(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
下記ａ）又はｂ）のいずれか、又は両方の特徴を有する架橋ＵＨＭＷポリエチレンからなる耐摩耗性が改善された医療インプラント：
ａ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定されたゲル分率が９７．５％以上であること、
ｂ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定された膨張度が３．３５度以下であること。
【請求項２】
前記医療インプラントが体内の人工関節で用いられる医療インプラント支持部品である請求項１記載の医療インプラント。
【請求項３】
前記医療インプラントが他の医療インプラント部品に支持接触面を提供する支持部品である請求項１記載の医療インプラント。
【請求項４】
前記架橋ＵＨＭＷポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が５１％以下である請求項１から３のいずれかに記載の医療インプラント。
【請求項５】
前記架橋ＵＨＭＷポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が、更に、４５％以下である請求項４記載の医療インプラント。
【請求項６】
前記架橋ＵＨＭＷポリエチレンが、対応する未架橋のＵＨＭＷポリエチレンに比べて、スムーズな破断面を呈する請求項１〜５のいずれかに記載の医療インプラント。
【請求項７】
前記ポリエチレンの架橋が、化学架橋法、放射線照射架橋法及び光照射架橋法から選ばれた一種の方法により達成された請求項１〜６のいずれかに記載の医療インプラント。
【請求項８】
更に、滅菌のため、固体状態で放射線照射される請求項１〜７のいずれかに記載の医療インプラント。
【請求項９】
空気中において滅菌照射量を放射線照射される請求項１〜８のいずれかに記載の医療インプラント。
【請求項１０】
前記架橋ＵＨＭＷポリエチレンが更に収縮しない寸法まで予め収縮されている請求項１〜９のいずれか記載の医療インプラント。
【請求項１１】
前記支持部品が股関節又は膝関節置換用に使用される整形外科用支持部品である請求項２〜１０のいずれか記載の医療インプラント。
【請求項１２】
前記支持部品が股臼カップ、股臼カップのインサートまたはライナー、トラニオンベアリング、脛骨プラトー、または膝蓋骨ボタンからなる群より選択される請求項１１記載の医療インプラント。
【請求項１３】
ＤＳＣで測定された結晶度が５１％以下である請求項６〜１２のいずれかに記載の架橋ＵＨＭＷポリエチレンからなる耐摩耗性が改善された医療インプラント。
【請求項１４】
支持部品であることを特徴とする請求項１３記載の医療インプラント。
【請求項１５】
股関節又は膝関節置換用に使用される請求項１３又は１４記載の医療インプラント。
【請求項１６】
前記医療インプラントが股臼カップ、股臼カップのインサートまたはライナー、トラニオンベアリング、脛骨プラトー、または膝蓋骨ボタンからなる群より選択される請求項１５記載の医療インプラント。
【請求項１７】
摩耗性が改善された医療インプラント製造用の整形外科材料であって、重合構造が下記ａ）又はｂ）のいずれか、又は両方の特徴を有する架橋ＵＨＭＷポリエチレンからなる整形外科材料：
ａ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定されたゲル分率が９７．５％以上であること、
ｂ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定された膨張度が３．３５度以下であること。
【請求項１８】
前記架橋ポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が５１％以下である請求項１７記載の整形外科材料。
【請求項１９】
前記架橋ポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が４５％以下である請求項１８記載の整形外科材料。
【請求項２０】
ポリエチレンの架橋が、化学架橋法、放射線照射架橋法及び光照射架橋法からなる群より選択される方法により達成される請求項１７〜１９のいずれかに記載の整形外科材料。
【請求項２１】
前記医療インプラントが、人工関節用に使用されるインプラント支持部品である請求項１７〜２０のいずれかに記載の整形外科材料。
【請求項２２】
前記人工関節が人工股関節又は人工膝関節である請求項２１記載の整形外科材料。
【請求項２３】
医療インプラント支持部品を作製するのに用いる架橋ＵＨＭＷポリエチレンからなる耐摩耗性が改善された加工部品において、前記架橋ＵＨＭＷポリエチレンの重合構造が下記ａ）又はｂ）のいずれか、又は両方の特徴を有し：
ａ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定されたゲル分率が９７．５％以上であること、
ｂ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定された膨張度が３．３５度以下であること；
かつ、該加工部品が、前記医療インプラントに作製される前にアニーリングされることを特徴とする加工部品。
【請求項２４】
架橋ポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が５１％以下である請求項２３記載の加工部品。
【請求項２５】
架橋ポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が４５％以下である請求項２４記載の加工部品。
【請求項２６】
前記医療インプラントが医療インプラント支持部品であることを特徴とする請求項２３〜２５のいずれかに記載の加工部品。
【請求項２７】
前記医療インプラント支持部品が空気中において滅菌のため固体状態で滅菌照射量を放射線照射された後もインビボにおける耐摩耗性を有することを特徴とする請求項２６記載の加工部品。
【請求項２８】
前記医療インプラントが人工股関節又は人工膝関節に使用される請求項２３〜２７のいずれかに記載の加工部品。
【請求項２９】
ＵＨＭＷポリエチレンからなるインプラントの耐摩耗性を改善する方法において、前記ＵＨＭＷポリエチレンの重合構造が下記ａ）又はｂ）のいずれか、又は両方の特徴を有するように前記ＵＨＭＷポリエチレンを架橋する工程を含むことを特徴とする方法；
ａ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定されたゲル分率が９７．５％以上であること
ｂ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定された膨張度が３．３５度以下であること 。
【請求項３０】
架橋ポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が５１％以下である請求項２９記載の方法。
【請求項３１】
架橋ポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度が４５％以下である請求項３０記載の方法。
【請求項３２】
前記医療インプラントが人工股関節又は人工膝関節に使用される請求項２９〜３１のいずれかに記載の方法。
【請求項３３】
更に、架橋ＵＨＭＷポリエチレン製の加工部品を製作する工程、及び、該加工部品が、前記インプラントに作製される前にその寸法を安定させるように、アニーリングによってその寸法を予め収縮させ、且つ、その物理構造を変性させる工程を含む請求項２９〜３２のいずれかに記載の方法。
【請求項３４】
体内で人工関節に用いる摩耗が低減されたインプラントの製作方法であって、（ａ）架橋ＵＨＭＷポリエチレンを得るためにポリエチレンを架橋する工程；及び（ｂ）該架橋ＵＨＭＷポリエチレンからインプラントを形成する工程  を有し、ここで工程（ａ）が下記ｉ）又はｉｉ）のいずれか、又は両方の特徴を有することを特徴とする方法：
ｉ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定されたゲル分率が９７．５％以上であること、
ｉｉ）沸騰ｐ−キシレンを用いて測定された膨張度が３．３５度以下であること。
【請求項３５】
前記インプラントがインプラント支持部品であることを特徴とする請求項３４記載の方法。
【請求項３６】
前記インプラント支持部品が人工股関節又は人工膝関節に使用される請求項３５記載の方法。
【請求項３７】
架橋工程（ａ）で、架橋ＵＨＭＷポリエチレンのＤＳＣにより測定された結晶度を５１％以下とする請求項３４〜３６のいずれかに記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、架橋することにより、その耐摩耗性を向上させた超高分子量ポリエチレンを部材として使用した医療インプラント、その支持部材、整形外科材料、加工部品 、及び該超高分子量ポリエチレンの架橋方法、支持部材の製造方法に関する。
【０００２】
【従来技術】
超高分子量ポリエチレン（以下、ＵＨＭＷポリエチレンと称す）は、一般に人工関節、例えば人工股関節を製造するのに使用されている。近年、ＵＨＭＷポリエチレンの摩耗破片による組織の壊死および境界部の骨溶解が、人工関節の長期にわたる弛緩不全の主な原因であることが次第に明らかとなった。例えば人工股関節内のＵＨＭＷポリエチレンの股臼カップの摩耗プロセスによって多くの微小摩耗片が周辺の組織内に侵入する。これら摩耗片に対する生体の反応は組織、特にインプラントが係止されている骨が炎症を起こしたり、劣化することである。最終的にインプラントは痛みが生じるほど弛緩した状態となり、取り替えなければならなくなる。摩耗破片に対する組織の反応が、かかるインプラントの長期の不全の主たる原因となることが、一般に整形外科医およびバイオマテリアル科学者によって認められている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
人工股関節全体のうちの股臼カップ内で使用され、患者から摘出された後の摩耗したポリエチレン成分を研究室で実験し、検査したところ、生体内のポリエチレンの摩耗は、基本的に３つの基礎的なメカニズム、すなわち接着摩耗、摩擦摩耗および疲労摩耗を含むことが判った（ブラウン、Ｋ.Ｊ.外、医療用プラスチックおよび外科用プラスチックおよびゴム協会、ロンドン２.１−２.５（１９７５年）；ナッシュバウム、Ｈ.Ｊ.およびローズ、Ｒ.Ｍ.、ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、１３：５５７−５７６（１９７９年）；ロストーカー、Ｗ．外、ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、１２：３１７−３３５（１９７８年）；スワンソン、Ｓ．Ａ．Ｖ．およびフリーマン、Ｍ．Ａ．Ｒ．、（１９７７年）ピットマンメディカルパブリッシング社発行「関節交換の化学的基礎」第３章、「摩擦、潤滑および摩耗」）。
【０００４】
ポリマー上の突起部と対向する（金属またはセラミック製の）対向面との間が局所的に接着すると、接着摩耗が生じる。ポリマーの凝集力に対する接着層の強度の比が十分大きければ、ポリマーはフィブレル内に引かれ、最終的に破断して置換し、摩耗片を形成し得る。一般に小さい摩耗片（ミクロン以下の大きさ）が生じる。
【０００５】
大腿骨の球部の表面の突起、または捕捉された第３の本体の粒子がより軟質のポリエチレンに侵入し、摺動中、その表面をカットし、すなわち鋤状に作用する時に摩擦摩耗が生じる。カットにより即座に破片が生じるか、または塑性変形によってトラックの側面に材料が押されるが、表面の一体的な部分として残る。
【０００６】
疲労摩耗はポリマーに加わる周期的な応力に応じて生じる。本明細書で用いる疲労摩擦とは、割れの発生とポリマー内での伝搬を含む独立した摩耗メカニズムである。表面で割れが生じ、これらが合着して数ミリメートル程度の大きさの摩耗粒子を解放し、これら粒子が表面上の対応する孔の内部に残るか、または割れにより表面下の部分にすき間が生じ、表面と平行にこの割れが進行し、最終的に表面のかなりの部分を脱落させる原因となることもある。
【０００７】
従来技術では上記３つの基本的メカニズムの生体内におけるポリエチレン製カップの摩耗に対する作用の見方には差異がある。回収したインプラントの多数の研究室における研究および解析により、生体内における摩耗に関し、有益な詳細が得られたが、どの摩耗メカニズムが主原因であるのか、また摩耗をコントロールしている要因は何かについては、いまだ見解が一致していない。
【０００８】
しかしながら、ＵＨＭＷポリエチレンソケットの耐摩耗性を改善し、一年当たりに発生する摩耗片の量を減少することにより、人工関節の有効寿命が長くなり、人工関節を若年の患者にも成功裏に使用できるようになることは明らかである。したがって、これまでＵＨＭＷポリエチレンの耐摩耗性を改善するため、ＵＨＭＷポリエチレンの物理的性質の改善案が多数提案されている。
【０００９】
ＵＨＭＷポリエチレン成分は結晶度が自然に製造後に増加したり、その他の物理的性質が変化することが知られている｛グルード、Ｅ.Ｓ.外、ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、１６：３９９−４０５（１９７６年）；クルス、Ｊ．外、トランザクション第３回世界バイオマテリアル会議、５８９（１９８８年）；ライムナック、Ｃ.Ｍ.外、ジャーナルオブボーンアンドジョイントサージェリー、７６−Ａ（７）：１０５２−１０５６（１９９４年）｝。これら変化は、遊離基（フリーラジカル）の形成を含む、分子鎖の分断、架橋および酸化または過酸化の進行するプロセスを開始させるγ線照射による殺菌を行った後の、貯蔵中の（移植前の）カップ内でも生じる｛アイラー，Ｐ.およびケー,Ｙ.Ｃ.ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、１８：１１３７−１１５１（１９８４年）；ナスバウム，Ｈ.Ｊ.およびローズ，Ｒ.Ｍ.ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、１３：５５７−５７６（１９７９年）；ロー，Ｒ.Ｊ.外、ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、１５：２０９−２３０（１９８１年）；シェン，Ｃ．およびダンブルトン，Ｊ.Ｈ.、「摩耗」、３０：３４９−３６４（１９７４年）｝。これら劣化は関節内体液からの酸化作用および使用中に加えられる周期的応力によって加速されることがある｛アイラー，Ｐ.およびケー,Ｙ.Ｃ.ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、上記；グルード、Ｅ.Ｓ.外、ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、上記；ライムナック，Ｃ.Ｍ.外、１９９２年５月５−６日、ピッツバーグにおけるバイオマテリアルの機械的性質に関するＡＳＴＭシンポジウム｝。
【００１０】
他方、摩耗に耐えるための最良の全人工股関節は、アルミナ製のヘッド、及び照射されていないソケットと対照的な照射済みＵＨＭＷポリエチレンソケットを備えた人工関節であることが報告されている。この照射済みソケットは１０8 ｒａｄのγ線、すなわち通常の殺菌照射の約４０倍で照射されたものである｛オオニシ，Ｈ．外、ラジエーションフィジカルケミストリー、３９（６）：４９５−５０４、（１９９２年）｝。通常の平均的な殺菌用照射量は２.５〜４.０Ｍｒａｄの範囲である。他の研究者達は、酸化を減少し、架橋を促進するよう、特殊な雰囲気内で固体相にて照射したＵＨＭＷポリエチレン股臼カップの摩耗レートが大幅に減少することを見出していない｛フェリス，Ｂ.Ｄ.、ジャーナルオブイクスペリメンタルパトロジー、７１：３６７−３７３（１９９０年）；クルス、Ｊ．外、トランザクション第３回世界バイオマテリアル会議５８９（１９８８年）；ロー，Ｒ.Ｊ.外、ジャーナルオブバイオメディカルマテリアルズリサーチ、１５：２０９−２３０（１９８１年）；ローズ外、ジャーナルオブボーンアンドジョイントサージェリー、６２Ａ（４）：５３７−５４９（１９８０年）；ストライヒャー，Ｒ.Ｍ.、プラスティックスアンドラバープロセシングアンドアプリケーションズ、１０：２２１−２２９（１９８８年）｝。
【００１１】
他方、デュプイデュポンの整形外科医は従来通り押し出し成形されたバー状の素材から股臼カップを製造した。このバー状素材はあらかじめ加熱と静圧力が加えられており、これにより溶融欠陥を減らし、結晶度、密度、剛性、硬度、降伏強さおよび耐クリープ性、耐酸化性および耐疲労性を増している｛リー外に対する米国特許第5,037,928号、１９９１年８月６日；フアング，Ｄ.Ｄ.およびリー，Ｓ．、トランザクション３８回アニュアルミーティング、整形外科研究学会、１７：４０３（１９９２年）；リー，Ｓ．およびフォワード，Ｅ．Ｇ．、トランザクション、バイオマテリアルに関する会議のための１６回年次学会、サウスキャロライナ州チャールストン、１９０（１９９０年）｝。ヤギに用いる全人工関節のための股臼カップを製造するのにシラン架橋されたＵＨＭＷポリエチレン（ＸＬＰ）も使用されている。この場合、生体内の摩耗粒子片の数はＸＬＰの方が従来のＵＨＭＷポリエチレンカップインプラントよりも多くなるようである｛フェリス，Ｂ．Ｄ．、ジャーナルオブイクスペリメンタルパトロジー、７１：３６７−３７３（１９９０年）｝。
【００１２】
ＵＨＭＷポリエチレンのその他の改質方法として、次のものがある。 （ａ）カーボンファイバーによる補強｛「ポリカーボン−ポリエチレン２複合体材料Ａ−カーボンファイバーで補強された成形済み超高分子量ポリエチレン」、技術レポート、ジンマー（ブリストル−マイヤースクイブ社）ワルシャワ（１９７７年）｝
および
（ｂ）固体相圧縮成形のようなポストプロセシング処理｛アイラー，Ｐ．著、ポリエチレン、医療用および歯科用インプラント材料のコンサイスエンサイクロペディア、パーガモンプレス社、オックスフォード、２７１−２８０（１９９０年）；リー，Ｓ．外、トランザクション、バイオマテリアルミーティングのための１６回年次学会、サウスキャロライナ州チャールストン、１９０（１９９０年）；シードホム，Ｂ．Ｂ．外、摩耗、２４；３５−５１（１９７３年）；ザチャリアーデス，Ａ．Ｅ．、トランザクション、第４回世界バイオマテリアル会議、６２３（１９９２年）｝
しかしながら、これら改質例のいずれによっても、股臼カップの摩耗レートを大幅に低減することは今日まで実証されてはいない。カーボンファイバー補強されたポリエチレンおよび熱プレスされたポリエチレンは、全人工膝関節の脛骨部品として使用されると、耐摩耗性が比較的悪いことが判っている｛バーテル，Ｄ．Ｌ．外、ジャーナルオブボーンアンドジョイントサージェリー、６８−Ａ（７）：１０４１−１０５１（１９８６年）；コネリー，Ｇ．Ｍ．外、ジャーナルオブオルソペディックスリサーチ、２：１１９−１２５（１９８４年）；ライト，Ｔ．Ｍ．外、ジャーナルオブバイオメディカルズマテリアルズリサーチ、１５：７１９−７３０（１９８１年）；ブレーバウム，Ｒ．Ｄ．外、クリニカルオルソペディックス（臨床整形外科）、２６９：１２０−１２７（１９９１年）；グッドマン，Ｓ．およびリッドグレン，Ｌ．、アクタオルソペディックススカンジナビア、６３（３）：３５８−３６４（１９９２年）；ランディ，Ｍ．Ｍ．およびウォーカー，Ｐ．Ｓ．、ジャーナルオブアルソプラシティ（関節形成学）、補足、３：Ｓ７３−Ｓ８５（１９８８年）；ライムナック，Ｃ．Ｍ．外、トランザクション、オルソペディックスリサーチソサエティ、１７：３３０（１９９２年）；ライムナック，Ｃ．Ｍ．外、「ＵＨＭＷポリエチレンの化学的および機械的劣化：生体内における研究の予備的レポート」、バイオマテリアルズの機械的性質に関するＡＳＴＭシンポジウム、ピッツバーグ、５月５〜６日（１９９２年）｝。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば、前記生体内での摩耗に良好に耐えることが出来る様に製作された、少なくとも一の器官部品と該部品に支持接触面を提供する支持部品とを有する人体用の医療インプラントであって、前記支持部品が架橋ＵＨＭＷポリエチレン製であり、且つ、該架橋ＵＨＭＷポリエチレンの重合構造が少なくともゲル分率９７％である医療インプラント、及び／又は、該架橋ＵＨＭＷポリエチレンの重合構造が膨張度３．４度以下である医療インプラントが提供される。
【００１４】
又、本発明によれば、前記夫々の医療インプラントに用いられる医療インプラント支持部品、該部品製造用の整形外科材料、加工部品が夫々提供される。
更に、本発明によれば、前記架橋ＵＨＭＷポリエチレンの架橋方法、前記支持部材の製造方法が夫々提供される。
【００１５】
本発明の医療インプラントは、その支持部品に適度に架橋された特定構造の架橋ＵＨＭＷポリエチレンが用いられている点が特徴である。
即ち、本発明では、支持部材構成材料としての未架橋ＵＨＭＷポリエチレンを、そのゲル分率が９７％以上となる様に、及び／又は、その膨張度が３．４度以下となる様に架橋し、その結晶化度が適度に低減された特定の架橋重合体構造とする。
これにより本発明の医療インプラントは従来品に比べて生体内での耐摩耗性が著しく改善され、人工関節の有効寿命が延長され、若年の患者にも成功裏に使用できるようになった。
【００１６】
本発明では、ＵＨＭＷポリエチレンの上記特定架橋は、ポリマーを、化学架橋法、放射線照射架橋法及び光照射架橋法からから選ばれた一種の方法で溶融状態で架橋して達成されることが好ましい。
この方法は固体状態で放射線による殺菌を行うポリマーに対して特に有効である。
更に、架橋されたポリマーをその収縮を安定化するためにアニールするならば、この方法は有利である。
【００１７】
【発明の実施の形態】
本願で使用する略語は次のとおりである。 ＤＳＣ−−示差走査熱量法ＦＴＩＲ−−フーリエ変換赤外線スペクトル分析法ＳＥＭ−−走査式電子顕微鏡撮影法ＵＨＭＷ−−超高分子量ＵＨＭＷＰＥ−−超高分子量ポリエチレン、ＵＨＭＷポリエチレンとも称すＷＡＸＳ−−広角Ｘ線散乱法
【００１８】
本願出願人は、当技術分野における過度の選択案と混乱を断ち切るため、上記デュプデュポンの整形外科医の学説に反し、生体内におけるポリエチレンの耐摩耗性を増す上での主なファクターは低度の結晶度にあることを発見した。結晶化できる固体ポリマーは、一般に結晶状態とアモルファス状態の双方を含んでいる。これら２つの状態は物理的性質が異なっている。本願出願人はポリマーのうちの結晶成分はアモルファス成分よりもより脆弱であり、耐摩耗性が低く、一方、アモルファス成分のほうがより延性に富み、耐摩耗性が高いと考える。
【００１９】
本発明では、架橋によりポリマーの結晶度を減少することが好ましい。この架橋は、当技術分野で知られている種々の方法、例えば溶融状態のポリマーを放射線架橋する方法、溶融状態のポリマーを光架橋する方法およびポリマーを遊離基発生化学物質により架橋する方法で行うことができる。好ましい方法は、化学物質による化学的な架橋である。上記のように、架橋を放射線で行う場合、ポリマーは上記従来の放射線照射方法、例えばオオニシ外が記載した方法と異なり、溶融状態でポリマーを照射しなければならない。本願出願人は、かかる架橋したポリマーは耐摩耗性があるので、生体内インプラントに対して有効であることも発見した。かかる生体内インプラントは従来技術では考えられていない。更に股臼カップはＵＨＭＷポリエチレンの結晶度を増す放射線により定期的に殺菌されるので｛バッテジャ，Ｓ.Ｋ.、ジャーナルオブマクロモレキュラーサイエンスフィジックス、Ｂ２２：１５９（１９８３年）；バッテジャ，Ｓ.Ｋ.外、ジャーナルオブポリマーサイエンス、ポリマーフィジックスエディション、２１：５２３（１９８３年）；およびバッテジャ，Ｓ.Ｋ.およびアンドリュー，Ｅ.Ｈ.、ジャーナルオブマテリアルサイエンス、２０：２８３９（１９８５年）｝、出願人は実際に放射線によって、上記オオニシ外のような従来技術の学説と反対に、ポリマーは、より摩耗を受け易くなることを実証した。放射線による殺菌前にポリマーを架橋することにより、本願出願人の方法は放射線の有害な作用、例えば鎖の分断を緩和する。本願出願人の方法は架橋条件を調節して結晶度を低下するよう、照射した後に結晶度、又はその指標として膨張度及び／又はゲル分率を測定しなければならない。更にポリマーは、所定の条件、例えば窒素の雰囲気内で照射し、その直後の酸化量を減少することもできる。酸化を減少させることにより架橋量が増加する。股臼カップの製造にあたり、出願人は架橋していないカップおよび架橋したカップの双方は寸法の収縮を示すが、架橋したカップは架橋していないカップよりも、より多く収縮する傾向があることを発見した。従って、本発明はポリマーを再成形する前に安定した寸法にポリマーを収縮させるよう、架橋したポリマーをアニールすることも行っている。
【００２０】
最も重要なことは、本発明の上記方法で製造されたインプラントは従来の処理していないポリマーよりも耐摩耗性が高いことである。従って、本発明の一実施例は過酸化物により化学的に架橋し、次に放射線により殺菌した全人工股関節のＵＨＭＷポリエチレン股臼カップは、生体内で使用したシミュレート年の経過後、摩耗量は比較用カップの摩耗量の５分の１しかなかった。
【００２１】
ポリマーの処理方法
本発明の１つの特徴によれば、本発明の結果得られるポリマーが良好に摩耗に耐えることができるよう、結晶度が４５％よりも少なくなるよう、ポリマーを処理する方法が提供される。ポリマーの結晶度は溶融状態でポリマーを架橋し、その後固相まで冷却することによってポリマーの結晶度を低下することが好ましい。架橋により、ポリマーの結晶度を、架橋していないポリマーの結晶度と比較して、約１０％〜５０％、より好ましくは約１０％〜４０％、最も好ましくは約１０％〜３０％低下させる。例えば架橋したＵＨＭＷポリエチレンの好ましい結晶度は、約２４％〜４４％、より好ましくは約２９％〜４４％、最も好ましくは約３４％〜４４％である。照射による殺菌後、架橋されたポリマーは架橋していないポリマーと比較して結晶度が低い。照射された架橋済みのポリマーは、架橋していないが照射済みのポリマーと比較して、好ましくは約１０％〜５０％、より好ましくは約１０％〜４０％、最も好ましくは約１０％〜３０％、結晶度が低い。例えば照射され、架橋したＵＨＭＷポリエチレンの好ましい結晶度は、約２８％〜５１％、より好ましくは約３３％〜５１％、最も好ましくは約３９％〜５１％である。例えば下記の実施例１の表１は過酸化物の異なる重量％を含むＵＨＭＷポリエチレンの結晶度を示す。次の実施例２では、１重量％の過酸化物により架橋したＵＨＭＷポリエチレンは約３９.８％の結晶度を示した。すなわち約４９.２％の結晶度を有する架橋していないＵＨＭＷポリエチレンと比較して結晶度が約１９％低下した。約３．４Ｍｒａｄの平均照射量までγ線照射した後の架橋済みＵＨＭＷポリエチレンは、約４２％の結晶度を示した。すなわち約５５．８％の結晶度を有する、もともとは架橋していないが放射線により殺菌したＵＨＭＷポリエチレンと比較して、結晶度が約２５％低下した。従って、通常平均２.５〜４.０Ｍｒａｄの照射量で固体状態で通常の殺菌照射をした後、処理したポリマーは好ましくは約４５％よりも低い結晶度、より好ましくは約４２％の結晶度またはそれ以下となる。
【００２２】
ポリマーを、例えば股臼カップとして成形すべき場合、ポリマーをモールド内に入れ、内部で架橋することができる。別の架橋例として、（１）溶融状態であるポリマーを照射する方法、例えば電子ビーム照射により溶融状態のＵＨＭＷポリエチレンを架橋した例、および溶融状態の線状ポリエチレンに高速電子を照射した例がある｛ディジクストラ，Ｄ.Ｊ.外、ポリマー、３０：８６６−７０９（１９８９年）；ジーレンツ，Ｇ．およびユークニックル，Ｂ.Ｊ.、コロイドアンドポリマーサイエンス、２６０：７４２−７５３（１９８２年）｝；溶融状態のポリマーにγ線を照射することもできる。更に（２）溶融状態のポリマーを光架橋する方法があり、例えばポリエチレンおよび低密度ポリエチレンを光架橋した例がある｛チェン，Ｙ.Ｌ.およびランビー，Ｂ．、ジャーナルオブポリマーサイエンス：パートＡ：ポリマーケミストリー、２７：４０５１−４０７５、４０７７−４０８６（１９８９年）｝；クー，Ｂ.Ｊ.およびランビー，Ｂ．、ジャーナルオブアプライドポリマーサイエンス、４８：７１１−７１９（1993年）｝。
【００２３】
ポリマー
ポリマーとしては一般にポリ炭化水素が挙げられる。良好に摩耗する延性ポリマーが好ましい。かかるポリマーの例としては、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリエステルおよびポリカーボネートがある。例えばＵＨＭＷポリエチレンおよびＵＨＭＷポリプロピレンのようなＵＨＭＷポリマーを使用できる。ＵＨＭＷポリマーとしては、少なくとも約１００万の分子量（ＭＷ）を有するポリマーが挙げられる。
【００２４】
生体内インプラント用に好ましいポリマーは、耐摩耗性があり、例外的な耐薬品性のあるポリマーである。ＵＨＭＷポリエチレンはこれら性質を有していることが知られている最も好ましいポリマーであり、全人工関節用股臼カップを製造するのに現在では広く使用されている。ＵＨＭＷポリエチレンの例としては、６×１０6 ＭＷの重量平均分子量を有するホスターレンＧＵＲ４１５医療グレードのＵＨＭＷポリエチレンフレーク、ヘキストセラニーズ社（テキサス州リーグシティ）；２．５×１０6 〜３×１０6 ＭＷの間の重量平均分子量を備えたホスターレンＧＵＲ４１２；３×１０6 〜４×１０6 ＭＷのホスターレンＧＵＲ４１３；ＲＣＨ１０００（ヘキストセラニーズ社）；および４×１０6 ＭＷのハイファックス１９００（メリーランド州エリクトン、ハイマウント）がある。ＧＵＲ４１２、４１３および４１５はパウダー状であり、ＲＣＨ１０００は通常、圧縮成形されたバーとして利用できる。歴史的にはインプラントを製造しているメーカーは股臼カップを製造するのにＧＵＲ４１２およびＧＵＲ４１５を使用してきた。最近ではヘキストセラニーズ社がＧＵＲ４１５の表示を４１５０レジンと変更し、４１５０ＨＰは医療用インプラント用であることを表示した。
【００２５】
ポリマーの特性を決定する方法
ポリマーが架橋し、または成形した後に、架橋したポリマーの結晶度を測定できる。例えば人体へ移植する前にポリマーを殺菌するため処理済みポリマーを更に照射する場合、照射によりポリマーの結晶化に更に作用が加わるので、照射後、結晶度を測定することができる。
【００２６】
当技術分野で知られている方法、例えばポリマーの結晶度および溶融挙動を評価するのに一般に使用されている示差走査熱量法（ＤＳＣ）によって結晶度を測定できる。ワング，Ｘ.およびサロベイ，Ｒ.、ジャーナルオブアプライドポリマーサイエンス、３４：５９３−５９９（１９８７年）。
【００２７】
本方法の結果生じるポリマーからのＸ線散乱を使っても、例えばスプリュール，Ｊ．Ｅ．およびクラーク，Ｅ．Ｓ．著、「実験物理学の方法」、Ｌ．マートンおよびＣ．マートン編、第１６缶、パートＢ、アカデミックプレス、ニューヨーク（１９８０年）に記載されているように、ポリマーの結晶度を更に確認できる。
膨張も一般にポリマー内の架橋分布の特徴を測定するのに使用できる。
例えば、後述の実施例の〔実験１〕及び〔実験２〕に記載されている様に、未架橋ＵＨＭＷポリエチレン成形品（股臼カップ）に比べ本発明の架橋ＵＨＭＷポリエチレン成形品（股臼カップ）は耐摩耗性が極めて良好であるが、未架橋ＵＨＭＷポリエチレンは、膨張測定で、沸騰キシレンに完全溶解し、固体状態での放射線滅菌照射後のゲル含有率は７０．５％である。
一方、本発明の化学架橋ポリマー成形片は、膨張度２．５３、ゲル分率９９．６％で、放射線滅菌照射後ゲル含有率９７．５％と微減、膨張度は３．３５と微増するが、何れも本発明規定範囲内で、このことから、生体内でのインプラントの耐摩耗性能は、使用される架橋ＵＨＭＷポリエチレンのゲル分率又は膨張度を指標とするポリマー構造により決まることが明瞭に理解できる。
生じるポリマーの結晶度を測定する別の方法として、ＦＴＩＲ｛ペインター，Ｐ.Ｃ.外著「振動スペクトル分析の理論およびそのポリマー材料への応用」、ジョン・ウィリー・アンド・サンズ社、米国ニューヨーク（１９８２年）」および電子回折法がある。ＦＴＩＲは酸化深度の形状のみならず不飽和のような他の化学的変化を評価するものである｛ナジー，Ｅ．Ｖ．およびリー，Ｓ．、「ポリエチレン整形外科ベアリング材料の評価のためのフーリエ変換赤外線技術」トランザクション、ソサエティフォーバイオマテリアルズ、１３：１０９（１９９０年）；シャインデ，Ａ．およびサロベイ，Ｒ．ジャーナルオブポリマーサイエンス、ポリマーフィジックスエディション、２３：１６８１−１６８９（１９８５年）｝。生じるポリマーの結晶度を測定する別の方法として、ＡＳＴＭ Ｄ１５０５−６８による密度測定法がある。
【００２８】
ポリマーを化学的に架橋するための方法
ポリマーの結晶度を減少させるにはポリマーを化学的にに架橋することが好ましい。架橋化学物質、すなわち遊離基発生化学物質は、選択されたポリマーの成形温度での半減期が長いことが好ましい。成形温度とはポリマーを成形する際の温度である。成形温度は一般にポリマーの融点以上である。架橋化学物質の成形温度における半減期が長い場合、この薬品はゆっくりと分解し、その結果生じる遊離基なポリマー内で拡散し、成形温度で一様な架橋したネットワークを形成できる。従って、成形温度はポリマーの流れが生じ、架橋化学物質を分散または拡散し、その結果生じる遊離基な一様なネットワークを形成できるよう十分に高くなっていることも好ましい。ＵＨＭＷポリエチレンの場合、成形温度は１５０℃から２２０℃の間であり、成形時間は１〜３時間の間であり、好ましい成形温度および成形時間はそれぞれ１７０℃および２時間である。
【００２９】
従って、架橋化学物質としては、成形温度で分解し、高度に反応性のある中間生成物、すなわち遊離基を形成するよう、成形温度で分解するものであればどんな化学物質でもよく、この遊離基はポリマーと反応して架橋ネットワークを形成する。遊離基発生化学物質の例としては、過酸化物、過酸エステル、アゾ化合物、ジサルファイド、ジメチルアクリレート、テトラゼンおよびジビニルベンゼンがある。アゾ化合物の例としては、アゾビス−イソブチロニトライド、アゾビス−イソブチロニトリルおよびジメチルアゾジイソブチレートがある。過酸エステルの例としてはｔ−ブチル過酸アセテートおよびｔ−ブチル過酸ベンゾエートがある。
【００３０】
ポリマーを有機過酸化物によって処理することによってこのポリマーを架橋することが好ましい。好ましい過酸化物として２，５−ジメチル−２，５−ビス（ｔ−ブチルペルオキシ）−３−ヘキシン（ルパーゾール１３０、アトケム社、ペンシルバニア州フィラデルフィア）；２,５−ジメチル−２,５−ジ−（ｔ−ブチルペルオキシ）−ヘキサン；ｔ−ブチル−α−クミルペルオキシド；ジブチルペルオキシド；ｔ−ブチルヒドロペルオキシド；ベンゾイルペルオキシド；ジクロロベンゾイルペルオキシド；ジクミルペルオキシド；ジ−ｔ−ブチルペルオキシド；２,５−ジメチル−２,５−ジ（ペルオキシベンゾエート）ヘキシン−３；１，３−ビス（ｔ−ブチルベルオキシイソプロピル）ベンゼン；ラウロイルペルオキシド；ジ−ｔ−アミルペルオキシド；１，１−ジ−（ｔ−ブチルペルオキシ）シクロヘキサン；２,２−ジ−（ｔ−ブチルペルオキシ）−ブタン；２,２−ジ−（ｔ−アミルペルオキシ）プロパンがある。更に好ましい過酸化物として２，５−ジメチル−２，５−ビス（ｔ−ブチルペルオキシ）−３−ヘキシンがある。好ましい過酸化物の半減期は２分〜１時間の間であり、より好ましくは成形温度での半減期は５〜５０分である。
【００３１】
一般に０.２〜５.０重量％の過酸化物を使用し、より好ましくは０.５〜３.０重量％の範囲であり、最も好ましくは０.６〜２重量％の範囲である。
【００３２】
過酸化物はポリマー粉末に添加する前に、不活性溶剤中に溶解できる。ポリマー溶解はポリマーを成形する前に揮発することが好ましい。かかる不活性溶解の例としてはアルコールおよびアセトンがある。
【００３３】
便宜的にはポリマーと架橋化学物質、例えば過酸化物との間の反応は、一般に成形圧力で実施できる。一般に反応体は１〜３時間、より好ましくは約２時間の間、成形温度で放置する。
【００３４】
反応混合物は成形温度に達するようゆっくりと加熱することが好ましい。放置期間中、架橋ポリマーはゆっくりと室温まで冷却することが好ましい。例えばポリマーは室温に放置し、その温度まで放冷できる。低速の冷却によって安定な結晶質の構造を形成できる。
【００３５】
当業者であれば過酸化物とポリマーとの架橋を行うための反応パラメータおよび過酸化物の選択を決定できよう。例えばポリオレフィンとの反応のため、広い範囲の過酸化物を利用でき、これらの相対的な効率の調査が報告されている｛レム，Ｋ.Ｗ.およびハン，Ｃ.Ｄ.、ジャーナルオブアプライドポリマーサイエンス、２７：１３６７（１９８２年）；カンポリス，Ｅ.Ｍ.およびアンドレポロス，Ａ.Ｇ．、ジャーナルオブアプライドポリマーサイエンス、３４：１２０９（１９８７年）およびブレムナー，Ｔ.およびロジン，Ａ.、ジャーナルオブアプライドポリマーサイエンス、４９：７８５（１９９３年）｝。分解レートの差は、恐らく予定する用途のための特別な過酸化物を選択する上での主要な要素となろう｛ブレムナー，Ｔ.およびロジン，Ａ.、ジャーナルオブアプライドポリマーサイエンス、４９：７８５（１９９３年）｝。上記ブレムナーとロジンの両氏は架橋メカニズムを通したゲル含有量、架橋効率および未使用ポリエチレンの貯蔵時の弾性率を増す能力をもとに、３つのジアルキル過酸化物を比較し、これらは同じ活性過酸化ラジカル濃度および温度でα，α−ビス（ｔ−ブチルペルオキシ）−ｐ−ジイソプロピルベンゼン＞ジクミルペルオキシド＞２,５−ジメチル−２,５−ジ−（ｔ−ブチルプロキシ）−ヘキシン−３の順で、これらの増加能力が低下することを発見した。
【００３６】
より詳細にはＵＨＭＷポリエチレンの過酸化物による架橋も報告されている｛ド・ボール，J．およびペニング,Ａ．Ｊ．、マクロモレキュラーケミストリー、ラビッドコミュニケーション、２：７４９（１９８１年）；ド・ボール，Ｊ．およびペニング，Ａ.Ｊ.、ポリマー、２３：１９４４（１９８２年）；ド・ボール，Ｊ．外、ポリマー、２５：５１３（１９８４年）およびナルキス，Ｍ．外、ジャーナルオブマクロモレキュラーサイエンスフィジックス、Ｂ２６：３７、５８（１９８７年）｝。ド・ボール外は２,５−ジメチル−２,５−ジ−（ｔ−ブチルペルオキシ）−ヘキシン−３によってＵＨＭＷポリエチレンを溶融状態の１８０℃で架橋し、架橋部および絡み合い部（トラップされているか否かによらず）が同じ程度で架橋時のＵＨＭＷポリエチレンの結晶度の減少に寄与していることを発見した｛ド・ボール，Ｊ．およびペェニング，Ａ.Ｊ.、ポリマー、２３：１９４４（１９８２年）｝。０.２〜０.３重量％の少ない過酸化物を使用することにより大きな結晶度および良好な機械的性質を備えた、ほぼ完全に架橋した、またはゲル化した材料が得られると結論されている。
【００３７】
上記参考文献のいくつかはＵＨＭＷポリエチレンに対する過酸化物の架橋効果、例えば結晶度の低下および反応パラメータの効果、例えば過酸化物濃度の効果について調査している｛ド・ボール，Ｊ．およびペェニング，Ａ.Ｊ.、ポリマー、２３：１９４４（１９８２年）；ナルキス，Ｍ．外、ジャーナルオブマクロモレキュラーサイエンスフィジックス、Ｂ２６：３７−５８（１９８７年）｝。しかしながらこれら文献は過酸化物の架橋作用、すなわち生じるポリマーの摩耗上の性質に関連した結晶度の低下について言及していない。例えば「ポリマー」２３：１９４４（１９８２年）において、ド・ボールおよびペニングはＵＨＭＷポリエチレンの結晶化の挙動および引っ張り特性に対する架橋の作用について関心を寄せている。著者はＵＨＭＷポリエチレンの破壊点における引っ張り強度およびヤング率のような引っ張り特性は過酸化物の含有量の増加とともに低下する傾向があることを発見した。
【００３８】
同様に、ナルキス，Ｍ．外、ジャーナルオブマクロモレキュラーサイエンスフィジックス、Ｂ２６：３７−５８（１９８７年）はＵＨＭＷポリエチレン（ホスターレンＧＵＲ４１２）、高分子量ポリエチレンおよび通常の分子量ポリエチレンの架橋および結晶度に対する照射および過酸化物の効果を別個に測定した。しかしながらＭ．ナルキス外は、過酸化物の架橋および照射の相関関係を研究して居ないし、また耐摩耗性に対するそれらの効果についても研究していない。
【００３９】
生体内インプラント用に架橋したポリマーの使用
本発明の特徴によれば、上記の化学的に架橋したポリマーを用いて生体内インプラントを製造するための方法が示される。生体内インプラントは移植前にこれらを殺菌するため放射線照射されることが多いので、本発明はインプラント用に照射殺菌後約４５％以下の結晶度を有するポリマーを選択するための別の工程を提供するものである。γ線照射による殺菌のための最小照射量は一般に２．５Ｍｒａｄである。この殺菌用照射量は一般に２．５〜４．０Ｍｒａｄの間に低下する。好ましい結晶度は２５％〜４５％の間である。下記の実施例２では、架橋後のポリマーの結晶度は約３９.８％であり、約３.４Ｍｒａｄの平均照射量までγ放射線を更に照射した後の結晶度は約４２％である。従って、化学的に架橋したＵＨＭＷポリマーは固体状態で照射する前は結晶度が約４３％よりも低く、約３．４Ｍｒａｄの平均照射量までγ線を照射した後の結晶度は、約４５％よりも低いことが好ましい。
【００４０】
架橋したポリマーのアニール
本願出願人は、架橋したポリマーと架橋していないポリマーの双方は収縮する傾向があるが、架橋したポリマーのほうが架橋していないポリマーよりも大きく収縮する傾向があることを発見した（下記の実施例３を参照のこと）。従って、本発明は更に収縮しない寸法までポリマーを予め収縮させるよう（すなわちポリマーの収縮または寸法を安定化するため）、ポリマーをアニールすることを提案するものである。従って、本発明の１つの特徴によれば、１）ポリマーを架橋し、２）低下した結晶度の架橋したポリマーを選択し、３）寸法が安定化するようポリマーをアニールする方法が提供される。従って、ポリマーは所望の寸法よりも大きい寸法で成形でき、成形したポリマーはその寸法が安定化するようアニールされる。寸法が安定化した後、成形したポリマーを所望の大きさの製品となるよう、例えば機械加工により再び寸法を定める。
【００４１】
アニール温度は結晶度を増す架橋したポリマーの熱酸化を防止するよう選択することが好ましい。従って、アニール温度は照射前の成形ポリマーの融点よりも低いことが好ましい。例えば成形したＵＨＭＷポリエチレンの融点および成形した１重量％過酸化物を含むＵＨＭＷポリエチレンの融点は、照射前ではそれぞれ１３２.６℃および１２２.３℃である。これら双方の成形されたＵＨＭＷポリエチレンのための好ましいアニール温度は、照射前では６０℃〜１２０℃の間であり、より好ましくは１００℃である。これら温度は、実験に基づく成形されたポリマーの熱酸化に対する最小効果を観察することによって決定した。アニール時間は一般に１〜６時間の間であり、より好ましくは２〜４時間の間である。ＵＨＭＷポリエチレンの場合では、アニール時間は２〜４時間の間であることが好ましく、より好ましくは約２時間である。
【００４２】
架橋したポリマーの熱酸化を更に防止するためには、アニールは真空オーブン内で実施することが最も好ましい。
【００４３】
架橋し、アニールしたポリマーが所望の結晶度を有するように保証するには、先に述べた方法を使用して、アニール後に結晶度を測定することが好ましい。
【００４４】
耐摩耗性ポリマー
本発明の別の特徴によれば、特に固体状態以下で照射し、および／またはアニールした後に４５％以下の結晶度又は、膨張度３．４度及び／又はゲル分率９７％以上を有するポリマーが提供される。下記の実施例２ではポリマーの結晶度は架橋後は約３９．８％となり、約３．４Ｍｒａｄの平均照射量となるよう、γ線で更に照射した後は約４２％となり、または架橋し、アニールした後であるが、固体状態で照射する前の結晶度は約４０.８％となる。
【００４５】
本発明のポリマーは、ポリマー、特にＵＨＭＷポリエチレンが求められるような状況、特に大きな耐摩耗性が望まれ、固体ポリマーの照射が求められる状況で、使用できる。より詳細にはこれらポリマーは生体内インプラントを製造するために有効である。
【００４６】
架橋したポリマーから成る生体内インプラント
本発明の重要な特徴によれば、上記ポリマーによって製造され、すなわち本明細書に記載の方法に従って製造された生体内インプラントが提供される。これらインプラントは、特に照射後は処理していない一方のインプラントよりも耐摩耗性が大きい。特にこれら生体内インプラントは成形され、アニールされ、インプラントの形状に再び寸法が決められた化学的に架橋したＵＨＭＷポリマーである。更に、化学的に架橋されたＵＨＭＷポリマーは固体状態での照射前は約４３％以下の結晶度を有し、固体状態で３．４Ｍｒａｄの平均照射量までγ線の照射をした後は約４５％以下の結晶度又は、３．４度以下の膨張度及び／又は９７％以上のゲル分率を有することが好ましい。このように改質されたポリマーは体内の種々の部分、例えば体内の関節用の部品の生体内インプラントを製造するのに使用できる。例えば股関節では股臼カップ、またはカップのインサートまたはライナー、または（例えばモジュラーヘッドとステムとの間の）トラニオンベアリングを製造するのに使用できる。膝関節ではこの改質されたポリマーは、人工膝関節のデザインに応じ脛骨プラトー（大腿骨−脛骨関節）、膝蓋骨ボタン（膝蓋骨−大腿骨関節）およびトラニオンまたはその他のベアリング部品を製造するのに使用できる。距関節ではこの改質ポリマーは距骨表面（ｔａｌａｒ ｓｕｒｆａｃｅ）（脛骨−距骨関節）およびその他のベアリング部品を製造するのに使用できる。肘関節では改質ポリマーは橈骨−上腕骨（ｒａｄｉｏ−ｈｕｍｅｒａｌ）関節、尺骨−上腕骨（ｕｌｎｏ−ｈｕｍｅｒａｌ）関節およびその他のベアリング部品を製造するのに使用できる。肩関節では改質ポリマーは関節窩−上腕骨（ｇｌｅｎｏｒｏ−ｈｕｍｅｒａｌ）関節およびその他のベアリング部品を製造するのに使用できる。脊椎では改質ポリマーは椎間板の交換部および小関節面（ｆａｃｅｔ ｊｏｉｎｔ）の交換部の製造に使用できる。また、改質ポリマーは側頭−下顎骨関節（あご）および指関節を製造するのにも使用できる。上記製造例は例示であり、限定を意味するものではない。
【００４７】
【実施例】
以上で、本願出願人が発明であると考えていることを説明したが、次の実施例は発明を説明するために示したものであり、発明の範囲を限定するものではない。
【００４８】
〔実験１〕
実験の詳細
重量平均分子量が６×１０6 の業務用グレードのＵＨＭＷポリエチレンのＧＵＲ４１５（ヘキスト−セラニーズ社、テキサス州リーグシティ）を入手したまま使用した。使用した過酸化物は２,５−ジメチル−２,５−ビス（ｔ−ブチルペルオキシ）−３−ヘキシン（ルパゾール１３０、アトケム社、ペンシルバニア州フィラデルフィア）であった。ルパゾール１３０を選択した理由は、高温時の半減期が長いことにあった。過酸化物はゆっくりと分解し、その結果生じる遊離基は試験片中で拡散し、高温において一様なネットワークを形成する。
【００４９】
過酸化物を含むアセトン溶液内にポリエチレン粉末を分散させ、その後、溶剤を気化することによりＵＨＭＷポリエチレンと過酸化物の混合を行った｛ド・ボール，J.外、ジャーナルオブポリマーサイエンス、ポリマーフィジックスエディション、１４：１８７（１９７６年）；ド・ボール，Ｊ．およびペニング，Ａ．Ｊ．、マクロモレキュラーケミストリー速報、２：７４９（１９８１年）およびド・ボール，Ｊ．およびペニング，Ａ．Ｊ．、ポリマー２３：１９４４（１９８２年）｝。モールドのキャビティ内に混合した粉末（２２ｇ）を注入し、次に１２０℃で１０分間、１１×１０3 ｋＰａのラム圧で２つのステンレス製のプレートの間のモールド内で圧縮成形し、粉末内に捕捉された空気を掃気した。プレス後、圧力を７．５×１０3 ｋＰａまで減圧し、循環された加熱オイルによって試験片を１７０℃まで加熱した。これらの条件を２時間保持した。ドデカン中の１７０℃における過酸化物の半減期は約９分である。２時間後、試験片内のキャビティ（巣）の発生および表面上のシンクマーク（ひけ）の発生を防止するため、圧力を１５×１０3 ｋＰａまで昇圧し、試験片をモールド内で室温までゆっくりと冷却した。モールドは全人工股関節用の股臼カップの形状をしたものであった。
【００５０】
ステリジェニックスインターナショナル（カリフォルニア州タスティン）により空気雰囲気内で室温にて試験片にγ線を照射した。γ線源としてコバルト６０を使用した。５ｋＧｙ／時間の照射レートで放射線を放出した。試験片は平均約３４ｋＧｙまでの照射量、すなわち平均約３.４Ｍｒａｄの照射量を受けた。
【００５１】
照射前後の試験片の物理的性質はＤＳＣ、平衡膨張、ＦＴＩＲおよびＷＡＸＳ測定値によって特徴が決められる。表面形態をＳＥＭによって検査した。
【００５２】
結果および検討
照射前の過酸化物を含まない試験片の結晶度、ピーク融点および再結晶化温度はそれぞれ４９.２％、１３２.６℃および１１５．５℃である。１重量％の過酸化物を含む試験片の場合、結晶度、ピーク融点および再結晶化温度はそれぞれ３９.８％、１２２.３℃および１１０．１℃まで低下した。過酸化物の架橋反応に伴い、過酸化物が分解し、水素原子が抽出され、その結果アルキルラジカルの組み合わせにより炭素同士の架橋が生じた。一般にこの反応はポリマーの融点よりも高い温度で実行される。従って、架橋工程は結晶化工程に先行した。架橋した溶融物からの結晶化により不完全結晶が生じ、架橋は結晶の成長を抑制したので、この結果融点が低下し、結晶度も減少し、結晶の大きさも小さくなった｛ド・ボール，J.外、ジャーナルオブポリマーサイエンス、ポリマーフィジックスエディション、１４：１８７（１９７６年）；ド・ボール，J.およびペニングＡ.Ｊ.、マクロモレキュラーケミストリー速報、２：７４９（１９８１年）；ド・ボール，J.およびペニングＡ.Ｊ.、ポリマー、２３：１９４４（１９８２年）およびナルキス，Ｍ．外、ジャーナルオブマクロモレキュラーサイエンスフィジックス、Ｂ２６：３７（１９８７年）｝。過酸化物による架橋の後に結晶度、結晶の完全性および大きさが低下することが、広角Ｘ線散乱により判った。膨張測定のため過酸化物を含まない試験片が沸騰中のｐ−キシレン内で完全に溶解した。１重量％の過酸化物を含む試験片に対する架橋間のゲル含有量、膨張度および平均分子量はそれぞれ９９.６％、２.５３および１３２２（ｇ／モル）であった。ＵＨＭＷポリエチレン内のポリマー鎖は極端に長いので、ゲル化には数個の架橋でよかった。更に、過酸化物架橋により鎖の分断は生じないので、過酸化物架橋によりほとんど１００％のゲルが得られた。
【００５３】
過酸化物を含まない試験片の照射後の結晶度およびピーク融点はそれぞれ５５．８％および１３５℃まで増加した。強固な結合分子の、照射により誘導された分断により、非結晶質領域からの破断した鎖の再結晶化が可能となり、その結果結晶度が増し、存在する折り畳まれた鎖微結晶の完全性が増すことが示唆された｛ナルキス，Ｍ．外、ジャーナルオブマクロモレキュラーサイエンスフィジックス、Ｂ２６：３７（１９８７年）；バッテジャ，Ｓ.Ｋ.、ジャーナルオブマクロモレキュラーサイエンスフィジックス、Ｂ２２：１５９（１９８３年）；バッテジャ，Ｓ.Ｋ.外、ジャーナルオブポリマーサイエンス、ポリマーフィジックスエディション、２１：５２３（１９８３年）；キャメル，Ｉ．およびファインゴールド，Ｌ．、ジャーナルオブポリマーサイエンス、ポリマーフィジックスエディション、２３：２４０７（１９８５年）；シャイン，Ａ.およびサロベイ，Ｒ.、ジャーナルオブポリマーサイエンス、ポリマーフィジックスエディション、２３：１６８１（１９８５年）；バッテジャ，Ｓ.Ｋ.およびアンドリュー，Ｅ.Ｈ.、ジャーナルオブマテリアルサイエンス、２０：２８３９（１９８５年）；ミンコバ，Ｌ．、コロイドポリマーサイエンス、２６６：６（１９８８年）；ミンコバ，Ｌ．およびミハイロフ，Ｍ，、コロイドポリマーサイエンス、２６８：１０１８（１９９０年）およびチャオ，Ｙ．外、ジャーナルオブアプライドポリマーサイエンス、５０：１７９７（１９９３年）｝。過酸化物を含まない試験片では照射後のゲル含有量は７０.８％であった。
【００５４】
１重量％過酸化物を含む試験体では、照射後の結晶度およびピーク融点はそれぞれ４２％（約２％の増加）および１２５．１℃まで増加した。照射後のゲル含有量は９７．５％まで減少したが、一方、膨張度および架橋間の分子量はそれぞれ３．３５および２７８２（ｇ／モル）まで増加した。明らかに強固な結合分子の照射によって誘導された分断の結果、ゲル含有量が低下し、膨張度が増した。しかしながら、過酸化物による架橋の後にネットワークの性質に対する照射の効果は緩和された。過酸化物の架橋の結果、照射によって誘導された鎖の分断のゲル含有量を決定する重要性は低くなった。過酸化物の架橋は架橋したネットワークに対する照射の影響を小さくすると考えるが、その理由は、過酸化物の架橋によって誘導された架橋が強固に結合した分子の分断から生じた鎖破断片を安定化し、破断した鎖の再結晶化を抑制するからであると考える。広角Ｘ線散乱は、照射後に結晶の完全性が増すことを示した。アモルファス領域内の強固に結合した分子の、照射により誘導された分断により結晶の完全性が改善されたものと考えられる。
【００５５】
ＦＴＩＲ測定は、照射後、カルボニル基の濃度が大幅に増加したことを示した。この理由は、照射によって発生した遊離基がポリマー内に溶解および／または拡散している酸素と反応したためである。更に照射された過酸化物架橋した試験片内のカルボニル基濃度は（照射後の）過酸化物を含まない試験片と比較してより高かった。過酸化物の架橋は第３炭素（ターシャリー炭素）を発生するので、この第３炭素の濃度は過酸化物の濃度の増加とともに増す。本願出願人は、第３炭素は照射中に酸化され易いと考える。従って、照射された過酸化物で架橋された試験片内のカルボニル基濃度は過酸化物濃度が増加するにつれて増加する。
【００５６】
照射後、過酸化物を含まない試験片と１重量％の過酸化物を含む試験片の割れ面の走査形電子顕微鏡写真を撮った。これら試験片は１７０℃で２時間の間圧縮成形し、その後、室温までゆっくりと冷却したものである。図１乃至４にこれら顕微鏡写真が示されている。図１及び２に示すように、もとのＵＨＭＷポリエチレン粉末粒子の寸法に相当する寸法の脆性（粗い）割れ境界部が観察されている。精密試験（５０００倍の倍率）により、多数の滑らかなサブミクロンの大きさの球体から成る配向したノジュール構造が判った。これら平滑な微小球体は未加工のＵＨＭＷポリエチレン粉体内に存在する球体に対応し、凝集物を形成すると考えられる。図３及び４では、過酸化物架橋試験片は過酸化物を含まない試験片の粗い割れ面と比較して延性の（平滑な）割れ面を示している。過酸化物を含まない試験片と、１重量％の過酸化物を含む試験片における割れ面の外観の差は結晶度の差に起因する。照射後、過酸化物を含まない試験片および１重量％の過酸化物を含む試験片の結晶度はそれぞれ５５．８％および４２％となった。過酸化物を含まない試験片（５５．８％の結晶度）は割れプロセス中はより大きな力を受け、あまり変形せず、ポリマー中での鋭い破壊に至ると考えられる。
【００５７】
より少量の、すなわち５ｇのＧＵＲ４１５およびディスク状をしたより小さなモールドを用い、異なる濃度のルパゾール１３０を用いた架橋実験も行った。架橋ポリマーの結晶度はルパゾール１３０の濃度が増加するにつれて低下することが観察された。この結果を下記の表１に示す。
【００５８】
【表１】
0003652669.tif 000002
【００５９】
結論
１重量％の過酸化物を含む試験片では、過酸化物の架橋により結晶度、ピーク融点および再結晶化温度が低下する。照射によりアモルファス領域内での架橋が生じることに加え、強固に結合している分子の広範な分断が生じ、結晶度および結晶の完全性が増し、ゲル含有量が減少し、架橋したネットワークの膨張度が増加する。
【００６０】
過酸化物の架橋は、架橋ネットワークに対する照射の影響を減少する。過酸化物の架橋によって生じた架橋は強固な結合分子の分断から生じる鎖破断片を安定化し、破断した鎖の再結晶化を抑制できるからである。
【００６１】
ＦＴＩＲ測定は、照射後、カルボニル基の濃度が大幅に増加したことを示した。この理由は、照射によって発生した遊離基がポリマー内に溶解および／または拡散している酸素と反応したためである。更に照射された過酸化物で架橋した試験片内のカルボニル基濃度は（照射後の）過酸化物を含まない試験片と比較してより高かった。これは過酸化物の架橋が第３炭素を誘導し、これら第３炭素は照射中の酸化をより受け易く、よって照射された過酸化物で架橋した試験片内のカルボニル基濃度が増加するためである。
【００６２】
広角Ｘ線散乱により、照射後に結晶の完全性が増すことが判った。アモルファス領域内の強固な結合分子の、照射により誘導された分断により結晶の完全性が改善されたものと考えられる。過酸化物を含まない試験片はより大きい結晶度（５５．８％）により脆性な割れを示すが、１重量％の過酸化物を含む試験片は結晶度が低い（４２％）ことに起因して、延性な割れを示す。
【００６３】
〔実験２〕
材料および方法
この実施例では、実験２中の過酸化物で処理（改質）したポリエチレンおよび処理していない（改質していない）ポリエチレンの耐摩耗性をテストした。比較用（改質されていない）ポリエチレンおよび改質されたポリエチレンを股臼カップの形状をしたモールド内で直接圧縮成形した。次にこれら成形品に平均約３．４Ｍｒａｄのγ線（ステリジェニックスインターナショナル、カリフォルニア州タスティン）を照射し、患者内で使用されるカップの条件をシミュレートした。成形後の収縮量が異なっているので、比較用カップと改質されたカップとの間で内径およびボールとカップ間の間隙がほぼ同一となるように、各カップの内側面を機械加工した（図５）。図５Ｂに示すように、カップの外側半径１は２４．５ｍｍであり、内側半径２は１６.１ｍｍであり、その高さ３は２９.８ｍｍおよびその直径４は４９.０ｍｍである。
【００６４】
これらカップは摩耗試験中の流体の吸収を最小にするよう、摩耗試験に先立ち、３週間の間、蒸留水中でプリソークした。比較用ポリエチレンの３つのカップと改質されたポリエチレンの３つのカップを含む股関節シミュレータに摩耗カップを取り付けた。各カップを１つのウレタンモールド内に保持し、牛の血清の潤滑剤を含むよう、プレキシガラス壁を備えたステンレススチールのテストチャンバ内に装着した。この潤滑剤はバクテリアによる劣化を抑制するため添加された０．２％ナトリウムアジドおよびボールの表面への燐酸カルシウムの析質を防止するための２０ミリモルのエチレン−ジアミンテトラ酢酸（ＥＤＴＡ）を含んでいるものであった（マッケロップ，Ｈ.およびルー，Ｂ.、「関節シミュレータにおけるポリエチレン−金属の人工股関節およびポリエチレン−セラミックの人工股関節の摩擦および摩耗」、第４回世界バイオマテリアルズ会議、ベルリン、１９９２年４月、１１８）。空気汚染を最小にするため、各チャンバにポリエチレン製のスカートをかぶせた。これらカップは人工股関節上で用いられるような鋳造されたコバルト−クローム合金の高度に研磨された大腿骨ボールに対して振動した。シミュレータは毎秒１回の周期でピークが２０００Ｎのポールタイプの周期的負荷｛ポール，Ｊ.Ｐ.、インスティチューションオブメカニカルエンジニア会報、１８１、パート３Ｊ、８−１５、（１９６７年）｝を加え、通常の歩行中に、人の股関節に加わる負荷をシミュレートし、毎分６８回で軸方向に、かつ双方向に４６度の円弧にわたってカップを振動させた。２５００００サイクルのインターバルでカップを摩耗装置から取り出し、洗浄し、検査し、新鮮な潤滑剤に入れ替えた。５０００００回および１００万回ですべてのカップを摩耗シミュレータから取り出し、洗浄し、乾燥し、摩耗による重量損失を測定するため、重量を測定した。１００万回は患者内の人工股関節の約１年の使用量に相当する。図６は、人工股関節シミュレータの略図を示す。矢印はシミュレートされた股関節に加わるコンピュータ制御によりシミュレートされた生理学的負荷の方向を示す。シミュレータはトルクトランスジューサ５と、股臼カップ６と、二重軸オフセット駆動ブロック７と、試験チャンバ８と、血清９と、大腿骨ヘッド１０とを含む。
【００６５】
（比較および改質された）各材料の３つのソーク補正股臼カップを同じように製造したが、摩耗テストは行わなかった。これらカップを別個のテストフレームに取り付け、摩耗テストで使用された負荷と同じ周期的負荷を加えた。これらソーク補正カップを洗浄し、摩耗テストカップと共に重量を測定し、摩耗テストカップの見かけ上の重量損失に対し補正カップの平均重量増加分を加えた（すなわち摩耗による重量損失を不明瞭にしている摩耗テストカップによる流体吸収を補正するためである）。
【００６６】
結果および検討
（下記の）５０万回での見かけ上の負の摩耗により、５０万回から１００万回までのインターバルに限り、すべてのカップの摩耗レートを計算し、比較した。４つの比較用ポリエチレンカップは相当な量の摩耗を示し（図７）、１００万回当たりの平均補正摩耗レートは１９.１９（Ｓ.Ｄ.＝２.３８）ｍｇであった。この値は本願出願人が行った種々の研究で、従来のＵＨＭＷポリエチレン製のカップで測定した範囲内にある。
【００６７】
改質カップ（図７）では摩耗量はより少なかった。表２に示すように、改質カップの平均摩耗レートは１００万回当たり４.１２（Ｓ.Ｄ.＝１.２６）ｍｇであった。すなわちこの値は比較用カップの摩耗量の約５分の１である。この差はｐ＝０.０００２のレベルで統計学的にはかなりの大きさであった。
【００６８】
【表２】
0003652669.tif 000003
【００６９】
５０万回のデータ点では補正された重量は摩耗テスト前の重量よりも軽かった。これは、ほとんどは摩耗の結果が極めて小さいことにより、テストカップによる流体の吸収がソーク補正カップの平均増加分よりも若干大きく、補正要素は（見かけ上の負の摩耗を生じさせる）摩耗カップによる流体の増加分を完全に偏差していないことによるものである。摩耗カップと補正カップとの水分吸収レートのわずかな差は平衡温度の差（摩耗カップは一般に３５℃〜４５℃であるが、ソーク補正カップは室温、すなわち約２０℃であった）、摩耗テストチャンバの振動中の精液の機械的拡販およびその他の原因によって生じ得るものである。
【００７０】
〔実験３〕
実験２に記載されたシミュレータ内で摩耗テストを行っている間、股臼カップはシミュレートされた人体の温度で収縮することが発見された。収縮を安定化するため、（実験２に関連しない）この実験では真空オーブン中で２時間の間、１００℃でカップをアニールした。アニール後の架橋していないカップおよび架橋したカップの直径の総収縮率はそれぞれ約１％および２％であった。アニールしたカップの結晶度をＤＳＣによって測定した。非架橋ポリマーの結晶度は変わらなかったが、架橋したポリマーの結晶度は約１％だけ増加した。更なる収縮をテストするため、カップを２時間の間８０℃にて真空オーブン内に入れたが、更なる収縮は観察されなかった。
【００７１】
以上で、特定の実験例を参考にして本発明を説明したが、本願は特許請求の範囲の要旨から逸脱することなく、当業者であれば考えられる変更および置換をカバーするものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】（照射後の）圧縮成形されたＵＨＭＷポリエチレンの割れ面の２００倍の倍率のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。
【図２】（照射後の）圧縮成形されたＵＨＭＷポリエチレンの割れ面の５０００倍の倍率のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。
【図３】（照射後の）１重量％の過酸化物で架橋された圧縮成形されたＵＨＭＷポリエチレンの割れ面の２００倍の倍率のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。
【図４】（照射後の）１重量％の過酸化物で架橋された圧縮成形されたＵＨＭＷポリエチレンの割れ面の５０００倍の倍率のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。
【図５】実施例２で使用される股関節シミュレータでの摩耗がテストされた股臼カップの形状を示す。
【図６】実施例２で使用される股関節シミュレータの略図を示す。
【図７】１００万回テストを続けた間の、改質されたＵＨＭＷポリエチレンカップと、改質されていないＵＨＭＷポリエチレンカップの摩耗量を比較するグラフを示す。
【符号の説明】
１ カップの外側半径
２ カップの内側半径
３ カップの高さ
４ カップの直径
５ トルクトランスジューサ
６ 股臼カップ
７ オフセット駆動ブロック
８ 試験チャンバ
９ 血清
１０ 大腿骨ヘッド
【図１】
0003652669.tif 000004
【図２】
0003652669.tif 000005
【図３】
0003652669.tif 000006
【図４】
0003652669.tif 000007
【図５】
0003652669.tif 000008
【図６】
0003652669.tif 000009
【図７】
0003652669.tif 000010