胞増殖、細胞分化、アルカリホスファターゼ（ＡＬＰ）活性および細胞外マトリックス形成を誘導することが示される。また、成長因子の長期の連続的な放出はインビトロでの骨形成に重要であることが明白である。組換え技術は、マウス、ラット、ウサギ、イヌ、ヒツジおよび非ヒト霊長類を含む前臨床動物試験における治療適用に適した量で、ヒトＢＭＰｓの発現をもたらした。骨形成速度は、ＢＭＰの存在に起因して加速される。しかしながら、より高速のおよびより多くの骨治癒が、成長因子の持続性の送達を提供した担体材料にて認められた。
【００８０】
方法論
新規のリン酸カルシウム／ポリマー複合材料の製作
新規の複合材料は、革新的なプロセシング技術を使用して、骨修復の適用のために作製される。２つのアプローチが、それぞれバー状およびシート状の複合材料の作製のために使用される。
【００８１】
複合材料を作製する新規のプロセスは、図１６に模式的に示される。異なる生分解性ポリマー繊維１０２（図１６ａ）が、複合材料を作製するために使用される。ポリマー繊維１０２は、編まれてブレイド１０８（図１６ｄ）とされる。これらのブレイドは、ヒドロキシアパタイトでコーティングでき、または非コーティングとできる。ポリマー繊維１０２の一部は、バイオミメティック方法を使用してヒドロキシアパタイトでコーティングされ、ついで低融点ポリマーの薄層でコーティングされて、コーティングされた繊維１０４（図１６ｂ、１６ｃ）が形成され、これは、図１７（ａ）、（ｂ）および（ｃ）で示されるように、ブレイド１１８の中心コアを形成するために使用され、非コーティングポリマー繊維１０２がそれをおおってシースに編まれる（図１７）。第２の一方向性構造の一部は、その後、圧縮形成され（図１６ｅ）ロッド／バー状複合材料（図１６ｆ）とされ、または、メッシュの形成に使用される（図１６ｇ、１６ｈ）。その上、非コーティングヤーン１２またはコーティングヤーン１０４は、また、低温ポリマーのコーティングのないメッシュを作るために使用できる。このように作製された複合材料は、様々な用途、例えば長骨修復、脊椎癒合術、胸骨の骨閉鎖および顎顔面の固定に適している。低融点温度ポリマーの例は、１７５℃以下の融点によるポリマー、準結晶性ポリマー、ＰＣＬ、ポリジオキサノン、ＰＣＬとＰＧＡとのコポリマー、ＰＤＯ、ＴＭＣまたはＰＬＡ（ＬまたはＤ，Ｌ）、非結晶性ポリマー、ＰＬＡ−ＰＧＡ（５０：５０）、ポリＤ，Ｌ−乳酸またはコア構造より融解の低い何れかポリマーを含む。各々のプロセッシングステップの詳細は以下の通りである。
【００８２】
例
複合材料構成成分
２つの合成生分解性ポリマー繊維（ポリ（Ｌ−乳酸）（ＰＬＬＡ）およびポリグリコール酸（ＰＧＡ））、１つの天然ポリマー（カットグット）、１つのポリマーコーティング（ポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）およびモノステアリン酸グリセリンの混合物）、および１つのリン酸カルシウムコーティング（主にヒドロキシアパタイト（リン酸カルシウム））が、複合材料の構成に使用される。これらの材料の融解温度、機械的特性および分解側は以下のように列挙される。
【表３】
0005538881.tif 000007
【００８３】
ナノ−ＣａＰ粉末コーティング
２０−３０のＰＬＬＡ繊維（Ｔｍ＝１７５℃）がヤーンに形成される。ＰＣＬ（Ｔｍ＝６０℃）を、ＰＬＬＡには非溶剤であるトルエンに溶解した。ナノＣａＰ粉末をＰＣＬ溶液に添加し、均一な懸濁液を形成した。ついで、ＰＬＬＡヤーンを、リン酸カルシウムとＰＣＬとの混合液に浸漬してコーティングし、型に積み重ね、６０℃の圧縮形成に供した。リン酸カルシウム量は２５ｗｔ％であり、ＰＬＬＡに対するＰＣＬの割合は６：１であった。圧縮形成の間、ＰＣＬは、溶解して「接着剤」として作用し、全てのＰＬＬＡヤーンを一緒に結合する。試料は、その後、３点曲げ試験に供され、ここにおいて、純粋なＰＣＬが制御に使用される。
【００８４】
図１８は、純粋なＰＣＬ、ＰＣＬコーティングＰＬＬＡ、ならびにＰＣＬおよびＣａＰの両方でコーティングされたＰＬＬＡの曲げ強度およびヤング係数を示す。ＰＣＬコーティングＰＬＬＡは、純粋なＰＣＬよりも非常に高い強度およびヤング係数を有する。系におけるリン酸カルシウムの添加により、複合材料は、非常に固くおよびより強くなった。そのヤング係数は、皮質骨のもの（３−３０ＧＰａ）の下端であった。しかしながら、複合材料は、なおも弱く、耐力（ｌｏａｄ−ｂｅａｒｉｎｇ）の適用に使用できない。
【００８５】
バイオミメティックコーティング
生物学的環境におけるリン酸カルシウム形成を模倣するために、バイオミメティックアプローチは、ポリマーヤーンの表面上への骨様炭酸含有リン酸カルシウム（ｃａｒｂｏｎａｔｅｄ  ｃａｌｃｉｕｍ  ｐｈｏｓｐｈａｔｅ）の適用のために使用される。バイオミメティックコーティング法は、身体のｐＨ（７．４）および温度（３６．５℃）にてヒト血漿と同一のイオン濃度を有する擬似体液（ＳＢＦ）中で、様々な生物材料の表面にリン酸カルシウム層を作る。
【００８６】
実施態様の１つにおいて、バイオミメティック法は、強いリン酸カルシウムコーティングを達成するために、表面改変ポリマーヤーンに均一にナノリン酸カルシウムを沈着させるために使用される。更に、新規のプロセシング技術が、ＰＣＬヤーンと、ＰＬＬＡ、ＰＧＡまたはＰＤＯヤーンとを一緒に編む（ｃｏ−ｂｒａｉｄ）ために使用される。この固有の設計は以下のような利点がある：（１）ヤーンを使用する代わりに、ブレイドはＰＣＬを使用して結合され、ＰＣＬとＰＬＬＡとの比率が最小化される；（２）それは、ＰＬＬＡ（またはＰＧＡ、ＰＤＯ）繊維中のＰＬＣの量および分布を正確に制御することを可能とする；（３）ＰＣＬは、溶解したとき、繊維の間に均一な様式で自動的に分布する。
【００８７】
リン酸カルシウムコーティングとポリマーとの間の接合強度は、ポリマーの表面に実質的に制限される極性基を形成するための、アルカリ溶液または酸性溶液の何れかによるポリマー表面の前処理によって、実質的に改善することができる。カルボキシル基が一軸的に引き伸ばされたポリマー繊維の表面に存在する場合、リン酸カルシウムの沈殿は繊維軸に沿って配列することもわかった。本研究で使用される合成ポリマーヤーンは、回転プロセスの際、広範な一軸性伸張を通して作製されたため、それらは、酸または塩基で処理して、優先的な配向でリン酸カルシウムナノ粒子の核形成を誘導するカルボキシルまたはカルボン酸結合部位を付与できる。この為、ヤーンは、酸、塩基または両溶液の経時的な組合せに急速に浸漬され、不利にポリマーを修飾することなく、必要な表面処理がされる。前処理されたヤーンは、様々な期間ＳＢＦ溶液に浸漬され、ＳＢＦへの曝露が無い場合（ゼロ添加）を含む様々なリン酸カルシウム添加の複合材料が得られる。そのように得られたリン酸カルシウム沈殿は、ポリマー繊維軸に沿って整列され、これは、天然の骨におけるコラーゲン原繊維の整列したリン酸カルシウムナノ粒子の構造を模倣している。
【００８８】
ＳＢＦへの浸漬の前後における複合材料の表面特性は、表面相分布を調べる薄膜−ＸＲＤ、および表面官能基を測定するフーリエ変換赤外線（ＦＴＩＲ）を含む、一連の技術によって十分に特徴づけられる。表面形態の変化は、走査型電子顕微鏡にてモニターされる。浸漬の前後におけるＳＢＦ中のカルシウムイオンおよびリン酸イオンの濃度は、誘導結合プラズマ原子分光分析（ＩＣＰ−ＡＥＳ）によって測定される。
【００８９】
例１
延伸ＰＬＡ繊維ヤーン（３０フィラメント、１２０デニール）は、オープンプラスチックフレーム（ｏｐｅｎ  ｐｌａｓｔｉｃ  ｆｒａｍｅｓ）（２１／４ｘ１１／８ｉｎ．）に巻付けられた。プロセスは手動で行ったため、各々のフレームの繊維の量は異なる。ついで、繊維およびフレームを秤量した。その後、サンプルを模擬体液溶液（３ｘ濃度）に１２時間浸漬し、ＰＬＡ繊維の表面にヒドロキシアパタイト（ＨＡ）コーティングの層を形成した。サンプルは一晩乾燥させた。乾燥後、重量を記録し、それぞれのサンプルの重量による、ＨＡのパーセンテージの掲載のために使用した。その後、サンプルを１７５℃の温度で３０分間、約（４ｘ０．５ｘ０．２）ｃｍの寸法のバーに加熱して圧縮した。その後、各々のサンプルを三点曲げ試験に供し、曲げ率および曲げ強度を測定した。これは、１ｍｍ／分のひずみ速度で行った。エッチングはこの例では使用されないことに留意される。それにもかかわらず、エッチングは、バイオミメティックコーティングの前に使用できる。また、低温結合シースはこの例では使用しなかった。そのかわりに、加熱圧縮を、ＰＬＡの融点付近、１７５℃で行い、外部のＰＬＡ繊維ヤーンを融解し、ＰＬＡ繊維ヤーンの群を結びつけた。以下の式を使用して計算した。
【化４】
0005538881.tif 000008
【００９０】
変数の定義：
Ｐ：適用する添加量（ｌｏａｄ）、Ｎ
Ｌ：サポートスパン（ｓｕｐｐｏｒｔ  ｓｐａｎ）、ｍ
ｂ：サンプルの幅、ｍ
ｄ：サンプルの厚さ、ｍ
ｍ：添加量／ゆがみ曲線Ｎ／ｍの最初の直線部分に接する接線の傾き。
【表４】
0005538881.tif 000009
【００９１】
９、３１および４３ｗｔ％のＨＡを含むサンプルから得られたデータは表４に示される。当該データは、ＰＬＡ含有量の付随的な減少にもかかわらず、曲げ率がＨＡ濃度に伴って増加することを示す。データは、複合材料のＨＡｗｔ％と曲げ強度との間の何れかの相互関係を示さない。しかしながら、当該データは、ＰＬＡ繊維のｗｔ％が増大したとき、曲げ強度は、４４ＭＰａから１４６ＭＰａまで大きく増加することを示す。ひずみデータは、９ｗｔ％と４３ｗｔ％のＨＡサンプルとの間で有意な差は示さないが、３１ｗｔ％において、最大ひずみパーセントは、その他のサンプルと比較して非常に低かった。このようなデータは、曲げ率および強度を最大にするために、ＨＡｗｔ％とＰＬＡｗｔ％との間でバランスがとられるべきであることを示唆する。
【００９２】
例２
リン酸カルシウム前駆体の直接のコーティング
予め形成されたまたはリン酸カルシウム前駆体は、ＰＬＡ繊維上に直接コーティングできる。熱水による方法がＨＡを作るために使われ、その後、粒子が、ＰＣＬとともに使用され、繊維全体がコーティングされる。加えて、その他のリン酸カルシウムを使用することができる。
【００９３】
複合材料に使用されるＨＡ粒子は、２００ｍＬの硝酸カルシウム溶液（２ｇ／ｄＬ）および６００ｍＬのリン酸アンモニウム溶液（２ｇ／ｄＬ）の反応によって作製した。乾燥後、沈殿物を、１２０ｎｍの平均粒子サイズを有し、図１９に示される粉末に粉砕した。１０ｍｇの粉砕したＨＡ粉末を、その後、１０ｍＬ  ＰＣＬ（Ｄｏｗ，ＭＷ  ８０，０００）アセトン溶液（１％ｗｔ／ｗｔ）に添加した。当該溶液は、それぞれの繊維が２２μｍの直径を有する３０の繊維から成るＰＬＡ繊維鎖を浸漬コーティングするために使用される。次に、６０メーターのＰＣＬ−ＨＡコーティングしたＰＬＡ繊維を整列し、８０℃で４分間、４０ｍｍｘ５ｍｍｘ２ｍｍの型に加熱圧縮した。冷却後、得られた複合材料を取り出した。当該複合材料は、ＴＧＡによる決定の結果、ＰＬＡ：ＰＣＬ：ＨＡ＝８３：１５：２ｗｔ％であった。この例では、エッチングは使用していないことに留意される。それにもかかわらず、エッチングは、任意のプロセスであり、バイオミメティックコーティングの前に使用できる。
【００９４】
小さいひずみ（＜１％）の下での複合材料の応力歪み曲線は図２０に示される。ヤング係数は線形領域（０−０．００１％）にとって６．５ＧＰａである。
【００９５】
引抜成形プロセスも、ＰＬＡ−ＰＣＬ−ＨＡ複合材料を作製するために使用した。ＰＬＡ繊維は、ＨＡ：ＰＣＬの体積比が０．１から０．２の範囲である、溶融したＰＣＬ−ＨＡ混合物を充填した先細の型を通して引っ張った。引抜成形に使用される装置は図２１で示される。張力試験の結果は、表５に列挙される。
【表５】
0005538881.tif 000010
【００９６】
ヒドロキシアパタイト粒子は、また、図２２に示されるように、溶解した紡いだ（ｓｐｕｎ）ＰＬＬＡヤーンの全体にわたって、ジメチルホルムアミド中のＰＬＬＡの溶液において、ＨＡ粒子のエレクトロスピニング（ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇ）によってＰＬＬＡの溶解した紡いだヤーンにそって配列できる。プロセスは、最初に粉砕回転ホイールまたはドラムにＰＬＬＡヤーンを巻付け、次にＰＬＬＡヤーン上にＨＡ粒子を含むフィラメントのエレクトロスピニングによって実行される。約４：１よりも大きい縦横比を有するＨＡ粒子は、ＰＬＬＡエレクトロスピニング済みフィラメント内で自身を配向させる傾向がある。ＨＡ含有フィラメントが溶解した紡いだＰＬＬＡヤーンに巻きつけられる場合、ＰＬＬＡヤーンとのＨＡ粒子の整列の量は、溶解した紡いだヤーンとのエレクトロスピニング済みヤーンの整列に比例する。この方法によって調製されるサンプルは、その後、コーティングでき、加熱圧縮できる。
【００９７】
例３
サンプルＩのためのＰＬＬＡ（Ｍｎ＝１．２１ｘ１０５，ＭＷＤ＝１．２９）ヤーン（３０デニール、２５±２μｍ）を、室温で３０分間、０．５０ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ溶液中でプレエッチングした。脱イオン水でリンスし、２４時間風乾した後、ヤーンＩ、ＩＩおよびＩＩＩは、４２℃にてそれぞれ２４、１２および２４時間、バイオミメティック法により、ヒドロキシルアパタイト（ＨＡ）でコーティングした。表６に示されるように、ＮａＯＨエッチングの前処理により、サンプルＩは、ＩＩおよびＩＩＩより高いＨＡ／ＰＬＬＡ重量比率を得た。このことは、３つ全てのサンプルにおける最初のヤーンの特定の表面は同じであったため、エッチングした繊維（サンプルＩ）にて、より厚いＨＡコーティングが達成されたことを意味する。また、サンプルＩＩＩは、サンプルＩＩのよりも高いＨＡ／ＰＬＬＡ重量比率を示し、このことは、より長いコーティング時間が、より厚いコーティングを与えることを示す。
【表６】
0005538881.tif 000011
【００９８】
ＨＡコーティングしたＰＬＬＡヤーンは、一晩減圧乾燥し、その後、ポリ（ε−カプロラクトン−コ−グリコール酸）（ＰＣＬ：ＰＧＡ＝９０：１０）アセトン溶液（濃度は１０％ｗ／ｖ）に５−１０分間浸漬した。ＰＬＬＡ／ＨＡ／ＰＣＬＧＡ複合材料は、２４時間減圧乾燥し、その後、複合材料は、平坦な型を使用して加熱圧縮し、３点曲げ試験のためのビーム（ｂｅａｍｓ）を形成した。
【００９９】
３０．０ｍｍｘ５．３ｍｍｘ２．０ｍｍの寸法を有するＰＬＬＡ／ＨＡ／ＰＣＬＧＡ複合材料ビームの曲げ応力および率を、３点曲げ試験にて試験する。５ｍｍ／分のひずみ率で、サンプルＩの曲げ応力は１３２．２ＭＰａであるとわかり、その率は５．４ＧＰａであった。これらの値をサンプルＩＩのそれらと比較すると、ＰＣＬＧＡコーティングの同様の重量パーセンテージにて、より高い量のＨＡを有するサンプルＩは、より良い機械的特性（より高い曲げ応力および率）を示すことがわかる。サンプルＩＩおよびＩＩＩの曲げ応力および率を比較すると、より低い量のＰＣＬＧＡを有するサンプルＩＩはより良い機械的特性を示すことがわかり、これは、非結晶性ＰＣＬＧＡコーティング層の非常に低い曲げ強度および率に起因し得る。
【０１００】
ブレイド
この中で使用される「ブレイド」は、内部の要素および外部の要素とともに配列される要素の組み合わせを用いたあらゆる構造を含むべきである。ブレイドの典型的な構造は、中心部位であるコア１１８および外側の部分であるシース１２０から成る。この構成およびその製造のための技術は、骨修復の際の成長因子の送達のための新規の複合材料を創造することに適している。編むこと（ｂｒａｉｄｉｎｇ）の利点は、それが、複合材料の範囲内での異なる繊維の正確な配置および広い範囲にわたる繊維の比率の変化を可能とすることである。
【０１０１】
本発明において、コア１１８における繊維は、編む前にリン酸カルシウムでコーティングされる。対照的に、シース１２０は、編む際に実質的なより合わせ（ｔｗｉｓｔｉｎｇ）、曲げ（ｂｅｎｄｉｎｇ）およびスライディング（ｓｌｉｄｉｎｇ）に供され、リン酸カルシウムによるコーティングは行われない。コアは、その表面にわたって編まれたヤーンのシースとともに組み立てられ、管状ブレイド（図１７（ａ）（ｂ）（ｃ）参照）が形成され、これは、様々な移植片または装置を構築するための建設ブロック（ｂｕｉｌｄｉｎｇ  ｂｌｏｃｋ）として使用される。
【０１０２】
本発明の実施態様によると、リン酸カルシウムコーティングを伴うまたは伴わないポリマーヤーンは、図１７（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示されるように、編まれた構造の１次単位を形成する。１次単位は、ブレイドのコア１１８およびシース１２０を形成し、これらは、構造の２次単位である。リン酸カルシウムコーティングされたヤーンはコア１１８を形成し、一方、非コーティングのものはシース１２０を形成する。シース１２０は、編む際、実質的なトーション（ｔｏｒｓｉｏｎ）および曲げ（ｂｅｎｄｉｎｇ）に供してよく、従って、リン酸カルシウムにてコーティングされない。最後に、コアの２次単位は、その表面にわたって編まれたシースの２次単位とともに組み立てられ、これは、構造の３次単位である。３次単位は、様々な移植片および装置を構築するための建設ブロックとして使用される。１次単位の組成は、様々な耐荷重性骨格移植片のための要求を満たす機械的および化学的特性を達成するように調整される。
【０１０３】
組み立てＡ：バー状複合材料
図２３は、新規の複合材料の構成のための本願の開示による例示的な操作を概説するフローチャートである。操作において、プロセスは、１次単位、ＰＬＬＡ、ＰＧＡ、ＰＣＬおよびＰＤＯヤーン１０２が集まるステップ２０２から開始する。次に、ステップ２０４において、１次単位はヒドロキシアパタイト（ＣａＰ）でコーティングされ、コーティングされた繊維１０４が形成され、および、次に、コアの２次単位１１８が形成される。ステップ２０４と共に、ステップ２０６において、１次単位は、シース１２０を形成できる。シース１２０は、ヒドロキシアパタイト（ＣａＰ）でコーティングされない。
【０１０４】
ついで、ステップ２０８において、適切な比率のコア第２構造およびシース第２構造（ステップ２０４および２０６から）を一緒に編み、３次単位が形成される。次に、ステップ２１０において、３次単位は、ＰＬＣ混合物に浸液コーティングされ、高い温度で圧縮形成される。ステップ２１２において、３次単位は、機械的試験に供される。
【０１０５】
１次単位の構築
繊維：４つの合成生分解性ポリマー繊維、ポリ（Ｌ−乳酸）（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）およびポリジオキサノン（ＰＤＯ）が、複合材料の構成に使用される。融解温度、機械的特性、分解速度およびこれらの繊維の溶媒に対するアクセシビリティが表７に挙げられる。これらのポリマーの組合せは、広範囲にわたる化学的、物理的なおよび、形態学的な変数を包含する。
【表７】
0005538881.tif 000012
【０１０６】
図１７（ａ）、（ｂ）および（ｃ）は、本発明による新規の複合材料の複合材料構成を示す。示されるように、カットグット、ＰＧＡおよびＰＬＬＡ繊維１０２／１０４の組合せはブレイド１１８のコアを形成し、ＰＬＬＡ繊維は、縫合糸ブレイド１３０のシース１２０を形成する。大きな円柱は、ポリマーブレイド１３０を表し、小さな円柱はポリマーヤーン１０２を表す。図１７ａは、新規の複合材料の複合材料構成である：ＰＣＬコーティングＰＬＬＡ１０４、カットグット１０２ｂおよびＰＧＡ１０２ｃ繊維の組合せはコア１１８を形成し、ＰＬＬＡ１０２はシース１２０を形成し、およびブレイド１３０はその後ＰＣＬ混合物１３４中にてコーティングされる。図１７ｂは、コア１１８における多孔性構造は、カットグット１０２ｂの初期の分解に起因して形成されることを示している。図１７ｃは、更に、移植時間を増加させることで、コアにおけるＰＧＡ（１０２ｃ）は分解し、構造中におけるより多くのチャネル（白）を形成することを示している。
【０１０７】
本発明によると、繊維１０２は、先に述べたようにリン酸カルシウムで予めコーティングされる。一部の実施態様において、コアにおける繊維は、ＰＣＬおよびモノステアリン酸グリセリンの混合物（Ｔｍ〜５０−７０℃）でコーティングされる。ＰＣＬにモノステアリン酸グリセリンを添加すると、複合材料の多孔性が増加することがわかり、このことはタンパク質の制御放出に使用できる。この目的のためにポリマー繊維に対するコーティングとしてＰＣＬおよびモノステアリン酸グリセリン混合物を使用したのはこれが始めてである。構成の残りにおいて、コアは、ポリマーコーティングを含まない。ＰＣＬ混合物は、ＰＬＬＡ、ＰＧＡまたはカットグット繊維を侵食しない有機溶媒（例えばトルエン、キシレンまたは酢酸エチル）に溶解される。コーティングの厚さは、液浸溶液の濃度、コーティング速度、およびコーティングバスを通った通過の数を調節することで制御される。ＰＣＬ中のモノステアリン酸グリセリンの量は、要求される薬剤の放出率に依存して調節される。
【０１０８】
複合材料の組立てにおいて、シースに対するコアの比率は、構成の機械的強度を改善するために最大化される。コアにおける繊維は、高いヤング係数の寄与を提供する繊維軸に沿って配列され、一方、シースのそれらは、軸に対してある角度の状態にされ、複合材料の機械的剛性および強さに対する寄与の減少をもたらす。しかしながら、繊維の重量で勝るのはコアである；したがって、ブレイドは、なお、高い機械的強さを有した複合材料を産生する。ポリマーブレイドの構成において、それらは次に、ＰＣＬおよびモノステアリン酸グリセリンの混合物の層でコーティングされる。モノステアリン酸グリセリンは、ＰＣＬのための結晶化修飾因子として作用する。浸漬コーティングプロセスのその他の詳細は上述されている。
【０１０９】
ポリマーブレイドは、圧縮形成の長さに切断され、積み重ねられ、および、５０℃から７０℃の間の圧縮形成に供すことができる。圧縮形成の間、ＰＬＬＡ（Ｔｍ＝１７５℃）、ＰＧＡ（Ｔｍ＝２２５℃）およびカットグット（Ｔｍ＞２００℃）といった高融点ポリマーヤーンは、未処理のままとなり、一方、低融点ＰＣＬおよびモノステアリン酸グリセリン混合物コーティング（Ｔｍ＝５０−７０℃）は融解し、「接着剤」として作用して、ヤーンおよびブレイドを一緒に結合する（図２４ａ）。複合材料がインビボにて移植される場合、ＰＬＬＡおよびＰＧＡといった分解の遅いポリマー繊維は、複合材料の構造を維持し、骨治癒の間、必要な機械的強さを提供する。その間に、カットグットといった分解の早い繊維は素早く分解し、コアにおけるポリマーヤーンの間に多孔性構造を作るであろう（図２４ｂ）。それは、また、成長因子を放出し、および、構造の孔に向けて骨の内殖を誘導するだろう。移植時間を増加すると、ＰＧＡは分解し始め、コアにてより多孔性の構造を作り、それによって骨の内殖をより誘導するだろう（図２４ｃ）。
【０１１０】
２次および３次単位の構築
２０−３０の１次単位が２次単位に形成される。コアの２次単位１１８はリン酸カルシウムでコーティングされ、一方、シース１２０はリン酸カルシウムを含まない。３次単位の構成において、シースに対するコアの比率は、構造の機械的強度を改善するために最大化される。コアにおける繊維は、繊維軸に沿って配列され、高いヤング係数の寄与を提供し、一方、シースのそれらは、軸からある角度の状態にされ、複合材料の機械的強度に対する貢献の減少がもたらされる。コアにおけるリン酸カルシウムコーティングヤーンは、天然の骨における骨単位の高度に組織化された構造を模倣する。天然の骨では、コラーゲン原繊維が、原繊維軸に沿って整列されたナノリン酸カルシウム血小板とともに整列される。この為、複合材料は、最大の機械的強度を有するポリマーブレイドを産生する。
【０１１１】
一実施態様において、ブレイド１３０のコア１１８およびシース１２０の両方が、利用可能な４つのポリマーヤーン、ＰＬＬＡ、ＰＣＬ、ＰＤＯおよびＰＧＡの組合せを使用して組み立てられる。これは、耐荷重性骨格移植片のための、様々な微細構造、機械的特性および薬剤放出速度を有する複合材料を産生する。２つの複合材料組立て技術が、複合材料の製造のために使用される：加熱圧縮形成および冷却圧縮形成。全ての実験において、陽性置換（ｐｏｓｉｔｉｖｅ  ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）を有するスロット型（ｓｌｏｔ  ｍｏｌｄ）が、一軸性の複合材料サンプルを作製するために使用される。代替の実施態様において、整列された繊維に沿ったマトリックス材料の流れが可能であり、マトリックスおよび繊維のより高い配向がもたらされる。
【０１１２】
加熱圧縮形成
コアおよびシースの両方における様々な組み合わせを有したポリマーブレイドは、圧縮形成の長さに切り出され、積み上げられ、加熱圧縮形成に供される。６０−７０℃の圧縮形成温度が使用できる。圧縮形成の間、高融点ポリマーヤーン、例えばＰＬＬＡ（Ｔｍ＝１７５℃）、ＰＧＡ（Ｔｍ＝２２５℃）およびＰＤＯ（Ｔｍ＝１０９℃）が未処理のままであり、一方、低融点ＰＣＬ（Ｔｍ＝６０℃）ヤーンは融解して、「接着剤」として作用して、ブレイドを一緒に結合する。構成の多様性の例は、下に挙げられるように構築されるが、これらの例は例証であり、限定的に解されない。
【０１１３】
図２４（ａ−ｄ）は、圧縮形成後の、様々な複合材料構成を示す（大きな円柱はポリマーブレイドを表し、小さな円柱はポリマーヤーンを表す）：（ａ）コア１１８としてのＰＬＬＡ１０２ａおよびシース１２０としてのＰＣＬ１４０、（ｂ）コア１１８としてのＰＬＬＡ１０２ａおよびＰＧＡ１０２ｃまたはＰＤＯ１０２ｄの組合せ、ならびに、シース１２０としてのＰＣＬ１４０、（ｃ）コア１１８としてのＰＬＬＡ１０２ａおよびシース１２０としてのＰＧＡ１０２ｃまたはＰＤＯ１０２ｄ、および（ｄ）コア１１８としてのＰＬＬＡ１０２ａおよびシース１２０としてのＰＧＡ１０２ｃおよびＰＤＯ１０２ｄの組合せ。
【０１１４】
構築１
実施態様において、リン酸カルシウムコーティングされたＰＬＬＡヤーン１０２ａは、ブレイド１３０のコア１１８でありえ、一方、ＰＣＬヤーン１４０はシース１２０でありえる。この設計は、全ての提唱される構造の中で最も基礎的な構成である。加熱圧縮形成の間、シースにおけるＰＣＬは融解し、リン酸カルシウムコーティングに浸透し、「接着剤」として作用して、リン酸カルシウムコーティングされたＰＬＬＡブレイドの強力な結合を提供する。対照的に、ＰＬＬＡブレイドは、その構造的な完全性を保持し、整列し、溶解したＰＣＬによって一緒に結合する（図２４ａ）。
【０１１５】
構築２
リン酸カルシウムコーティングＰＬＬＡ１０２ａおよびＰＧＡ１０２ｃ（またはＰＤＯ１０２ｄ）ヤーンの組み合わせは、コア１１８として使用でき、一方、ＰＣＬ１４０ヤーンは、図２４ｂに示されるようにシース１２０を構成できる。構築１に記述されるように、同様に整列された構造は、圧縮形成後に形成される。構築２と比較して、コアにおけるＰＧＡ（またはＰＤＯ）ヤーンは、複合材料がインビボに移植された場合、ＰＬＬＡよりずっと早く分解され、これによって、構築中に多くの中空の円柱状チャネルがもたらされるだろう。これらのカラムは、初期の骨の内殖を促進し、一方、ＰＬＬＡヤーンは、長期にわたって、構造的に強固でゆるい強度を維持するだろう。
【０１１６】
構築３
別の実施態様において、リン酸カルシウムコーティングＰＬＬＡ１０２ａヤーンは、ブレイド１３０のコア１１８を形成し、一方、非コーティングＰＧＡ１０２ｃは、図２４ｃに示されるように、シース１２０となりうる。ＰＣＬは、ＰＬＬＡおよびＰＧＡの両方に対して非溶解性の、トルエン、キシレンまたは酢酸エチルに溶解する。ブレイドは、ＰＣＬで浸漬コーティングされ、風乾される。圧縮形成の後、ＰＣＬはポリマーブレイドと一緒に結合する。この複合材料がインビボに一定期間（例えば１ヵ月）移植される場合、ＰＬＬＡコアを囲む中空のシェルは、ＰＧＡヤーンの高速の分解に起因して、段階的に形成され、骨組織は、この期間の間に、段階的にシェルに成長できる。シェルの厚さは、骨の内殖を促進するために最適な空間を達成するよう制御できる。対照的に、ＰＬＬＡコアは、整列を維持し、移植のための長期的な機械的強度を提供するだろう。移植片全体は、最終的に、約２年後に天然の骨に置換されるだろう。
【０１１７】
構築４
別の実施態様において、リン酸カルシウムコーティングＰＬＬＡヤーン１０２ａはコア１１８を形成し、ＰＧＡ１０２ｃおよびＰＤＯ１０２ｄヤーンの組み合わせは、図２４ｄに示されるように、構造のシース１２０を形成する。構築３と同様に、ブレイドはＰＣＬに浸漬コーティングされる。圧縮形成の後、ＰＣＬは、全てのブレイドを一緒に結合し、一方、ＰＧＡおよびＰＤＯは、コアにおいてＰＬＬＡヤーンを保持するままである。約２週間のインビボ移植の後、ＰＧＡは溶解し、骨内殖を促進するための多孔性シースを構築するだろう。その間に、ＰＤＯシースは、余分な２週間、適当に維持され、骨組織の内殖のための時間をより与えるだろう。
【０１１８】
冷却圧縮形成
６０℃程度に低い温度でさえ、ＰＬＬＡ、ＰＧＡまたはＰＤＯ繊維の結晶形成に影響する可能性がある。従って、例えば室温といった、より低い温度で作業することが望ましい。表３に示されるように、トルエン、キシレンおよび酢酸エチルは、ＰＣＬにとって良い溶媒であるが、それらは、ＰＬＬＡを侵食せず、および、おそらく、その結晶の形態を変化させない。構築１と同様の構築を使用することが可能であり、これにおいて、ＰＬＬＡヤーンがコアでありえ、ＰＣＬヤーンがブレイドのシースでありえる。ポリマーブレイドは、型の長さに切り出し、型に積み重ねることができる。上に挙げた３つの溶媒のうち１つは、蒸気形態でポリマースタックに添加でき、ＰＣＬヤーンを軟らかくできる。軟らかくしたＰＣＬシースは、６０℃よりもずっと低い室温における冷却圧縮形成の際に、全てのポリマーブレイドを一緒に結合できる。上に挙げた３つの溶媒はまた、ＰＧＡおよびＰＤＯに非溶解性であるため、冷却圧縮形成は、残りの構築において構造を形成するために使用することができる。
【０１１９】
製造Ｂ：シート状複合材料
別の実施態様において、ＰＬＬＡ繊維はまた、布の断片に織る（ｗｏｖｅｎ）または編む（ｋｎｉｔｔｅｄ）ことができ、その後、リン酸カルシウムにてコーティングできる。成長因子を、リン酸カルシウムコーティングの格子構造に取り込むことができ、または、直接コーティング表面に沈着させることができる。成長因子−充填織物は、心臓血管手術の後、それらの閉鎖を改善させるために、胸骨の界面に挿入できる。患者の胸骨は、心臓血管手術の際に、半分に切断され、ステンレス鋼のワイヤーは、骨治癒プロセスの際に、胸骨を一緒に保持するために通常使用される。都合の悪いことに、ステンレス鋼ワイヤーの使用に起因して、患者は多くの痛みに苦しむ。さらに、ステンレス鋼ワイヤーは、手術部位で炎症を起こす可能性がある。従って、治癒プロセスは長く、患者にとって苦痛である。高強度のポリエチレン縫合糸が本発明と組み合わせて使用される場合、患者の痛みが高強度ポリエチレン縫合糸の使用によって減少するだけでなく、骨治癒速度は、複合材料の挿入によって有意に加速されるだろう。
【０１２０】
得られた複合材料において、ＰＬＬＡおよびＰＧＡ相の結晶化度は、ＸＲＤおよび示差走査熱量測定（ＤＳＣ）によって調べることができる。適切に、透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）および小角Ｘ線散乱（ＳＡＸＳ）分析は、ポリマーにおけるリン酸カルシウムの整列および分布ならびにポリマーの結晶形態を特徴付けるために添加できる。複合材料の表面形態は、環境制御型走査電子顕微鏡（ＥＳＥＭ）を使用して評価できる。
【０１２１】
機械的試験
高度に整列されたポリマー繊維の表面に沈殿した骨様リン酸カルシウムを使用することの相乗効果、適切なリン酸カルシウムの充填、および最適なプロセシング条件は、複合材料の機械的特性を劇的に改善すべきである。張力および曲げ試験は、それぞれＡＳＴＭ  Ｄ６３８およびＤ７９０−０２によって、複合材料にて実施でき、ヤング係数およびポアソン比を測定できる。機械的試験の前に、サンプルは、各々の試験のための標準的な幾何学に切断できる。データは、皮質骨の機械的特性（引張強さ：６０−１６０ＭＰａ；ヤング係数：３−３０ＧＰａ；剛性率：３．５ＧＰａ；ポアソン比：０．２５）と、ならびに、整形適用のために設計されたその他の複合材料と比較できる。
【０１２２】
インビトロ試験
複合材料における骨形成速度に対する、様々なポリマー構築物の効果を理解するために、インビトロ細胞培養研究を行うことができる。最適なプロセシング条件を有するそれぞれの構築物の複合材料は、細胞培養研究に供することができる。アルカリホスファターゼ（ＡＬＰ）、無機物の沈着および骨小結節形成は、インビトロでの骨形成の異なる段階における、３つの重要なマーカーである。本発明において、ＡＬＰ、カルシウム沈着および骨小結節形成アッセイは、骨形成のためのポリマーの最適な組合せを明らかにするために行うことができる。
【０１２３】
細胞接着、増殖、ＡＬＰ、カルシウム沈着、および骨小結節形成
ラット骨肉腫細胞株は、インビトロで容易に石灰化（ｃａｌｃｉｆｉｅｄ）するため、提案される研究に使用することができる。骨芽細胞と異なる複合材料との間の相互作用を調べることができる。細胞接着、増殖およびＡＬＰ活性は、複合材料の表面で行うことができる。全く複合材料を含まずカルチャー内に細胞のみを有する組織培養プラスチックは、コントロールとして使用することができる。細胞接着は、ａｌａｍａｒＢｌｕｅ蛍光色素（商標）技術を使用して、異なる時点（例えば、１、３、５および８時間）にて行うことができる。細胞接着に最適な時点を決定できる。細胞接着に続いて、骨芽細胞は高いレベルの増殖を起こす。増殖の速度は、骨芽細胞成長を促進する基体の成功を示し得る。同じａｌａｍａｒＢｌｕｅ色素（商標）技術を、細胞の増殖速度の評価に使用することができる。骨芽細胞の増殖は、１日目、３日目および７日目に決定できる。細胞の形態は、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を使用して、観察できる。わずかに、より長い潜伏期間（例えば１７−２１日）の後、カルシウム沈着が進行する。カルシウムの測定は、カルシウムクリムゾン（ｃａｌｃｉｕｍ  ｃｒｉｍｓｏｎ）（カルシウムを染色する色素）およびアクリジンオレンジ染色を使用し、その後の共焦点顕微鏡観察によって行うことができる。骨小結節形成は、フォンコッサ染色を使用して決定できる。光学顕微鏡を使用して画像が取得される。
【０１２４】
統計分析：統計分析もまた実施できる。群間の平均を比較するために、０．０５未満のＰ値で有意であると考えて、一次元配置分散（ａ  ｏｎｅ−ｗａｙ  ｏｆ  ｖａｒｉａｎｃｅ）（ＡＮＯＶＡ）を使用して、統計的有意性を決定できる。
【０１２５】
薬剤の調節性放出
導入
提案される複合材料中の、バイオミメティックに形成されたリン酸カルシウム、ＰＬＬＡ、ＰＧＡおよびカットグット繊維およびＰＣＬ混合物コーティングを含む、ほとんど全ての構成成分は、送達担体として使用でき、複数の成長因子を構造に取り込むことを可能とする。制御放出は、異なる薬剤取り込み法を使用し、複合材料の異なる担体構成成分に成長因子を添加して、複合材料構成を変えることによって達成できる。加えて、複合材料構造のユニークな設計に起因して、急速分解性ポリマーが壊れる間、遅延性分解性ポリマーは、複合材料の機械的強度を維持できる。そのようなシステムは、より洗練された薬剤送達の実施に理想的となりうる。
【０１２６】
本発明において、２つの薬剤送達システム：単一薬剤および複数薬剤が開示される。インビトロおよびインビボの両方における研究は、必要に応じて最適な骨の治癒のための、薬剤の持続性のおよび安定した制御放出を立証するために実行される。インビトロのモデルにおいて、単一薬剤送達システムは、最適な薬剤放出プロファイルを達成する目的で、複合材料およびそれらの構成成分の放出特性について知るために調べられる。インビボの研究において、単一および複数薬剤送達システムが研究される。
【０１２７】
インビトロ研究
成長因子が、複合材料の異なる区画に取り込まれ、経時的な放出を提供する。システムのこのユニークな特性は、より洗練された薬剤放出システムを設計するために使用可能である。系統的な研究は、分解速度、薬剤取り込み法およびポリマーの結晶化度の、構築された複合材料の薬剤放出速度に対する効果を調べるために実行される。
【０１２８】
単一成分担体システム
本発明の一実施態様において、ＢＭＰ−２は、以下の３つの担体のうちの１つによって放出される：１）ポリマー繊維、２）ＰＣＬ混合物コーティング、および３）リン酸カルシウムコーティング。２１μｇ  ｒｈＢＭＰ−２の全量は、以前の経験に基づく各々の移植片に配置される。ポリマー繊維（ＰＬＬＡ、ＰＧＡおよびカットグット繊維を含む）のために、ＢＭＰはこれらの繊維の表面に直接沈着し、および、ＢＭＰの放出プロファイルはＢＣＡタンパク質アッセイにて測定される。ＢＭＰ放出を測定するために、ポリマー繊維は、Ｎ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシエチル）−２−アミノエタンスルホン酸（ＢＥＳ）緩衝液に、３７℃で最大８週間の異なる時点まで、懸濁される。その後、それらは溶液から取り出され、上清が、ＢＭＰ−２酵素結合免疫吸着検定法アッセイ（ＥＬＩＳＡ）によって評価される。
【０１２９】
ＰＣＬ混合物コーティングの場合、ＢＭＰは、コーティング溶液に添加され、ＢＭＰを含まないＰＬＬＡ繊維の表面に適用される。ＰＣＬにおけるモノステアリン酸グリセリンの含有量は、コーティングにおけるタンパク質放出速度を変化させるために、０−１０ｗｔ％の間で変化する。放出速度は、コーティングの多孔性が増加するため、ＰＣＬにおけるモノステアリン酸グリセリンの含有量に伴って増加する。リン酸カルシウムコーティングのために、ＢＭＰは、持続性放出プロファイルを構築するために、その格子の構造に取り込まれる。簡潔には、ＢＭＰは模擬体液溶液に添加され、リン酸カルシウムとともにポリマー表面に沈着する。ＢＭＰがリン酸カルシウムの格子の構造に取り込まれた場合、ＢＭＰの約５０％のみが移植から５週間後に放出されたが、移植から１週目には何ら放出が観察されなかったことに注目される。最後に、ＢＭＰを取り込んだポリマーブレイドは、大部分の成長因子が残存できる温度である５０−７０℃の間で、圧縮形成に供される。
【０１３０】
複数成分担体システム
一実施態様において、持続性の安定した制御放出は、複合材料の異なる構成成分からの成長因子の経時的な放出を使用して設計される。第１に、低用量のＢＭＰは、カットグットおよびＰＧＡといった、急速な放出速度を有する構成成分に取り込まれる。低用量で使用されるため、ＢＭＰの「バースト放出」が局所的な過量投与を生み出さないだろう。第２に、残りのＢＭＰは、リン酸カルシウムまたはＰＣＬ混合物コーティングといった、遅い放出速度を有する構成成分に取り込まれることができる。二段階の経時的な放出は、０日目から安定した放出が始まることを保証でき、および最大８週目まで持続できると仮定される。そのような構築された放出プロファイルは、通常２−３ヵ月がかかるヒト骨治癒にとって理想的でありえる。急速分解ポリマーの薬剤放出速度は、その表面におけるＰＣＬ混合物コーティングに起因して、遅くしてもよい。
【０１３１】
放出動態の測定およびモデリング
提案された複合材料は、一時、複合性および単一である。様々な賦形剤量とともにマトリックスに包埋される、異なる組成のヤーンおよび異なる構成のブレイドを含む幾何学は、複雑である。マクロなサンプルサイズおよび仮性（ｐｓｅｕｄｏ）一次元ジオメトリは、分解および薬剤放出動力学の測定およびモデリング測定およびモデリングの問題の側面を単純化する。マトリックスにおけるその溶解度および拡散率は消え去るように低くいと仮定される点で、高分子量の成長因子はまた単純化される。生分解性複合材料の放出動力学を研究するために、以下の要素が試験されるだろう：
分子拡散に対するマトリックスの可塑化の影響；
分子拡散に対する分解の際の分子量の影響；
混合性の分解および分子拡散；
および多孔性で分解する固体からの拡散。
【０１３２】
複合材料の放出プロファイル、すなわち放出速度対時間は、有意に変化さしうるが、ここで引用される研究は、予測的な様式におけるプロファイルの制御という観点から、本質的に“得るべきものを得る（ｔａｋｅ  ｗｈａｔ  ｙｏｕ  ｇｅｔ）”ことであった。加えて、骨組織の成長によってもたらされる拡散限界の付加的な複雑さは、適切に対処されていなかった。
【０１３３】
提案される複合材料にて、成長因子放出速度は、組成および構造の可動性により、正確に制御できる。分析の単純性のために、円柱状の複合材料ロッドは、エポキシによるロッド末端のキャップ形成によって、１次元的分解に供することができる。分解時間の終わりに、ロッドは切断され、適切に走査型電子顕微鏡、光学顕微鏡および原子間力顕微鏡を使用して、空間的分離表面技術（ｓｐａｔｉａｌｌｙ  ｒｅｓｏｌｖｅｄ  ｓｕｒｆａｃｅ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ）および形態学的分析の標準的ポートフォリオ（ｐｏｒｔｆｏｌｉｏ）により、その形態を研究できる。加えて、バルクの特性（分子量、薬剤濃度）は、放射プロファイリング（ｒａｄｉａｌ  ｐｒｏｆｉｌｉｎｇ）、その後の標準的分離分析（ｓｔａｎｄａｒｄ  ｓｏｌｕｔｉｏｎ  ａｎａｌｙｓｅｓ）によって研究できる。
【０１３４】
分解動力学のモデリングは、Ｌｅｍａｉｒｅらの例に従うが、複合材料のユニークな幾何学を取り込む変化を伴う。いくぶん付随的な重要性であるが、にもかかわらず興味深いことに、複合材料の軸に沿った放出、すなわち末端からの放出は、Ｌｅｍａｉｒｅらの分析のための典型的な状況である。
【０１３５】
インビトロ研究：
最適な放出プロファイルおよび合理的な機械的強度を有する複合材料がインビトロ研究のために使用されるであろう。ＢＭＰが、複合材料の３つの異なる区画に貯蔵されおよびそこから放出されることが、インビトロ試験にて一旦確認されると、単一対複数の薬剤送達をインビボで比較できる。骨形成および修復は、細胞外基質およびいくつかの成長因子を含む多くの因子によって制御されるため、正常な傷修復の現在の理解を適用して、成長因子の組合せは治癒を増強する強い潜在性を有する。自然に、これらの成長因子は、異なる配列で骨修復に関与する。予備的なインビボ研究は、マウスモデルを使用して実行できるだろう。６０匹のマウスの各々は、頭頂部（ｃａｌｖａｒｉｅ）および異所的部位の両方に直接的に配置される、４つの移植片（２つのコントロールおよび２つの試料）を受けるだろう。骨治癒は、後者よりも前者の部位にて非常に容易であるため、頭頂部および異所的部位における移植片を有することは重要である。マウスの骨治癒速度は、人間のそれよりも非常に高速であることが知られており、そのため、異なる薬剤送達システムによって誘導される骨形成を試験するために、マウスモデルにおいて２つの移植部位を設けることは有益である。
【０１３６】
成長因子を有さない複合材料はコントロールとして使用されるだろう。２０匹のマウスはｒｈＢＭＰ−２単独を受け、２０匹はｒｈＢＭＰ−２およびＴＧＦ−βの組合せ（最初にｒｈＢＭＰ−２を放出）を受け、および残りの２０匹も当該２つの薬剤の組み合わせを受けるが、ＴＧＦ−βが最初に放出される。２１μｇの用量のｒｈＢＭＰ−２は、ｒｈＢＭＰ−２単独で受ける各々の移植片に配置され、一方、２１μｇのｒｈＢＭＰ−２および２μｇの  ＴＧＦ−βは、以前の研究に基づいて、混合性放出のための移植片に配置される。マウスは、移植片の配置後１、２、２１および４２日に屠殺され、それぞれの時点において５匹が研究に使用される（総計６０匹のマウス）。
【０１３７】
移植片および周囲の組織を含む試料を回収し、１０％の中性緩衝ホルマリンにて固定する。固定に続いて、試料は、１２μｍの解像度を有するコンピュータ支援顕微鏡断層撮影（ｍｉｃｒｏＣＴ）（μＣＴ４０，Ｓｃａｎｃｏ  Ｍｅｄｉｃａｌ  ＡＧ，Ｂａｓｓｅｒｓｏｒｆ，Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ）によって分析され、新規の骨の高さ、体積、骨塩量およびこの研究のためのそれぞれの試験移植片に隣接する新規の骨の微小構造が評価される。
【０１３８】
ほとんどの場合、因子（材料、設計、プロセス方法、系の熱力学的変数）は、標準分散分析（ＡＮＯＶＡ）および多変数線形モデリング法（ｕｌｔｉ−ｖａｒｉａｎｔ  ｌｉｎｅａｒ  ｍｏｄｅｌｉｎｇ  ｍｅｔｈｏｄｓ）を使用して分析される直接的な要因配置を使用して、試験される。
【０１３９】
本発明の多くの特徴および効果は、詳細な説明から明らかであり、従って、添付の特許請求の範囲によって、本発明の正確な意図および範囲に入る本発明の全てのそのような特徴および利点を包含するよう意図される。更に、多数の修正および変更は、当業者から容易に生じるため、本発明は、例証および記述される正確な構成および操作に限定されること望まれず、従って、本発明の範囲内に入る、全ての適切な改変物および等価物が採用されてもよい。
以下に、当初の特許請求の範囲に記載していた発明を付記する。
［１］
以下を含む、骨修復複合材料：
コア、ここにおいて、前記コアは、リン酸カルシウム無機層でコーティングされたヤーンの第１のセットの組合せを含む第１の１次単位であり、前記ヤーンの第１のセットは、１以上のポリマーの第１群から作られる；および、
シース、ここにおいて、前記シースは、ヤーンの第２のセットまたは１以上のポリマーコーティングの組み合わせを含む第２の１次単位であり、前記ヤーンの第２のセットは、１以上のポリマーの第２の群から作られる；
ここにおいて、前記複合材料は、前記コアを前記シースで覆うことで作られ、および前記複合材料は圧縮形成され、前記シースが前記コアに接着される。
［２］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、哺乳類の骨に匹敵する曲げ係数を有する骨修復複合材料。
［３］
［２］に記載の骨修復複合材料であって、前記コアの前記シースに対する比率は、哺乳類の骨を模倣するために前記骨修復複合材料の機械的強度を最大化するよう提供される骨修復複合材料。
［４］
［２］に記載の骨修復複合材料であって、前記骨修復複合材料の前記曲げ係数は少なくとも３ＧＰａである骨修復複合材料。
［５］
［２］に記載の骨修復複合材料であって、前記骨修復複合材料の前記曲げ係数は皮質骨と同様である骨修復複合材料。
［６］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記１以上のポリマーコーティングは、生分解性ポリマー、低融点ポリマー、コポリマー、またはそれらの組み合わせを含む骨修復複合材料。
［７］
［６］に記載の骨修復複合材料であって、前記シースは、薬剤送達、多孔度または前記複合材料における凝集力の補助としての充填材料を含む骨修復複合材料。
［８］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、高い温度における高温圧縮形成に供され、それにより低融点のポリマーが溶解され、より高融点のポリマーとより低融点のポリマーとが結合される骨修復複合材料。
［９］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、溶媒を使用して低温圧縮形成に供され、ここにおいて、前記溶媒は気化されシースを溶解し、それによって前記コアに前記シースを結合させる骨修復複合材料。
［１０］
［９］に記載の骨修復複合材料であって、前記溶媒は、トルエン、キシレン、酢酸エチルおよびアセトンから成る群から選択される骨修復複合材料。
［１１］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、溶媒と共に高温に供され、ここにおいて、前記シースは溶解し前記コアに結合する骨修復複合材料。
［１２］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記ポリマーの第２の群は、低融点ポリマーまたは結合ポリマーを含む骨修復複合材料。
［１３］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記複合材料は、一方向性または多方向性である骨修復複合材料。
［１４］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、更に、薬剤または生理活性薬剤を含む充填材料を含み、ここにおいて、前記充填材料は結合材料としてまたは薬剤放出のために使用される骨修復複合材料。
［１５］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記ポリマーは、コラーゲン、ヒアルロナン、フィブリン、キトサン、アルギン酸塩、シルク、ポリエステル、ポリエーテル、ポリカーボネート、ポリアミン、ポリアミド、コポリマー、ポリＬ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−コ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）およびその他の類似したポリマーから成る群から選択される骨修復複合材料。
［１６］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記リン酸カルシウム化合物層は、イオン置換アパタイト、リン酸カルシウム、炭酸ヒドロキシアパタイト、フッ化ヒドロキシアパタイト、塩素化ヒドロキシアパタイト、シリコン含有ヒドロキシアパタイト、リン酸トリカルシウム、リン酸テトラカルシウム、モノタイト、リン酸ジカルシウム、リン酸ジカルシウム二水和物、リン酸オクタカルシウム、リン酸カルシウム一水和物、アルファ−リン酸トリカルシウム、ベータ−リン酸トリカルシウム、非結晶性リン酸カルシウム、二相性リン酸カルシウム、カルシウム欠損ヒドロキシアパタイト、沈殿ヒドロキシアパタイト、オキシアパタイト、硫酸カルシウムおよびその他のカルシウム含有無機物から成る群から選択される骨修復複合材料。
［１７］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記リン酸カルシウム無機層は、繊維軸またはポリマー微結晶に対して完全にまたは部分的に配列される骨修復複合材料。
［１８］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、前記リン酸カルシウム無機層は、静電気的、配位的または化学的なつなぎとめによって前記ポリマー表面に固定される骨修復複合材料。
［１９］
［１］に記載の骨修復複合材料であって、２次的におよび３次的に組織化される複合材料構造が、前記コアと前記シースとの比率を変化させることで前記１次単位から形成される骨修復複合材料。
［２０］
以下の工程を含む、骨修復合成複合材料の製造方法：
第１のセットのヤーンの多数の組合せを有した内部コア構造を形成すること、ここにおいて、前記第１のセットのヤーンはポリマーの群から作られ、前記内部コア構造は第１の１次構造である；
前記第１のセットのヤーンを無機層でコーティングすること；
前記内部コア構造を圧縮型の長さに切り込むこと；
前記内部コア構造を圧縮型に配置すること；および
前記内部コア構造を圧縮形成すること。
［２１］
［２０］に記載の方法であって、更に、前記第１のセットのヤーンを表面修飾化学薬品で処理する工程を含む方法。
［２２］
［２１］に記載の方法であって、更に、第２のセットのヤーンまたは１以上のポリマーコーティングの多数の組み合わせを有する外部シース構造を形成する工程を含み、ここにおいて、前記第２のセットのヤーンはポリマーの群から作られ、前記外部シース構造は第２の１次構造である方法。
［２３］
［２２］に記載の方法であって、更に、前記内部コア構造の前記外部シース構造に対する適切な比率で組み合わせて、哺乳類の骨の機械的強度を模倣することで、２次構造を形成する工程を含む方法。
［２４］
［２３］に記載の方法であって、更に以下を含む方法：
２次構造を結合材料でコーティングすること；
前記コーティングされた２次構造を乾燥させること；および
高温で前記コーティングされた２次構造を圧縮形成すること。
［２５］
［２４］に記載の方法であって、前記結合材料は、前記内部コア構造および前記外部シース構造よりも低い融点を有する方法。
［２６］
［２３］に記載の方法であって、更に以下を含む方法：
２次構造をＰＣＬでコーティングすること；
前記コーティングされた２次構造を乾燥させること；および
ＰＣＬを溶解するための気化した溶媒を使用して、前記コーティングされた２次構造を圧縮形成すること。
［２７］
［２０］に記載の方法であって、前記内部コア構造が以下により形成される方法：
一緒に多数のヤーンを組み立てること；
メッシュ構造を圧延すること、ここにおいて、前記メッシュ構造は、編まれ（ｋｎｉｔｔｅｄ）、織られ、織られず、編まれ（ｂｒａｉｄｅｄ）、積み重ねられ、フロック加工され、フェルト化される；または
前記多数のヤーンおよび前記メッシュ構造を一緒に圧延すること。
［２８］
［２３］に記載の方法であって、更に、望ましい形状の３次構造が、多数の２次構造または１次構造と結合材料とを結合させることで形成する工程を含む方法。
［２９］
［２０］に記載の方法であって、前記内部コアは、長軸方向および側方方向に水接触速度および細胞接触速度を促進するよう設計される方法。
［３０］
［２９］に記載の方法であって、長軸方向接触は、時間、分解、および／または前記内部コアの溶解によって制御される方法。
［３１］
［２９］に記載の方法であって、側方方向接触は、ブレイド密度、コーティング、または前記結合材料の結合剤により制御される方法。
［３２］
［２０］に記載の方法であって、前記表面修飾化学薬品は、アルカリ性、酸性、酸化性、イオン性、または静電気的である方法。
［３３］
［２０］に記載の方法であって、前記ポリマーは、コラーゲン、ヒアルロナン、フィブリン、キトサン、アルギン酸塩、シルク、ポリエステル、ポリエーテル、ポリカーボネート、ポリアミン、ポリアミド、コポリマー、ポリＬ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−コ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）、およびその他のポリマーから成る群から選択される方法。
［３４］
［２０］に記載の方法であって、前記無機層は、イオン置換アパタイト、リン酸カルシウム、炭酸ヒドロキシアパタイト、フッ化ヒドロキシアパタイト、塩素化ヒドロキシアパタイト、シリコン含有ヒドロキシアパタイト、リン酸トリカルシウム、リン酸テトラカルシウム、モネタイト、リン酸ジカルシウム、リン酸ジカルシウム二水和物、リン酸オクタカルシウム、リン酸モノカルシウム一水和物、アルファ−リン酸トリカルシウム、ベータ−リン酸トリカルシウム、非結晶性リン酸カルシウム、二相性リン酸カルシウム、カルシウム欠損ヒドロキシアパタイト、沈殿ヒドロキシアパタイト、オキシアパタイト、硫酸カルシウム、およびその他のカルシウム含有無機物から成る群から選択される方法。
［３５］
［２０］に記載の方法であって、前記無機層は、溶媒中のリン酸カルシウム粒子懸濁液またはポリマー溶液を使用して、ポリマー繊維の浸液または型コーティングによって、ポリマー繊維上に、流体力学的に整列／コーティングされる方法。
［３６］
［２０］に記載の方法であって、無機物は、交代性浸漬技術、擬似体液技術、過飽和リン酸カルシウム溶液、浸液コーティング、ゾル−ゲルコーティング、電気泳動法、電気化学的コーティング、押出コーティング、引抜成形、または、はけ積みコーティング法を使用してコーティングされる方法。
［３７］
［２０］に記載の方法であって、成長因子またはその他の生物学的薬剤が前記コアに添加される方法。
［３８］
以下を含む、リン酸カルシウム補強複合材料ヤーンの製造方法：
非延伸ヤーンを表面修飾化学薬品で処理すること；
前記非延伸ヤーンを、リン酸カルシウム溶液でコーティングし、リン酸カルシウム粒子を形成すること、このとき、前記リン酸カルシウム粒子は前記ヤーン上に固定され、コーティング非延伸ヤーンが形成される；および
前記コーティング非延伸ヤーンを延伸し、コーティング延伸ヤーンを形成すること、このとき、前記リン酸カルシウム粒子は、前記リン酸カルシウム補強複合材料が骨構造を模倣するように配向する。
［３９］
［３８］に記載の方法であって、前記表面修飾化学薬品は、アルカリ性、酸性、酸化性、イオン性、または、静電気的である方法。
［４０］
［３８］に記載の方法であって、前記リン酸カルシウム粒子は、溶媒中のリン酸カルシウム粒子懸濁液またはポリマー溶液を使用して、非延伸ヤーンの浸液または型コーティングによって、非延伸ヤーン上に流体力学的に配列／コーティングされる方法。
［４１］
［３８］に記載の方法であって、前記リン酸カルシウム粒子は、交代性浸漬技術、擬似体液技術、過飽和リン酸カルシウム溶液、浸液コーティング、ゾル−ゲルコーティング、電気泳動法、電気化学的コーティング、押出コーティング、引抜成形、または、はけ積みコーティング法を使用してコーティングされる方法。
［４２］
［３８］に記載の方法であって、非延伸ヤーンは、軽くコーティングまたは多量にコーティングすることができる方法。
［４３］
［３８］に記載の方法であって、更に、１つ以上のリン酸カルシウムの層を、コーティングされた延伸ヤーンに適用する工程を含む方法。
［４４］
［３８］に記載の方法であって、更に、コーティングされた延伸ヤーンを骨成長増強剤で処理する工程を含む方法。
【図面の簡単な説明】
【０１４０】
【図１】図１は、３７℃および５０℃での、ｐＨ７．４の緩衝溶液中における、ＰＬＬＡ縫合糸のパーセント保留引張強さの比較を示す図表を示す。
【図２】図２は、５０℃、ｐＨ７．４の緩衝溶液中におけるＰＬＬＡヤーンのパーセント保留引張強さを示す図表を示す。
【図３】図３は、加水分解前（ａ）、および、本発明の実施態様による１ＮのＮａＯＨで１分間の加水分解を行った後（ｂ）のＰＬＡヤーンを示す。
【図４】図４は、反復回数を増大させおよび沈着時間を増大させたときの、ヤーンに沈着したＣａＰの量を示す。
【図５】図５は、本発明の実施態様による反復浸漬技術を用いて、１サイクル（ａ）、３サイクル（ｂ）、５サイクル（ｃ）および６サイクル（ｄ）後の、ＰＬＡヤーン上のＣａＰ沈着プロセスを示すＥＳＥＭ画像である。
【図６】図６は、本発明の実施態様による６サイクル後に沈着したモネタイト（ＣａＨＰＯ４）のＸＲＤパターンを示す。
【図７】図７の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）および（ｅ）は、本発明の実施態様による反復浸漬プロセスに供したＰＬＡフィルムのＥＳＥＭ画像を示す。
【図８】図８は、本発明の実施態様による、加水分解したポリエステルヤーン表面上における、ＣａＰの核形成および成長の機構を示す模式図である。
【図９】図９は、本発明の実施態様による、様々な条件で組み立てた複合材料の引張応力−ひずみ曲線を示す。
【図１０】図１０（ａ）および（ｂ）は、本発明の実施態様により、様々な条件で作製した複合材料の曲げ特性の機械的試験の結果を示す。
【図１１】図１１は、ＨＡコーティング前後の、ＰＬＬＡ延伸可能（ｄｒａｗａｂｌｅ）単一繊維のヤング係数に対するエッチング時間の効果を示す。
【図１２】図１２は、非配列繊維におけるＨＡコーティングの硬化効果を示す図である。
【図１３】図１３は、ＨＡコーティングの前後におけるＰＬＬＡ延伸可能単一繊維の引張応力に対するエッチング時間の効果を示す。処理条件：[ＮａＣｌＯ]＝０．０５Ｍ、２５．０±０．２℃。コーティング条件：３ｘＳＢＦ、６０℃、２時間。
【図１４】図１４（ａ）および（ｂ）は、バイオミメティックコーティングを有したアルカリ処理延伸ヤーンを示す。
【図１５】図１５（ａ）および（ｂ）は、ヒドロキシアパタイトによるバイオミメティックコーティングの後、延伸を施すおよび施さないアルカリ処理非延伸ＰＬＬＡヤーンの比較を示す。
【図１６】図１６は、本発明の実施態様による新規の複合材料の組み立てを示す模式図であり、工程（ａ）−（ｈ）が示される。
【図１７】図１７は、本発明の一実施態様による複合材料の構成を示す。
【図１８】図１８は、純粋なＰＣＬ、ＰＣＬ−ＰＬＬＡ，およびＰＣＬ−ＨＡ−ＰＬＬＡのヤング係数および曲げ強度を示す。
【図１９】図１９は、骨修復複合材料に使用されたＨＡ粒子を示す。
【図２０】図２０は、骨修復複合材料の応力−ひずみ曲線を示す。
【図２１】図２１は、複合材料の引抜成形に使用される装置を示す。
【図２２】図２２は、ジメチルホルムアミド溶液中における、ＨＡ粒子のエレクトロスピニングによるＰＬＬＡ繊維内のＨＡ粒子の整列を示す。
【図２３】図２３は、本発明の実施態様による複合材料の組み立てのための設計のフローチャートを示す。
【図２４】図２４は、本発明の４つの実施態様（ａ）−（ｄ）による、様々な複合材料構成を示す。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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