(57)【要約】  医療用インプラントであって、複数の層を含み、それぞれの層が、ポリマー及び複数の一方向に配列した連続的な強化用繊維を含む、医療用インプラント。【選択図】図３２ｂ
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用インプラントであって、バイオ複合材料を含み、前記バイオ複合材料が、ポリマー及び複数の強化用繊維を含み、前記バイオ複合材料医療用インプラント内の鉱物組成物の重量パーセントが、４０〜９０％の範囲にあり、前記繊維の平均直径が、１〜１００マイクロメートルの範囲にある、医療用インプラント。
【請求項２】
前記重量パーセントが、４０％〜７０％の範囲である、請求項１に記載のインプラント。
【請求項３】
前記重量パーセントが、４０％〜６５％の範囲である、請求項２に記載のインプラント。
【請求項４】
前記重量パーセントが、４５％〜６０％の範囲である、請求項３に記載のインプラント。
【請求項５】
前記鉱物組成物が、シリカ系である、請求項１〜４のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項６】
前記シリカ系鉱物化合物が、少なくとも１種類の以下のモル％範囲で少なくとも１種類の酸化物の組成を有する、請求項５に記載のインプラント：
Ｎａ２Ｏ：１１．０〜１９．０モル％
ＣａＯ：９．０〜１４．０モル％
ＭｇＯ：１．５〜８．０モル％
Ｂ２Ｏ３：０．５〜３．０モル％
Ａｌ２Ｏ３：０〜０．８モル％
Ｐ２Ｏ３：０．１〜０．８モル％
ＳｉＯ２：６７〜７３モル％
【請求項７】
前記シリカ系鉱物化合物が、少なくとも１種類の以下のモル％範囲で少なくとも１種類の酸化物組成を有する、請求項６に記載のインプラント：
Ｎａ２Ｏ：１２．０〜１３．０モル％
ＣａＯ：９．０〜１０．０モル％
ＭｇＯ：７．０〜８．０モル％
Ｂ２Ｏ３：１．４〜２．０モル％
Ｐ２Ｏ３：０．５〜０．８モル％
ＳｉＯ２：６８〜７０モル％
【請求項８】
前記バイオ複合材料組成物の前記密度が、１〜２ｇ／ｍＬの間である、請求項１〜７のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項９】
前記密度が、１．２〜１．９ｇ／ｍＬの間である、請求項８に記載のインプラント。
【請求項１０】
前記密度が、１．４〜１．８ｇ／ｍＬの間である、請求項９に記載のインプラント。
【請求項１１】
前記鉱物含有量が、前記鉱物組成物から作られた強化鉱物繊維によって提供される、請求項１〜１０のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項１２】
強化用繊維の大部分の前記直径が、０〜１００μｍの範囲である、請求項１１に記載のインプラント。
【請求項１３】
前記直径が、１〜２０μｍの範囲である、請求項１２に記載のインプラント。
【請求項１４】
前記直径が、４〜１６μｍの範囲である、請求項１３に記載のインプラント。
【請求項１５】
前記直径が、９〜１４μｍの範囲である、請求項１４に記載のインプラント。
【請求項１６】
前記医療用インプラント内における繊維間の繊維直径の標準偏差が、５μｍ未満である、請求項１１〜１５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項１７】
前記標準偏差が、３μｍ未満である、請求項１６に記載のインプラント。
【請求項１８】
前記標準偏差が、１．５μｍ未満である、請求項１７に記載のインプラント。
【請求項１９】
前記強化用繊維が、ポリマーマトリックス内に繊維部分を含み、前記ポリマーが、生分解性であり、前記生分解性ポリマーが、生分解性複合材料に組み込まれ前記マトリックスを形成する、請求項１１〜１８のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項２０】
平均繊維部分の長さ及び／又は大部分の繊維部分の長さが、０．５〜２０ｍｍの範囲である、請求項１９に記載のインプラント。
【請求項２１】
前記長さが、１〜１５ｍｍの範囲である、請求項２０に記載のインプラント。
【請求項２２】
前記長さが、３〜１０ｍｍの範囲である、請求項２１に記載のインプラント。
【請求項２３】
前記長さが、４〜８ｍｍの範囲である、請求項２２に記載のインプラント。
【請求項２４】
前記繊維が、前記バイオ複合材料を含むポリマーマトリックスに埋め込まれた、請求項１１〜２３のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項２５】
前記ポリマーが、ラクチド、グリコリド、カプロラクトン、バレロラクトン、カーボネート（例えば，トリメチレンカーボネート、テトラメチレンカーボネート、等）、ジオキサノン（例えば，１，４−ジオキサノン）、δ−バレロラクトン、１、ジオキセパノン）例えば，１，４−ジオキセパン−２−オン及び１，５−ジオキセパン−２−オン）、エチレングリコール、エチレンオキシド、エステルアミド、γ−ヒドロキシバレレート（ｙｄｒｏｘｙｖａｌｅｒａｔｅ）、β-ヒドロキシプロピオン酸、α−ヒドロキシ酸、ヒドロキシブテレート、ポリ（オルトエステル）、ヒドロキシアルカノエート、チロシンカーボネート、ポリイミドカーボネート、ポリ（ビスフェノールＡ−イミノカーボネート）及びポリ（ヒドロキノン−イミノカーボネート）などのポリイミノカーボネートポリウレタン、ポリ無水物、ポリマー薬物（例えば，ポリジフルニサル、ポリアスピリン及びタンパク質治療薬）、糖；デンプン、セルロース及びセルロース誘導体、多糖類、コラーゲン、キトサン、フィブリン、ヒアルロン酸、ポリペプチド、タンパク質、ポリ（アミノ酸）、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）、ポリ−ＤＬ−ラクチド（ＰＤＬＬＡ）；ポリグリコリド（ＰＧＡ）；グリコリドのコポリマー、グリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー（ＰＧＡ／ＴＭＣ）；ラクチド／テトラメチルグリコリドコポリマー、ラクチド／トリメチレンカーボネートコポリマー、ラクチド／ｄ−バレロラクトンコポリマー、ラクチド／ε−カプロラクトンコポリマー、Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチドコポリマー、グリコリド／Ｌ−ラクチドコポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＬＡ）、ポリラクチド−ｃｏ−グリコリドなどのＰＬＡのその他のコポリマー；ラクチド／グリコリド／トリメチレンカーボネートターポリマー、ラクチド／グリコリド／ε−カプロラクトンターポリマー、ＰＬＡ／ポリエチレンオキシドコポリマーなどのＰＬＡのターポリマー；ポリデプシペプチド；非対称−３，６-置換ポリ−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン；ポリヒドロキシアルカノエート；ポリヒドロキシブチレート（ＰＨＢ）など；ＰＨＢ／ｂ−ヒドロキシバレレートコポリマー（ＰＨＢ／ＰＨＶ）；ポリ−ｂ−ヒドロキシプロピオン酸（ＰＨＰＡ）；ポリ−ｐ−ジオキサノン（ＰＤＳ）；ポリ−ｄ−バレロラクトン−ポリ−ε−カプロラクトン、ポリ（ε−カプロラクトン−ＤＬ−ラクチド）コポリマー；メチルメタクリレート−Ｎ−ビニルピロリドンコポリマー；ポリエステルアミド；シュウ酸のポリエステル；ポリジヒドロピラン；ポリアルキル−２−シアノアクリレート；ポリウレタン（ＰＵ）；ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）；ポリペプチド；ポリ−ｂ−リンゴ酸（ＰＭＬＡ）：ポリ−ｂ−アルカン酸（ａｌｋａｎｂｉｃ  ａｃｉｄ）；ポリカーボネート；ポリオルトエステル；ポリリン酸塩；ポリ（エステル無水物）；及びそれらの混合物；並びにそれらの誘導体、コポリマー及び混合物を含む、請求項２４に記載のインプラント。
【請求項２６】
前記ポリマーが、ＰＬＬＡ、ＰＤＬＡ、ＰＧＡ、ＰＬＧＡ、ＰＣＬ、ＰＬＬＡ−ＰＣＬ及びそれらの組合せからなる群から選択される、請求項２５に記載のインプラント。
【請求項２７】
前記ＰＬＬＡが、前記ポリマーマトリックスに用いられ、前記マトリックスが、少なくとも３０％ＰＬＬＡを含む、請求項２６に記載のインプラント。
【請求項２８】
前記マトリックスが、少なくとも５０％ＰＬＬＡを含む、請求項２７に記載のインプラント。
【請求項２９】
前記マトリックスが、少なくとも７０％ＰＬＬＡを含む、請求項２８に記載のインプラント。
【請求項３０】
前記ＰＤＬＡが、前記ポリマーマトリックスに用いられ、前記マトリックスが、少なくとも少なくとも５％ＰＤＬＡを含む、請求項２９に記載のインプラント。
【請求項３１】
前記マトリックスが、少なくとも１０％ＰＤＬＡを含む、請求項３０に記載のインプラント。
【請求項３２】
前記マトリックスが、少なくとも２０％ＰＤＬＡを含む、請求項３１に記載のインプラント。
【請求項３３】
不均一構造を含む、請求項１〜３２のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項３４】
前記不均一構造が、連続的である、請求項３３に記載のインプラント。
【請求項３５】
複数の層を含む、請求項３３に記載のインプラント。
【請求項３６】
前記層が、非晶質である、請求項３５に記載のインプラント。
【請求項３７】
前記繊維が、それぞれの層内で一方向に配列する、請求項３５に記載のインプラント。
【請求項３８】
前記配列した繊維が、平均して長さが５〜１２ｍｍの配列した繊維部分を含む、請求項３７に記載のインプラント。
【請求項３９】
前記配列した繊維が連続的である、請求項３７に記載のインプラント。
【請求項４０】
それぞれのバイオ複合材料層に１〜１００本の間の強化用繊維を含む、請求項１〜３９のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項４１】
それぞれのバイオ複合材料層に２〜４０本の間の強化用繊維を含む、請求項４０に記載のインプラント。
【請求項４２】
それぞれのバイオ複合材料層に４〜２０本の間の強化用繊維を含む、請求項４１に記載のインプラント。
【請求項４３】
それぞれの層が、特定の方向の繊維配向を有し、それぞれ隣接する層が、異なる角度であり、前記層間の角度差が、１５〜７５度の間であるように、前記繊維の配向が、隣接する層間で互い違いになる、請求項１〜４２のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項４４】
前記層間の角度差が、３０〜６０度の間である、請求項４３に記載のインプラント。
【請求項４５】
前記層間の角度差が、４０〜５０度の間である、請求項４４に記載のインプラント。
【請求項４６】
ある層における最後の繊維と隣接する層における最初の繊維との間の距離によって決定される層間の距離が、０〜２００μｍの間である、請求項１〜４５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項４７】
前記距離が、０〜６０μｍの間である、請求項４６に記載のインプラント。
【請求項４８】
前記距離が、１〜４０μｍの間である、請求項４７に記載のインプラント。
【請求項４９】
前記距離が、２〜３０μｍの間である、請求項４８に記載のインプラント。
【請求項５０】
前記繊維が、連続的な繊維である、請求項１〜４９のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項５１】
前記連続的な繊維が、４ｍｍより長い、請求項５０に記載のインプラント。
【請求項５２】
前記連続的な繊維が、８ｍｍより長い、請求項５１に記載のインプラント。
【請求項５３】
前記連続的な繊維が、１２ｍｍより長い、請求項５２に記載のインプラント。
【請求項５４】
前記連続的な繊維が、１６ｍｍより長い、請求項５３に記載のインプラント。
【請求項５５】
前記連続的な繊維が、２０ｍｍより長い、請求項５４に記載のインプラント。
【請求項５６】
前記繊維における少なくとも一部の強化用繊維の長さが、前記インプラントにおける長手方向の長さの少なくとも５０％である、請求項１〜５５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項５７】
前記繊維における大部分の前記強化用繊維の長さが、前記インプラントにおける前記長手方向の長さの少なくとも５０％である、請求項５６に記載のインプラント。
【請求項５８】
前記強化用繊維の長さが、前記インプラントにおける前記長手方向の長さの６０％である、請求項５６又は５７に記載のインプラント。
【請求項５９】
前記強化用繊維の長さが前記インプラントにおける前記長手方向の長さの７５％である、請求項５８に記載のインプラント。
【請求項６０】
前記複合材料層内の大部分の強化用繊維が、前記医療用インプラントの前記長手方向軸に配列する、請求項１〜５９のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項６１】
繊維の７０％、８０％、９０％、９５％超が、前記長手方向軸で一方向に配列する、請求項６０に記載のインプラント。
【請求項６２】
複数の繊維が、更に追加で３方向まで配列する、請求項６０又は６１に記載のインプラント。
【請求項６３】
複数の繊維が、前記長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列の選択で配列する、請求項６２に記載のインプラント：０°、３０°、−３０°、４５°、−４５°、９０°。
【請求項６４】
複数の繊維が、前記長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列の選択で配列する、請求項６３に記載のインプラント：０°、４５°、−４５°、９０°。
【請求項６５】
複数の繊維が、前記長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列の選択で配列する、請求項６４に記載のインプラント：０°、４５°、−４５°。
【請求項６６】
大部分の繊維が、前記インプラントの前記長手方向のアクセスで配列し、複数の繊維が、前記長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列で配列する、請求項１〜６５のいずれか一項に記載のインプラント：４５°、−４５°。
【請求項６７】
前記繊維の直径は、１〜１００μｍの範囲である、請求項１〜６６のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項６８】
前記繊維の前記直径が、１〜２０μｍの範囲である、請求項６７に記載のインプラント。
【請求項６９】
前記繊維の前記直径が、４〜１６μｍの範囲である、請求項６８に記載のインプラント。
【請求項７０】
前記繊維の前記直径が、６〜２０μｍの範囲である、請求項６８に記載のインプラント。
【請求項７１】
前記直径が、１０〜１８μｍの範囲である、請求項７０に記載のインプラント。
【請求項７２】
前記直径が、１４〜１６μｍの範囲である、請求項７１に記載のインプラント。
【請求項７３】
繊維間の繊維直径の標準偏差は、５μｍ未満である、請求項１〜７２のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項７４】
前記繊維直径の前記標準偏差が、３μｍ未満である、請求項７３に記載のインプラント。
【請求項７５】
前記繊維直径の前記標準偏差が、１．５μｍ未満である、請求項７４に記載のインプラント。
【請求項７６】
前記インプラント内の強化用繊維の体積パーセントは、３０〜９０％の範囲である、請求項１〜７５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項７７】
前記体積パーセントが、４０％〜７０％の範囲である、請求項７６に記載のインプラント。
【請求項７８】
それぞれの複合材料層が、０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍの厚みである、請求項１〜７７のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項７９】
それぞれの複合材料層が、２〜３０ｍｍの幅である、請求項１〜７８のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項８０】
前記繊維が、メッシュとして配置してある、請求項１〜７９のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項８１】
前記インプラントが、疑似生理学的分解の５日後に１２ＧＰａを超える曲げ弾性率及び１８０ＭＰａを超える曲げ強度を有する、請求項１〜８０のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項８２】
前記インプラントが、疑似生理学的分解の５日後に１０ＧＰａを超える曲げ弾性率及び１２０ＭＰａを超える曲げ強度を有する、請求項８１に記載のインプラント。
【請求項８３】
前記インプラントが、４００〜８００ＭＰａの範囲の曲げ強度を有する、請求項８２に記載のインプラント。
【請求項８４】
前記インプラントが、６５０〜８００ＭＰａの範囲の曲げ強度を有する、請求項８３に記載のインプラント。
【請求項８５】
前記インプラントが、１０〜２７ＧＰａの範囲の弾性率を有する、請求項８２〜８４のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項８６】
前記インプラントが、１６〜２７ＧＰａの範囲の前記弾性率を有する、請求項８２〜８５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項８７】
前記インプラントが、移植の８週間後に１０ＧＰａを超える弾性率及び移植の８週間後に１５０ＭＰａを超える曲げ強度の強度を保持する、請求項１〜８６のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項８８】
インビボ移植の３ヶ月後に前記曲げ弾性率が、１５ＧＰａを超え、曲げ強度が、１５０ＭＰａを超える、請求項１〜８７のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項８９】
インビボ移植の４ヶ月後に前記曲げ弾性率が、１５ＧＰａを超え、曲げ強度が、１５０ＭＰａを超える、請求項１〜８８のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項９０】
インビボ移植の６ヶ月後に前記曲げ弾性率が、１５ＧＰａを超え、曲げ強度が、１５０ＭＰａを超える、請求項１〜８９のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項９１】
前記インプラントの前記表面の大部分が、覆われている、請求項１〜９０のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項９２】
前記被覆が、ポリマーフィルムによる、請求項９１に記載のインプラント。
【請求項９３】
前記表面ポリマーフィルムが、平均して０．５〜５０μｍの厚みである、請求項９２に記載のインプラント。
【請求項９４】
前記厚みが、５〜５０μｍである、請求項９３に記載のインプラント。
【請求項９５】
前記厚みが、１０〜４０μｍである、請求項９４に記載のインプラント。
【請求項９６】
前記インプラントの前記表面に露出した繊維を含み、前記露出した繊維が、１〜６０％のインプラント表面を構成する、請求項１〜９５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項９７】
前記露出した繊維が、１０〜５０％のインプラント表面を構成する、請求項９６に記載のインプラント。
【請求項９８】
前記露出した繊維が、１５〜３０％のインプラント表面を構成する、請求項９７に記載のインプラント。
【請求項９９】
製造後のインプラントの含水量が、５０％未満である、請求項１〜９８のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項１００】
前記含水量が、１％未満である、請求項９９に記載のインプラント。
【請求項１０１】
前記含水量が、０．４％未満である、請求項１００に記載のインプラント。
【請求項１０２】
前記含水量が、０．２％未満である、請求項１０１に記載のインプラント。
【請求項１０３】
製造後インプラント内の残留モノマーの含有量が、３％未満である、請求項１〜１０２のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項１０４】
前記残留モノマーの含有量が、２％未満である、請求項１０３に記載のインプラント。
【請求項１０５】
前記残留モノマーの含有量が、１％未満である、請求項１０４に記載のインプラント。
【請求項１０６】
インプラントが、骨固定プレート、髄内釘、関節（股関節、膝、肘）インプラント、脊椎インプラント及び骨折固定、腱再付着、脊椎固定及び脊椎ケージなど、このような用途のための他の器具を含む前記群から選択される、請求項１〜１０５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項１０７】
ネジ付きインプラントに適合している、請求項１０６に記載のインプラント。
【請求項１０８】
前記ネジ付きインプラントの外層は、前記繊維の方向が、前記ネジ付きインプラントのネジ部分のねじれ角に近づくような方向に配列している、請求項１０７に記載のインプラント。
【請求項１０９】
前記繊維方向の配列角度が、前記ねじれ角の４５度以内である、請求項１０８に記載のインプラント。
【請求項１１０】
前記ネジ付きインプラントが、ネジ付きスクリューである、請求項１０７〜１０９のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項１１１】
円形インプラントに適合している、請求項１０６に記載のインプラント。
【請求項１１２】
治療を必要とする患者に対する整形外科用途のための治療方法であり、前記患者に請求項１〜１１１のいずれか一項に記載の医療用インプラントを移植することを含む、治療方法。
【請求項１１３】
前記患者への前記移植が、前記患者内における耐荷重目的で構造固定を実施することを含む、請求項１１２に記載の治療方法。
【請求項１１４】
前記構造固定の実施が、骨固定の実施を含む、請求項１１３に記載の治療方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
背景技術
永久整形外科用インプラント材料
医療用インプラントは、金属、合金、セラミック又は分解性でかつ安定な複合材料から製造できる。耐荷重下、すなわち高強度を必要とする整形外科用途では通常、ステンレス鋼又はチタン合金が使用される。金属インプラントは、整形外科手術における使用において長年成功してきたが、合併症に対する多くのリスクも伴う。これらの材料は不活性であるが、それらはまた、インプラントの必要性が、骨折固定のような一時的な場合にも用いられる。骨折固定のための金属棒及びプレートの場合、骨結合の確認後約１年後に、器具を除去するための第２の手術が、推奨される場合がある。インプラント除去は、患者に更なるリスクが生じ、罹患率を高め、クリニックの利用可能率を占め、全体的な処置費用を増大させる。器具を除去しない場合、骨の再構築を引き起こす恐れがある。更には、このような再構築は、宿主組織のストレスシールディング又は炎症によって、骨が脆弱になる恐れがある。皮質骨の剛性及び強度と比較して金属の剛性（弾性率）及び強度が高いことによって、ストレスシールディングが生じる恐れがあるため、金属が骨を圧迫して、前立腺周囲の骨折又は骨強度の損失をもたらす恐れがある。
【０００２】
従来、金属合金で構築された耐荷重医療用インプラントの例として、治療するために骨片を固定する骨折固定及び／又は骨切り術用の骨プレート、棒、スクリュー、タック、釘、クランプ及びピンが挙げられる。他の例としては、脊椎手術における椎骨癒合及び他の手術用の頸部ウェッジ、腰椎ケージ及びプレート並びにスクリューが挙げられる。
【０００３】
例えば、ポリメタクリレート（ＰＭＭＡ）、超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリシロキサン及びアクリルポリマーに基づく、生体安定性ポリマー及びその複合材料もまた、医療用インプラントの製造に用いられてきた。これらの材料は、生分解性又は生体吸収性ではなく、そのため医療用インプラント用途に用いたとき、多くの金属と同一の限界に直面し、例えば、それらはインプラントの寿命におけるある時点でインプラントを交換又は除去するための第２の手術を必要とする場合がある。更に、これらの材料は、金属より脆弱であり（強度及び剛性が低く）、そのためそれらは、特に動的負荷を繰り返した後（すなわち、材料の疲労又はクリープにより）、機械的故障をより受けやすくなる。
既存の分解性ポリマーの医療用インプラント
【０００４】
吸収性ポリマーが、吸収性インプラントの開発に用いられてきており、吸収性、生体吸収性又は生分解性インプラントと呼ばれることもある。生体適合性がある吸収性ポリマーを用いる利点は、ポリマーひいてはインプラントが、体内で吸収され、代謝系によって代謝される非毒性分解生成物を放出することである。ポリ乳酸及びポリグリコール酸及びポリジオキサンを含むポリマーは、頭蓋顔面用途などの非耐荷重性医療用インプラント用途のために整形外科プレート、棒、アンカー、ピン又はスクリューとして現在用いられている吸収性がある生体適合性材料である。これらの医療用インプラント材料は、最終的な吸収という利点を提供し、応力を骨折からの再構築に転換しながら、後に除去する必要性を排除している。しかし、現在の生体吸収性材料及びインプラントは、金属製インプラントに匹敵する機械特性を有しない。非強化の吸収性ポリマーの機械的強度及び弾性率（おおよそ３〜５ＧＰａ）は、おおよそ１５〜２０ＧＰａの範囲の弾性率を有する骨折した皮質骨を支持するには不十分である（Ｓｎｙｄｅｒ  ＳＭらは、ヒト脛骨の曲げ弾性率を約１７．５ＧＰａと測定した。Ｓｎｙｄｅｒ  ＳＭ  Ｓｃｈｎｅｉｄｅｒ  Ｅ，Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｏｒｔｈｏｐｅｄｉｃ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ，Ｖｏｌ．９，１９９１，ｐｐ．４２２−４３１）。そのため、吸収性ポリマーで構築された既存の医療用インプラントの適用には限界があり、それらの固定は通常、動き又は大きな荷重からの保護を必要とする。これらの器具は、小児患者又は成人の内果骨折、靭帯固定、顎顔面又は骨軟骨骨折などの低応力領域の固定が必要とされるとき（すなわち、非耐荷重用途）にのみ考慮される。
強化された分解性ポリマー材料
【０００５】
近年、強度及び剛性（弾性率）が改善された強化ポリマー材料が、導入されている。これらの生分解性複合材料は、通常繊維形態の充填剤によって強化されたポリマーを含む。複合材料では通常、比較的柔軟なマトリックス（すなわち、ポリマー）が、剛性及び強度がある強化材料と組み合わせられ、複合材料マトリックスの機械特性を向上させる。例えば、生分解性ガラス又は鉱物材料を用いて、生分解性ポリマーマトリックスの剛性及び強度を改善できる。先行技術では、このような複合材料を製造するための幾つかの試みが、報告されており、生物活性ガラス粒子、ヒドロキシアパタイト粉末又は短いガラス繊維を用いて、生分解性ポリマーの特性を向上させた。ほとんどの場合、これらの複合材料の強度及び剛性は、皮質骨より低いか又は生理学的環境で急速に分解した後に皮質骨より低くなる。そのため、これらの複合材料の大部分は、耐荷重医療用インプラント用途の使用に適さない。しかし近年、皮質骨と同等か又はそれよりも高い強度及び剛性を有する生分解性複合材料、例えば、生分解性ポリマー及び２０〜７０ｖｏｌ％のガラス繊維を含む生分解性複合材料（ＷＯ２０１０１２８０３９  Ａ１）が、報告されている。例えば、繊維で強化されたポリマーで形成された、他の複合材料インプラントが、米国特許第４，７５０，９０５号、同第５，１８１，９３０号、同第５，３９７，３５８号、同第５，００９，６６４号、同第５，０６４，４３９号、同第４，９７８，３６０号、同第７，４１９，７１４号に開示されており、その開示は、本明細書に参考として組み込まれる。
強化された分解性ポリマー材料の分解メカニズム
【０００６】
生分解性複合材料が、骨折を固定するためなど、耐荷重医療用インプラント用途に用いられるとき、医療用インプラントの機械特性は、長期間維持されなければならない。複合材料の分解によってインプラントの強度又は剛性を早期に損失することになり、不十分な骨断片の固定の結果、不適当な骨治癒になるなど、インプラントの機能不全を生じる恐れがある。
【０００７】
生分解性複合材料は、体液と接触すると加水分解を開始する。この分解は、生分解性ポリマー、強化充填剤又はその双方の分解の結果であり得る。特に、このような分解は、生理学的環境などの水性環境で、無機化合物によって強化された特定の強化ポリマー材料の機械的強度及び剛性の急速な降下をもたらす恐れがある。吸収性ポリマーマトリックスが有機材料であり、充填剤が無機化合物である場合、吸収性ポリマーマトリックスと充填剤間の接着性が、水性環境におけるポリマー又は充填剤のいずれかの分解によって低下し、急速に低下し、強化されたポリマーの初期機械特性が、急速に降下し、望ましい適切な耐荷重性能よりも低くなる恐れがある。ポリマー及び充填剤の個別の分解とは別に、ポリマーと強化材界面の相互作用及び接着性が乏しいことによって水性環境で界面において早期の破損をもたらす恐れがあり、それによって、強化材がポリマーから脱離し、充填剤の強化効果が失われたとき、急速な機械特性の降下がもたらされる。
【０００８】
Ｔｏｒｍａｌａら（ＷＯ２００６／１１４４８３）は、ポリマーマトリックスに２種類の強化用繊維、１種類のポリマー及び１種類のセラミックを含有する複合材料について記載しており、皮質骨の特性と同等の良好な初期の機械的結果（４２０＋／−３９ＭＰａの曲げ強度及び２１．５ＧＰａの曲げ弾性率）を報告した。しかし、先行技術では、吸収性ガラス繊維で強化された生体吸収性複合材料は、高い初期曲げ弾性率を有するが、インビトロで急速にそれらの強度及び弾性率が、失われることが教示されている。
【０００９】
ポリマーと強化材間の界面結合（共有結合など）が改善されると、強化された生体吸収性ポリマーの機械特性の保持を、水性環境において有意に長くできる（ＷＯ２０１０１２８０３９Ａ１）が、ポリマー、強化材又はそれら２つの界面間における連続的な加水分解によって、機械特性は、時間の経過と共に失われることになる。骨結合は、数ヶ月以上かかる場合があるため、共有結合で強化された生体吸収性ポリマーにおける機械特性の長期の分解プロファイルであっても、耐荷重整形外科用途に使用される医療用インプラントの最適な機能には不十分である恐れがある。
【００１０】
強化された分解性ポリマーのインプラントにおける強度損失の一例は、自己強化ポリ−Ｌ−乳酸に関連して記載されている（Ｍａｊｏｌａ  Ａ  ｅｔ  ａｌ．，Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．３，１９９２，ｐｐ．４３−４７）。そこで、自己強化ポリ−Ｌ−乳酸（ＳＲ−ＰＬＬＡ）複合材料の棒の強度及び強度の保持がウサギの髄内及び皮下移植後に評価された。ＳＲ−ＰＬＬＡ棒の初期曲げ強度は、２５０〜２７１ＭＰａであった。髄内及び皮下移植の１２週間後の、ＳＲ−ＰＬＬＡインプラントの曲げ強度は、１００ＭＰａだった。
【００１１】
ＰＬＡ、ＰＧＡ及びＰＣＬのコポリエステル及びターポリエステルについて、医療器具用の吸収性複合材料に最適なポリマーを調整することが興味深い。モノマー比及び分子量の選択が、吸収性複合材料の強度弾性率（ｓｔｒｅｎｇｔｈ  ｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ）、弾性率（ｍｏｄｕｌｕｓ）、熱特性、分解率及び溶融粘度に有意に影響し、これらのポリマーの全てが、インビトロ及びインビボの双方の水性条件下で分解性であることが知られている。分解工程では２つの段階が確認されており、第１に、分解は、ポリマーの分子量を低下させるエステル結合のランダム加水分解鎖切断によって進行する。第２段階では、鎖切断に加えて測定可能な重量損失が観察される。機械特性は、大部分が失われるか、又は重量損失が始まる時点で少なくとも顕著な低下がそれらに認められる。これらのポリマーの分解速度は、ポリマー構造、つまり結晶性、分子量、ガラス転移温度、ブロック長、ラセミ化及び鎖構築に応じて異なる（Ｍｉｄｄｌｅｔｏｎ  ＪＣ，Ｔｉｐｔｏｎ  ＡＪ，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ  ２１，２０００，２３３５−２３４６）。
整形外科用インプラント内における鉱物含有量の未解決の問題
【００１２】
前述のように、ポリ乳酸（ＰＬＡ）などの生体吸収性ポリマーから整形外科用固定インプラントを製造する試みがなされている。しかし、これらのインプラントの機械特性は、単にＰＬＡ酸性ポリマー鎖に由来している。したがって、それらの強度は限定されており（骨の強度及び弾性率の一部）、これらの生体吸収性ポリマーインプラントの酸性バースト分解工程によって、問題となる局所組織応答（嚢胞、膿瘍等）が生じた。これらのインプラントへの骨の付着は不十分だった。
【００１３】
製造者は、様々な鉱物組成物を生体吸収性ポリマー組成物に混合することによって、炎症性局所組織応答及び生体吸収性固定器具の骨の付着不足に対応した。鉱物組成物について、企業は骨伝導性を有する鉱物又は鉱物組成物を用いてきた。幾つかは、リン酸三カルシウムを用い、幾つかは、ヒドロキシアパタイトを用い、幾つかは、硫酸カルシウムを用い、幾つかは、これらの混合物を用いている。これらの混合組成物インプラントは、「バイオ複合材料」インプラントと呼ばれ、２５〜３５％の鉱物が組み込まれ、鉱物粉末はポリマー組成物に均一に分布される。
【００１４】
残念なことに、これらのインプラントの機械的強度が、生体吸収性ポリマーに由来し、鉱物組成物が添加されると、インプラント内のポリマーが少ないため、これらのバイオ複合材料インプラント内の鉱物添加剤は、インプラントの機械特性を低下させる。したがって、バイオ複合材料インプラントは、完全に生体吸収性ポリマーからなる同等のインプラントよりも脆くなる傾向がある。インプラントの機械特性が不足するため、既存の２５〜３５％よりも多量の鉱物を用いることはできない。
【００１５】
他方では、鉱物組成物がないと、既存のバイオ複合材料インプラントにおける長期移植の結果、問題が生じる。これらのインプラントでは、依然として生体吸収性ポリマーインプラントについて悩みである炎症性組織応答に悩まされる。例えば、バイオ複合材料組成物からなるＡＣＬインターフェランススクリュー（ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  ｓｃｒｅｗ）について、バイオ複合材料スクリューは、炎症性反応（嚢胞、浮腫）の割合が非常に高くなることが示されている（Ｃｏｘ  ＣＬ  ｅｔ  ａｌ．Ｊ  Ｂｏｎｅ  Ｊｏｉｎｔ  Ｓｕｒｇ  Ａｍ．２０１４；  ９６：２４４−５０）。更に、それらはあまりバイオインテグレーション（ｂｉｏｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）を促進しない。この記事では、「これらの新しい世代の生体吸収性スクリューは、骨の一体化を促進するように設計されているが、孔の狭窄は認められなかった」と結論づけている。
【００１６】
これらの炎症性の問題の他に、現在のバイオ複合材料スクリューもまた、十分な機械特性に欠けている（Ｍａｓｃａｒｅｎｈａｓ  ｅｔ  ａｌ．Ａｒｔｈｒｏｓｃｏｐｙ：Ｊ  Ａｒｔｈｒｏｓｃｏｐｉｃ  ＆  Ｒｅｌａｔｅｄ  Ｓｕｒｇ  ２０１５：３１（３）：ｐｐ５６１−５６８）。この記事では、「この研究の主な発見は、膝浸出の長期化、大腿骨骨孔拡大の増加及び生体吸収性インターフェランススクリュー（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  Ｓｃｒｅｗ）の使用に伴うスクリュー破損の増加である」と結論づけている。
【００１７】
機械的なレベルでは、バイオ複合材料インプラント内の鉱物組成物の割合レベルが高くなると、機械的結果が悪くなり、特に生体吸収性ポリマーのみからなるインプラントの機械的結果より劣る機械的結果をもたらす恐れがある。例えば、ＰＬＡ系バイオ複合材料の機械特性について、β−リン酸三カルシウム（βＴＣＰ）の異なる割合の影響が考察されている（Ｆｅｒｒｉ  ＪＭ  ｅｔ  ａｌ．Ｊ  Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ．２０１６；０（０）：１−１０）。
【００１８】
この研究では、βＴＣＰの割合が高いほどＰＬＡ−βＴＣＰバイオ複合材料の引張強度が有意に低下することが示され、その参照を図１に示す。
【００１９】
更に、βＴＣＰの割合の増加によって、シャルピー衝撃エネルギーとして測定した、バイオ複合材料が吸収できるエネルギー量の有意な低下が生じる。整形外科用インプラントの重要な特性は、骨折することなく衝撃に耐える能力であるため、これは整形外科用インプラントにおいて非常に重要なパラメーターである。表２（上記の文献から引用）にこの問題を示す。
【００２０】
【表１】
2019518568.tif 000003
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００２１】
インプラントの高い強度及び剛性が、皮質骨と同等又はそれを超えるレベルで少なくとも骨の最大治癒時間の期間維持される、耐荷重目的のための構造的固定などの耐荷重医療用インプラント用途に使用するために改善された機械特性を示す強化された生体吸収性ポリマー材料の大きな必要性がある。
【００２２】
必要な高い強度及び剛性を有するバイオ複合繊維強化材料の構築は、これまでのところ適切な解決策が得られていない困難な問題であることが、当該技術分野で知られている。
【００２３】
特にこのような繊維強化複合材料のうち、多くの医療用インプラント用途に必要とされる高い強度及び剛性を達成することは、連続繊維又は短繊維若しくは長繊維強化材のいずれかからなる高い鉱物含有率を有する繊維強化材の使用を必要とし得る。これは、ポリマー又は鉱物低含有量粒子若しくは短繊維強化されたポリマーを含む複合材料から製造された医療用インプラントにこれまで用いられてきたインプラント構造、構築、設計及び製造技術とは、有意な差異を生じる。これらのインプラントは、最も一般的には射出成形を用いて又は時に３−Ｄ印刷の製造技術を用いて製造される。
【００２４】
バルク材料とは異なり、複合材料で作られた部品の特性は、部品の内部構造に大きく依存する。これは、繊維強化複合材料の機械特性が、複合材料部品の内の繊維の角度及び配向に依存することが知られている、複合材料からの部品の設計において既に確立した原理である。
【００２５】
従来の複合材料部品における設計の大部分は、もっぱら部品の機械特性に着目してきた。しかし、これらの部品は、恒久的な部品であり、分解性又は吸収性ではなかった。そのため、部品内の複合材料における分解又は吸収メカニズムに注意を払う必要はなかった。複合材料からなる従来の整形外科用インプラントでさえ、これらの同じ古典的な複合材料の設計原理に大いに従っている。
【００２６】
しかし、本発明は、生体適合性で多くの場合生体吸収性である新しい種類の複合材料からなる医療用インプラントに関する。これらの材料を用いた医療用インプラント作製における設計上の課題は、複合材料部品でこれまで検討されてきた機械特性のみだけでなくより多くの側面及びパラメーターの検討を伴う。
【００２７】
更に、生体吸収性繊維強化複合材料インプラントに関して、インプラント内の複合材料の分解プロファイルはまた、繊維が、器具の移植の初期及びまた体内で機能する期間にわたって、強度及び剛性の双方の強化を最初にもたらすことを確実にすることを考慮しなければならない。
【００２８】
本発明における医療用インプラントの性能に非常に重要な機械特性として、曲げ、張力、せん断、圧縮及びねじり強さ及び剛性（弾性率）が挙げられる。これらの生体吸収性医療用インプラントでは、これらの特性は、時間ゼロ（すなわち、製造後のインプラントにおいて）及び体内に移植後の期間の双方で非常に重要である。繊維強化複合材料で作られた前述の部品と同様に、時間ゼロにおける機械特性は、部品内の繊維の配列及び配向に依存する。しかし、体内に移植（又は疑似的な移植）後に機械特性の大部分を維持することは、追加で異なる検討を必要とする。
【００２９】
以下でより詳細に記載するように、医療用インプラントの設計に関するこのような検討として以下のパラメーター、つまり組成、成分比（特に鉱物含有率を含む）、繊維直径、繊維分布、繊維長、繊維配列及び繊維配向等を含み得る。
【００３０】
これらのパラメーターは、本明細書に記載された医療用インプラントの性能における幾つかの追加の側面及び特性に影響を与えることができる：
１．材料分解速度（分解生成物、分解中の局所ｐＨ及びイオンレベル）
２．インプラントと周囲の局所組織の界面に影響する表面特性
３．抗菌又は骨伝導性などの生物学的作用
４．滅菌工程（エチレンオキシドガス、ガンマ又は電子線放射など）に対する応答
【００３１】
本発明は、少なくとも幾つかの実施形態において、それらが、持続可能な高い耐荷重の強度及び剛性を達成できるという点で従来のインプラントから大きな一歩前進である、繊維強化生体適合性複合材料からのインプラント組成物を提供することによって、これらの問題の解決策を提供する。更に、本発明の多くの実施形態では、低体積の効果的なインプラントによってこれらの高い強度レベルを更に促進する。更に、本明細書に記載されたバイオ複合材料はまた、所望によりかつ好ましくは生体吸収性である。
【００３２】
したがって、本発明は、従来の手法の限界を克服し、機械的強度及び剛性を長時間維持する、繊維による強化を特徴とする、（所望により生分解性の）バイオ複合材料組成物を含む医療用インプラントを提供する。
【００３３】
本発明は、少なくとも幾つかの実施形態では、高い鉱物含有量を有し、更に優れた機械特性を有するバイオ複合材料組成物からなる医療用インプラントを提供することによって、従来のバイオ複合材料医療用インプラントの限界を更に克服する。好ましくは、鉱物組成は、鉱物組成物で作られた強化用繊維によって提供される。
【００３４】
好ましくは、バイオ複合材料医療用インプラント中の鉱物組成物の重量パーセントは、４０〜９０％の範囲であり、より好ましい重量パーセントは、４０％〜７０％の範囲であり、より好ましくは、４０％〜６５％の範囲であり、更により好ましい重量パーセントは、４５％〜６０％の範囲である。
【００３５】
驚くべきことに、本発明者らは、このような高い鉱物含有率又は含有量によって、優れた機械特性を有するインプラントを得ることができることを見出した。
【００３６】
更に、より高い鉱物含有量を有するインプラントを構築する従来の試みは、バイオ複合材料インプラントが典型的には、射出成形されていたため失敗した。上記の高い範囲における鉱物含有量又は含有率を有する複合材料の流動特性では、射出成形はより困難である。
【００３７】
これらの優先的な範囲は、生体適合性（炎症性応答の静止）及び高い機械特性間の非常に重要なバランスに由来する。前述したように、医療用インプラントにおける高い鉱物含有率は、インプラントと周辺組織、特に骨組織の生体適合性及び安全性プロファイルを増加させるのに潜在的に有益である。しかし、高すぎる鉱物含有量は、望ましくない機械特性の低下をもたらす恐れがある。インプラントの機械特性の低下が、直ちに認められる場合もある。他の場合では、高い鉱物含有量によって、インプラントが、その機械特性を加速的な速度で失い、それによって組織（特に整形外科組織）の治癒を支援するために十分なインビボの期間にわたって機械的固定を提供するその能力を失う、加速的な機械的分解工程をもたらす恐れがある。
【００３８】
好ましくは本発明で使用するためのバイオ複合材料組成物の密度は、１〜２ｇ／ｍＬの間である。より優先的には、密度は、１．２〜１．９ｇ／ｍＬの間である。最も優先的には、１．４〜１．８ｇ／ｍＬの間である。
【００３９】
好ましくは、鉱物の内容物は、鉱物組成物で作られた強化鉱物繊維で提供される。
【００４０】
所望により、本明細書の強化されたバイオ複合材料医療用インプラントと共に用いるための強化繊維の直径は、１〜１００μｍの範囲であり得る。好ましくは、繊維直径は、１〜２０μｍの範囲である。より好ましくは、繊維直径は、４〜１６μｍの範囲、最も好ましくは、９〜１４μｍの範囲である。
【００４１】
医療用インプラント内の繊維間における繊維直径の標準偏差は、好ましくは５μｍ未満、より好ましくは３μｍ未満及び最も好ましくは１．５μｍ未満である。繊維直径の均一性は、インプラント全体にわたる一貫した特性にとって有益である。
【００４２】
一実施形態では、強化用繊維は、ポリマーマトリックス内部の繊維部分である。好ましくは、このような繊維部分は、平均して０．５〜２０ｍｍの長さであり、より好ましくは、繊維部分の長さは、１〜１５ｍｍの範囲、より好ましくは３〜１０の範囲、及び最も好ましくは４〜８ｍｍの範囲である。
【００４３】
所望によりかつ好ましくは、上記鉱物組成物は、十分に高い量及びインプラント内に上記重量パーセントの鉱物組成物を提供するために十分に高い鉱物量で存在する強化用繊維の形態で提供される。
【００４４】
インプラントの全体的な構造は、所望により不均一及び／又は非晶質であってよい。不均一な場合、構造は、所望によりその特性において連続的であってよい。あるいは、インプラントを所望により層に分割してもよい。
【００４５】
少なくとも幾つかの実施形態によれば、複数のバイオ複合材料の層を含む医療用インプラントが提供され、前記層は、所望により生分解性であるポリマー及び複数の一方向に配列した連続強化用繊維を含む。これらの層は、所望により非晶質であるか又は配列してよい。所望によりかつ好ましくは、生分解性ポリマーは、生分解性複合材料に組み込まれる。また所望によりかつ好ましくは、繊維は、１種類以上の生体吸収性ポリマーを含むポリマーマトリックスに埋め込まれる。
【００４６】
少なくとも幾つかの実施形態によれば、複合材料層は、それぞれ１種類以上の複合テープからなり、前記テープが、所望により生分解性であるポリマー及び複数の一方向に配列した連続強化用繊維を含む。所望によりかつ好ましくは、生分解性ポリマーは、生分解性複合材料に組み込まれる。また所望によりかつ好ましくは、繊維は、１種類以上の生体吸収性ポリマーを含むポリマーマトリックスに埋め込まれる。
【００４７】
所望によりかつ好ましくは、インプラント内の繊維強化生分解性複合材料は、５ＧＰａを超える曲げ弾性率及び８０ＭＰａを超える曲げ強度を有する。
【００４８】
好ましくは、インプラント内の繊維強化生分解性複合材料は、１５０〜８００ＭＰａ、より好ましくは１５０〜４００ＭＰａの範囲の曲げ強度を有する。弾性率は、好ましくは５〜２７ＧＰａ、より好ましくは１６〜２７ＧＰａの範囲である。
【００４９】
好ましくは、インプラント内の繊維強化複合材料は、移植の８週間後に５ＧＰａ超の弾性率及び８週間後に６０ＭＰａ超の曲げ強度の強度を保持する。
【００５０】
好ましくは、インプラント内の繊維強化複合材料は、疑似生理学的分解の５日後に１２ＧＰａ超の曲げ弾性率及び１８０ＭＰａ超の曲げ強度の機械特性を保持する。
【００５１】
より好ましくは、インプラント内の繊維強化複合材料は、疑似生理学的分解の５日後に１０ＧＰａ超の曲げ弾性率及び１２０ＭＰａ超の曲げ強度の機械特性を保持する。
【００５２】
本明細書で使用される用語「生分解性」はまた、体内で吸収性、生体吸収性又は吸収可能である材料を意味する。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】実施例１に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、２，５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス１０４内に埋め込まれた強化鉱物繊維１０２の断面の拡大図を示す。繊維直径は、画像１０６内に示されている。
【図２】実施例１に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、２，５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。隣接する繊維間の距離は、２０２によって示されている。
【図３】実施例１に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。それぞれの層３０６、３０８、３１０は、強化用繊維３０４からなり、一定の厚み３０２である。
【図４】実施例１に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１５０ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図５】実施例１に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。それぞれの層は、生体吸収性ポリマーマトリックス５０２の領域によって分離されている。
【図６】実施例１に記載されているものなど、７０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。隣接する繊維間の距離が、示されている。
【図７】実施例１に記載されているものなど、７０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図８】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、２，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。繊維直径は、画像内に示されている。
【図９】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、２，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。隣接する繊維間の距離が、示されている。
【図１０】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図１１】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス１１０４内に埋め込まれた強化鉱物繊維１１０２の断面の拡大図を示す。
【図１２】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。それぞれの層は、生体吸収性ポリマーマトリックスの領域によって分離されている。
【図１３】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのカニューレ挿入ピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。繊維直径は、画像内に示されている。
【図１４】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのカニューレ挿入ピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。隣接する繊維間の距離が、示されている。
【図１５】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのカニューレ挿入ピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図１６】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのカニューレ挿入ピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１，０００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。それぞれの層は、生体吸収性ポリマーマトリックスの領域によって分離されている。
【図１７】実施例３に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのプレートの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１２５０ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。繊維直径は、画像内に示されている。
【図１８】実施例３に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのプレートの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１２５０ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。隣接する繊維間の距離が、示されている。
【図１９】実施例３に記載されているものなど、７０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのプレートの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、２５０ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。それぞれの層１９０２、１９０４は、繊維からなる。隣接する繊維間の距離が、示されている。
【図２０】実施例３に記載されているものなど、７０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのプレートの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、２５０ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図２１】実施例３に記載されているものなど、７０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのプレートの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。それぞれの層は、生体吸収性ポリマーマトリックスの領域によって分離されている。
【図２２】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、３００ｘである。この画像は、強化鉱物繊維２２０２の長手方向軸の拡大図を示す。
【図２３】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのカニューレ挿入ピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、２５０ｘである。この画像は、カニューレ挿入部分及び連続的な強化鉱物繊維の拡大図を示す。接線の角度２３０２は、固定された開始点における曲線の方向からの逸脱として定義され、固定された開始点は、繊維が、断面の円形領域の中心に接触するか又は接触するのに最も近い点である。
【図２４】実施例１に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５００ｘである。この画像は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に埋め込まれ、群２４０２内で一緒にきつく束ねられた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図２５】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのカニューレ挿入ピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、５００ｘである。この画像は、ピン２５０２の内側カニューレを囲む強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図２６】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのカニューレ挿入ピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。この画像の倍率は、１０００ｘである。この画像は、０°及び４５°の交互の配向で生体吸収性ポリマーマトリックス層内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図２７】実施例１に記載されているものなど、８５重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。倍率１６０ｘ。この画像は、層を分離する生体吸収性ポリマーマトリックスがほとんど又は全くない状態で、０°及び４５°の交互の配向で層２７０２内に埋め込まれた強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図２８】実施例１に記載されているものなど、８５重量％の繊維含有量を有する６ｍｍのピンのＡｕスパッタ断面について二次電子検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。倍率１０００ｘ。この画像は、前記繊維を囲む生体吸収性ポリマーマトリックスがほとんど又は全くない状態の、強化鉱物繊維の断面の拡大図を示す。
【図２９】実施例２に記載されているものなど、５０重量％の繊維含有量を有する２ｍｍのピンの断面について後方散乱電子（ＢＳＥ）検出器を用いた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像。倍率６０ｘ。この画像は、ピンの端の拡大図を示し、生体吸収性ポリマーが、インプラント２９０２の外側表面に存在することを示している。
【図３０】連続的な繊維強化層からなる医療用インプラント内に層を形成するために用いることができる種類の連続的な繊維強化テープの一例を示す。
【図３１】連続的な繊維強化テープ（２００）についての切取三次元図の一例を示す。
【図３２ａ】異なる角度の一方向繊維の３層からなる強化された生体吸収性複合材料シート（３００）の上面図の一例を示す。
【図３２ｂ】異なる角度の一方向繊維の３層からなる強化された生体吸収性複合材料の構造（３１０）についての切取図の一例を示す。
【図３３】連続繊維で強化された複合材料医療用インプラントの壁の一例を示す。
【図３４】骨充填剤ケージ内に含まれる骨充填剤材料（５０４）に組織及び細胞の内包成長が可能になる穿孔（５０２）を更に含む、連続繊維で強化された複合材料医療用インプラントの壁（５００）からなる骨充填剤ケージの一例を示す。
【図３５】医療用インプラントである、生体吸収性カニューレ挿入スクリュー（６００）の一例を示す。
【発明を実施するための形態】
【００５４】
本発明の少なくとも幾つかの実施形態による医療用インプラントは、耐荷重整形外科用インプラント用途に適しており、適切なインプラント機能にとって持続的な機械的強度及び剛性が重要である、１種類以上のバイオ複合材料、所望により生体吸収性材料を含み、インプラントは、更にインプラントへの液体交換を制限するか又は排除する防湿コーティングからなる。
【００５５】
したがって、本発明は、少なくとも幾つかの実施形態によれば、耐荷重目的用の構造固定として有用な医療用インプラントを提供し、インプラントを構成する生体吸収性材料の分解を妨害した結果として持続的な機械特性を示す。
【００５６】
関連インプラントとして、骨固定プレート、髄内釘、関節（股関節、膝、肘）インプラント、脊椎インプラント、縫合糸アンカー、スクリュー、ピン、ワイヤー、骨ケージ及び骨折固定、腱再付着、脊椎固定、軟組織修復及び脊椎ケージ用など、このような用途のための他の器具を挙げてよい。
【００５７】
少なくとも幾つかの実施形態によれば、本発明は、バイオ複合材料組成物からなる医療用インプラントに関連する。好ましくは、バイオ複合材料組成物は、鉱物組成物によって強化された（所望により生体吸収性）ポリマーからなる。好ましくは、鉱物組成物強化材は、鉱物組成物で作られた強化用繊維によって提供される。上記のように、インプラントの鉱物含有量は、好ましくはかなり高い。
【００５８】
所望により、医療用インプラント又はその一部は、多数のバイオ複合材料層からなり、それぞれの層は、一方向の強化繊維によって強化された生体吸収性ポリマーを含む。インプラントの特性は、所望によりかつ好ましくは、層組成物及び構造並びに器具に対する層の配置に従って、例えば、層方向に関して、決定される。繊維は、所望により分離したままでよいが、所望によりポリマーの幾らかの溶融が生じて層を互いに結合してもよい。
【００５９】
バイオ複合材料層は、医療用インプラントの一部又は全部にわたる連続的又は半連続的層として定義でき、層は、一方向に配列した強化用繊維からなる。層は、図７、１０及び２０を含む、強化されたバイオ複合材料医療用インプラントの内部構造を示す幾つかの図で確認できる。
【００６０】
好ましくは、それぞれのバイオ複合材料層の厚みを形成する、１〜１００本の間の強化用繊維がある。好ましくは、それぞれの層厚み内に２〜４０本の間の強化用繊維があり、最も好ましくは、４〜２０本の間の強化用繊維がある。
【００６１】
所望により、インプラント内の隣接する層間の方向性繊維配向は、それぞれ隣接する層が、それに隣接する層から異相（異なる角度）であるように、層間で互い違いになる。好ましくは、層間で異なる平均又はメジアン角度は、１５〜７５度の間、より好ましくは３０〜６０度の間、及び最も好ましくは４０〜５０度の間である。このような異相の隣接するバイオ複合材料層顕微鏡画像は、図２６及び２７で確認できる。
【００６２】
好ましくは、医療用インプラント内のバイオ複合材料層は、互いにかなり接近している。より好ましくは、ある層における最後の繊維と次の層における最初の繊維との間の距離によって測定した層間の距離は、０〜２００μｍの間、より好ましくは０〜６０μｍ、１〜４０μｍの間及び最も好ましくは２〜３０μｍの間である。層内の繊維と隣接する層内の繊維の良好な接近によって、それぞれの層が、隣接する層を機械的に支持することが可能になる。しかし、層間の幾らかの距離は、幾らかのポリマーが、隣接する層の繊維間に残り、したがって層を一緒に付着させ、高い機械的負荷下の層の裂開を防ぐことを可能にするため、望ましい場合がある。
【００６３】
所望により、本明細書の強化されたバイオ複合材料医療用インプラントと共に用いるための、強化繊維の大部分の直径は、１〜１００μｍの範囲である。好ましくは、繊維直径は、１〜２０μｍの範囲である。より好ましくは、繊維直径は、４〜１６μｍの範囲及び最も好ましくは９〜１４μｍの範囲である。
【００６４】
所望により、本明細書の強化されたバイオ複合材料医療用インプラントと共に用いるための強化繊維の平均直径は、１〜１００μｍの範囲である。好ましくは、繊維直径は、１〜２０μｍの範囲である。より好ましくは、繊維直径は、４〜１６μｍの範囲及び最も好ましくは９〜１４μｍの範囲である。
【００６５】
医療用インプラント内における繊維間の繊維直径の標準偏差は、好ましくは５μｍ未満、より好ましくは３μｍ未満及び最も好ましくは１．５μｍ未満である。繊維直径の均一性は、インプラント全体にわたる一貫した特性にとって有益である。
【００６６】
一実施形態では、強化用繊維は、ポリマーマトリックス内部の繊維部分である。好ましくは、このような繊維部分は、平均して０．５〜２０ｍｍの長さであり、より好ましくは、繊維部分の長さは、１〜１５ｍｍの範囲、より好ましくは３〜１０の範囲及び最も好ましくは４〜８ｍｍの範囲である。
【００６７】
好ましくは、大部分の強化用繊維部分は、０．５〜２０ｍｍの長さであり、より好ましくは繊維部分の長さは、１〜１５ｍｍの範囲、より好ましくは３〜１０の範囲及び最も好ましくは４〜８ｍｍの範囲である。
【００６８】
所望により、強化用繊維は、連続的な繊維である。前記連続的な繊維は、好ましくは５ｍｍより長く、より好ましくは８ｍｍ、１２ｍｍ、１６ｍｍより長く、最も好ましくは２０ｍｍより長い。このような連続的な繊維の顕微鏡画像は、図２２で確認できる。
【００６９】
あるいは又は加えて、強化用繊維の長さは、インプラントの長さの関数として定義することができ、少なくとも一部の強化用繊維及び好ましくは大部分の強化用繊維は、医療用インプラント又はこれらの繊維からなる医療用インプラント成分の、連続長で少なくとも５０％の長手方向長さである。好ましくは、一部又は大部分の強化用繊維は、医療用インプラントの、連続長で少なくとも６０％の長さであり、より好ましくは医療用インプラントの、少なくとも７５％の長さである。このような連続的な強化用繊維は、インプラントの大部分に構造的強化を提供できる。
【００７０】
所望により、バイオ複合材料層内の隣接する強化用繊維間の距離は、０．５〜５０μｍの範囲であり、好ましくは、隣接する繊維間の距離は、１〜３０μｍの範囲、より好ましくは１〜２０μｍの範囲及び最も好ましくは１〜１０μｍの範囲である。
【００７１】
好ましくは、バイオ複合材料医療用インプラント内の強化用繊維（鉱物組成物）の重量パーセントは、４０〜９０％の範囲であり、より好ましくは、重量パーセントは、４０％〜７０％の範囲、より好ましくは４０％〜６０％の範囲であり、更により好ましくは、重量パーセントは、４５％〜６０％の範囲である。
【００７２】
好ましくは、バイオ複合材料医療用インプラント内の強化用繊維の体積パーセントは、３０〜９０％の範囲であり、より好ましくは体積パーセントは、４０％〜７０％の範囲である。
【００７３】
所望により、インプラント内の複数の繊維は、一方向に配列している。所望により、配列繊維部分は、平均して５〜１２ｍｍの長さである。
【００７４】
好ましくは、一方向に配列した繊維は、インプラントの長手方向のアクセスに配列している（長手方向軸に対して０°配列）。好ましくは、大部分の繊維は、長手方向軸で一方向に配列している。所望により、繊維の７０％、８０％、９０％、９５％超は、長手方向軸で一方向に配列している。
【００７５】
所望により、インプラント内の複数又は大部分の繊維は、長手方向軸で配列している。所望により、複数の繊維は、更に３つまでの追加の方向で配列している。所望により、複数の繊維は、長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列の選択で配列している：０°、３０°、−３０°、４５°、−４５°、９０°。好ましくは、複数の繊維は、長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列の選択で配列している：０°、４５°、−４５°、９０°。より好ましくは、複数の繊維は、長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列の選択で配列している：０°、４５°、−４５°。
【００７６】
所望により、大部分の繊維は、インプラントの長手方向のアクセスに配列しており、複数の繊維は、長手方向軸に対してそれぞれ以下の配列で配列している：４５°、−４５°。
【００７７】
所望によりあるいは、繊維部分は、非晶質に配置される。
【００７８】
インプラント内のバイオ複合材料組成物が、インプラントの機械的及びバルク特性を決定するのに重要である一方で、インプラントの表面の端に接触する特定の組成及び構造は、体内に移植後、周囲細胞及び組織がインプラントとどのように相互作用するか、この組成及び構造が大きな影響を及ぼし得るという点で特有の意義を有する。例えば、バイオ複合材料の吸収性ポリマー部分は、性質が疎水性であってよく、周辺組織をある程度はね返し、一方、バイオ複合材料の鉱物強化用繊維部分は、性質が親水性であってよく、そのため、周辺組織がインプラントに付着するか又は組織の内包成長が生じるように促進される。
【００７９】
本発明について任意の実施形態では、表面における１種類の組成成分の存在（表面積のパーセント）は、インプラントのバルク組成物におけるその成分の存在（体積パーセント）よりも大きい。例えば、表面上の鉱物の量はポリマーの量より多くてもよく、又はその逆でもよい。単一の仮説によって制限されることを望むものではないが、骨としっかりと融合するためには、多くの量の鉱物が、所望によりかつ好ましくは表面上に存在するであろう。骨との融合を低下させるためには、多くの量のポリマーが、所望によりかつ好ましくは表面上に存在するであろう。好ましくは、１種類の成分について表面積の組成割合が、バイオ複合材料インプラント全体におけるその成分の体積パーセントの割合より１０％超多い。より好ましくは、その割合が、３０％超多く、最も好ましくは５０％超多い。図２５は、インプラントの内部表面の端に沿って、圧倒的な量の鉱物強化用繊維を有するバイオ複合材料の医療用インプラントの顕微鏡画像を示す。図２９は、インプラントの外側表面に沿って圧倒的な量の生体吸収性ポリマーを有するバイオ複合材料の医療用インプラントの顕微鏡画像を示す。
【００８０】
所望により、医療用インプラントの一表面は、局所的に圧倒的な量の１種類のバイオ複合材料成分を有してよく、一方、異なる表面又は同一表面の異なる部分は、局所的に圧倒的な量の異なるバイオ複合材料成分を有してよい。
【００８１】
所望により、鉱物含有は、大部分の表面において存在しない（すなわち、インプラントの表面の大部分が、ポリマーフィルムで覆われている）。所望により、表面ポリマーフィルムは、平均して０．５〜５０μｍ、より好ましくは５〜５０μｍ及び最も好ましくは１０〜４０μｍの厚みである。
【００８２】
所望により、インプラントの表面に露出している繊維がある。所望により、露出した繊維は、１〜６０％のインプラント表面を構成する。所望により、露出繊維は、１０〜５０％のインプラント表面を構成する。所望により、露出繊維は、１５〜３０％のインプラント表面を構成する。
【００８３】
所望により、医療用インプラントは、ネジ付きスクリュー又は他のネジ付きインプラントである。好ましくは、インプラントの外層は、繊維の方向が、ネジ部分のねじれ角に近づくような方向で配列している。好ましくは、繊維方向の配列角度は、ねじれ角の４５度以内である。より好ましくは、配列角度は、ねじれ角の３０度以内であり、最も好ましくは、配列角度は、１５度以内である。このようにして繊維配列をねじれ角の角度に近似させることによって、ネジ部分の堅牢性を改善し、ネジ部分内の強化用繊維の裂開を防ぐごとができる。
【００８４】
円形インプラントに関して、強化用繊維は、所望によりインプラントの全円形形状をとり、その周囲から逸脱することなく、インプラントの円形形状の周りで曲がってよい。好ましくは、一部又は大部分の強化用繊維は、接線の角度を形成するように、インプラントの円形形状から逸脱する。接線の角度は、固定された開始点における曲線の方向からの逸脱として定義され、固定された開始点は、繊維が、断面の円形領域の中心に接触するか又は接触するのに最も近い点である。図２３は、カニューレ挿入円形ピンに対する強化用繊維の接線の角度を示す。
【００８５】
好ましくは、円形医療用インプラント内の強化用繊維とインプラントにおける湾曲間の接線の角度は、９０度未満、より好ましくは４５度未満である。
【００８６】
好ましくは、本発明で使用するためのバイオ複合材料組成物の密度は、１〜２ｇ／ｍＬの間である。より優先的には、密度は、１．２〜１．９ｇ／ｍＬの間である。最も優先的には、１．４〜１．８ｇ／ｍＬの間である。
生体吸収性ポリマー
【００８７】
本発明の好ましい実施形態では、生分解性複合材料は、生体吸収性ポリマーを含む。
【００８８】
本明細書に記載された医療用インプラントは、任意の生分解性ポリマーから作られてよい。生分解性ポリマーは、ランダムコポリマー、ブロックコポリマー又はグラフトコポリマーを含む、ホモポリマー又はコポリマーであってよい。生分解性ポリマーは、線状ポリマー、分岐状ポリマー又はデンドリマーであってよい。生分解性ポリマーは、天然起源又は合成起源であってよい。適切な生分解性ポリマーの例として、ラクチド、グリコリド、カプロラクトン、バレロラクトン、カーボネート（例えば、トリメチレンカーボネート及びテトラメチレンカーボネート等）、ジオキサノン（例えば、１，４−ジオキサノン）、δ−バレロラクトン、１，ジオキセパノン）例えば、１，４−ジオキセパン−２−オン及び１，５−ジオキセパン−２−オン）、エチレングリコール、エチレンオキシド、エステルアミド、γ−ヒドロキシバレレート（ｙｄｒｏｘｙｖａｌｅｒａｔｅ）、β-ヒドロキシプロピオン酸、α−ヒドロキシ酸、ヒドロキシブテレート（ｈｙｄｒｏｘｙｂｕｔｅｒａｔｅ）、ポリ（オルトエステル）、ヒドロキシアルカノエート、チロシンカーボネート、ポリイミドカーボネート、ポリ（ビスフェノールＡ−イミノカーボネート）及びポリ（ヒドロキノン−イミノカーボネートなどのポリイミノカーボネート、ポリウレタン、ポリ無水物、ポリマー薬物（例えば、ポリジフルニサル、ポリアスピリン及びタンパク質治療薬（並びにコポリマー並びにそれらの組合せから作られたものなどのポリマーが挙げられるが、これらに限定されない。適切な天然生分解性ポリマーとして、コラーゲン、キチン、キトサン、セルロース、ポリ（アミノ酸）、多糖類、ヒアルロン酸、腸、コポリマー並びにそれらの誘導体及び組合せから作られたものが挙げられる。
【００８９】
本発明によれば、生分解性ポリマーは、コポリマー又はターポリマー、例えば、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）、ポリ−ＤＬ−ラクチド（ＰＤＬＬＡ）；ポリグリコリド（ＰＧＡ）；グリコリドのコポリマー、グリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー（ＰＧＡ／ＴＭＣ）；ラクチド／テトラメチルグリコリドコポリマー、ラクチド／トリメチレンカーボネートコポリマー、ラクチド／ｄ−バレロラクトンコポリマー、ラクチド／ε−カプロラクトンコポリマー、Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチドコポリマー、グリコリド／Ｌ−ラクチドコポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＬＡ）、ポリラクチド−ｃｏ−グリコリドなどのＰＬＡの他のコポリマー；ラクチド／グリコリド／トリメチレンカーボネートターポリマー、ラクチド／グリコリド／ε−カプロラクトンターポリマー、ＰＬＡ／ポリエチレンオキシドコポリマーなどのＰＬＡのターポリマー；ポリデプシペプチド；非対称−３，６-置換ポリ−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン；ポリヒドロキシアルカノエート；ポリヒドロキシブチレート（ＰＨＢ）など；ＰＨＢ／ｂ−ヒドロキシバレレートコポリマー（ＰＨＢ／ＰＨＶ）；ポリ−ｂ−ヒドロキシプロピオン酸（ＰＨＰＡ）；ポリ−ｐ−ジオキサノン（ＰＤＳ）；ポリ−ｄ−バレロラクトン−ポリ−ε−カプロラクトン、ポリ（ε−カプロラクトン−ＤＬ−ラクチド）コポリマー；メチルメタクリレート−Ｎ−ビニルピロリドンコポリマー；ポリエステルアミド；シュウ酸のポリエステル；ポリジヒドロピラン；ポリアルキル−２−シアノアクリレート；ポリウレタン（ＰＵ）；ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）；ポリペプチド；ポリ−ｂ−リンゴ酸（ＰＭＬＡ）：ポリ−ｂ−アルカン酸（ａｌｋａｎｂｉｃ  ａｃｉｄ）；ポリカーボネート；ポリオルトエステル；ポリリン酸塩；ポリ（エステル無水物）；及びそれらの混合物；並びに糖などの天然ポリマー；デンプン、セルロース及びセルロース誘導体、多糖類、コラーゲン、キトサン、フィブリン、ヒアルロン酸（ｈｙａｌｙｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ）、ポリペプチド及びタンパク質であってよい。任意の上記ポリマー及びそれらの様々な形態の混合物もまた用いてよい。
強化された生体吸収性ポリマー
【００９０】
本発明の少なくとも幾つかの実施形態によれば、医療用インプラントは、強化された生体吸収性ポリマー（すなわち、前述のポリマーを含み、また一般的に繊維形態で強化充填剤を組み込み、ポリマーの機械的強度を増大させた生体吸収性複合材料）を含む。
【００９１】
本発明のより好ましい実施形態では、強化された生体吸収性ポリマーは、任意の上記生体吸収性ポリマー及び好ましくは繊維形態で強化充填剤からなる強化されたポリマー組成物である。強化充填剤は、有機又は無機（すなわち、天然又は合成）材料からなってもよい。強化充填剤は、生体吸収性ポリマーの機械特性を増大するために生分解性ガラス、セルロース系材料、ナノダイアモンド又は任意の他の当該技術分野に既知である充填剤であってよい。充填剤は、好ましくは生体吸収性ポリマー自体以外の材料又は材料の種類から作られる。しかし、それはまた、所望により生体吸収性ポリマー自体の繊維であってよい。
【００９２】
このような強化されたポリマー組成の多くの例が既に文書化されている。例えば、ガラス繊維を連続ポリマーマトリックスに埋め込むことができる生体適合性かつ吸収性の溶融誘導ガラス組成物（ＥＰ  ２  ２４３  ７４９  Ａ１）、生分解性ポリマー及び２０〜７０ｖｏｌ％のガラス繊維を含む生分解性複合材料（ＷＯ２０１０１２８０３９  Ａ１）、ポリマーマトリックスに埋め込むことができる吸収性及び生体適合性繊維ガラス（ＵＳ  ２０１２／００４０００２  Ａ１）、生体適合性複合材料及びその使用（ＵＳ  ２０１２／００４００１５  Ａ１）、充填剤としてポリ［スクシンイミド］を含有する吸収性ポリマー（ＥＰ０  ６７１  １７７  Ｂ１）。
【００９３】
本発明のより好ましい実施形態では、強化充填剤は、強化効果が、長時間持続されるように生体吸収性ポリマーに結合している。このような手法は、ＵＳ  ２０１２／００４０００２  Ａ１及びＥＰ  ２２４３５００Ｂ１に記載され、生体適合性ガラス、生体適合性マトリックスポリマー及び共有結合を形成することが可能なカップリング剤を含む複合材料について考察している。
【００９４】
上記のように、生分解性複合材料及び繊維は、生分解性複合材料の層の形態で好ましくは配置され、それぞれの層は、１種類以上の生体吸収性ポリマーからなるポリマーマトリックスに埋め込まれた一方向に配列した連続的な強化用繊維を含む。
【００９５】
生分解性複合材料層は、好ましくは１種類以上の生分解性複合テープからなり、それぞれのテープは、１種類以上の生体吸収性ポリマーからなるポリマーマトリックスに埋め込まれた一方向に配列した連続的な強化用繊維を含む。
【００９６】
生分解性複合材料は、好ましくはポリマーマトリックスに組み込まれ、所望により任意の上記ポリマーを含んでよい。所望によりかつ好ましくは、それは、ＰＬＬＡ（ポリ−Ｌ−ラクチド）、ＰＤＬＬＡ（ポリ−ＤＬ−ラクチド）、ＰＬＤＬＡ、ＰＧＡ（ポリ−グリコール酸）、ＰＬＧＡ（ポリ−ラクチド−グリコール酸）、ＰＣＬ（ポリカプロラクトン）、ＰＬＬＡ−ＰＣＬ及びそれらの組合せからなる群から選択されるポリマーを含んでよい。ＰＬＬＡが用いられる場合、好ましくは、マトリックスは、少なくとも３０％のＰＬＬＡ、より好ましくは５０％及び最も好ましくは少なくとも７０％のＰＬＬＡを含む。ＰＤＬＡが用いられる場合、好ましくは、マトリックスは、少なくとも５％のＰＤＬＡ、より好ましくは少なくとも１０％、最も好ましくは少なくとも２０％のＰＤＬＡを含む。
【００９７】
好ましくは、ポリマーマトリックスの固有粘度（ＩＶ）（強化用繊維と無関係）は、１．２〜２．４ｄｌ／ｇの範囲、より好ましくは１．５〜２．１ｄｌ／ｇの範囲、及び最も好ましくは１．７〜１．９ｄｌ／ｇの範囲である。
【００９８】
固有粘度（ＩＶ）は、分子サイズを測定するための粘度測定法である。ＩＶは、細いキャピラリーを通る純粋溶媒の流動時間に対して、そのキャピラリーを通るポリマー溶液の流動時間に基づく。
強化用繊維
【００９９】
好ましくは、強化用繊維は、強化用繊維が生体吸収性ガラス繊維を含み、生体ガラス繊維複合材料とも称することができるようなシリカ系鉱物化合物からなる。
【０１００】
鉱物組成物として、β−リン酸三カルシウム、リン酸カルシウム、硫酸カルシウム、ヒドロキシアパタイト又は生体吸収性ガラス（バイオガラスとしても知られている）を挙げてよい。
【０１０１】
追加の任意のガラス繊維組成物がＬｅｈｔｏｎｅｎ  ＴＪらによって既に記載されており（Ａｃｔａ  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ９（２０１３）４８６８−４８７７）、その全体が参照によって本明細書に含まれ；このようなガラス繊維組成物は、所望により上記組成物の代わりに又はそれに加えて用いられてよい。
【０１０２】
追加の任意の生体吸収性ガラス組成物は、以下の特許出願に記載され、参照することにより本明細書に全て記載されているかのように本明細書に組み込まれる：生体適合性複合材料及びその使用（ＷＯ２０１０１２２０９８）；並びに吸収性及び生体適合性繊維ガラス組成物並びにそれらの使用（ＷＯ２０１０１２２０１９）。
【０１０３】
本発明のより好ましい実施形態では、強化充填剤は、強化効果が、長時間持続されるように生体吸収性ポリマーに結合している。このような手法は、ＵＳ  ２０１２／００４０００２  Ａ１及びＥＰ  ２２４３５００Ｂ１に記載され、生体適合性ガラス、生体適合性マトリックスポリマー及び共有結合を形成することが可能なカップリング剤を含む複合材料について考察している。
【０１０４】
生体吸収性ガラス繊維は、所望により以下のモル％範囲の酸化物組成を有してよい：
Ｎａ２Ｏ：１１．０〜１９．０モル％
ＣａＯ：９．０〜１４．０モル％
ＭｇＯ：１．５〜８．０モル％
Ｂ２Ｏ３：０．５〜３．０モル％
Ａｌ２Ｏ３：０〜０．８モル％
Ｐ２Ｏ３：０．１〜０．８モル％
ＳｉＯ２：６７〜７３モル％
【０１０５】
より好ましくは以下のモル％範囲を有してよい：
Ｎａ２Ｏ：１２．０〜１３．０モル％
ＣａＯ：９．０〜１０．０モル％
ＭｇＯ：７．０〜８．０モル％
Ｂ２Ｏ３：１．４〜２．０モル％
Ｐ２Ｏ３：０．５〜０．８モル％
ＳｉＯ２：６８〜７０モル％
【０１０６】
追加の任意のガラス繊維組成物がＬｅｈｔｏｎｅｎ  ＴＪらによって既に記載されており（Ａｃｔａ  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ９（２０１３）４８６８−４８７７）、その全体が参照によって本明細書に含まれ；このようなガラス繊維組成物は、所望により上記組成物の代わりに又はそれに加えて用いられてよい。
【０１０７】
追加の任意の生体吸収性ガラス組成物は、以下の特許出願に記載され、参照することにより本明細書に全て記載されているかのように本明細書に組み込まれる：生体適合性複合材料及びその使用（ＷＯ２０１０１２２０９８）；並びに吸収性及び生体適合性繊維ガラス組成物並びにそれらの使用（ＷＯ２０１０１２２０１９）。
任意の追加の特徴
【０１０８】
以下の特徴及び実施形態は、所望により任意の上記特徴及び実施形態と組み合わせてよい。
【０１０９】
強化用繊維の引張強度は、好ましくは１２００〜２８００ＭＰａの範囲、より好ましくは１６００〜２４００ＭＰａの範囲及び最も好ましくは１８００〜２２００ＭＰａの範囲である。
【０１１０】
強化用繊維の弾性率は、好ましくは３０〜１００ＧＰａの範囲、より好ましくは５０〜８０ＧＰａの範囲及び最も好ましくは６０〜７０ＧＰａの範囲である。
【０１１１】
繊維直径は、好ましくは６〜２０μｍの範囲、より好ましくは１０〜１８μｍの範囲及び最も好ましくは１４〜１６μｍの範囲である。
【０１１２】
所望により、医療用インプラントの長手方向軸に配列した大部分の強化用繊維は、インプラントの全長の少なくとも５０％、好ましくは少なくとも６０％、より好ましくは少なくとも７５％及び最も好ましくは少なくとも８５％の長さである。
【０１１３】
所望により、繊維は、繊維の長さが、インプラントの長さの１００％超になり得るような長手方向軸に対する角度（すなわち、対角線上）で配列してよい。所望によりかつ好ましくは、大部分の強化用繊維は、長手方向軸から９０°未満、あるいは６０°未満又は所望により４５°未満の角度で配列される。
【０１１４】
好ましくは、インプラントは、好ましくは２〜２０の間の複合テープ層、より好ましくは２〜１０の間の層及び最も好ましくは２〜６の間の層を含み；それぞれの層は、異なる方向で配列してよく、又は層の幾つかは、他の層と同一の方向で配列してよい。
【０１１５】
好ましくは、少なくとも幾つかの層における繊維間の最大角度は、それぞれの層と長手方向軸における繊維間の角度より大きい。例えば、強化用繊維の１層は、配列し、長手方向軸に対して右斜めであってよく、一方、別の層は、長手方向軸に対して左斜めで配列してよい。
相溶化剤
【０１１６】
所望によりかつ好ましくは、複合材料組成物は、更に相溶化剤を含み、例えば、ＷＯ２０１０１２２０９８に記載されているような相溶化剤であり、参照することにより本明細書に全て記載されているかのように本明細書に組み込まれる。
生分解性複合材料の代替形態
【０１１７】
あるいは、生分解性複合材料は、生体吸収性ポリマーを含浸させた連続強化用繊維又は繊維束を含む、複合材料のストランドを含んでよい。好ましくは、ストランドは、直径が１ｃｍ未満である。より好ましくは、ストランドは、直径が８ｍｍ未満、５ｍｍ未満、３ｍｍ未満又は２ｍｍ未満である。
【０１１８】
あるいは、生分解性複合材料は、連続強化用繊維の織られたメッシュを含んでよく、織られたメッシュは、生体吸収性ポリマーであらかじめ含浸されるか又は織られたメッシュは、強化用繊維からなり、続いて生体吸収性ポリマーで含浸される。
【０１１９】
好ましくは、生分解性複合材料のメッシュ層は、厚みが１ｃｍ未満である。より好ましくは、含浸メッシュが、厚みが８ｍｍ未満、５ｍｍ未満、３ｍｍ未満又は２ｍｍ未満である。
鉱物含有量
【０１２０】
本発明は、少なくとも幾つかの実施形態において、更に、鉱物含有量の割合が高く、更に優れた機械特性を有するバイオ複合材料組成物からなる医療用インプラントを提供することによって従来のバイオ複合材料医療用インプラントの限界を克服する。好ましくは、鉱物組成は、鉱物組成物で作られた強化用繊維によって提供される。
【０１２１】
好ましくは、バイオ複合材料医療用インプラント内の鉱物組成物の重量パーセントは、４０〜９０％の範囲であり、より好ましくは、重量パーセントは、４０％〜７０％の範囲であり、更により好ましくは、重量パーセントは、４５％〜６０％の範囲である。
【０１２２】
好ましくは、本発明で用いるためのバイオ複合材料組成物の密度は、少なくとも幾つかの実施形態では、１〜２ｇ／ｍＬの間である。より優先的には、密度は、１．２〜１．９ｇ／ｍＬの間である。最も優先的には、密度は、１．４〜１．８ｇ／ｍＬの間である。
【０１２３】
強化されたバイオ複合材料医療用インプラントと共に用いるための強化繊維の直径は、１〜１００μｍの範囲であり得る。好ましくは、繊維直径は、１〜２０μｍの範囲である。より好ましくは、繊維直径は、４〜１６μｍの範囲である。
【０１２４】
医療用インプラント内における繊維間の繊維直径の標準偏差は、好ましくは５μｍ未満、より好ましくは３μｍ未満及び最も好ましくは１．５μｍ未満である。繊維直径の均一性は、インプラント全体にわたる一貫した特性にとって有益である。
【０１２５】
所望によりかつ好ましくは、インプラント内の繊維強化生分解性複合材料は、５ＧＰａを超える曲げ弾性率及び８０ＭＰａを超える曲げ強度を有する。
【０１２６】
好ましくは、インプラント内の繊維強化生分解性複合材料は、１５０〜８００ＭＰａ、より好ましくは１５０〜４００ＭＰａの範囲の曲げ強度を有する。弾性率は、好ましくは５〜２７ＧＰａ、より好ましくは１０〜２７ＧＰａの範囲である。
【０１２７】
好ましくは、インプラント内の繊維強化複合材料は、移植の８週間後に１０ＧＰａ超の弾性率及び８週間後に１５０ＭＰａ超の曲げ強度の強度を保持する。
【０１２８】
本発明によれば、少なくとも幾つかの実施形態では、生分解性ポリマーは、コポリマー又はターポリマー、例えば、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）、ポリ−ＤＬ−ラクチド（ＰＤＬＬＡ）；ポリグリコリド（ＰＧＡ）；グリコリドのコポリマー、グリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー（ＰＧＡ／ＴＭＣ）；ラクチド／テトラメチルグリコリドコポリマー、ラクチド／トリメチレンカーボネートコポリマー、ラクチド／ｄ−バレロラクトンコポリマー、ラクチド／ε−カプロラクトンコポリマー、Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチドコポリマー、グリコリド／Ｌ−ラクチドコポリマー（ＰＧＡ／ＰＬＬＡ）、ポリラクチド−ｃｏ−グリコリドなどのＰＬＡの他のコポリマー；ラクチド／グリコリド／トリメチレンカーボネートターポリマー、ラクチド／グリコリド／ε−カプロラクトンターポリマー、ＰＬＡ／ポリエチレンオキシドコポリマーなどのＰＬＡのターポリマー；ポリデプシペプチド；非対称−３，６−置換ポリ−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン；ポリヒドロキシアルカノエート；ポリヒドロキシブチレート）ＰＨＢ）など；ＰＨＢ／ｂ−ヒドロキシバレレートコポリマー（ＰＨＢ／ＰＨＶ）；ポリ−ｂ−ヒドロキシプロピオン酸（ＰＨＰＡ）；ポリ−ｐ−ジオキサノン（ＰＤＳ）；ポリ−ｄ−バレロラクトン−ポリ−ε−カプロラクトン、ポリ（ε−カプロラクトン−ＤＬ−ラクチド）コポリマー；メチルメタクリレート−Ｎ−ビニルピロリドンコポリマー；ポリエステルアミド；シュウ酸のポリエステル；ポリジヒドロピラン；ポリアルキル−２−シアノアクリレート；ポリウレタン（ＰＵ）；ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）；ポリペプチド；ポリ−ｂ−リンゴ酸（ＰＭＬＡ）：ポリ−ｂ−アルカン酸（ａｌｋａｎｂｉｃ  ａｃｉｄ）；ポリカーボネート；ポリオルトエステル；ポリリン酸塩；ポリ（エステル無水物）；及びそれらの混合物；並びに糖などの天然ポリマー；デンプン、セルロース及びセルロース誘導体、多糖類、コラーゲン、キトサン、フィブリン、ヒアルロン酸（ｈｙａｌｙｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ）、ポリペプチド及びタンパク質であってよい。任意の上記ポリマー及びそれらの様々な形態の混合物もまた用いてよい。
【０１２９】
生分解性複合材料は、好ましくはポリマーマトリックスに組み込まれ、所望により任意の上記ポリマーを含んでよい。所望によりかつ好ましくは、それは、ＰＬＬＡ（ポリ−Ｌ−ラクチド）、ＰＤＬＬＡ（ポリ−ＤＬ−ラクチド）、ＰＬＤＬＡ、ＰＧＡ（ポリ−グリコール酸）、ＰＬＧＡ（ポリ−ラクチド−グリコール酸）、ＰＣＬ（ポリカプロラクトン）、ＰＬＬＡ−ＰＣＬ及びそれらの組合せからなる群から選択されるポリマーを含んでよい。ＰＬＬＡが用いられる場合、好ましくは、マトリックスは、少なくとも３０％のＰＬＬＡ、より好ましくは５０％及び最も好ましくは少なくとも７０％のＰＬＬＡを含む。ＰＤＬＡが用いられる場合、好ましくは、マトリックスは、少なくとも５％のＰＤＬＡ、より好ましくは少なくとも１０％、最も好ましくは少なくとも２０％のＰＤＬＡを含む。
【０１３０】
好ましくは、ポリマーマトリックスの固有粘度（ＩＶ）（強化用繊維と無関係）は、１．２〜２．４ｄｌ／ｇの範囲、より好ましくは１．５〜２．１ｄｌ／ｇの範囲、及び最も好ましくは１．７〜１．９ｄｌ／ｇの範囲である。
【０１３１】
固有粘度（ＩＶ）は、分子サイズを測定するための粘度測定法である。ＩＶは、細いキャピラリーを通る純粋溶媒の流動時間に対して、そのキャピラリーを通るポリマー溶液の流動時間に基づく。
【０１３２】
鉱物組成物として、所望によりβ−リン酸三カルシウム、リン酸カルシウム、硫酸カルシウム、ヒドロキシアパタイト又は生体吸収性ガラス（バイオガラスとしても知られている）を挙げてよい。
【０１３３】
生体吸収性ガラス繊維は、所望により以下のモル％範囲の酸化物組成を有してよい：
Ｎａ２Ｏ：１１．０〜１９．０モル％
ＣａＯ：９．０〜１４．０モル％
ＭｇＯ：１．５〜８．０モル％
Ｂ２Ｏ３：０．５〜３．０モル％
Ａｌ２Ｏ３：０〜０．８モル％
Ｐ２Ｏ３：０．１〜０．８モル％
ＳｉＯ２：６７〜７３モル％
【０１３４】
より好ましくは以下のモル％範囲を有してよい：
Ｎａ２Ｏ：１２．０〜１３．０モル％
ＣａＯ：９．０〜１０．０モル％
ＭｇＯ：７．０〜８．０モル％
Ｂ２Ｏ３：１．４〜２．０モル％
Ｐ２Ｏ３：０．５〜０．８モル％
ＳｉＯ２：６８〜７０モル％
【０１３５】
追加の任意のガラス繊維組成物がＬｅｈｔｏｎｅｎ  ＴＪらによって既に記載されており（Ａｃｔａ  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ９（２０１３）４８６８−４８７７）、その全体が参照によって本明細書に含まれ；このようなガラス繊維組成物は、上記組成物の代わりに又はそれに加えて所望により用いられてよい。
【０１３６】
追加の任意の生体吸収性ガラス組成物は、以下の特許出願に記載され、参照することにより本明細書に全て記載されているかのように本明細書に組み込まれ、本出願と共通して所有され、かつ発明者を共有しており：生体適合性複合材料及びその使用（ＷＯ２０１０１２２０９８）；並びに吸収性及び生体適合性繊維ガラス組成物並びにそれらの使用（ＷＯ２０１０１２２０１９）。
【０１３７】
本発明のより好ましい実施形態では、強化充填剤は、強化効果が、長時間持続されるように生体吸収性ポリマーに結合している。このような手法は、ＵＳ  ２０１２／００４０００２  Ａ１及びＥＰ  ２２４３５００Ｂ１に記載され、生体適合性ガラス、生体適合性マトリックスポリマー及び共有結合を形成することが可能なカップリング剤を含む複合材料について考察している。
【０１３８】
所望により、繊維は、好ましくは、大部分の強化用繊維が、長手方向軸から９０°未満、あるいは６０°未満又は所望により４５°未満の角度で配列されるように、長手方向軸に対する角度（すなわち、対角線上）で配列してよい。
医療用インプラント複合材料の構造
【０１３９】
インプラントとして、整形外科用ピン、スクリュー、プレート、髄内棒、股関節交換部品、膝交換部品、メッシュ等が挙げられる群から選択してよい。
【０１４０】
インプラントの平均肉厚は、好ましくは０．２〜１０ｍｍの範囲、より好ましくは０．４〜５ｍｍの範囲、より好ましくは０．５〜２ｍｍの範囲及び最も好ましくは０．５〜１．５ｍｍの範囲である。
【０１４１】
インプラントは、好ましくは２〜２０の間の複合テープ層、より好ましくは２〜１０の間の層及び最も好ましくは２〜６の間の層を含む。
【０１４２】
所望により、インプラントは、強化リブ、ガセット又は支柱を含んでよい。
【０１４３】
リブの基部の厚みは、好ましくは隣接している肉厚の１００％未満である。より好ましくは、厚みは、８５％未満及び最も好ましくは７５％未満である。リブの基部の厚みは、好ましくは隣接している肉厚の２０％超、より好ましくは３０％超及び隣接している肉厚の最も好ましくは５０％超である。
【０１４４】
好ましくは、リブの高さは、隣接している肉厚の少なくとも２．０倍、より好ましくは肉厚の少なくとも３．０倍である。
【０１４５】
強化リブの抜き勾配は、好ましくは０．２〜０．８°の間、より好ましくは０．４〜０．６°の間である。
【０１４６】
好ましくは、リブ間の距離は、隣接している肉厚の少なくとも倍である。より好ましくは、隣接している肉厚の少なくとも３倍である。
【０１４７】
好ましくは、強化リブ又は他の要素は、圧縮又は引張剛性を１０％超増加させることなく、インプラントの曲げ剛性を少なくとも２０％増大させる。
【０１４８】
所望により、１つの軸に沿ったリブ、例えば、インプラントの長手方向軸は、インプラントの容易な挿入を容易にするために、垂直軸に沿ったリブ、例えば、インプラントの緯度軸よりも長い。
【０１４９】
所望により、インプラントは、スクリューに挿入するために１種類以上のボスを含んでよい。好ましくは、ボスは、セルフタッピングスクリュー用途用にスクリュー直径の２〜３倍の間である。ボスは、更に補助的なガセット又はリブを含んでよい。
【０１５０】
所望により、インプラントの１つ以上の側面をテクスチャー加工してよい。
【０１５１】
所望により、インプラントは、インプラント内のスクリュー又はピン穴などの穴の周りに円形の配置で配列された連続繊維を含んでよい。
穴のあいたインプラント部品の壁
【０１５２】
幾つかの医療用インプラントでは、インプラントの組織への組み込みを強化し、生理学的機能におけるインプラントの適合を増大させるために、そこでインプラントを通して細胞又は組織の内包成長することが望ましい。このような内包成長を更に促進するために、本明細書に記載している医療用インプラントの壁に間隙又は穴を有することが有益である。
【０１５３】
好ましくは、存在する場合、インプラントの壁におけるこのような穿孔は、インプラントの表面積の少なくとも１０％、より好ましくは少なくとも２０％、少なくとも３０％、少なくとも４０％又はインプラントの表面積の少なくとも５０％を含む。
【０１５４】
本発明の任意の一実施形態では、インプラントは、スクリューであり、ネジの孔は、穿孔を含む。
【０１５５】
本発明の一実施形態では、インプラントは、複合テープ間又はインプラントを作る複合テープ内の強化用繊維間の穿孔を含む。
【０１５６】
好ましい実施形態では、大部分の穿孔は、強化用繊維間にあり、強化用繊維を貫通しない。
骨充填剤が充填されたケージ
【０１５７】
本発明における別の実施形態では、インプラントは、整形外科用インプラントを含み、インプラントは、部分的又は完全な容器を形成し、骨伝導性又は骨誘導性材料は、インプラント容器内に含まれる。
【０１５８】
好ましい実施形態では、インプラント容器は、更にインプラントケージ内に含まれる骨伝導性又は骨誘導性材料への骨内包成長の改善を可能にするために穴があけられる。
【０１５９】
任意の一実施形態では、インプラントは、開口部又は蓋を含み、それを通して骨充填剤を導入することができ、及び／又は骨内包成長を生じさせることができる。
【０１６０】
任意の一実施形態では、インプラントは、接合部によって接合される２つ以上の分離部品又は個別部品を備え、インプラントのケージが、骨充填剤材料で充填され、続いて組み立てられるか又は閉じられて骨充填剤を内部に閉じ込めてよい。
非強化周囲材料を有する連続的な繊維で強化された構造の骨格
【０１６１】
連続的な繊維で強化された生体吸収性複合材料構造は、医療用インプラントに最適な機械的強度及び剛性を提供するが、連続的な繊維で強化された複合テープから作ることができない医療用インプラントにおける追加の特徴又は層を有する特定の場合においても有益であり得る。このような場合、連続的な繊維で強化された生体吸収性複合材料構造の機械的強度をインプラントに組み込むことができるが、非強化ポリマーの追加の部分又は層を添加して、インプラントを改善するか個別調整してよい。これらの部分又は層は、好ましくは構造体にオーバーモールドするか又は構造体に３−Ｄ印刷するかのいずれかによってインプラントに添加される。
【０１６２】
本発明の一実施形態では、医療用インプラントは、連続的な繊維で強化された生体吸収性複合材料からなる構造支持体を備え、更に非強化ポリマー材料からなる部分又は層を含む。
【０１６３】
所望により、第２層は、非強化吸収性ポリマー材料からなる骨界面層として機能する。また所望により、構造支持体及び非強化ポリマー部分は、異なる製造技術を用いてそれぞれ製造される。また所望により、構造支持体は、機械加工、圧縮成形又は複合流動成形によって作られ、界面層は、射出成形又は３Ｄ印刷によって作られ；所望により、界面層は、あらかじめ作られた構造支持体上部に製造される。
【０１６４】
所望により、非強化ポリマー部分は骨界面層であり、界面層の寸法は、特定患者又は患者集団の骨の幾何学的形状によって部分的又は全体的に決定される。
【０１６５】
所望により、患者又は患者集団における骨の幾何学的形状は、Ｘ−Ｒａｙ、ＣＴ、ＭＲＩなどの画像技術を通して測定することによって決定される。
【０１６６】
所望により、構造支持体の弾性率及び／又は曲げ強度は、非強化ポリマー部分のそれよりも少なくとも２０％大きい。
【０１６７】
所望により、インプラント内の連続繊維で強化された複合材料は、ポリマー樹脂でコーティングされ、複合材料中の繊維上のポリマー樹脂は、流動性マトリックス樹脂よりも高いか又は低い溶融温度を有し；又は繊維上のポリマー樹脂は、流動性マトリックス樹脂よりも遅いか又は速い分解速度を有し；又は繊維上のポリマー樹脂は、流動性マトリックス樹脂よりも疎水性又は親水性が高い。
【０１６８】
任意の一実施形態では、追加の部分又は層は、強化されたポリマーからなるが、ポリマーは、好ましくは長さが１０ｍｍ未満の繊維及びより好ましくは長さが５ｍｍ未満の不連続繊維によって強化される。
【０１６９】
任意の一実施形態では、非強化ポリマー又は不連続繊維で強化されたポリマーの追加の部分又は層は、追加で添加剤を含む。
【０１７０】
所望により、添加剤は、βリン酸三カルシウム、リン酸カルシウム、ヒドロキシアパタイト、脱細胞化骨などの骨伝導性材料又は骨伝導性材料の組合せを含む。
【０１７１】
所望により、添加剤は、抗菌剤又は骨誘導剤を含む。
製造方法
【０１７２】
連続繊維で強化された生体吸収性インプラントは、所望により当該技術分野で既知の任意の方法を用いて製造してよい。方法として、圧縮成形、射出成形、押出加工、機械加工又はこれらの方法の任意の組合せが挙げられ得る。
【０１７３】
好ましくは、製造後のインプラントの含水量は、５０％未満、より好ましくは１％未満、更により好ましくは０．４％未満、０．２％未満である。
【０１７４】
保管中のインプラントの分解を防ぐために含水量が低いことが重要である。
【０１７５】
好ましくは、製造後のインプラント内における残留モノマーの含有量は、３％未満、好ましくは２％未満及びより好ましくは１％未満である。
【０１７６】
単一の仮説によって制限されることを望むものではないが、鉱物含有量がバイオ複合材料インプラントに対して高い場合、モノマー成分はインプラントの機械的機能に寄与しないので、ポリマー成分は主に、非常に低いモノマー成分を有するポリマーからなることが特に重要である。
周辺組織と接触するインプラント
【０１７７】
本発明の任意の一実施形態では、インプラントの表面積の１００％未満が、周辺組織と接触している。これは、幾つかの理由により臨床的に望ましい場合がある：
１．挿入時における周辺組織との摩擦の低下、容易な挿入
２．骨接触の低下によって、骨表面の血流への干渉を低下できる。
【０１７８】
好ましい実施形態では、インプラントは、インプラントを囲む組織と接触する、高さが少なくとも０．１ｍｍかつ高さが２ｍｍ未満の表面の突出部分を含む。
【０１７９】
好ましくは、周辺組織と接触する、インプラントにおける表面積の合計パーセントは、８０％未満、より好ましくは６０％、５０％、４０％、３０％未満である。
バルーン
【０１８０】
本発明の任意の一実施形態では、インプラントは、更にバルーンを備える。バルーン壁は、好ましくは強化された複合材料の１〜３の間の層からなる。
インプラントの製造
【０１８１】
任意の上記生体吸収性ポリマー又は強化された生体吸収性ポリマーは、本発明と共に用いるための任意の所望の物理的形態に製造してよい。ポリマー基材は、例えば、圧縮成形、キャスティング、射出成形、引抜成形、押出加工、フィラメントワインディング、複合流動成形（ＣＦＭ）、機械加工又は当業者に既知の任意の他の製造技術によって製造してよい。ポリマーは、例えば、プレート、スクリュー、釘、繊維、シート、棒、ステープル、クリップ、針、チューブ、フォーム又は医療器具に適切な任意の他の形状など、任意の形状に作ってよい。
耐荷重機械的強度
【０１８２】
本発明は、特に骨の剛性と比較して高い強度及び剛性を必要とする医療用途に用いることができる生体吸収性複合材料に関連する。これらの医療用途は、身体によって又は身体に加えられる負荷の全部又は一部に耐える医療用インプラントを必要とし、そのため一般的に「耐荷重」用途として称することができる。これらは、骨折固定、腱再付着、関節交換、脊椎固定及び脊椎ケージが挙げられる。
【０１８３】
本明細書に記載の耐荷重医療用インプラントによる好ましい曲げ強度は、少なくとも１００ＭＰａ、好ましくは４００ＭＰａ超、より好ましくは６００ＭＰａ超及び更により好ましくは８００ＭＰａ超である。本発明と共に用いるための生体吸収性複合材料の弾性率（又はヤング率）は、好ましくは少なくとも６ＧＰａ、より好ましくは１５ＧＰａ超及び更により好ましくは２０ＧＰａ超であるが、１００ＧＰａ以下、好ましくは６０ＧＰａ以下である。
持続的な機械的強度
【０１８４】
十分な骨の治癒を可能にするために長時間にわたって機械特性（高い強度及び剛性）を維持する、本発明における生体吸収性耐荷重医療用インプラントの必要性がある。強度及び剛性は、少なくとも３ヶ月間、好ましくは少なくとも６ヶ月間及び更により好ましくは少なくとも９ヶ月間、インビボ（すなわち、生理学的環境）で好ましくは皮質骨の強度及び剛性を超え、それぞれおおよそ１５０〜２５０ＭＰａ及び１５〜２５ＧＰａを維持する。
【０１８５】
より好ましくは、曲げ強度は、４００ＭＰａ超を維持し、更により好ましくは６００ＭＰａ超を維持する。
【０１８６】
本発明の別の実施形態では、医療用インプラントの機械的強度の分解速度は、生分解性複合材料の重量損失によって測定した場合、インプラントの材料分解速度に近い。
【０１８７】
好ましい実施形態では、インプラントは、移植の３ヶ月後にその機械的強度の５０％超を維持し、一方、材料分解の５０％超及びそれ故の重量損失は、移植の１２ヶ月以内に生じる。
【０１８８】
好ましい実施形態では、インプラントは、移植の３ヶ月後にその機械的強度の７０％超を維持し、一方、材料分解の７０％超及びそれ故の重量損失は、移植の１２ヶ月以内に生じる。
【０１８９】
好ましい実施形態では、インプラントは、移植の６ヶ月後にその機械的強度の５０％超を維持し、一方、材料分解の５０％超及びそれ故の重量損失は、移植の９ヶ月以内に生じる。
【０１９０】
好ましい実施形態では、インプラントは、移植の６ヶ月後にその機械的強度の７０％超を維持し、一方、材料分解の７０％超及びそれ故の重量損失は、移植の９ヶ月以内に生じる。
【０１９１】
医療用インプラントの機械的強度の低下及び材料分解（重量損失）速度は、インビボの移植後又はインビトロの疑似移植後に測定できる。インビトロの疑似移植の場合、疑似実験は、リアルタイムで又は加速劣化の基準によって実施してよい。
【０１９２】
本明細書で使用される「生分解性」は、インビボでの離散による分解によって破壊される材料、例えば、ポリマーを含む一般的な用語である。体内における生分解性材料の質量の減少は、宿主組織内の物理化学的条件（例えば、湿度、ｐＨ値）によって触媒される、受動的過程の結果であってよい。生分解性の好ましい実施形態では、体内における生分解性材料の質量の減少について、分解副生成物の単純なろ過のため、又は材料の代謝（「生体吸収（Ｂｉｏｒｅｓｏｒｐｔｉｏｎ）」又は「生体吸収（Ｂｉｏａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ）」）後におけるいずれかの自然の経路を通して取り除かれ得る。いずれの場合も、質量の減少は、初期の異物の部分的又は全体的な排除をもたらし得る。好ましい実施形態では、前記生分解性複合材料は、水性環境中の高分子分解によって鎖切断する生分解性ポリマーを含む。
【０１９３】
ポリマーは、悪影響なく身体から代謝又は取り除くことができる小さな非毒性セグメントに分解できる場合、本発明の意味の範囲内で「吸収性」である。一般的に、吸収性ポリマーは、体組織に曝されると膨潤し、加水分解し、そして分解し、有意な重量損失を生じる。加水分解反応は、場合によっては酵素的に触媒してよい。完全な生体吸収が、２４ヶ月以内に生じることが好ましく、１２ヶ月以内に生じることが最も好ましいが、完全な生体吸収、すなわち、完全な重量損失は、ある程度の時間がかかる場合がある。
【０１９４】
用語「ポリマーの分解」は、それぞれのポリマーの分子量の低下を意味する。好ましくは本発明の範囲内で用いられるポリマーに関して、前記分解は、エステル結合の開裂による遊離水によって引き起こされる。例えば、実施例に記載されている生体材料に用いられるポリマーの分解は、バルク浸食の原理に従う。それによって、分子量の連続的な減少は、非常に顕著な質量損失に先行する。前記質量損失は、分解生成物の溶解度に起因する。水で引き起こされるポリマー分解の決定法は、分解生成物の滴定、粘度測定、示差走査熱量計（ＤＳＣ）など、当該技術分野に周知である。
【０１９５】
本明細書で使用される用語「バイオ複合材料」は、マトリックス及び繊維の強化材によって形成される複合材料であり、マトリックス及び繊維の双方は、生体適合性及び所望により生体吸収性である。ほとんどの場合では、マトリックスは、ポリマー樹脂であり、より具体的には剛性生体吸収性ポリマーである。繊維は、所望によりかつ好ましくは異なる種類の材料（すなわち、非合成生体吸収性ポリマー）であり、所望により鉱物、セラミック、セルロース系又は他の種類の材料を含んでよい。
臨床用途
【０１９６】
本明細書で考察される医療用インプラントは、一般的に解剖学的関係を回復させるための骨折の整復及び固定に用いられる。このような固定は、安定な固定、骨及び周囲の軟組織への血液供給の維持並びに部品及び患者の早期の能動的モビライゼーションのうち、所望によりかつ好ましくは１つ以上、より好ましくは全てを含む。
【０１９７】
本発明の少なくとも幾つかの実施形態に従って記載されている材料及び概念が、以下のように関連し得る、幾つかの例示的かつ説明的で非限定的な種類の骨固定インプラントがある。
骨プレート
【０１９８】
骨プレートは、典型的には、骨を一緒に修復する治癒工程中及び／又はその後に、骨折又はその他の方法で切断された骨の異なる部分を互いにしっかりと固定して維持するために用いられる。四肢の骨は、両端に頭部を有する骨幹を含む。骨幹は、一般的に細長く、比較的円筒形の形状である。
【０１９９】
２つ以上の部分の骨を互いにしっかりと固定位置に維持するために骨折した骨の骨幹又は頭部及び骨幹に取り付けられる、骨プレートを提供することが知られている。このような骨プレートは、一般的に対向する実質的に平行な側面及び対向する側面間に広がる複数の穴を有する形状を備え、穴は、プレートを骨片に取り付けるためのピン又はスクリューの受け入れに適している。
【０２００】
骨折した骨の異なる部分を互いに固定して維持する骨プレートを適切に機能させるために、プレートは、骨片又は骨断片の位置を維持するために十分な機械的強度及び剛性でなければならない。しかし、骨プレートが、骨と周囲の軟組織間でぴったりと適合するための十分な空間があることを確実にするために薄い厚みの特性内でこれらの機械特性を達成しなければならない。骨プレートの厚みは、一般的には２．０ｍｍ〜８．０ｍｍの範囲、より一般的には２．０ｍｍ〜４．０ｍｍの範囲である。しかし、プレートの幅は可変である。
スクリュー
【０２０１】
スクリューは、内部骨固定に用いられ、骨折の種類及びスクリューの使用方法に基づいて様々な設計がある。スクリューは、異なるサイズの骨と共に用いるために異なるサイズがある。骨折を支えるために、スクリューを単独並びにプレート、棒又は釘と共に用いることができる。骨が治癒した後、スクリューを、所定の位置に残すか又は除去してよい。
【０２０２】
スクリューは、ネジ付きであるが、ねじ部分は、全部又は部分的のいずれかであり得る。スクリューとしては、圧縮スクリュー、固定スクリュー及び／又はカニューレ挿入スクリューを挙げることができる。外スクリューの直径は、０．５又は１．０ｍｍ程度の小ささであることができるが、一般的に小さな骨の固定には３．０ｍｍ未満である。大きな骨皮質用スクリューは、５．０ｍｍまでであり得るが、海綿骨スクリューは、更に７〜８ｍｍに達し得る。幾つかのスクリューは、セルフタッピングであり、他のねじはスクリュー挿入の前に穴あけを必要とする。カニューレ挿入スクリューの場合、中央の中空部分は、ガイドワイヤーを収容するために一般的に直径が１ｍｍより大きい。
ワイヤー／ピン
【０２０３】
ワイヤーは多くの場合、骨を元通りに一緒に固定するために用いられる。それらは多くの場合、スクリューで固定するには小さすぎる骨片を一緒に支えるために用いられる。それらは、他の形態の内部固定と組み合わせて用いることができるが、それらは、手又は足にみられるものなどの小さな骨の骨折を治療するために単独で用いることができる。ワイヤー又はピンは、骨に挿入又は穴をあけるために片側のどちらか又は両側に鋭い先端を有してよい。
【０２０４】
「Ｋ−ワイヤー」は、一般的にステンレス鋼、チタン又はニチノールから作られた特定の種類のワイヤーであり、直径が０．５〜２．０ｍｍ及び長さが２〜２５ｃｍの範囲の寸法である。「スタインマンピン」は、一般に直径が２．０〜５．０ｍｍ及び長さが２〜２５ｃｍの範囲である。それでもなお、骨固定用の用語ピン及びワイヤーは、本明細書で互換的に用いられる。
アンカー
【０２０５】
アンカー及び特に縫合糸アンカーは、腱及び靭帯を骨に固定するための固定器具である。それらは、骨に挿入されるアンカー構造で、縫合糸が通るアンカーにおいて１つ以上のアイレット、穴又はループからなる。これは、アンカーを縫合糸に結びつけている。骨に挿入されるアンカーは、スクリューメカニズム又は干渉メカニズムであってよい。アンカーは、一般的に直径が１．０〜６．５ｍｍの範囲である。
ケーブル、タイ、ワイヤータイ
【０２０６】
ケーブル、タイ又はワイヤータイは、骨を一緒に締結又は結合することによって固定を行うために用いることができる。このようなインプラントは、所望により、骨に損傷があるため又は骨内にインプラントのシャフトが存在するため、貫通スクリュー又はワイヤー／ピンを用いて固定できない骨を一緒に支え得る。一般的に、このようなケーブル又はタイのインプラントの直径は、所望により１．０ｍｍ〜２．０ｍｍの範囲及び好ましくは１．２５〜１．７５ｍｍの範囲である。ワイヤータイの幅は、所望により１〜１０ｍｍの範囲であってよい。
釘又は棒
【０２０７】
長骨の幾つかの骨折では、骨片を一緒に支えるための最良の医療行為は、通常幾らかの骨髄を含む骨の中空の中心部を通る棒又は釘の挿入による。棒の両端におけるスクリューは、骨折を、縮み又は回転から防ぎ、また骨折が治癒するまで棒を所定の位置で支えるために用いられる。棒及びスクリューは、治癒が完了した後に骨内に残してよい。骨固定用の釘又は棒は、一般的に長さが２０〜５０ｃｍ及び直径が５〜２０ｍｍ（好ましくは９〜１６ｍｍ）である。釘又は棒の中央部における中空部分は、ガイドワイヤーを収容するために一般的に直径が１ｍｍより大きい。
【０２０８】
任意の上記骨固定インプラントは、所望により粉砕骨折、分節骨折、癒着不良骨折、骨損失による骨折、近位端及び遠位端骨折、骨幹部骨折、骨切り術の部位等を含むがこれらに限定されない様々な骨折種類を固定するために用いてよい。
実施例＃１−大径のピン
【０２０９】
以下の実施例は、強化されたバイオ複合材料を有する大径の整形外科用ピンの製造について記載している。この実施例は、それぞれの種類のピンについて組成構造、幾何学的形状及び組成物に関連する、時間ゼロ（製造後）及び疑似分解後の双方における曲げ弾性率及び強度に関して、強化されたバイオ複合材料からなる異なる医療用インプラントピンが、異なる性能特性をどのように有し得るかについて示している。
材料及び方法
【０２１０】
それぞれ外径６ｍｍ及び５ｃｍ長の３種類のピンインプラントは、強化された複合材料を用いて製造した。複合材料は、５０％ｗ／ｗ、７０％又は８５％ｗ／ｗの連続的な鉱物繊維で強化されたＰＬＤＬＡ７０／３０ポリマーからなっていた。鉱物繊維組成物は、おおよそＮａ２Ｏ  １４％、ＭｇＯ  ５．４％、ＣａＯ  ９％、Ｂ２Ｏ３  ２．３％、Ｐ２Ｏ５  １．５％、及びＳｉＯ２  ６７．８％ｗ／ｗだった。試験試料は、中心に３ｍｍのピンのインサートを有するか又はそれを有しないチューブ状の型に、多層の複合材料を圧縮成形することによって製造した。それぞれの層は、一方向に配列した連続的な繊維が埋め込まれたＰＬＤＬＡポリマーからなっていた。インプラントの長手方向軸に対する層の配向は、インプラント内の層の数に従った反復的な方法で０°（インプラントの長手方向軸と平行）、４５°、０°、−４５°、０°だった。それぞれの層は、おおよそ０．１８ｍｍの厚みだった。それぞれのピン群に対して３つのピンの試料を製造した。
【０２１１】
インプラント試料は、曲げ強度、曲げ弾性率及び最大曲げ荷重に対して変更した標準試験法のＡＳＴＭ  Ｄ７９０（Ｓｔａｎｄａｒｄ  Ｔｅｓｔ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｆｏｒ  Ｆｌｅｘｕｒａｌ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  Ｕｎｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ  ａｎｄ  Ｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ  Ｐｌａｓｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｉｎｓｕｌａｔｉｎｇ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ、ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ａｓｔｍ．ｏｒｇ／Ｓｔａｎｄａｒｄｓ／Ｄ７９０．ｈｔｍ，ＡＳＴＭ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、米国、ペンシルバニア州）に従って、引張試験システム（２２０Ｑ１１２５−９５，ＴｅｓｔＲｅｓｏｕｒｃｅｓ、米国、ミネソタ州）で試験した。試験は、最初にかつ変更したＡＳＴＭ  Ｆ１６３５（Ｓｔａｎｄａｒｄ  Ｔｅｓｔ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  ｉｎ  ｖｉｔｒｏ  Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ  Ｔｅｓｔｉｎｇ  ｏｆ  Ｈｙｄｒｏｌｙｔｉｃａｌｌｙ  Ｄｅｇｒａｄａｂｌｅ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｒｅｓｉｎｓ  ａｎｄ  Ｆａｂｒｉｃａｔｅｄ  Ｆｏｒｍｓ  ｆｏｒ  Ｓｕｒｇｉｃａｌ  Ｉｍｐｌａｎｔｓ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ａｓｔｍ．ｏｒｇ／Ｓｔａｎｄａｒｄｓ／Ｆ１６３５．ｈｔｍＡＳＴＭ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、米国、ペンシルバニア州）に従う疑似のインビトロ分解後に行い、試料は、疑似体液（ＳＢＦ）、１４２Ｎａ＋、５Ｋ＋、１．５Ｍｇ２＋、２．５Ｃａ２＋、１４７．８Ｃｌ−、４．２ＨＣＯ３−、１ＨＰＯ４３−、０．５ＳＯ４２−ｍｏｌ／ｍ３中において５０°Ｃの温度で５日間、３０ｒｐｍで振盪しながらインキュベートした。機械的試験は、５ＫＮのロードセル及び３点曲げ試験用の適切な固定具を用いて実施した。試料スパンは試験開始時に４０ｍｍであり、クロスヘッド速度は、２ｍｍ／ｍｉｎに設定した。試料の寸法、重量及び密度を記録した。
【０２１２】
走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）（ＦＥＩ  Ｑｕａｎｔａ  ＦＥＧ２５０、オランダ）の画像は、Ａｕスパッタリングを行った場合と行わない場合で、ＳＥ又はＢＳＥ検出器のいずれかを用い、幾つかの倍率でインプラント試料の断面を取得した。ＩｍａｇｅＪ（商標）（ＮＩＨ  Ｉｍａｇｅ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｓｏｆｔｗａｒｅ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｉｍａｇｅｊ．ｎｉｈ．ｇｏｖ／ｉｊ／，Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｏｆ  Ｈｅａｌｔｈ、米国、メリーランド州）を用いて、以下のパラメーターを計測又は測定した：
１．繊維間の距離
２．層間の距離
３．層あたりの繊維の数
４．繊維直径
５．湾曲に対する接線の角度
ＭＡＴＬＡＢ（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｍａｔｈｗｏｒｋｓ．ｃｏｍ／ｐｒｏｄｕｃｔｓ／ｍａｔｌａｂ／，Ｍａｔｈｗｏｒｋｓ、米国、マサチューセッツ州）を用いて、以下のパラメーターを計測又は測定した：
１．インプラント断面内の繊維の体積分布
結果
【０２１３】
表１ａは、上記のように３つの異なる種類の強化された複合材料から作られたインプラントピンの機械的性能の結果を示している。これらのインプラントの構造特性を上述した製造方法によって記載し、それらの内部組成を関連画像で確認する。インプラントの内部組成物の構造に関連する幾つかのパラメーターの定量化を、表１ｂで確認できる。
【０２１４】
【表２】
2019518568.tif 000004
【０２１５】
ＯＤ６ｍｍ、８５％ｗ／ｗ繊維で製造されたフルピン試料は、おそらく繊維の層間で結合するポリマーの量が不十分なため、凝集強さが著しく不足している。これらの試料は、引張試験システムへ装填中に破損し、そのため機械特性の結果を記録しなかった。これらのピンの画像を図２７及び２８で確認でき、それによって、多量の繊維があり、ポリマーが存在しないことを示す。
【０２１６】
表１Ａで確認できるように、５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％ｗ／ｗフルピン、７０％ｗ／ｗフルピン及び６ｍｍ中空ピンでそれぞれ２６％、５３％及び４１％の弾性率の低下を生じた。５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％ｗ／ｗフルピン、７０％ｗ／ｗフルピン及び６ｍｍ中空ピンでそれぞれ５１％、６２％及び４５％の曲げ強度の低下を生じた。５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％ｗ／ｗフルピン、７０％ｗ／ｗフルピン及び６ｍｍ中空ピンでそれぞれ５１％、５３％及び４２％の最大曲げ荷重の低下を生じた。
【０２１７】
【表３】
2019518568.tif 000005
【０２１８】
単一の仮説によって制限されることを望むものではないが、この実施例（実施例１）で確認される強化用繊維の含有量、直径、分布及び層への配置が、原因又は少なくとも有意に寄与する要因だったと考えられる。
【０２１９】
特に、強化用繊維に関して、５０％繊維で製造されたものと比較して、７０％繊維で製造されたより強く、剛性の高い試料によって確認されるように、強化用繊維の含有量の増加が、医療用インプラントの機械特性に正に寄与し得る。しかし、７０％繊維のインプラントは、機械特性をより急速に失うように思われた。したがって、これらの繊維量のそれぞれには潜在的な利益がある。ある点を超えると、過度に高い繊維含有量によって、８５％繊維のピンで観察されるようにインプラントの破損を生じる恐れがある。
実施例＃２−小径のピン
【０２２０】
以下の実施例は、強化されたバイオ複合材料を有する小径の整形外科用ピンの製造について記載している。この実施例は、それぞれの種類のピンについて組成構造、幾何学的形状及び組成物に関連する、時間ゼロ（製造後）及び疑似分解後（例えば、身体に挿入時）の双方における曲げ弾性率及び強度に関して、強化されたバイオ複合材料からなる異なる医療用インプラントピンが、異なる性能特性をどのように有し得るかについて示している。
材料及び方法
【０２２１】
それぞれ外径２ｍｍ及び５ｃｍ長の３種類のピンインプラントは、強化された複合材料を用いて製造した。複合材料は、５０％ｗ／ｗ又は７０％ｗ／ｗの連続的な鉱物繊維で強化されたＰＬＤＬＡ７０／３０ポリマーからなっていた。鉱物繊維組成物は、おおよそＮａ２Ｏ  １４％、ＭｇＯ  ５．４％、ＣａＯ  ９％、Ｂ２Ｏ３  ２．３％、Ｐ２Ｏ５  １．５％及びＳｉＯ２  ６７．８％ｗ／ｗだった。試験試料は、中心に１ｍｍのピンのインサートを有するか又はそれを有しないチューブ状の型に、多層の複合材料を圧縮成形することによって製造した。それぞれの層は、一方向に配列した連続的な繊維が埋め込まれたＰＬＤＬＡポリマーからなっていた。インプラントの長手方向軸に対する層の配向は、インプラント内の層の数に従って反復し、０°（インプラントの長手方向軸と平衡）、４５°、０°、−４５°、０°だった。それぞれの層は、おおよそ０．１８ｍｍの厚みだった。それぞれのピン群に対して３つのピンの試料を製造した。
【０２２２】
インプラント試料は、曲げ強度、曲げ弾性率及び最大曲げ荷重に対して変更した標準試験法のＡＳＴＭ  Ｄ７９０（Ｓｔａｎｄａｒｄ  Ｔｅｓｔ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｆｏｒ  Ｆｌｅｘｕｒａｌ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  Ｕｎｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ  ａｎｄ  Ｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ  Ｐｌａｓｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｉｎｓｕｌａｔｉｎｇ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ａｓｔｍ．ｏｒｇ／Ｓｔａｎｄａｒｄｓ／Ｄ７９０．ｈｔｍ，ＡＳＴＭ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、米国、ペンシルバニア州）に従って、引張試験システム（２２０Ｑ１１２５−９５，ＴｅｓｔＲｅｓｏｕｒｃｅｓ、米国、ミネソタ州）で試験した。試験は、最初にかつ変更したＡＳＴＭ  Ｆ１６３５、（Ｓｔａｎｄａｒｄ  Ｔｅｓｔ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  ｉｎ  ｖｉｔｒｏ  Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ  Ｔｅｓｔｉｎｇ  ｏｆ  Ｈｙｄｒｏｌｙｔｉｃａｌｌｙ  Ｄｅｇｒａｄａｂｌｅ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｒｅｓｉｎｓ  ａｎｄ  Ｆａｂｒｉｃａｔｅｄ  Ｆｏｒｍｓ  ｆｏｒ  Ｓｕｒｇｉｃａｌ  Ｉｍｐｌａｎｔｓ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ａｓｔｍ．ｏｒｇ／Ｓｔａｎｄａｒｄｓ／Ｆ１６３５．ｈｔｍ  ＡＳＴＭ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、米国、ペンシルバニア州）に従う疑似のインビトロ分解後に行い、試料は、疑似体液（ＳＢＦ）、１４２Ｎａ＋、５Ｋ＋、１．５Ｍｇ２＋、２．５Ｃａ２＋、１４７．８Ｃｌ−、４．２ＨＣＯ３−、１ＨＰＯ４３−、０．５ＳＯ４２−ｍｏｌ／ｍ３中において５０℃の温度で５日間、３０ｒｐｍで振盪しながらインキュベートした。機械的試験は、５００Ｎのロードセル及び３点曲げ試験用の適切な固定具を用いて実施した。試料スパンは試験開始時に４０ｍｍであり、クロスヘッド速度は、２ｍｍ／ｍｉｎに設定した。試料の寸法、重量及び密度を記録した。
【０２２３】
走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）（ＦＥＩ  Ｑｕａｎｔａ  ＦＥＧ２５０、オランダ）の画像は、Ａｕスパッタリングを行った場合と行わない場合で、ＳＥ又はＢＳＥ検出器のいずれかを用い、幾つかの倍率でインプラント試料の断面を取得した。ＩｍａｇｅＪ（商標）（ＮＩＨ  Ｉｍａｇｅ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｓｏｆｔｗａｒｅ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｉｍａｇｅｊ．ｎｉｈ．ｇｏｖ／ｉｊ／，Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｏｆ  Ｈｅａｌｔｈ、米国、メリーランド州）を用いて、以下のパラメーターを計測又は測定した：
１．繊維間の距離
２．層間の距離
３．層あたりの繊維の数
４．繊維直径
５．湾曲に対する接線の角度
ＭＡＴＬＡＢ（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｍａｔｈｗｏｒｋｓ．ｃｏｍ／ｐｒｏｄｕｃｔｓ／ｍａｔｌａｂ／，Ｍａｔｈｗｏｒｋｓ、米国、マサチューセッツ州）を用いて、以下のパラメーターを計測又は測定した：
１．インプラント断面内の繊維の体積分布：ポリマーに対する繊維の割合は、画像中の繊維面積全てを合計し、画像中のインプラント断面全体の面積で割ることによって計算した。
ポリマーに対する繊維の割合＝繊維の面積の合計  断面全体の面積＊１００
結果
【０２２４】
表２ａは、上記のように製造された３つの異なる種類の強化された複合材料インプラントピンについての機械的性能の結果を示している。これらのインプラントの構造特性を上述した製造方法によって記載し、それらの内部組成を関連画像で確認する。インプラントの内部組成物の構造に関連する幾つかのパラメーターの定量化を、表２ｂ、ｃ及びｄで確認できる。
【０２２５】
【表４】
2019518568.tif 000006
【０２２６】
５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％ｗ／ｗフルピン、７０％ｗ／ｗフルピン及び２ｍｍ中空ピンでそれぞれ５４％、２７％及び７３％の曲げ強度の低下を生じた。５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％ｗ／ｗフルピン、７０％ｗ／ｗフルピン及び２ｍｍ中空ピンでそれぞれ５２％、２７％及び７１％の最大曲げ荷重の低下を生じた。５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、７０％ｗ／ｗフルピン及び２ｍｍ中空の５０％ｗ／ｗピンでそれぞれ３２％及び２９％の曲げ弾性率の低下を生じた。
【０２２７】
【表５】
2019518568.tif 000007
【０２２８】
【表６】
2019518568.tif 000008
【０２２９】
【表７】
2019518568.tif 000009
【０２３０】
単一の仮説によって制限されることを望むものではないが、この実施例（実施例２）で確認される強化用繊維の含有量、直径、分布及び層への配置が、原因又は少なくとも有意に寄与する要因だったと考えられる。
【０２３１】
この実施例はまた、異なるインプラント部品の形態間（フルピン及びカニューレ挿入ピンの間）における潜在的な構造上の違いを示唆しており、バイオ複合材料インプラント内の強化用繊維層は、インプラントの形状及びインプラントがその製造中に曝される力に応じて、異なる手法でそれら自身を配置及び配列させることが、所望により可能になる。
実施例＃３−プレート
【０２３２】
以下の実施例は、強化されたバイオ複合材料を有する薄い整形外科用プレートの製造について記載している。この実施例は、それぞれの種類のプレートについて組成構造、幾何学的形状及び組成物に関連する、時間ゼロ（製造後）及び疑似分解後の双方における曲げ弾性率及び強度に関して、強化されたバイオ複合材料からなる異なる医療用インプラントプレートが、異なる性能特性をどのように有し得るかについて示している。
材料及び方法
【０２３３】
それぞれ厚み２ｍｍ、幅１２．８ｍｍ及び長さ６ｃｍを有する４種類プレートインプラントを、強化された複合材料を用いて製造した。複合材料は、５０％ｗ／ｗ又は７０％ｗ／ｗの連続的な鉱物繊維で強化されたＰＬＤＬＡ７０／３０ポリマーからなっていた。鉱物繊維組成物は、おおよそＮａ２Ｏ  １４％、ＭｇＯ  ５．４％、ＣａＯ  ９％、Ｂ２Ｏ３  ２．３％、Ｐ２Ｏ５  １．５％及びＳｉＯ２  ６７．８％ｗ／ｗだった。試験試料は、多層の複合材料を長方形の型に圧縮成形することによって製造した。それぞれの層は、一方向に配列した連続的な繊維が埋め込まれたＰＬＤＬＡポリマーからなっていた。インプラントの長手方向軸に対する層の配向は、インプラント内の層の数に従って反復し、０°（インプラントの長手方向軸と平衡）、４５°、０°、−４５°、０°だった。それぞれの層は、おおよそ０．１８ｍｍの厚みだった。非晶質プレートでは、連続的な繊維を小片に切断し、混合して成形した。それぞれのプレート群に対して３つのプレートの試料を製造した。
【０２３４】
インプラント試料は、曲げ強度、曲げ弾性率及び最大曲げ荷重に対して変更した標準試験法のＡＳＴＭ  Ｄ７９０（Ｓｔａｎｄａｒｄ  Ｔｅｓｔ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｆｏｒ  Ｆｌｅｘｕｒａｌ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  Ｕｎｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ  ａｎｄ  Ｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ  Ｐｌａｓｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｉｎｓｕｌａｔｉｎｇ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ａｓｔｍ．ｏｒｇ／Ｓｔａｎｄａｒｄｓ／Ｄ７９０．ｈｔｍ，ＡＳＴＭ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、米国、ペンシルバニア州）に従って、引張試験システム（２２０Ｑ１１２５−９５，ＴｅｓｔＲｅｓｏｕｒｃｅｓ、米国、ミネソタ州）で試験した。試験は、最初にかつ変更したＡＳＴＭ  Ｆ１６３５、（Ｓｔａｎｄａｒｄ  Ｔｅｓｔ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  ｉｎ  ｖｉｔｒｏ  Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ  Ｔｅｓｔｉｎｇ  ｏｆ  Ｈｙｄｒｏｌｙｔｉｃａｌｌｙ  Ｄｅｇｒａｄａｂｌｅ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｒｅｓｉｎｓ  ａｎｄ  Ｆａｂｒｉｃａｔｅｄ  Ｆｏｒｍｓ  ｆｏｒ  Ｓｕｒｇｉｃａｌ  Ｉｍｐｌａｎｔｓ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ａｓｔｍ．ｏｒｇ／Ｓｔａｎｄａｒｄｓ／Ｆ１６３５．ｈｔｍ  ＡＳＴＭ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、米国、ペンシルバニア州）に従う疑似のインビトロ分解後に行い、試料は、疑似体液（ＳＢＦ）、１４２Ｎａ＋、５Ｋ＋、１．５Ｍｇ２＋、２．５Ｃａ２＋、１４７．８Ｃｌ−、４．２ＨＣＯ３−、１ＨＰＯ４３−、０．５ＳＯ４２−ｍｏｌ／ｍ３中において５０℃の温度で５日間、３０ｒｐｍで振盪しながらインキュベートした。機械的試験は、５ＫＮのロードセル及び３点曲げ試験用の適切な固定具を用いて実施した。試料スパンは試験開始時に４０ｍｍであり、クロスヘッド速度は、２ｍｍ／ｍｉｎに設定した。試料の寸法、重量及び密度を記録した。
【０２３５】
走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）（ＦＥＩ  Ｑｕａｎｔａ  ＦＥＧ２５０、オランダ）の画像は、Ａｕスパッタリングを行った場合と行わない場合で、ＳＥ又はＢＳＥ検出器のいずれかを用い、幾つかの倍率でインプラント試料の断面を取得した。ＩｍａｇｅＪ（商標）（ＮＩＨ  Ｉｍａｇｅ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｓｏｆｔｗａｒｅ，ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｉｍａｇｅｊ．ｎｉｈ．ｇｏｖ／ｉｊ／，Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｏｆ  Ｈｅａｌｔｈ、米国、メリーランド州）を用いて、以下のパラメーターを計測又は測定した：
１．繊維間の距離
２．層間の距離
３．層あたりの繊維の数
４．繊維直径
５．湾曲に対する接線の角度
ＭＡＴＬＡＢ（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｍａｔｈｗｏｒｋｓ．ｃｏｍ／ｐｒｏｄｕｃｔｓ／ｍａｔｌａｂ／，Ｍａｔｈｗｏｒｋｓ、米国、マサチューセッツ州）を用いて、以下のパラメーターを計測又は測定した：
１．インプラント断面内の繊維の体積分布
結果
【０２３６】
表３ａは、上記のように製造された３つの異なる種類の強化された複合材料インプラントピンについての機械的性能の結果を示している。これらのインプラントの構造特性を上述した製造方法によって記載し、それらの内部組成を関連画像で確認する。インプラントの内部組成物の構造に関連する幾つかのパラメーターの定量化を、表３ｂで確認できる。
【０２３７】
【表８】
2019518568.tif 000010
【０２３８】
５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％ｗ／ｗフルプレート及び７０％ｗ／ｗフルプレートでそれぞれ２７％及び５３％の曲げ弾性率の低下を生じた。５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％ｗ／ｗフルプレート及び７０％ｗ／ｗフルプレートでそれぞれ５８％及び７６％の曲げ強度の低下を生じた。
【０２３９】
５０℃のＳＢＦ中で５日間インキュベーションすると、分解速度が加速され、５０％フルプレートｗ／ｗ及び７０％ｗ／ｗフルプレートでそれぞれ５０％及び６２％の最大曲げ荷重の低下を生じた。
【０２４０】
この幾何学的形状及び製造方法では、繊維含有量が５０％〜７０ｗ／ｗに増加すると、初期機械的強度が増大するが、分解工程を加速させると考えられる。
【０２４１】
非晶質プレート中に存在する短い無配向繊維と連続的な配向繊維の対比では、類似の密度及び製造条件では弾性率、曲げ強度及び最大荷重の４６％、６５％及び６６％の低下を生じた。
【０２４２】
【表９】
2019518568.tif 000011
実施例＃４−分解の差
【０２４３】
以下の実施例は、強化されたバイオ複合材料から製造された整形外科用インプラントの分解について記載している。この実施例は、強化されたバイオ複合材料からなる異なる医療用インプラントが、疑似分解後に材料損失及び膨潤率に関して性能特性が、どのように異なり得るかを示す。以下で意図されるように骨固定用の吸収性整形外科用インプラントは、理想的には骨が治癒するのに必要とされる期間にその強度を維持し、その後、骨に置換されるにつれて徐々に分解しその強度を失う必要がある。材料の重量損失は、分解率の指標である。膨潤率は、コンフォーメーション変化、親水性の指標並びに気孔率の指標である。双方のパラメーターの制御は、インプラント設計に重要である。
材料及び方法
【０２４４】
ピン及びプレートのインプラントは、実施例１〜３に記載されているように強化された複合材料を用いて製造した。複合材料は、５０％ｗ／ｗ又は７０％ｗ／ｗの連続的な鉱物繊維で強化されたＰＬＤＬＡ７０／３０ポリマーからなっていた。鉱物繊維組成物は、おおよそＮａ２Ｏ  １４％、ＭｇＯ  ５．４％、ＣａＯ  ９％、Ｂ２Ｏ３  ２．３％、Ｐ２Ｏ５  １．５％及びＳｉＯ２  ６７．８％ｗ／ｗだった。試験試料は、多層の複合材料を適切な型に圧縮成形することによって製造した。それぞれの層は、一方向に配列した連続的な繊維が埋め込まれたＰＬＤＬＡポリマーからなっていた。インプラントの長手方向軸に対する層の配向は、インプラント内の層の数に従って反復し、０°（インプラントの長手方向軸と平衡）、４５°、０°、−４５°、０°だった。それぞれの層は、おおよそ０．１８ｍｍの厚みだった。それぞれの群に対して３つのインプラントの試料を製造した。
【０２４５】
インプラント試料は、最初にかつ変更したＡＳＴＭ  Ｆ１６３５に従う疑似インビトロ分解後に計量し、試料は、疑似体液内（ＳＢＦ）、１４２Ｎａ＋、５Ｋ＋、１．５Ｍｇ２＋、２．５Ｃａ２＋、１４７．８Ｃｌ−、４．２ＨＣＯ３−、１ＨＰＯ４３−、０．５ＳＯ４２−ｍｏｌ／ｍ３中において５０℃の温度で５日間、３０ｒｐｍで震盪しながらインキュベートした。試料は、次に真空デシケーター内で一晩乾燥し、再度計量した。材料損失パーセントを、（初期重量−乾燥重量）／初期重量＊１００として計算した。膨潤率は、（インキュベーション終了時の重量−乾燥重量）／乾燥重量＊１００として計算した。
結果
【０２４６】
表４は、上記のように製造された異なる種類の強化された複合材料インプラントの重量測定結果を示している。
【０２４７】
【表１０】
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【０２４８】
２ｍｍピン及びプレートでは、鉱物繊維の濃度が、５０％〜７０％に増加すると、時間の経過と共に材料損失及び膨潤率が、それぞれ約１１０％及び４０％超増大する。相対的な材料損失によって測定される相対的な分解は、カニューレ非挿入設計のインプラントに対してカニューレ挿入インプラントが速いように思われる。
【０２４９】
６ｍｍピンでは、鉱物繊維の濃度が５０％〜７０％に増加することによって、材料損失％によって測定される分解の増大もまた引き起こす。６ｍｍカニューレ挿入ピンでは、相対的な分解の増加によって、フルピンに対して７４％の膨潤率の増大もまた注目し得る。
実施例５−鉱物含有量
【０２５０】
目下の実施例では、５０、６０及び７０％鉱物含有量を含むバイオ複合材料インプラント試料が示されている。これらの試料は、高い鉱物含有量及び高い機械特性の双方を有する。
【０２５１】
この実施例は、更に医療用インプラント機械特性について時間＝０及び疑似生体吸収の５日後の違いを示す。多くの場合では、５０％鉱物含有量を有するインプラントの機械特性（曲げ弾性率、曲げ強度及び最大荷重を含む）は、時間＝０でより高い鉱物含有量を有する対応するインプラントの機械特性より低かった。しかし、疑似生体吸収の５日後、より高い鉱物含有量（６０％又は７０％）を有するインプラントの機械特性は、５０％鉱物含有量インプラントより更に低下した。そのように、５０％鉱物含有量インプラントの長期の性能は、より高い鉱物含有量のインプラントと比較して改善されるだろう。しかし、より高い鉱物含有量を用いると、初期により強いインプラントを達成できる。
方法及び材料
【０２５２】
３種類のバイオ複合材料インプラントを製造した：外径２ｍｍのピン、外径６ｍｍのピン及び長方形のプレート（６０ｘ２７ｘ１．５ｍｍ）。それぞれの試料は、長さが７ｃｍだった。複合材料は、５０％ｗ／ｗ、６０％ｗ／ｗ又は７０％ｗ／ｗの連続的な鉱物繊維で強化されたＰＬＤＬＡ７０／３０ポリマーからなっていた。鉱物繊維組成物は、おおよそＮａ２Ｏ  １４％、ＭｇＯ  ５．４％、ＣａＯ  ９％、Ｂ２Ｏ３  ２．３％、Ｐ２Ｏ５  １．５％及びＳｉＯ２  ６７．８％ｗ／ｗだった。試験試料は、多層の複合材料をチューブ状の型又は長方形の型に圧縮成形することによって製造した。それぞれの層は、一方向に配列した連続的な繊維が埋め込まれたＰＬＤＬＡポリマーからなっていた。インプラントの長手方向軸に対する層の配向は、インプラント内の多数の層に従って反復し、０°（インプラントの長手方向軸と平衡）、４５°、０°、−４５°、０°だった。それぞれの層は、おおよそ０．１８ｍｍの厚みだった。それぞれの群に対して３つの試料を製造した。３点曲げ試験で機械特性を試験した。
結果
【０２５３】
【表１１】
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実施例６−様々な実施形態を示す追加の図面
【０２５４】
図３０は、連続的な繊維強化層からなる医療用インプラント内に層を形成するために用いることができる種類の連続的な繊維強化テープを示す。上面図（３０００）は、生体吸収性ポリマーマトリックス内に単一方向で配列した強化用繊維を含む複合テープの単一の細片を示す。生体吸収性ポリマーマトリックス（３００８）内に散在する強化繊維（３００６）は、連続繊維で強化された複合テープの拡大上面図（３００２）でより明確に確認できる。強化用繊維は、別々の繊維又は束ごとの幾つかの強化用繊維の束として存在し得る。連続的な繊維で強化されたテープ（３００４）の断面図は、生体吸収性ポリマーマトリックス（３０１２）内に埋め込まれた配列した強化繊維（３０１０）の束を示す。繊維は、生体吸収性ポリマーマトリックスの表面を破らないことが好ましい。
【０２５５】
図３１は、連続的な繊維強化テープ（２００）の切取三次元図を示す。切取図は、生体吸収性ポリマーマトリックス（２０４）内に埋め込まれた配列した強化用繊維（２０２）を示す。
【０２５６】
図３２ａは、異なる角度の一方向繊維の３層からなる強化された生体吸収性複合材料シート（３００）の上面図を示す。それぞれの層は、所望により図３０に示す種類の連続的な繊維で強化されたテープからなり得る。拡大図（３０２）は、インプラント内の異なる角度における一方向繊維の層を示す。１つの層（３０４）は、長手方向軸に配列し、１つの層（３０６）は、長手方向軸の右側の角度で配列し、１つの層（３０８）は、長手方向軸の左側の角度で配列した。
【０２５７】
図３２ｂは、異なる角度の一方向繊維の３層からなる強化された生体吸収性複合材料の構造（３１０）についての切取図を示す。１つの層（３１２）は、長手方向軸に配列し、１つの層（３１４）は、長手方向軸の右側の角度で配列し、１つの層（３１６）は、長手方向軸の左側の角度で配列した。それぞれの層は、生体吸収性ポリマーマトリックス（３２０）内に埋め込まれた強化された連続繊維（３１８）からなる。
【０２５８】
図３３は、連続繊維で強化された複合材料医療用インプラントの壁を示す。インプラントの壁は、互いに垂直の角度で配列した、一方向の連続繊維で強化された複合テープ層（４０２及び４０４）の２層からなる。医療用インプラントの壁は、インプラント内又はインプラントを通る組織の侵入を可能にする穿孔（４０６）を追加で備える。
【０２５９】
図３４は、骨充填剤ケージ内に含まれる骨充填剤材料（５０４）に組織及び細胞の内包成長が可能になる穿孔（５０２）を更に含む、連続繊維で強化された複合材料医療用インプラントの壁（５００）からなる骨充填剤ケージを示す。骨充填剤のケージは、所望によりケージ（５０６）を閉じるための別個の蓋を含む。
【０２６０】
図３５は、２つの部分からなる医療用インプラントである、生体吸収性カニューレ挿入スクリュー（６００）を示す：連続繊維で強化された生体吸収性複合材料の円筒状のコア（６０２）及び続いて連続繊維のコアの上に成形又は３Ｄ印刷された生体吸収性ポリマーのネジ部分（６０４）。これは、かなりの量又は大部分の機械的強度が、機械的支持又は構造として機能する連続繊維で強化された部分によって提供されるが、追加のインプラントの特徴は、連続的な繊維で強化されていない材料からなり、更に直接繊維で強化された複合材料に成形又は印刷できる、生体吸収性医療用インプラントの実施例である。
実施例７−鉱物含有量
【０２６１】
目下の実施例では、５０、６０及び７０％鉱物含有量を含むバイオ複合材料インプラント試料が示されている。これらの試料は、高い鉱物含有量及び高い機械特性の双方を有する。
方法及び材料
【０２６２】
３種類のバイオ複合材料インプラントを製造した：外径２ｍｍのピン、外径６ｍｍのピン及び長方形のプレート（６０ｘ２７ｘ１．５ｍｍ）。それぞれの試料は、長さが７ｃｍだった。複合材料は、５０％ｗ／ｗ、６０％ｗ／ｗ又は７０％ｗ／ｗの連続的な鉱物繊維で強化されたＰＬＤＬＡ７０／３０ポリマーからなっていた。鉱物繊維組成物は、おおよそＮａ２Ｏ  １４％、ＭｇＯ  ５．４％、ＣａＯ  ９％、Ｂ２Ｏ３  ２．３％、Ｐ２Ｏ５  １．５％及びＳｉＯ２  ６７．８％ｗ／ｗだった。試験試料は、多層の複合材料をチューブ状の型又は長方形の型に圧縮成形することによって製造した。それぞれの層は、一方向に配列した連続的な繊維が埋め込まれたＰＬＤＬＡポリマーからなっていた。インプラントの長手方向軸に対する層の配向は、インプラント内の多数の層に従って反復し、０°（インプラントの長手方向軸と平衡）、４５°、０°、−４５°、０°だった。それぞれの層は、おおよそ０．１８ｍｍの厚みだった。それぞれの群に対して３つの試料を製造した。３点曲げ試験で機械特性を試験した。
結果
【０２６３】
【表１２】
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実施例８−鉱物含有量及び持続的な強度
【０２６４】
目下の実施例では、５８％及び６８％鉱物含有量を含むバイオ複合材料インプラント試料が示されている。これらの試料は、高い鉱物含有量及び高い機械特性の双方を有する。
方法及び材料
【０２６５】
バイオ複合材料の長方形のプレートインプラントを１２．７ｘ６０ｘ２．０ｍｍの寸法で製造した。複合材料は、５８％ｗ／ｗ又は６８％ｗ／ｗの鉱物繊維で強化されたＰＬＤＬＡ７０／３０ポリマーからなっていた。鉱物繊維組成物は、おおよそＮａ２Ｏ  １４％、ＭｇＯ  ５．４％、ＣａＯ  ９％、Ｂ２Ｏ３  ２．３％、Ｐ２Ｏ５  １．５％及びＳｉＯ２  ６７．８％ｗ／ｗだった。試験試料は、複合材料を長方形の型に圧縮成形することによって製造した。強化鉱物繊維は、繊維部分の長さが主に５〜１０ｍｍの範囲である、切断された性質だった。プレート重量は、それぞれのプレートに対して平均して２．７５ｇだった。それぞれの群に対して１０個の試料を製造した。機械特性は、ＡＳＴＭ  Ｄ７９０に従って３点曲げ試験の試験をし、５８％及び６８％の群のそれぞれから得た５つの試料は、時間ゼロ（ｔ＝０日）で試験し、５８％及び６８％の群のそれぞれから得た５つの試料は、ＰＢＳ中において、変更したＡＳＴＭ  Ｆ１６３５（３７℃、６０ｒｐｍでｔ＝５日間）に従う疑似インビトロ分解の５日後に試験した。
【０２６６】
機械的試験は、５ＫＮのロードセル及び３点曲げ試験用の適切な固定具を用いて実施した。試料スパンは試験開始時に４０ｍｍであり、クロスヘッド速度は、２ｍｍ／ｍｉｎに設定した。試料の寸法及び重量を記録した。
結果
【０２６７】
【表１３】
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【０２６８】
５８％鉱物プレートは、６８％プレートよりＴ０でわずかに高い曲げ強度を有していた。ＰＢＳ溶液中において同一の条件下で５日後、５８％プレートの曲げ強度は、３２％減少し、一方、６８％プレートの曲げ強度は、４２％減少した。この試験は、数日のみの疑似分解後に実施されたが、６０％を超える繊維含有量の増大は、曲げ強度を低下させ、時間の経過と共に機械的強度の低下率を増大させることを示唆する明確な傾向がある。
【０２６９】
明確にするために別個の実施形態の文脈で記載されている本発明の様々な特徴はまた、単一の実施形態を組み合わせて提供してよいことが理解されるであろう。逆に、簡潔にするために単一の実施形態の文脈で記載されている本発明の様々な特徴はまた、個別に又は任意の適切な副組合せで提供してもよい。当業者であれば、本発明は、特に本明細書で既に示され、上記されたことによって限定されないことを理解されよう。むしろ、本発明の範囲は、以後の特許請求の範囲によってのみ限定される。
【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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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２ａ】
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【図３２ｂ】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５】
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【国際調査報告】
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