(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
平均径が５〜５０μｍでアスペクト比が２０〜５００の生体親和性繊維としてのチタン繊維を準備する工程と、マグネシウム繊維又はマグネシウム粉末を準備する工程と、前記チタン繊維と前記マグネシウム繊維、又は前記チタン繊維と前記マグネシウム粉末に対して常温圧縮せん断加工することによって前記チタン繊維と前記マグネシウム繊維、又は前記チタン繊維と前記マグネシウム粉末を複合し、水銀圧入法での測定により得られた平均空孔径が６０μｍ以上１００μｍ以下で空隙率が２５％以上５０％以下の範囲となる圧縮繊維構造材を成形する工程と、を有ることを特徴とする圧縮繊維構造材の製造方法。
【請求項２】
前記常温圧縮せん断加工を、２００〜２０００ＭＰａの範囲の圧縮圧力と、０．２〜５ｍｍの範囲のせん断ストローク長と、０．５〜５ｍｍ／分の範囲のせん断速度とを制御して行う、請求項１に記載の圧縮繊維構造材の製造方法。
【請求項３】
嵩密度が３〜５ｇ／ｃｍ３の範囲である、請求項１又は２記載の圧縮繊維構造材の製造方法。
【請求項４】
前記圧縮繊維構造材を成形する工程では、前記チタン繊維に前記マグネシウム繊維又は前記マグネシウム粉末を混合した後に前記常温圧縮せん断加工を行う、請求項１〜３のいずれかに記載の圧縮繊維構造材の製造方法。
【請求項５】
前記圧縮繊維構造材を成形する工程では、前記チタン繊維だけに対し前記常温圧縮せん断加工することによって、一次圧縮成形体を成形する工程と、前記一次圧縮成形体を前記マグネシウム繊維、又は前記マグネシウム粉末で挟み込んで前記常温圧縮せん断加工することによって、前記チタン繊維と前記マグネシウム繊維、又は前記チタン繊維と前記マグネシウム粉末を複合する工程とを有する、請求項１〜３のいずれか１項に記載の圧縮繊維構造材の製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体材料として用いられる圧縮繊維構造材及びその製造方法に関する。さらに詳しくは、生体骨に近い機械的特性を持ち、骨芽細胞を増加させ易い生体材料として用いられる薄板状の圧縮繊維構造材及びその製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
人工関節やデンタルインプラント等の生体材料は、生体骨と同程度の強度、及び生体骨との優れた結合性が求められる。また、頭蓋骨欠損を補填するための生体材料や、骨移植部分の形態を整えるための生体材料は、頭蓋骨の形状や移植部分の骨形状に適合させる必要があるため、柔軟さや曲げ易さも求められる（非特許文献１）。
【０００３】
生体材料と生体骨との結合性には、骨芽細胞が関与する。骨芽細胞は、表面粗さが大きく、三次元的でかつ等方的な凹凸を持つ面での初期付着率が高いことが知られている（非特許文献２）。また、骨芽細胞は、直径数十μｍ以上の連続孔を有する材料で優れた内部成長が起こることも知られている（非特許文献３）。したがって、骨芽細胞が付着し易く、成長し易いほど、生体材料と生体骨との結合性が優れたものとなる。
【０００４】
骨欠損部に補填される生体材料の例として、ハイドロキシアパタイト等のセラミックスが知られている。こうしたセラミックスは、粉末冶金法で作製される多孔体であるので、生体骨との結合力が優れるという利点がある。しかし、柔軟性に劣ると共に曲げ強度が低いため、高荷重が負荷される部位には用いられていない。また、同じセラミックスで強度の高いアルミナ（酸化アルミニウム）は、生体骨との結合性を向上させたり曲げ弾性率を低下させたりするために多孔質化を行う必要があるが、多孔質化したアルミナは、柔軟性に劣り、強度が不足してしまうという難点がある。
【０００５】
一方、チタン材料は、優れた生体親和性、強度及び耐食性を持つことから、人工関節やデンタルインプラント等の生体材料として注目されている。しかし、チタン材料としてチタン板を用いた場合、そのチタン板は表面が平滑なために生体骨との結合性が悪いという問題がある。こうした問題に対し、チタン板をパンチング加工したパンチングメタルが用いられている。チタンは比強度が高いので、生体骨との結合性向上や低弾性率化のためにチタン板にパンチング加工して多孔質化を行っても、強度が不足しないという利点がある。
【０００６】
また、チタン材料としてチタン繊維を用い、そのチタン繊維で作製した不織布を用いた医療材料が提案されている（特許文献１）。このチタン不織布は、直径１００μｍ未満、アスペクト比２０以上（短軸：長軸比＝１：２０以上）のチタン繊維を絡合して層状に形成し、その表面層から内部に至るまで生体硬組織着床空間を形成してなるものであり、生体硬組織誘導性及び定着性に優れた生体硬組織誘導性スカフォールド材料として提案されている。そして、そのチタン不織布は、人工歯根インプラントや人工関節インプラント等の整形外科用インプラントと共に使用できると提案されている。
【０００７】
ところで、金属の粉末や繊維を多孔体に固化成形する方法として、ホットプレス法、放電プラズマ焼結法等の粉末冶金法が挙げられる。しかし、これらの方法による固化成形には、加熱や発熱が伴う。その加熱や発熱は、成形体を酸化させて脆化し、柔軟性に劣るものとなる。一方、常温圧縮せん断加工法は、常温及び大気雰囲気中で金属粉末や金属繊維に圧縮荷重とせん断荷重を負荷して固化成形する方法である（非特許文献４、特許文献２）。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】高田典彦、「口腔外傷後のインプラントによる再建」、日職災医誌、51、pp.324-329(2003).
【非特許文献２】板橋勇人ら、「異なった微小表面形状を有するチタン表面上での骨芽細胞様細胞の初期微動(in vitro)について」、歯科材料・器械、14-1、pp.136-141(1995).
【非特許文献３】Bungo  Otsuki，et.al.,“Pore  throat  size  and  connectivity  determine  bone  and  tissue  in  growth  into  porous  implants;  Three-dimensional  micro-CT  based  structural  analyses  of  porous  bioactive  titanium  implants”，Biomaterials,  27,  pp.5892-5900(2006).
【非特許文献４】武石洋征、中山昇、三木寛之、「常温圧縮せん断法による結晶粒微細固化成形」、材料、54-3、pp.233-238(2005).
【非特許文献５】「機械工学便覧  応用システム偏（γ9  医療・福祉・バイオ機器）」、日本機械学会、pp.132(2008).
【非特許文献６】日本セラミックス協会編、「環境調和型新材料シリーズ  生体材料」、日刊工業新聞社、pp.237(2008).
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開２００４−６７５４７号公報
【特許文献２】特開２００３−２２１６０３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
チタン材料で作製された生体材料を、例えば頭蓋骨欠損を補填するための生体材料や、骨移植部分の形態を整えるための生体材料として用いる場合、その生体材料は、チタン材料自体が有する高い生体親和性、高い耐食性、及び生体骨との高い結合性を有するが、さらに、緻密骨に近い機械的特性（例えば弾性率や強さ）を有することが必要である。特に、治療対象となる部位で強度に差がある場合や、子供、女性又は高齢者のように、成人男子とは骨の強度に差がある場合のように、それぞれの部位や人によって、望ましい機械的特性を持つ生体材料を準備する必要がある。
【００１１】
しかしながら、上記した従来の生体材料では、そうした要求に応えることが困難である。例えばチタン板を加工したパンチングメタルは、多孔化により変形し易くなっているものの、板材としての強度を依然として保有しており、緻密骨に近い機械的特性を持つ生体材料として使用できず、骨の強度に差がある場合にも使用できない。また、穴あけ孔以外の部分の表面が平坦であり、三次元的な空間構造になっていないので、骨芽細胞の増加が不十分であるという難点がある。
【００１２】
また、特許文献１で提案されたチタン不織布は、高温真空下で焼結して作製されているので、その高温焼結によりチタン繊維同士の結合が強固になって、得られたチタン不織布全体として剛性を持つものとなり、柔軟性に劣っていた。そのため、緻密骨に近い機械的特性を持たせることが難しく、さらに骨の強度に差がある場合にも対応できないという問題があった。
【００１３】
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであって、その目的は、治療対象となる部位で強度に差がある場合であっても、生体骨に近い機械的特性を持ち、骨芽細胞を増加させ易い薄板状の圧縮繊維構造材を容易に製造できる方法を提供することにある。また、本発明の他の目的は、生体骨に近い機械的特性を持ち、骨芽細胞を増加させ易い生体材料として用いられる薄板状の圧縮繊維構造材を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明者は、上記課題を解決するための研究を行っている過程で、チタン繊維を常温圧縮せん断加工して薄板状の圧縮繊維構造材の成形を試みたところ、得られた圧縮繊維構造材は、チタンそのものが有する生体親和性と耐食性とを有し、さらに骨芽細胞が生成し易い空隙を有し、しかも常温圧縮せん断加工が圧縮繊維構造材の強度を容易に調整できることを見出した。さらに検討を行ったところ、チタン繊維以外の生体親和性繊維についても同様の知見が得られ、そうした知見に基づいて本発明を完成させた。
【００１５】
上記課題を解決するための本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法は、平均径が５〜５０μｍでアスペクト比が２０〜５００の生体親和性繊維を準備する工程と、前記生体親和性繊維を常温圧縮せん断加工して、水銀圧入法での測定により得られた平均空孔径が６０μｍ以上１００μｍ以下で空隙率が２５％以上５０％以下の範囲となる圧縮繊維構造材を成形する工程と、を有することを特徴とする。
【００１６】
この発明によれば、平均径とアスペクト比が上記範囲の生体親和性繊維を用い、常温圧縮せん断加工により平均空孔径と空隙率が上記範囲になる圧縮繊維構造材に成形するので、製造された圧縮繊維構造材は、繊維自体が持つ高い生体親和性を有するとともに、骨芽細胞の形成を促進できる空隙を持ち、且つ骨の強さに合わせた所望の機械的特性を持つ生体材料として利用できる。その結果、治療対象となる部位で強度に差がある場合であっても、生体骨に近い機械的特性を持つ圧縮繊維構造材を容易に製造できる。また、得られた圧縮繊維構造材には、上記範囲の平均空孔径と空隙率を示す空隙が設けられているので、その空隙は、骨芽細胞の生成スピードを従来の２倍以上に増し、頭蓋骨欠損の補填や骨移植部分の整形を早め、早い回復を図ることができる。
【００１７】
また、この発明で適用する常温圧縮せん断加工は、圧縮圧力、せん断ストローク長、せん断速度等を任意に設定することにより、得られる圧縮繊維構造材の弾性、柔軟性等の機械的特性を変えることができるので、治療対象となる部位で強度に差がある場合や、子供、女性又は高齢者のように成人男子とは骨の強度に差がある場合であっても、それぞれの部位や人に対して使用可能な機械的特性を持つ圧縮繊維構造材を容易に製造でき、極めて有効な手段である。そうした機械的特性としては、例えば患者の骨に近い強度や、強い箇所と弱い箇所が一体になっている場合は弱い箇所に応力が集中して破損し易いので、その破損を防ぐことが可能な任意の強度、等を挙げることができる。
【００１８】
本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法において、前記常温圧縮せん断加工を、２００〜２０００ＭＰａの範囲の圧縮圧力と、０．２〜５ｍｍの範囲のせん断ストローク長と、０．５〜５ｍｍ／分の範囲のせん断速度とを制御して行うことが好ましい。
【００１９】
この発明によれば、常温圧縮せん断加工を、圧縮圧力とせん断ストローク長とせん断速度とを制御して行うので、その加工条件によって子供向け用途、高齢者又は女性向け用途、又は成年男子向け用途等の圧縮繊維構造材を容易に製造できる。
【００２０】
本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法において、前記常温圧縮せん断加工は、嵩密度を３〜５ｇ／ｃｍ３の範囲で制御することが好ましい。
【００２１】
この発明によれば、嵩密度を上記範囲で制御することにより、製造された圧縮繊維構造材を子供向け用途、高齢者又は女性向け用途、又は成年男子向け用途等に適用できる。
【００２２】
本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法において、前記生体親和性繊維としてチタン繊維を用い、さらにマグネシウム繊維、ステンレススチール繊維及びコバルトクロム合金繊維から選ばれる繊維、又は、チタン粉末、マグネシウム粉末、ステンレススチール粉末及びコバルトクロム合金粉末から選ばれる粉末を複合させる。
【００２３】
この発明によれば、圧縮繊維構造材の用途に応じて、耐食性のよいチタン繊維に、他の繊維や粉末を複合化させることができる。例えば、チタン繊維と、溶解除去可能なマグネシウム繊維とを複合させて生体親和性繊維を構成してもよい。このように、常温圧縮せん断加工により、応用範囲の広い圧縮繊維構造材を製造することができる。
【００２４】
上記課題を解決するための本発明に係る圧縮繊維構造材は、平均径が５〜５０μｍでアスペクト比が２０〜５００の生体親和性繊維が焼結されずに圧し固められた構造材であって、水銀圧入法での測定により得られた平均空孔径が６０μｍ以上１００μｍ以下で空隙率が２５％以上５０％以下の範囲であることを特徴とする。
【００２５】
この発明によれば、平均径とアスペクト比が上記範囲の生体親和性繊維が焼結せずに圧し固められており、圧し固められた圧縮繊維構造材が有する平均空孔径と空隙率が上記範囲であるので、繊維自体が持つ高い生体親和性を有するとともに、骨芽細胞の形成を促進できる空隙を持っている。この発明に係る圧縮繊維構造材には、上記範囲の平均空孔径と空隙率が示す空隙が設けられているので、その空隙は、骨芽細胞の生成スピードを従来の２倍以上に増し、頭蓋骨欠損の補填や骨移植部分の整形を早め、早い回復を図ることができる。しかも、この圧縮繊維構造材は、平均空孔径と空隙率が上記範囲であるので、骨の強さに合わせた所望の機械的特性を有するものとなる。その結果、治療対象となる部位で強度に差がある場合や、子供、女性又は高齢者のように成人男子とは骨の強度に差がある場合であっても、それぞれの部位や人に対して使用可能な機械的特性を持つので極めて有効である。
【００２６】
本発明に係る圧縮繊維構造材において、嵩密度が３〜５ｇ／ｃｍ３の範囲であることが好ましい。
【００２７】
この発明によれば、上記範囲の嵩密度を持つ圧縮繊維構造材は、その値によって、子供向け用途、高齢者又は女性向け用途、又は成年男子向け用途等に適用できる。
【００２８】
本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法において、前記生体親和性繊維としてチタン繊維を用い、さらにマグネシウム繊維、ステンレススチール繊維及びコバルトクロム合金繊維から選ばれる繊維、又は、チタン粉末、マグネシウム粉末、ステンレススチール粉末及びコバルトクロム合金粉末から選ばれる粉末を複合させる。
【００２９】
この発明によれば、圧縮繊維構造材の用途に応じて、耐食性のよいチタン繊維に、他の繊維や粉末を複合化させることができる。例えば、チタン繊維と、溶解除去可能なマグネシウム繊維とを複合させて生体親和性繊維を構成してもよい。このように、常温圧縮せん断加工により、応用範囲の広い圧縮繊維構造材を提供することができる。
【発明の効果】
【００３０】
本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法によれば、水銀圧入法での測定により得られた平均空孔径と空隙率が上記範囲になる圧縮繊維構造材を製造できるので、製造された圧縮繊維構造材は、繊維自体が持つ高い生体親和性を有するとともに、骨芽細胞の形成を促進できる空隙を持ち、且つ骨の強さに合わせた所望の機械的特性を持つ生体材料として利用できる。その結果、治療対象となる部位で強度に差がある場合であっても、生体骨に近い機械的特性を持つ圧縮繊維構造材を容易に製造できる。また、得られた圧縮繊維構造材には、上記範囲の平均空孔径と空隙率を示す空隙が設けられているので、その空隙は、骨芽細胞の生成スピードを従来の２倍以上に増し、頭蓋骨欠損の補填や骨移植部分の整形を早め、早い回復を図ることができる。
【００３１】
また、この発明で適用する常温圧縮せん断加工は、圧縮圧力、せん断ストローク長、せん断速度等を任意に設定することにより、得られる圧縮繊維構造材の弾性、柔軟性等の機械的特性を変えることができるので、治療対象となる部位で強度に差がある場合や、子供、女性又は高齢者のように成人男子とは骨の強度に差がある場合であっても、それぞれの部位や人に対して使用可能な機械的特性を持つ圧縮繊維構造材を容易に製造でき、極めて有効な手段である。そうした機械的特性としては、例えば患者の骨に近い強度や、強い箇所と弱い箇所が一体になっている場合は弱い箇所に応力が集中して破損し易いので、その破損を防ぐことが可能な任意の強度、等を挙げることができる。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法で適用する常温圧縮せん断加工の原理図である。
【図２】本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法の一例を示す工程フロー図である。
【図３】本発明に係る圧縮繊維構造材の製造方法で用いる常温圧縮せん断加工装置の一例を示す構成図である。
【図４】圧縮せん断加工時の圧縮応力、せん断応力及びせん断ストローク長を表した一例である。
【図５】本発明に係る圧縮繊維構造材の一例を示す平面写真である。
【図６】培養開始から２４時間経過した後の試料表面のＳＥＭ画像である。
【図７】圧縮繊維構造材の外観写真である。
【図８】アスペクト比の異なる生体親和性繊維で成形した圧縮繊維構造材の表面の光学顕微鏡写真である。
【図９】アスペクト比の異なる生体親和性繊維で成形した圧縮繊維構造材の断面のＳＥＭ写真である。
【図１０】試験によって得られた応力−ひずみ線図である。
【図１１】試験によって得られた応力−ひずみ線図である。
【図１２】圧縮繊維構造材の水銀圧入試験の結果から導出した空隙率と空孔径の関係を示すグラフである。
【図１３】水銀に加えた圧力と水銀圧入量との関係を表す水銀圧入曲線を示すグラフである。
【図１４】チタン繊維（Ａ）とマグネシウム粉末（Ｂ）とを複合化させた圧縮繊維構造材（Ｃ）の一例を示す模式的な断面図である。
【発明を実施するための形態】
【００３３】
以下、本発明に係る圧縮繊維構造材及びその製造方法について図面を参照しつつ説明するが、本発明は下記の説明及び図面に記載された内容のみに限定されない。
【００３４】
本発明に係る圧縮繊維構造材１の製造方法は、図１及び図２に示すように、生体親和性繊維１４を準備する工程と、その生体親和性繊維１４を常温圧縮せん断加工して圧縮繊維構造材１を成形する工程と、を有する。この製造方法では、生体親和性繊維１４として、平均径が５〜５０μｍでアスペクト比が２０〜５００の繊維を用い、常温圧縮せん断加工によって、水銀圧入法での測定により得られた平均空孔径が６０μｍ以上１００μｍ以下で空隙率が２５％以上５０％以下の範囲となる圧縮繊維構造材１を成形することに特徴がある。以下、詳しく説明する。
【００３５】
（準備工程）
準備工程は、平均径が５〜５０μｍでアスペクト比が２０〜５００の生体親和性繊維１４を準備する工程である。「生体親和性」とは、人や動物等の生体組織及び生体細胞との馴染みが良く、生体がその材料を異物として認識しない性質又は傾向のことということができ、したがって、本発明でいう生体親和性繊維１４は、そうした性質又は傾向を有する繊維のことである。
【００３６】
生体親和性繊維１４としては、チタン繊維に代表されるように生体親和性を有する繊維であれば特に限定されず、他の繊維材料であってもよい。例えば、マグネシウム繊維、ステンレススチール繊維、及びコバルトクロム合金繊維から選ばれる繊維を挙げることができる。これらの繊維は、単独で用いてもよいし２種以上複合させて用いてもよい。特に、チタン繊維を単独、又は主たる繊維として用いることが好ましい。
【００３７】
チタン繊維は、生体親和性に優れ、金属イオンの溶出が極めて微量であり、しかも軽く、強いチタン又はチタン合金からなる繊維であるので、特に好ましく用いられる。チタンの組成は特に限定されず、純チタンであっても各種のチタン合金であってもよい。チタン合金としては、例えばＴｉ−Ａｌ系合金（α安定型）を好ましく用いることができるが、生体材料として使用可能なその他のチタン合金であってもよい。他のチタン合金としては、Ｔｉ−Ｍｎ系合金（β共析型）、Ｔｉ−Ｃｒ系合金（β共析型）、Ｔｉ−Ｖ系合金（β全率固溶型）等を挙げることができる。特に、純チタン又はＴｉ−Ａｌ系のＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金は、入手が容易で、強度も後述の常温圧縮せん断加工によって骨の強さに適合可能な機械的特性を持っているという利点があり、好ましく用いることができる。
【００３８】
なお、マグネシウム繊維、ステンレススチール繊維、コバルトクロム合金繊維等については、それらを単独で用いることもできるが、必要に応じてチタン繊維と共に複合させて用いることが好ましい。例えば、マグネシウム繊維又はステンレススチール繊維を０〜１００質量％とし、残りをチタン繊維とした生体親和性の複合繊維としてもよい。
【００３９】
生体親和性繊維１４の寸法は、平均径が５〜５０μｍの範囲で、アスペクト比が２０〜５００の範囲であることが好ましい。本発明では、常温圧縮せん断加工によって、生体骨に近い機械的特性を有する圧縮繊維構造材１を成形する。そうした圧縮繊維構造材１を得るために、本発明では平均径が５〜５０μｍの範囲で、アスペクト比が２０〜５００の範囲の生体親和性繊維１４を用い、生体骨の強さに近い所望の機械的特性を持つ圧縮繊維構造材１を得ることができる。
【００４０】
「平均径」とは、個々の繊維の径を平均した値をいう。「繊維の径」とは、繊維の横断面の径であり、その横断面が円形の場合には個々の繊維の「直径」であり、楕円形の場合は個々の繊維の「長径と短径を平均した径」であり、矩形又は異径である場合は、その面積から円の面積に換算し直した円形状の直径である。後述する実施例で用いたチタン繊維は矩形断面を持つため、ここでいう平均径は、個々の繊維の横断面から断面積を算出し、同面積となる円形状の直径を求め、複数の繊維について測定した値を平均したものである。
【００４１】
生体親和性繊維１４の平均径が５μｍ未満では、そうした生体親和性繊維１４の入手が困難になるという問題がある。一方、生体親和性繊維１４の平均径が５０μｍを超えると、繊維が太すぎて成形後の圧縮繊維構造材１の強度が大きくなりすぎ、生体骨の強度から離れてしまうことがある。
【００４２】
生体親和性繊維１４のアスペクト比が５００を超えると、径に対する長さが長くなりすぎ、取扱いが難しくなると共に、成形後の圧縮繊維構造材１の強度が大きくなりすぎ、生体骨の強度から離れてしまうことがある。一方、生体親和性繊維１４のアスペクト比が１０未満では、径に対する長さが短くなりすぎ、成形後の圧縮繊維構造材１の柔軟性が低下して脆くなり、取扱いが難しくなるとともに、成形後の圧縮繊維構造材１の空隙が所定の範囲に入り難くなるという難点がある。
【００４３】
こうした生体親和性繊維１４の寸法は、常温圧縮せん断加工で成形した後の圧縮繊維構造材１の機械的特性を考慮して規定されるが、繊維の入手性や取り扱い易さも加味されて、繊維の材質にかかわらず上記範囲内であることが好ましい。
【００４４】
生体親和性繊維１４は、上市されている所定寸法の各種の繊維を購入して準備してもよいし、所定の厚さのシート（例えばチタンシート等）を切断して繊維状にした後、さらに所定の長さに切断して準備してもよい。
【００４５】
本発明においては、上記したように生体親和性繊維同士を複合化させてもよいが、生体親和性繊維と生体親和性粉末とを複合化させてもよい。複合化させる生体親和性繊維としては、チタン繊維、マグネシウム繊維、ステンレススチール繊維及びコバルトクロム合金繊維等を挙げることができ、複合化させる生体親和性粉末としては、チタン粉末、マグネシウム粉末、ステンレススチール粉末及びコバルトクロム合金粉末等を挙げることができる。これらの繊維や粉末のいずれを複合化させるかは、複合化させて得られた圧縮繊維構造材１の用途や使い方等によって選択する。
【００４６】
一例として、チタン繊維にマグネシウム繊維又はマグネシウム粉末を複合化させる例を挙げることができる。マグネシウムは、生体親和性の物質であり、且つ生体液と反応して経時的に溶ける物質である。そのため、使用時にはある程度の強度が必要であるものの、経時的に強度が低下したほうが良い場合に好ましく用いることができる。具体的には、セラミックス多孔体は、骨細胞の再生と共に強度が向上するという利点があるが、こうしたセラミクス多孔体は、人体への埋込時の初期強度が低いという問題がある。そのため、人体への埋込時には所定の強度を持ち、埋込後は経時的に強度が低下する複合材料があれば好ましい。
【００４７】
こうした要請に対し、生体内で経時的に溶解し、しかも溶解元素が生体に悪影響を与えないマグネシウム繊維又はマグネシウム粉末を、例えばチタン繊維に複合化させた圧縮繊維構造材１を提供することができる。得られた圧縮繊維構造材１は、人体への埋込時には所定の強度に設計でき、埋込後はマグネシウムが溶解して経時的な強度低下を設計できるという利点がある。また、マグネシウムが溶解することにより、骨芽細胞の生成を容易にする空隙を生成できる。特に、本発明では、常温圧縮せん断加工で圧縮繊維構造材１を作製するので、繊維径、粒子径、配合量、配合比、圧縮圧力等を制御することにより、所望の強度に設計できる。また、通常の鋳造等のような熱が加わらないので、チタンとマグネシウムが合金化して溶解しなくなるのを防ぐこともできる。
【００４８】
例えば、チタン繊維とマグネシウム繊維又はマグネシウム粉末とを混ぜ合わせた後に常温圧縮せん断加工して複合化させてもよいし、後述の実験例で説明するように、チタン繊維の一次圧縮成形体とマグネシウム粉末を重ねて二次成形して複合化させてもよい。なお、後述の実験例では、チタン繊維の一次圧縮成形体を、マグネシウム粉末又はその一次圧縮成形体で挟んだ三層構造になっているが、チタン繊維の一次圧縮成形体とマグネシウム粉末又はその一次圧縮成形体とを重ねた二層構造であってもよい。
【００４９】
使用するチタン繊維やマグネシウム繊維等の繊維は、既述した範囲の平均径やアスペクト比を持つものであることが好ましい。また、使用するマグネシウム粉末等の粉末は、粒子径が２０〜２００μｍ程度の範囲であり、球形、非球形、塊状等の各種形状のものを用いることができる。また、後述する成形工程でも、繊維のみで構成したものと同様の手段や条件で常温圧縮せん断加工することができる。
【００５０】
このように、圧縮繊維構造材１の用途に応じて、耐食性のよいチタン繊維に、マグネシウム繊維やマグネシウム粉末を複合化させて、前記のような機能を持たせることができる。同様に、複合化させる元素の特性を活かして複合化させることにより、新しい用途や使い方に適用できる。
【００５１】
（成形工程）
成形工程は、図１及び図２に示すように、上記した生体親和性繊維１４を常温圧縮せん断加工して、圧縮繊維構造材１に成形する工程である。本発明で適用する「常温圧縮せん断加工」は、本発明者によって報告されている成形加工方法（非特許文献４及び特許文献２を参照）であり、常温及び大気雰囲気中で、生体親和性繊維１４に圧縮荷重Ｐ１とせん断荷重Ｐ２とを負荷し、圧縮繊維構造材１を固化成形する加工方法である。この方法は、圧縮荷重Ｐ１とせん断荷重Ｐ２とにより、生体親和性繊維１４の酸化被膜を破壊し、そうした酸化被膜が破壊された新生面同士を結合させることで固化すると考えられており、そのため、外部からの加熱を必要とせず、常温下での固化成形が可能であるとされているが、本発明では、酸化被膜が破壊する大きな荷重は必ずしも必要なく、絡み合う程度の圧縮荷重Ｐ１とせん断荷重Ｐ２とを加えればよい。
【００５２】
この常温圧縮せん断加工は、常温で固化成形を行うため、生体親和性繊維１４の繊維形状を残したままでの成形が可能であり、十分な強度を有した多孔質な圧縮繊維構造材１を作製することができるという利点がある。しかも、成形された圧縮繊維構造材１の表面は、三次元的な凹凸を有した多孔性の表面形状になるので、生体骨との結合性の高い生体材料になるという利点もある。さらに、成形された圧縮繊維構造材１の内部は、所定の空隙を有するので、その空隙に入り込んだ血液由来細胞が、ある条件下で間葉系細胞から骨芽細胞へと細胞分化し、その後、幼若な骨細胞から経時的に周囲の健康な骨組織と同様な骨細胞、骨組織へと成長することになる。
【００５３】
なお、「常温」とは、積極的に加熱しないという意味であり、積極的に加熱する高温焼結に対する語である。本発明では、２０℃〜１００℃程度の範囲を包含する意味で用いている。通常は、２０℃〜８０℃程度である。「大気雰囲気」とは、コントロールされていない雰囲気の意味であり、加圧も減圧もされていない空気雰囲気のことであるが、同様の雰囲気であれば、加圧や減圧を行い、空気と同程度のガス環境に制御したものであってもよい。
【００５４】
こうした常温圧縮せん断加工は、圧縮繊維構造材１の強度を容易に調整できる。その強度調整は、図１に示しように、圧縮圧力Ｐ１、せん断ストローク長ｄ、及びせん断速度等の加工条件を変化させて調整できる。好ましい条件は、原材料となる生体親和性繊維１４の材質や寸法によって変化し、一概に定義できないが、通常、生体骨に強度を近づけるという観点からは、圧縮圧力Ｐ１を２００〜２０００ＭＰａの範囲とし、せん断ストローク長ｄを０．２〜５ｍｍの範囲とし、せん断速度を０．５〜５ｍｍ／分の範囲とすることが好ましい。この範囲で各条件を設定することにより、生体骨に近い機械的特性を持った圧縮繊維構造材１を得ることができる。
【００５５】
圧縮繊維構造材１の代表的な成形工程を以下に説明する。図１は、常温圧縮せん断加工の説明図であり、図２は、本発明に係る圧縮繊維構造材１の製造方法の一例を示すフロー図である。
【００５６】
常温圧縮せん断加工は、図１（Ａ）に示すように、固定板１０と移動板１６との間に挟まれた生体親和性繊維１４に対し、移動板１６を介して圧縮応力Ｐ１を加え、その圧縮応力Ｐ１を加えた状態で、図１（Ｂ）に示すように、固定板１０を横方向に移動させ、生体親和性繊維１４にせん断応力Ｐ２を加えて、圧縮繊維構造材１を得る方法である。ここで、符号ｔAは生体親和性繊維１４の充填高さであり、ＬAは生体親和性繊維１４の充填長さであり、ｔBは得られた圧縮繊維構造材１の厚さであり、ＬBは得られた圧縮繊維構造材１の長さである。また、ｄは固定板１０を横方向に移動させたせん断ストローク長である。
【００５７】
圧縮繊維構造材１の製造工程は、図２に示すように、先ず、固定板１０を準備し（図２（Ａ））、その固定板１０上に、所定寸法の貫通穴１３が設けられた貫通型１２を乗せる（図２（Ｂ））。次に、その貫通穴１３に生体親和性繊維１４を充填し（図２（Ｃ））、貫通型１２を取り除く（図２（Ｄ））。次に、生体親和性繊維１４が載った固定板１０を常温圧縮せん断加工装置２０（図３参照）に設置し、生体親和性繊維１４の上に移動板１６を載せる（図２（Ｅ））。次に、常温圧縮せん断加工装置２０（図３参照）を作動させて、生体親和性繊維１４に圧縮応力Ｐ１（圧縮荷重ともいう。）を負荷する（図２（Ｆ））。このときの圧縮応力Ｐ１は、装置上部に設置したロードセル（図３参照）で測定する。次に、圧縮応力Ｐ１を負荷したまま、移動板１６を横方向に移動させ、生体親和性繊維１４にせん断応力Ｐ２（せん断荷重ともいう。）を負荷する（図２（Ｇ））。最後に、圧縮応力Ｐ１とせん断応力Ｐ２とを解放し、移動板１６を取り外して、圧縮繊維構造材１を得ることができる（図２（Ｈ））。
【００５８】
なお、図２では、圧縮応力Ｐ１が上方から加わり、せん断応力Ｐ２が右方から加わるように構成されているが、例えば図３の圧縮せん断加工装置２０に示すように、圧縮応力Ｐ１が下方から加わるように構成してもよいし、せん断応力Ｐ２が左方から加わるように構成してもよい。
【００５９】
（装置）
圧縮繊維構造材１を常温圧縮せん断加工するための装置は特に限定されないが、例えば図３に示す基本構造からなる圧縮せん断加工装置２０を挙げることができる。図３に示す圧縮せん断加工装置２０には、固定板１０と移動板１６とが配置され、両者の間には生体親和性繊維１４が挟まれている。固定板１０と移動板１６は、その上下からプレート３１〜３４で保持されている。圧縮応力Ｐ１は、例えば上部に配置されたロードセル２１で測定でき、せん断応力Ｐ２は、例えば移動板１６に配置した４枚のひずみゲージ２３により４アクティブゲージ法（直行配置法）で測定できる。また、せん断ストローク長は、変位計２５を用いて測定し、その結果からせん断速度を算出できる。
【００６０】
図４は、圧縮せん断加工時の圧縮応力Ｐ１、せん断応力Ｐ２及びせん断ストローク長の一例を示すグラフである。図４中、符号ａは圧縮応力Ｐ１を示し、符号ｂはせん断応力Ｐ２を示し、符号ｃはせん断ストローク長を示す。図４に示すように、生体親和性繊維１４に例えば４００ｋＮの圧縮応力Ｐ１を加えた状態で、せん断方向への固定板１０の移動を開始すると、同時にせん断応力Ｐ２が生じて、せん断加工が行われる。
【００６１】
図５は、常温圧縮せん断加工で得られた圧縮繊維構造材１の一例である。圧縮繊維構造材１の大きさや厚さは特に限定されず、生体親和性繊維１４を充填する貫通型１２（図２参照）の大きさや、生体親和性繊維１４の充填量によって調整できる。なお、図４では、圧縮応力Ｐ１として４００ｋＮ（１０００ＭＰａ）を加えた状態下で、せん断距離が０．４ｍｍになるまでせん断応力を負荷した．このときせん断応力Ｐ２は最大で約２５０ｋＮであり、その後０．２ｍｍまで縮んだ。
【００６２】
（圧縮繊維構造材）
上記方法で成形された圧縮繊維構造材１は、平均径が５〜５０μｍでアスペクト比が２０〜５００の生体親和性繊維１４が焼結されずに圧し固められた構造材である。そして、その圧縮繊維構造材１を水銀圧入法で測定し、その結果得られた平均空孔径が６０μｍ以上１００μｍ以下で空隙率が２５％以上５０％以下の範囲であることに特徴がある。
【００６３】
この圧縮繊維構造材１は、平均径とアスペクト比が上記範囲の生体親和性繊維１４が焼結せずに圧し固められており、圧し固められた圧縮繊維構造材１が有する空孔の容積が上記範囲であるので、骨の強さに合わせた所望の機械的特性を有するものとなる。その結果、治療対象となる部位で強度に差がある場合や、子供、女性又は高齢者のように成人男子とは骨の強度に差がある場合であっても、それぞれの部位や人に対して使用可能な機械的特性を持つ圧縮繊維構造材１を成形できるので、極めて有効である。さらに、この圧縮繊維構造材１は、生体親和性繊維１４の繊維自体が持つ高い生体親和性を有するとともに、上記範囲の平均空孔径及び空隙率を示す空隙が設けられているので、その空隙は、骨芽細胞の形成を促進して骨芽細胞の生成スピードを従来の２倍以上に増し、頭蓋骨欠損の補填や骨移植部分の整形を早め、早い回復を図ることができる。
【００６４】
（空孔の容積）
圧縮繊維構造材１の平均空孔径と空隙率は、水銀圧入法での空孔分布測定によって得られる。水銀圧入法とは、多孔質粒子等の試料が有する空孔に圧力を加えながら水銀を圧入させ、その圧力と圧入された水銀量との関係から、比表面積や空孔径分布等の情報を得る手法である。具体的には、先ず、試料の入った容器内を真空排気した上で、容器内に水銀を満たす。水銀は表面張力が高く、そのままでは試料表面の空孔には水銀は圧入しないが、水銀に圧力をかけ、徐々に昇圧していくと、径の大きい空孔から順に径の小さい孔へと、徐々に空孔の中に水銀が圧入していく。圧力を連続的に増加させながら水銀液面の変化（つまり空孔への水銀圧入量）を検出していけば、水銀に加えた圧力と水銀圧入量との関係を表す水銀圧入曲線が得られる。
【００６５】
ここで、空孔の形状を円筒状と仮定し、その半径をｒ（ｎｍ）、水銀の表面張力をδ（ｄｙｎ／ｃｍ）、接触角をθ（°）とすると、空孔から水銀を押し出す方向への大きさは−２πｒδ（ｃｏｓθ）で表される（θ＞９０°なら、この値は正となる）。また、圧力Ｐの下で空孔に水銀を押し込む方向への力の大きさはπｒ２Ｐで表されることから、これらの力の釣り合いから以下の数式（１）、数式（２）が導かれることになる。水銀の場合、表面張力δ＝４８０ｄｙｎ／ｃｍ程度、接触角θ＝１４０°程度の値が一般的に良く用いられる。これらの値を用いた場合、圧力Ｐの下で水銀が圧入される空孔の半径ｒ（ｎｍ）は以下の数式（３）で表される。
【００６６】
−２πｒδ（ｃｏｓθ）＝πｒ２Ｐ     …（１）
Ｐｒ＝−２δ（ｃｏｓθ）             …（２）
ｒ（ｎｍ）＝（７．５×１０８）／Ｐ    …（３）
【００６７】
すなわち、水銀に加えた圧力Ｐと水銀が圧入する空孔の半径ｒとの間には相関があることから、得られた水銀圧入曲線に基づいて、試料の空孔半径の大きさとその体積との関係を表す空孔分布曲線を得ることができる。例えば、圧力Ｐを０．０１ＭＰａから５００ＭＰａまで変化させると、直径１００μｍ程度から４ｎｍ程度までの範囲の空孔について測定が行えることになる。なお、水銀圧入法による空孔半径のおおよその測定限界は、下限が約２ｎｍ以上、上限が約２００μｍ以下であり、窒素吸着法に比べて、空孔半径が比較的大きな範囲における空孔分布の解析に向いている。
【００６８】
水銀圧入法による測定は、水銀ポロシメータ等の装置を用いて行うことができる。水銀ポロシメータの具体例としては、Ｍｉｃｒｏｍｅｒｉｔｉｃｓ社製オートポア、Ｑｕａｎｔａｃｈｒｏｍｅ社製ポアマスター等が挙げられる。
【００６９】
測定される圧縮繊維構造材１の空孔は、平均空孔径が６０μｍ以上１００μｍ以下で空隙率が２５％以上５０％以下の範囲である。
【００７０】
この範囲の空孔を持つ圧縮繊維構造材１は、骨芽細胞の形成を促進できる寸法の空隙を持っているとともに、その空隙を一定の割合で有しているので、その空隙で骨芽細胞の生成が容易に起こり、骨芽細胞の生成スピードを従来の２倍以上に増すことができる。その結果、頭蓋骨欠損の補填や骨移植部分の整形を早め、早い回復を図ることができる。さらに、この範囲の平均空孔径と空隙率を有する圧縮繊維構造材１は、強度が高すぎることがなく、柔軟性も有している。そのため、骨の強さに合わせた所望の機械的特性を有するものとなる。その結果、治療対象となる部位で強度に差がある場合や、子供、女性又は高齢者のように成人男子とは骨の強度に差がある場合であっても、それぞれの部位や人に対して使用可能な機械的特性を持つので極めて有効である。
【００７１】
平均空孔径が６０μｍ未満で空隙率も２５％未満では、骨芽細胞の生成に必要な空隙が少なく、十分な骨芽細胞の生成が起こらないことがある。また、嵩密度が高くなって高強度になり、生体骨の強度から離れてしまうことがある。一方、平均空孔径が１００μｍを超え空隙率も５０％を超えると、上記直径の空孔の容積が多くなって骨芽細胞の生成には十分ではあるが、嵩密度が小さくなって低強度又は脆くなってしまうことがある。
【００７２】
圧縮繊維構造材１は、嵩密度で評価することもできる。上記した好ましい空孔の容積を備えた圧縮繊維構造材１の嵩密度は、原料とする生体親和性繊維１４の比重の０．５倍〜１倍であることが好ましい。例えば生体親和性繊維１４が比重４．５のチタン繊維である場合は、そのチタン繊維で製造した圧縮繊維構造材１の嵩密度は、２．２〜４．５ｇ／ｃｍ３の範囲であることが好ましい。この範囲の嵩密度は常温圧縮せん断加工によって制御することができ、その嵩密度を有する圧縮繊維構造材１は、内部に所定の空隙を有した構造材となっているので、強度が高すぎることがなく、柔軟性も有している。そのため、骨の強さに合わせた所望の機械的特性を有するものとなる。この嵩密度は、測定した試験片の質量を体積で除して求めた。具体的には、試験片には、例えば５ｍｍ角の正方形にワイヤカット放電で切り出したものを用いた。
【００７３】
圧縮繊維構造材１の嵩密度が２．２ｇ／ｃｍ３未満では、嵩密度が小さくなって低強度又は脆くなってしまうことがある。一方、圧縮繊維構造材１の嵩密度が４．５ｇ／ｃｍ３を超えると、高強度になり、生体骨の強度から離れてしまうことがある。
【００７４】
なお、水銀圧入法により測定される平均空孔径と空隙率は、上記した各種のパラメータを設定した常温圧縮せん断加工により、上記範囲内にコントロールできる。具体的には、生体親和性繊維１４の種類、大きさ（平均径、アスペクト比）及び充填量と、圧縮せん断加工時の圧縮応力Ｐ１、せん断応力Ｐ２及びせん断ストローク長ｄとを制御することによって、上記範囲内にコントロールできる。
【００７５】
このように、常温圧縮せん断加工では、圧縮応力Ｐ１、せん断応力Ｐ２及びせん断ストローク長等の加工条件を調整したり、生体親和性繊維１４の充填量等を調整したりして、嵩密度や水銀圧入量で見積もられる圧縮繊維構造材１の空隙構造（平均空孔径と空隙率）と機械的特性を任意に設定でき、対象となる生体骨の強度に併せた圧縮繊維構造材１を製造できるという利点がある。
【００７６】
以上説明したように、本発明に係る圧縮繊維構造材１の製造方法によれば、平均径とアスペクト比が上記範囲の生体親和性繊維１４を用い、常温圧縮せん断加工により平均空孔径と空隙率が上記範囲になるように成形するので、製造された圧縮繊維構造材１は、繊維自体が持つ高い生体親和性を有するとともに、骨芽細胞の形成を促進できる空隙を持ち、且つ骨の強さに合わせた所望の機械的特性を持つ生体材料として利用できる。その結果、治療対象となる部位で強度に差がある場合であっても、生体骨に近い機械的特性を持つ圧縮繊維構造材１を容易に製造できる。また、得られた圧縮繊維構造材には、上記範囲の平均空孔径と空隙率を示す空隙が設けられているので、その空隙は、骨芽細胞の生成スピードを従来の２倍以上に増し、頭蓋骨欠損の補填や骨移植部分の整形を早め、早い回復を図ることができる。
【００７７】
また、この発明で適用する常温圧縮せん断加工は、圧縮圧力、せん断ストローク長、せん断速度等を任意に設定することにより、得られる圧縮繊維構造材１の弾性、柔軟性等の機械的特性を変えることができるので、治療対象となる部位で強度に差がある場合や、子供、女性又は高齢者のように成人男子とは骨の強度に差がある場合であっても、それぞれの部位や人に対して使用可能な機械的特性を持つ圧縮繊維構造材１を容易に製造でき、極めて有効な手段である。そうした機械的特性としては、例えば患者の骨に近い強度や、強い箇所と弱い箇所が一体になっている場合は弱い箇所に応力が集中して破損し易いので、その破損を防ぐことが可能な任意の強度、等を挙げることができる。
【実施例】
【００７８】
以下の各実験により、本発明を具体的に説明する。
【００７９】
［圧縮繊維構造材の製造］
生体親和性繊維１４として、純度９９．５２％（第一種）の純チタンからなる平均径約２０μｍの繊維状チタン（株式会社日工テクノ製）を使用した。チタン繊維は、厚さ２０μｍのチタン薄板をコイル状に巻き、その端面を切削して得るコイル材切削法により作製した。この生体親和性繊維１４を、図３に示す常温圧縮せん断加工装置２０で成形し、圧縮繊維構造材１を得た。
【００８０】
具体的には、先ず、図２（Ａ）に示す固定板１０上に貫通穴１３の形状が４０ｍｍ×１０ｍｍで高さが１５ｍｍの貫通型１２を設置し（図２（Ｂ）参照）、その貫通型１２に生体親和性繊維１４を充填した（図２（Ｃ））。次に、貫通型１２を取り除き（図２（Ｄ））、固定板１０を装置２０に設置した後、生体親和性繊維１４の上に移動板１６を載せた（図２（Ｅ））。次に、装置２０を作動させ、生体親和性繊維１４に圧縮応力Ｐ１を負荷した（図２（Ｆ））。圧縮応力Ｐ１は、装置上部に設置したロードセル２１を用いて測定した。次に、圧縮応力Ｐ１を負荷したまま、横方向に移動板１６を移動させ、生体親和性繊維１４にせん断応力Ｐ２を負荷することで、図５に例示する圧縮繊維構造材１を製造した（図２（Ｇ）（Ｈ））。せん断ストローク長ｄは変位計２５を用いて測定し、せん断応力Ｐ２はねじと移動板１６の間に配置した円柱に貼り付けた４枚のひずみゲージ２３（株式会社共和電業型、式：ＫＧＦ−２−１２０−Ｃ１−１１）を用いて、４アクティブゲージ法（直交配置法）で測定した。得られた圧縮繊維構造材１は、厚さ０．５ｍｍ×４３ｍｍ×１３ｍｍであった。
【００８１】
［骨芽細胞培養実験］
作製した圧縮繊維構造材１での骨芽細胞の挙動を調べるために、圧縮繊維構造材１の表面での骨芽細胞培養実験を行った。培養に用いた圧縮繊維構造材１は、上記した製造手順で、表１に示す製造条件で得た。
【００８２】
【表１】
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【００８３】
骨芽細胞培養実験は、得られた圧縮繊維構造材１を直径１０ｍｍの円盤状に加工し、加工後の試料表面に骨芽細胞（Osteoblast）、軟骨細胞（Chondrocyte）、繊維芽細胞（Fibroblast）を各３５００（Cells）散布し、１６８時間（一週間）培養を行った。培養の後、ＤＡＰＩ染色法により細胞数を算出した。その結果を表２に示す。表２より、試料表面での各細胞は、減少することはなく経時的に増加した。各細胞の中で、骨芽細胞は最も多く増加した。この結果より、作製した圧縮繊維構造材１は生体材料として利用できることが明らかになった。
【００８４】
【表２】
0005947564.tif 000003
【００８５】
図６は、培養開始から２４時間経過した後の試料表面のＳＥＭ画像である。図６（Ａ）に示すように、試料表面においてチタン繊維の繊維形状の残る部分では骨芽細胞が多く増加し、図６（Ｂ）に示すように、繊維形状の残らない平滑な部分では骨芽細胞があまり増加しなかった。骨芽細胞培養実験により、常温圧縮せん断加工法によって作製された圧縮繊維構造体１の表面では、骨芽細胞の増加が認められた。また、圧縮繊維構造体１の表面粗さが均一である場合に、骨芽細胞が均一に増加した。
【００８６】
［アスペクト比の影響］
アスペクト比の異なるチタン繊維を用いて圧縮繊維構造体１を作製し、機械的性質に及ぼす影響を検討した。機械的特性として、表面観察、表面粗さ測定、引張試験、曲げ試験、及び密度測定を行った。
【００８７】
（成形条件と圧縮繊維構造体外観図）
表３は、作製した圧縮繊維構造体１の製造条件である。図７は得られた圧縮繊維構造体１の外観写真である。図７より、アスペクト比（ＡＲ）の上昇に伴って圧縮繊維構造体１の外形寸法が大きくなった。これは、アスペクト比が大きい場合、常温圧縮せん断加工時のチタン繊維の嵩が大きく、圧縮荷重Ｐ１を負荷した際にはみ出したためであると考えられる。図７より、はみ出した部分は肉眼でも確認できるほどの繊維形状を残しており、均一に板状となっている中央部分とは異なっていた。均一に板状に成形されている面の大きさは、アスペクト比による違いはなく、成形に用いる貫通型の穴形状である１０ｍｍ×４０ｍｍ程度であった。
【００８８】
【表３】
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【００８９】
図８は、表３で得られた圧縮繊維構造体１の表面の光学顕微鏡写真である。図８より、圧縮繊維構造体１は繊維形状を残した表面を有していることがわかった。また、常温圧縮せん断加工によってチタン繊維は破断せず、アスペクト比の上昇に伴い圧縮繊維構造体１の表面で確認できる繊維が長くなっていることがわかった。アスペクト比ＡＲ＝２５のものは繊維長が５００μｍであるため、凹凸の方向性が最も小さく、骨芽細胞がより均一に増加すると考えられる。
【００９０】
（表面粗さ）
図８に示した圧縮繊維構造体１の表面性状を評価するために、表面粗さ測定を行った。測定には超深度形状測定顕微鏡（株式会社キーエンス製、型番：ＶＫ−８５００）を用い、対物レンズ：１０倍、測定ピッチ：０．０５ｍｍ、基準長さ：１０００μｍの測定条件で、せん断方向の測定とそれに垂直な方向の測定とを行った。
【００９１】
アスペクト比２５の場合でのせん断方向とそれに垂直な方向による算術平均粗さＲａはいずれも約８．８μｍであり、アスペクト比１００の場合でのせん断方向とそれに垂直な方向による算術平均粗さＲａはいずれも約５．６μｍであり、アスペクト比２５０の場合でのせん断方向とそれに垂直な方向による算術平均粗さＲａはいずれも約５μｍであり、アスペクト比５００の場合でのせん断方向とそれに垂直な方向による算術平均粗さＲａはいずれも約５．７μｍであった。また、作製した圧縮繊維構造体は、骨芽細胞培養実験に用いた圧縮繊維構造体と比較して算術平均粗さＲａの誤差が小さく、均一な粗さの表面を得ることができた。また、せん断方向とそれに垂直な方向による算術平均粗さＲａの違いはほとんど見られず、圧縮繊維構造体の凹凸は等方的であった。さらに、アスペクト比ＡＲ＝２５の圧縮繊維構造体は算術平均粗さＲａが最も大きな値となったため、骨芽細胞培養実験において骨芽細胞の増加数の向上が期待できた。なお、算術平均粗さＲａは、ＪＩＳ  Ｂ  ０６０１−１９９４に準拠して評価した。
【００９２】
（断面形態）
図９は、圧縮繊維構造体の断面のＳＥＭ写真である。図９より、圧縮繊維構造体は内部に空隙を有しており、繊維同士の結合はなく、繊維同士が絡み合っていることが確認できた。繊維同士の結合がなかった原因としては、所定量の空隙を有する本発明の圧縮繊維構造体を得るためには、圧縮荷重が低く、せん断距離も小さくて十分であるためである。
【００９３】
（引張試験）
引張試験は、旧ＪＩＳ  Ｚ  ２２０１に準拠し、小型卓上試験機（株式会社島津製作所製、型式：ＥＺ−Ｌ−５００Ｎ）を用いて、試験速度０．５ｍｍ／分、室温（２５℃）で行った。試験片は、７号試験片に準拠して作製した。試験片の平行部にひずみゲージ（株式会社共和電業製、ＫＧＦ−２−１２０−Ｃ１−１１）を貼り付け、試験時のひずみを測定し、ヤング率の導出に用いた。図１０は、試験によって得られた応力−ひずみ線図である。図１０より、常温圧縮せん断加工法によって得られた圧縮繊維構造体は、アスペクト比の増加に伴い引張強さ、及び伸びが上昇しているが、アスペクト比ＡＲ＝２５０以上では引張強さは上昇しなかった。
【００９４】
表４は、アスペクト比の異なる繊維で作製した圧縮繊維構造体のヤング率と引張強さの結果である。作製した圧縮繊維構造体のヤング率は、表４に示すように、アスペクト比の変化によって多少の変化が見られたが、２０〜３０ＧＰａ程度の一定な値となった。なお、純チタン圧延材のヤング率は９８．６ＧＰａであり、緻密骨のヤング率は１０〜１７ＧＰａであるため、圧縮繊維構造体のヤング率は、純チタン圧延材の約１／３倍、緻密骨の約１．７倍程度であることがわかった。一方、引張強さは、表４に示すように、純チタン圧延材が４３８ＭＰａで、緻密骨が８８〜１１４ＭＰａであり、アスペクト比の増加に伴って緻密骨以下の値（約７０ＭＰａ）から、同程度（約１００ＭＰａ）、及び緻密骨以上の値（約１２０ＭＰａ）へと変化することがわかった。
【００９５】
【表４】
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【００９６】
（３点曲げ試験）
３点曲げ試験は、ＪＩＳ  Ｋ  ７１７１に準拠し、小型卓上試験機（株式会社島津製作所製、型式：ＥＺ−Ｌ−５００Ｎ）を用いて、支点間距離６．０ｍｍ、試験速度０．５ｍｍ／分、室温（２５℃）で測定した。作製した試験片の中央部にひずみゲージ（株式会社共和電業製、型式：ＫＧＦ−０２−１２０−Ｃ１−１１）を貼り付け、試験時のひずみを測定し、曲げ弾性率の導出に用いた。図１１は、試験によって得られた応力−ひずみ線図である。なお、応力σの算出式を式（４）に、応力−ひずみ線図作成に用いた曲げひずみεの算出式を式（５）に示す。式（４）中、σ（ＭＰａ）は曲げ応力、Ｆ（Ｎ）は試験力、Ｌ（ｍｍ）は支点間距離、ｂ（ｍｍ）は試験片の幅、ｔ（ｍｍ）は試験片の厚さであり、式（５）中、ε（％）は曲げひずみ、ｓ（ｍｍ）はたわみ、ｔ（ｍｍ）は試験片の厚さ、Ｌ（ｍｍ）は支点間距離である。
【００９７】
σ（ＭＰａ）＝３ＦＬ／２ｂｔ２      …（４）
ε（％）＝６００ｓｔ／Ｌ２      …（５）
【００９８】
図１１には、比較材として厚さｔ＝０．５ｍｍの純チタン圧延材（ＴＰ  ３４０  Ｃ）の試験結果も併せて示した。図１１より、常温圧縮せん断加工法で得られた圧縮繊維構造体は、アスペクト比の異なる生体親和性繊維を用いた場合であっても、いずれもほぼ同じ挙動を示し、純チタン圧延材の場合と比較して低い曲げ弾性率と曲げ強さとなった。表５は、アスペクト比の異なる繊維で作製した圧縮繊維構造体の曲げ弾性率と曲げ強さの結果である。
【００９９】
曲げ弾性率及び曲げ強さ共に、アスペクト比の変化によって多少の変化が見られたが、ほぼ一定な値となり、それぞれ３０ＧＰａ、３１０ＭＰａ程度となった。純チタン圧延材の曲げ弾性率は９９．７ＧＰａで、緻密骨は１０〜１７ＧＰａであるため、純チタン圧延材の約１／３倍、緻密骨の約１．７倍程度であることがわかった。一方、曲げ強さは純チタン圧延材が１０７０ＭＰａ、緻密骨は１００〜２００ＭＰａであり、常温圧縮せん断加工法によって得られた圧縮繊維構造体は純チタン圧延材の約１／３倍、緻密骨の１．５〜３倍となった。
【０１００】
【表５】
0005947564.tif 000006
【０１０１】
（嵩密度）
嵩密度の測定は、測定した試験片の質量を体積で除して求めた。試験片には、得られた圧縮繊維構造体をワイヤカット放電を用いて５ｍｍ角の正方形に切り出したものを使用した。比較材として厚さ０．５ｍｍの純チタン圧延材を測定した。その結果、純チタン圧延材は４．３５ｇ／ｃｍ３となり、作製した圧縮繊維構造体は、アスペクト比にかかわらず、純チタン圧延材の約０．８５倍の３．７ｇ／ｃｍ３程度で一定であった。
【０１０２】
［空隙率測定］
圧縮繊維構造体の平均空孔径と空隙率が骨芽細胞の内部成長に影響するため、水銀圧入試験によって平均空孔径と空隙率の測定を行った。水銀圧入試験は、圧入圧力に応じて試料空隙に圧入する水銀量を計測するものである。試験結果として得られる水銀の圧入圧力を式（６）に示すＷａｓｈｂｕｒｎ式に適用することで空隙の半径を求めることができる。
【０１０３】
Ｐｃ＝−（２Φｍcosθｍ）／ｒ    …（６）
【０１０４】
式（６）中、Ｐｃは水銀圧入試験における圧入圧力に相当する。ｒは圧入圧力Ｐｃに応じて水銀が圧入することのできる円筒形とモデル化された空隙の半径であり、θｍは水銀と円筒形空隙界面との接触角度であり、Φｍは水銀の界面エネルギー（界面張力）である。式（６）を用いて試験結果の圧入圧力を円筒形空隙半径に換算し、水銀圧入量を直接その円筒形空隙に対応した空隙容量と位置づけることによって空隙の分布を求めた。なお、ここでは最大直径３０μｍまで測定した。図１２は、圧縮繊維構造体の水銀圧入試験の結果から導出した空隙率と空孔径の関係を示すグラフである。図１２より、圧縮繊維構造体は内部に空孔を有しており、最大で直径３０μｍ程度の空孔が存在していた。
【０１０５】
図１３は、水銀に加えた圧力と水銀圧入量との関係を表す水銀圧入曲線を示すグラフである。図１３より、水銀に加えた圧力を増すと、水銀圧入量は約０．２ＭＰａまで上昇したが、約０．２ＭＰａから１００ＭＰａまでほぼ変わらずに一定の値を示した。その後、１００ＭＰａを超えた圧力で再度上昇した。アスペクト比が大きい生体親和性繊維を用いた圧縮繊維構造体の方が、高い水銀圧入量を示し、例えば約０．２ＭＰａから１００ＭＰａまでの一定領域では、アスペクト比２５の場合が約７７ｍｍ３／ｇ、アスペクト比１００の場合が約９０ｍｍ３／ｇ、アスペクト比２５０の場合が約１０５ｍｍ３／ｇ、アスペクト比５００の場合が約１２０ｍｍ３／ｇであった。
【０１０６】
表６は、アスペクト比の異なる異生体親和性繊維で成形した各圧縮繊維構造体の平均空孔径と空隙率であり、図１３の水銀圧入曲線から得られた結果である。これらの結果から、圧縮繊維構造体内の平均空孔径の割合は、いずれのアスペクト比の場合であっても、平均空孔径が６０μｍ以上１００μｍ以下で空隙率が２５％以上５０％以下の範囲であることが確認できた。なお、空隙率は、アスペクト比の増加に伴い増す傾向があった。表６には、水銀総圧入量と総表面積についても示した。その結果より、アスペクト比の増加に伴って、水銀総圧入量と総表面積は、いずれも増加傾向にあることがわかった。
【０１０７】
【表６】
0005947564.tif 000007
【０１０８】
［作用効果］
以上説明したように、本発明では、常温圧縮せん断加工法を用いてチタン繊維等の生体親和性繊維を薄板状に成形し、圧縮繊維構造体上での骨芽細胞の挙動と、成形時におけるチタン繊維のアスペクト比の変化による機械的性質への影響を調べたところ、以下のことが明らかになった。
（１）骨芽細胞培養実験を行った結果、圧縮繊維構造体表面において骨芽細胞が経時的に増加することが認められた。また、繊維形状の残る部分と、繊維形状の残らない平滑な部分では骨芽細胞の挙動が異なり、繊維形状の残る部分でより多くの骨芽細胞が増加した。
（２）アスペクト比を変化させて成形を行った圧縮繊維構造体の表面は、骨芽細胞培養実験に用いた圧縮繊維構造体と比較して均一、かつ等方的な凹凸を有することがわかった。
（３）引張強さはアスペクト比の増加に伴い上昇し、アスペクト比ＡＲ＝２５０以上では変化しないことがわかった。
（４）曲げ弾性率と曲げ強さは純チタン圧延材の約１／３倍、緻密骨の１．７倍程度であることがわかった。
【０１０９】
以上のことから、常温圧縮せん断加工法を用いて作製したチタン繊維薄板上での骨芽細胞は経時的な増加が確認され、また、圧延材と比較して生体骨に近い機械的性質を有していた。中でもチタン繊維のアスペクト比が２５の圧縮繊維構造体が最も生体骨に近いものとなり、骨移植部の固定用などの生体材料として有望であった。特に、圧縮繊維構造体は、柔軟性があるため手で骨に巻き付ける等が容易で、施術が容易になるという利点がある。また、従来の生体材料と比べ、骨芽細胞の成長が２倍速いため治癒する時間が２分の１になるという利点も確認された。
【０１１０】
本発明で適用する圧縮せん断加工法は、チタン繊維等の生体親和性繊維を重ねて行なうと結合されるので、厚さを変えることが容易であった。そして、作製された薄板状の圧縮繊維構造体は、用途により、強度を要求されるものと、骨に近い強度を要求される場合とがあるが、それぞれの要求に対して容易に対応できるという利点がある。
【０１１１】
［複合化した圧縮繊維構造材の製造］
チタン繊維とマグネシウム粉末とを複合化させた圧縮繊維構造材１についての具体例を挙げる。
【０１１２】
（複合化原料）
チタン繊維として、純度９９．５２％（第一種）の純チタンからなる平均径約２０μｍの繊維状チタン（株式会社日工テクノ製）を使用した（図１４（Ａ）を参照）。チタン繊維は、厚さ２０μｍのチタン薄板をコイル状に巻き、その端面を切削して得るコイル材切削法により作製した。マグネシウム粉末として、純度９９．６％、平均粒径１０６μｍの粉末状マグネシウム（株式会社関東金属製）を使用した（図１４（Ｂ）を参照）。
【０１１３】
（常温圧縮せん断加工）
チタン繊維とマグネシウム粉末とを複合化させた。先ず、チタン繊維を、図３に示す常温圧縮せん断加工装置２０で成形し、チタン繊維の一次圧縮成形体を得た。具体的には、先ず、図２（Ａ）に示す固定板１０上に貫通穴１３の形状が４０ｍｍ×１０ｍｍで高さが１５ｍｍの貫通型１２を設置し（図２（Ｂ）参照）、その貫通型１２にチタン繊維を充填した（図２（Ｃ））。次に、貫通型１２を取り除き（図２（Ｄ））、固定板１０を装置２０に設置した後、チタン繊維の上に移動板１６を載せた（図２（Ｅ））。次に、装置２０を作動させ、チタン繊維に圧縮応力Ｐ１（圧縮応力：１２５０ＭＰａ、圧縮荷重：５００ｋＮ）を負荷した（図２（Ｆ））。圧縮応力Ｐ１は、装置上部に設置したロードセル２１を用いて測定した。次に、圧縮応力Ｐ１を負荷したまま、横方向に移動板１６を移動させ（せん断速度：１ｍｍ／分、せん断距離：０．２５ｍｍ）、チタン繊維にせん断応力Ｐ２を負荷することで、チタン繊維の一次圧縮成形体を作製した（図２（Ｇ）（Ｈ））。せん断ストローク長ｄは変位計２５を用いて測定し、せん断応力Ｐ２はねじと移動板１６の間に配置した円柱に貼り付けた４枚のひずみゲージ２３（株式会社共和電業型、式：ＫＧＦ−２−１２０−Ｃ１−１１）を用いて、４アクティブゲージ法（直交配置法）で測定した。得られたチタン繊維の一次圧縮成形体は、厚さ０．５ｍｍ×４３ｍｍ×１３ｍｍであった。
【０１１４】
チタン繊維の一次圧縮成形体を、上下からマグネシウム粉末を挟んで二次成形を行った。二次成形は、三層構造に重ねた後、上記同様の常温圧縮せん断加工装置にセットし、圧縮応力Ｐ１（圧縮応力：１２５０ＭＰａ、圧縮荷重：５００ｋＮ）を負荷し、その圧縮応力Ｐ１を負荷したまま、横方向に移動板１６を移動させ（せん断速度：５ｍｍ／分、せん断距離：５ｍｍ）、三層構造の二次圧縮成形体を作製した。図１４（Ｃ）は、チタン繊維とマグネシウム粉末とを複合化させた圧縮繊維構造材（二次圧縮成形体）の一例を示す模式的な断面図である。得られた二次圧縮成形体を構成するチタン繊維とマグネシウム粉末との割合は、チタン繊維９５体積％、マグネシウム粉末５体積％を目処として作製した。
【０１１５】
（溶解試験と溶解試験後の強度）
得られた圧縮繊維構造材の溶解試験を、ＪＩＳ  Ｈ  ０５４１に準拠し、塩化ナトリウム０．９ｖｏｌ．％の生理食塩水（３５℃）を用い、０分、３０分、６０分、１８０分、３００分、及び６００分で行った。開始から約３０分間で圧縮繊維構造材から気泡が発生した。溶解試験後には、圧縮繊維構造材の表面に空孔が見られ、マグネシウムの溶解が確認された。
【０１１６】
溶解試験後の機械的特性を引張試験により得た。引張試験は、旧ＪＩＳ  Ｚ  ２２０１に準拠し、小型卓上試験機（株式会社島津製作所製、型式：ＥＺ−Ｌ−５００Ｎ）を用いて、試験速度０．５ｍｍ／分、室温（２５℃）で行った。試験片は、７号試験片に準拠して作製した。試験片の平行部にひずみゲージ（株式会社共和電業製、ＫＧＦ−２−１２０−Ｃ１−１１）を貼り付け、試験時のひずみを測定し、ヤング率の導出に用いた。
【０１１７】
表７は、溶解試験の経過時間での引張強さとヤング率の結果である。複合化した圧縮繊維構造材は、溶解時間が長くなるにしたがって強度が低下し、特に当初は生体骨のヤング率よりも大きい値を示したが、時間の経過に伴って生体骨と同じヤング率に変化した。このように、マグネシウム成分の溶解により、生体骨と同程度の機械的特性に変化した。
【０１１８】
【表７】
0005947564.tif 000008
【０１１９】
こうした圧縮繊維構造材は、チタン繊維とマグネシウム粉末とを常温圧縮せん断加工で複合化した点に特徴があり、チタン繊維とマグネシウム粉末の機能を保持させたまま所望の強度を付与できる。そして、複合化した圧縮繊維構造材は、初期の埋込時には埋込に必要な強度を確保でき、埋込後にはマグネシウム成分の溶解により生体骨の強度に近づけることができる。しかも、チタン繊維を母材としているので、マグネシウム成分が溶解した後であっても所望の強度を維持することができる。また、マグネシウムは生体親和性を有するので、人体に対する悪影響もない。
【符号の説明】
【０１２０】
１  圧縮繊維構造材
１０  固定板
１２  貫通型
１３  貫通穴
１４  生体親和性繊維
１６  移動板
２０  常温圧縮せん断加工装置
２１  ロードセル
２３  ひずみゲージ
２５  変位計
３１〜３４  プレート
Ｐ１  圧縮応力
Ｐ２  せん断応力
ｄ  断ストローク長
ｔA  生体親和性繊維の充填高さ
ＬA  生体親和性繊維の充填長さ
ｔB  圧縮繊維構造材の厚さ
ＬB  圧縮繊維構造材の長さ
【図１】
0005947564.tif 000009
【図２】
0005947564.tif 000010
【図３】
0005947564.tif 000011
【図４】
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【図１０】
0005947564.tif 000013
【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
0005947564.tif 000019
【図８】
0005947564.tif 000020
【図９】
0005947564.tif 000021
【図１４】
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