(57)【要約】式（１）による線状ブロック重合体であって、ここでＲ１はジアミン、例えば、エチレンジアミン、１，２−ジアミノプロパンまたは１，３−ジアミノプロパンから誘導され；Ｒ２は芳香族ジイソシアネートから誘導され；Ｒ３はエステルジオールから誘導され；Ｒ４はジブチルアミンまたはエタノールアミンから誘導され、そして０＜ｙ＜４かつｚ＞８であり、更にＲ２及びＲ３が誘導されるモノマーが、Ｒ２とＲ３の間のモル比が２：１より大きくなるような量で添加される。
2005535739.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
式（１）による線状ブロック重合体であって
2005535739.tif 000015
（ここでＲ１はジアミン、例えばエチレンジアミン、１，２−ジアミノプロパンまたは１，３−ジアミノプロパン、から誘導され；
Ｒ２は芳香族ジイソシアネートから誘導され；
Ｒ３はエステルジオールから誘導され；
Ｒ４はジブチルアミンまたはエタノールアミンから誘導され；
更に０＜ｙ＜４かつｚ＞８である）、
Ｒ２及びＲ３が誘導されるモノマーが、Ｒ２とＲ３の間のモル比が２：１より大きくなるような量で添加されることを特徴とする線状ブロック重合体。
【請求項２】
Ｒ１がエチレンジアミン、１，３−ジアミノプロパン、１，２−ジアミノプロパン、１，４−ジアミノブタン、１，５−ジアミノペンタン、または１，６−ジアミノヘキサンから誘導されることを特徴とする請求項１に記載の線状ブロック重合体。
【請求項３】
Ｒ３がポリカプロラクトンジオール、ポリジエチレングリコールアジペート、またはポリ（ペンタンジオールピメレート）から誘導されることを特徴とする請求項１または２に記載の線状ブロック重合体。
【請求項４】
Ｒ２が４，４′ジフェニルメタンジイソシアネート、ナフタレンジイソシアネート、またはトルエンジイソシアネートから誘導されることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の線状ブロック重合体。
【請求項５】
請求項１から４のいずれかに記載の線状ブロック重合体から製造されたことを特徴とする繊維。
【請求項６】
繊維が少なくとも０．１Ｎ／Ｔｅｘの靭性を示すことを特徴とする請求項５に記載の繊維。
【請求項７】
繊維が０．２Ｎ／Ｔｅｘ以上の靭性を示すことを特徴とする請求項６に記載の繊維。
【請求項８】
繊維が１００％以下の破断点伸びを示すことを特徴とする請求項５から７のいずれかに記載の繊維。
【請求項９】
請求項１から４のいずれかに記載の線状ブロック重合体から製造されたことを特徴とするフィルム。
【請求項１０】
請求項１から４のいずれかに記載の線状ブロック重合体から製造されたことを特徴とする多孔性高分子材料。
【請求項１１】
人間または動物の体に移植するためのインプラントであって、そのインプラントが請求項１から１０のいずれかに記載の線状ブロック重合体を含むことを特徴とするインプラント。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は線状ブロック重合体、前記線状重合体から作られた種々の調製物、及びこの線状ブロック重合体を含むインプラントに関する。
【背景技術】
【０００２】
身体の軟部組織に対する特定の損傷は自動的には治癒しない。かかる損傷の一例は半月板に対する損傷、すなわち運動選手に共通の損傷である。かかる損傷が発生したとき、損傷した部分は除去されることが多く、身体的機能の低下をもたらした。これはしばしば運動選手の経歴の終わりを意味した。半月板なしの膝への連続した高負荷は予想される結果として永久的痛みを伴い、支持表面上の骨格の摩耗に導く。
【０００３】
運動選手の損傷と関連することの多い他の組織は膝の主要なかつ最も重要な安定部である前十字靭帯（ＡＣＬ）である。十字靭帯が損傷した後にスポーツを続けると、骨格損傷の高い危険と関連することが多い。
【０００４】
１９６０年代に既に損傷した靭帯を人工インプラントと置き換える試みがなされた。人工靭帯として使用された材料は例えばポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリプロピレン、ポリエチレン及び炭素繊維であった。
【０００５】
不幸にも、これらの初期のインプラントは多数の欠点を示した。特に、インプラントの不可逆の伸び及び破断が起こった。上述の材料のヤング率は前十字靭帯のための置き換えであるインプラントとしてうまく機能する材料のためには高過ぎることが多い。
【０００６】
加えて、損傷した組織の成長を刺激しながらそれ自身は分解するという点で生物適合性でありかつ生分解性であるインプラントの材料を得ることが望まれた。従って、損傷した組織を再成長させ、かつインプラントが劣化するにつれて身体的機能が引き継がれる。上述の材料はこの基準を満たさない。
【０００７】
ＳＥ  ５０５７０３，Ｃ２には、インプラントに使用するための材料が開示されており、それは生物適合性でありかつ生分解性である。開示された材料は尿素とウレタン基を含む線状ブロック重合体であり、この重合体は少なくとも１０４ダルトンの分子量を示す。
【０００８】
上述の材料を含むインプラントは満足に機能したが、生分解性インプラントで使用するための材料により満たされるべき多くの生物学的及び機械的パラメーターがある。
【０００９】
インプラントの高い初期強度は、身体的組織が再成長することが可能でありかつ身体的機能を引き継ぐ前のインプラントの破断を防ぐために要求される。材料の段階的分解が身体的組織の再成長を誘発するために必須である。分解速度は組織の最適な再成長を得ることとバランスされるべきである。インプラントの機械的特性は、治癒中にできるだけ正常な身体的機能を達成するように、置き換えられる身体的組織のそれに対応されるべきである。
【００１０】
従って、インプラントで使用するために適した材料のために機械的特性と分解速度を最適化する必要がなお存在する。
【発明の開示】
【００１１】
上述の問題は本発明による式（１）による線状ブロック重合体の製造により解決される：
2005535739.tif 000003
ここで、
Ｒ１はジアミン、例えばエチレンジアミン、１，２−ジアミノプロパンまたは１，３−ジアミノプロパンから誘導され；
Ｒ２は芳香族ジイソシアネートから誘導され；
Ｒ３はエステルジオールから誘導され；
Ｒ４はジブチルアミンまたはエタノールアミンから誘導される。
【００１２】
０＜ｙ＜４及びｚ＞８である場合、
Ｒ２及びＲ３が誘導されるモノマーはＲ２とＲ３の間のモル比が２：１より大きくなるような量で添加される。すなわちＲ２が誘導される添加されるモノマーのモル数はＲ３が誘導される添加されるモノマーのモル数の２倍以上である。以下の例に記載されるように、エステルジオールの量に対して２倍以上のイソシアネートの量が重合工程時に添加される。
【００１３】
本発明によれば、従来技術の機械的特性及び分解性に比べてそれらに関してより最適化された重合体が得られる。本発明により得られた材料はより硬くすることができる。また低速度の分解も与えられる。すなわち分解はより遅くなる。言い換えれば、材料の強度は従来の材料に対しての場合よりもよりゆっくりと低下する。どのように早くまたは遅く分解が進むかは出発材料として選ばれるモノマーに依存する。
【００１４】
本発明の一実施例によれば、Ｒ１はエチレンジアミン、１，３−ジアミノプロパン、１，２−ジアミノプロパン、１，４−ジアミノブタン、１，５−ジアミノペンタン、または１，６−ジアミノヘキサンから誘導される。
【００１５】
本発明の一実施例によればＲ２は４，４′ジフェニルメタンジイソシアネート、ナフタレンジイソシアネート、またはトルエンジイソシアネートから誘導される。
【００１６】
本発明の一実施例によればＲ３はポリカプロラクトンジオール、ポリジエチレングリコールアジペートまたはポリ（ペンタンジオールピメレート）から誘導される。
【００１７】
Ｒ１及びＲ２としてのために選ばれた種々のモノマーは本発明の範囲内で自由に組合わせることができる。
【００１８】
本発明によれば、線状ブロック重合体は繊維に紡糸されることができる。繊維は“Ｇｉｓｓｅｌｆａｅｌｔ，Ｋ．；Ｆｌｏｄｉｎ，Ｐ．Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｓｙｍｐ．１９８８，１３０，１０３−１１１”に記載された湿式紡糸法により作られることができる。
【００１９】
好ましくは、上述の線状ブロック重合体から作られた繊維は少なくとも０．１Ｎ／Ｔｅｘ、より好ましくは０．２Ｎ／Ｔｅｘ以上の比強度を示す。この繊維は高い剛性を示す。その事実のため、この繊維から作られたインプラントは損傷した身体的組織の置き換えとしてインプラント作業を非常にうまく行なわせる剛性を得ることができる。幾つかのインプラントに対しては、破断点伸びが高過ぎないことが望ましい。Ｌｙｃｒａのようなスパンデックス形式の従来のポリウレタン繊維は高すぎる破断点伸びを示すことが多い。本発明による線状ブロック重合体から作られた繊維は好ましくは１００％以下の破断点伸びを示す。
【００２０】
本発明による線状ブロック重合体は用途に依存して種々の形で用いられることができる。適当な形の例は繊維、発泡体及びフィルムである。他の例は多孔性フィルムまたは多孔性高分子材料である。多孔性フィルムはスウェーデン特許ＳＥ，Ｃ２，５１４０６４号に記載されており、それはここにその全体を組み入れられる。更に、多孔性フィルム材料はスウェーデン特許出願ＳＥ，Ａ，０００４８５６−１号に記載されており、それはここにその全体を組み入れられる。ＳＥ，Ａ，０００４８５６−１は連続気泡高分子材料を製造する方法を記載する。
【００２１】
本発明は更に、人間または動物の身体中に移植するためのインプラントに関し、このインプラントは本発明による線状ブロック重合体を含む。
【００２２】
実施例
実施例１：２００ｇ（０．８モル）の４，４′−ジフェニルメタンジイソシアネート（ＭＤＩ）がフランジフラスコ中で計量された。窒素ガスが適用され、ＭＤＩが５０℃でゆっくりと溶融された。２０２ｇ（０．３８モル）のポリカプロラクトンジオール（ＰＣＬ）が滴下漏斗中で計量され、ゆっくりと撹拌しながら一滴ずつ溶融されたＭＤＩに加えられた。Ｔ＝５０−６０℃であった。
２４．６ｇの得られたプレポリマーが窒素ガス下で約１２７．６ｍｌのジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）に溶解された。１．８４ｇ（２４．８ミリモル）の１，３−ジアミノプロパン及び０．１３ｇ（１．０ミリモル）のジアミノブタンがビーカー中で計量され、３８．３ｍｌのＤＭＦと一緒に激しく撹拌しながら溶解したプレポリマーに加えられた。数秒内に透明な粘稠溶液が得られた。ＤＭＦ＋０．５％ＬｉＣｌにおけるＰＥＯに比べてＭｐｅａｋ＝１０２０００ｇ／モルであった。
【００２３】
実施例２：プレポリマーが実施例１により製造されたが、１０７５．９ｇ（２．０３モル）のＰＣＬが１０３５．２ｇ（４．１４モル）のＭＤＩと混合されたという変更がなされた。２０．３４ｇの得られたプレポリマーが窒素ガス下で８４．３ｍｌのＤＭＦ中に溶解された。連鎖延長段階において、１９．８ミリモルの１，３−ジアミノプロパン、０．５１ミリモルのジアミノブタン及び２１．１ｍｌのＤＭＦが使用された。数秒内に透明な粘稠溶液が得られた。ＤＭＦ＋０．５％ＬｉＣｌにおけるＰＥＯに比べてＭｐｅａｋ＝１０６０００ｇ／モルであった。
【００２４】
実施例３：実施例２からのプレポリマーの２３．９４ｇが１０１．７ｍｌのＤＭＦ中に溶解された。連鎖延長段階において、２３．８ミリモルの１，５−ジアミノペンタン、０．９ミリモルのジアミノブタン及び２５．５ｍｌのＤＭＦが使用された。数秒以内に透明な粘稠溶液が得られた。ＤＭＦ＋０．５％ＬｉＣｌにおけるＰＥＯに比べてＭｐｅａｋ＝１０６０００ｇ／モルであった。
【００２５】
実施例４：プレポリマーが実施例１により製造されたが、１０４８．７ｇ（１．９８モル）のＰＣＬが１０４１．２ｇ（４．０６モル）のＭＤＩと混合されたという変更がなされた。このようにして得られたプレポリマーの１８．９６ｇが窒素ガス下で６８．２ｍｌのＤＭＦ中に溶解された。連鎖延長段階において、１７．７ミリモルの１，２−ジアミノプロパン、３．１ミリモルのジアミノブタン及び２９ｍｌのＤＭＦが使用された。数秒以内に透明な粘稠溶液が得られた。ＤＭＦ＋０．５％ＬｉＣｌにおけるＰＥＯに比べてＭｐｅａｋ＝２５０００ｇ／モルであった。
【００２６】
実施例５：実施例１により得られたプレポリマーの２７．１８ｇが窒素ガス下で１０４ｍｌのＤＭＦ中に溶解され、１．２３ｇのＭＤＩが添加された。連鎖延長段階において、３１．９ミリモルの１，３−ジアミノプロパン、１．３ミリモルのジアミノブタン及び４４．６ｍｌのＤＭＦが使用された。数秒以内に透明な粘稠溶液が得られた。ＤＭＦ＋０．５％ＬｉＣｌにおけるＰＥＯに比べてＭｐｅａｋ＝８６０００ｇ／モルであった。
【００２７】
分子量の測定
上の実施例から得られた重合体の分子量がＷａｔｅｒｓ  ９９６  Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ  Ａｒｒａｙ  ＤｅｔｅｃｔｏｒとＷａｔｅｒｓ  ２４１０  Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ  Ｉｎｄｅｘ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒを備えたＷａｔｅｒｓ  ２６９０  Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎｓ  Ｍｏｄｕｌｅにより、サイズ排除クロマトグラフィー（ＳＥＣ）により測定された。二つのＳｔｙｒａｇｅｌ  ｃｏｌｏｎｓ、ＨＴ６Ｅ及びＨＴ３が０．００５ｇＬｉＣｌ／ｌを含むＤＭＦの１ｍｌ／分の流速により連続的に流された。保持時間が基準としてのポリエチレンオキシドの使用により平均モル質量（Ｍｐｅａｋ）に変換された。
【００２８】
繊維紡糸
手短かに言えば、繊維紡糸工程は次の段階を含む：高分子溶液が紡糸口金を通して温水を含む凝固浴中に押し出される；第二水浴中で繊維が伸張される；繊維がスプール上に巻き上げられ、それが乾燥させられる。
【００２９】
繊維の機械的特性
紡糸繊維の機械的特性が測定された。結果は以下の表に示される。
2005535739.tif 000004
【００３０】
分解試験
身体的組織の修復及び／または内方成長を可能とする速度での重合体の制御された分解は極めて重要である。本発明の線状ブロック重合体に対する分解状況が７．４のｐＨを持つリン酸塩緩衝液として研究された。温度は７７℃に保たれた。分解時間中、重合体の機械的特性が測定された。
2005535739.tif 000005
【００３１】
発明の更なる説明
本研究において我々は前十字靭帯（ＡＣＬ）再建での臨床的使用を意図したポリ（ウレタン尿素）類（ＰＵＵＲ）の合成、湿式紡糸、機械的試験及び分解を述べる。材料特性における軟部セグメント化学組成とモル質量、及びジアミン連鎖延長剤の種類の影響が研究された。軟部セグメントとしてポリカプロラクトンジオール（ＰＣＬ５３０）と硬部セグメントとしてＭＤＩ／１，３−ＤＡＰを持つＰＵＵＲから作られた繊維が高い引張強さと高い弾性率を持ち、かつ分解するとき適用のために要求される時間の間それらの引張強さを保つことが見出された。結論として、化学的及び機械的観点から、ＰＣＬ５３０−３，ＡＲＴＥＬＯＮ（登録商標）のＰＵＵＲ繊維は分解性ＡＣＬ装置を設計するのに適している。
【００３２】
緒言
膝関節の靭帯損傷は最も普通のスポーツ損傷のうちの一つである（引用文献１，２）。主要なかつ最も重要な膝の安定部である前十字靭帯（ＡＣＬ）の破断は最も普通の重大な靭帯損傷である（引用文献３）。１９６０年代において合成材料による最初のＡＣＬ再建が実施された（引用文献４）。靭帯補てつの導入は大きな関心を起こした。なぜならそれは迅速な回復と早いリハビリテーションの利益を提供したからである（引用文献５）。初期の成果は有望であったが、長期の成果は期待はずれであった。不可逆な伸び、破断及び摩耗屑の形成を含む多数の問題が報告された。
【００３３】
これらの補てつ装置または靭帯補強のために使用された材料は例えばポリ（テトラフルオロエチレン）、ポリ（エチレンテレフタレート）（引用文献１，４，６〜９）、ポリプロピレン、ポリエチレン、炭素繊維（引用文献１０）及びポリジオキサノン（引用文献１１）であった。これらの材料の共通特性は本来のＡＣＬに比べて高過ぎる弾性率及び非弾性的挙動のための繰り返し負荷後の永久的変形である。
【００３４】
ゴム水準以上の弾性的挙動及び弾性率を持つ材料はマルチブロック共重合体の中に見出されることができる。ポリ（ウレタン尿素）類（ＰＵＵＲ）はマルチブロック共重合体であり、それらは優れた機械的特性と文献記載の血液適合性とを結合する（引用文献１２，１３）。これらの特性はＰＵＵＲの生体材料としての、特に血液適用のための製品としての使用及び開発を奨励した（引用文献１４〜１７）。
【００３５】
ＰＵＵＲ類はポリエテールまたはポリエステルに基づく軟らかいセグメントと、ジイソシアネートとジアミン連鎖延長剤との反応に基づく硬いセグメントから作られている。二つのセグメント間の熱力学的不適合性のため、ＰＵＵＲ類は軟らかいセグメントマトリックス中に分散した硬いセグメント領域と考えられることができる相分離した不均一構造をもたらす微細相分離を受ける。強度、弾性率、及び弾性のようなこの材料の種々の物理的特性はドメイン構造及びドメイン内のセグメント間の相互作用と密接に関係している。化学性質と試薬のそれぞれの量を調整することにより、異なる特性を持つ広範囲の材料を得ることができる。従って、材料は種々の利用のために適合させることができる。
【００３６】
前十字靭帯（ＡＣＬ）再建のための分解可能な装置を設計する際に、真の補てつであろうと増大装置であろうと、多くの生物学的及び機械的基準が満たされねばならない。高い初期強度が組織内方成長前にインプラントの機械的破損を防ぐために必要である（引用文献１８）。加えて、適度の分解速度が組織化された組織の内方成長を誘発するために要求される（引用文献１９）。もし分解が早過ぎると、ホスト組織は大き過ぎる応力に曝されるかもしれず、破損をもたらす。他方で、もし分解が遅過ぎると、応力遮蔽（ｓｔｒｅｓｓ  ｓｈｉｅｌｄｉｎｇ）が起こるかもしれない（引用文献１９）。従って、ＡＣＬ再建のための新材料は、１）周囲組織と適合性がありかつ細胞内方成長を可能とし、２）本来のＡＣＬに機械的に似ていることを意図しており、３）分解可能であるがその強度と剛性の少なくとも５０％を少なくとも９−１２ヵ月間保つものであるべきである。これらの要求を満たす可能な方法は分解性ＰＵＵＲ繊維から作られた織物構成物を使用することである。従って、目的はＰＵＵＲ繊維を分解可能なＡＣＬ装置を設計するために適したものとすることであった。従来作られたスパンデックス形式のＰＵＵＲ繊維、例えばＬｙｃｒａは靭帯として使用するためには不満足である。特に、それらの弾性率は低過ぎ、それらは分解可能ではない。
【００３７】
この文書には多数のＰＵＵＲ繊維の合成、湿式紡糸、機械的特性及び分解が提供される。材料特性への軟らかいセグメントの化学組成及び含量、及びジアミン連鎖延長剤の種類の影響が研究される。
【００３８】
実験セクション
材料：ポリカプロラクトンジオール（ＰＣＬ）（数平均分子量＝５３０ｇ／モル）と（数平均分子量＝１２５０，２０００ｇ／モル）がそれぞれＳｏｌｖａｙ及びＡｌｄｒｉｃｈから得られた。アジピン酸、ジ（エチレングリコール）、ジ−ｎ−ブチルアミン、エチレンジアミン（ＥＤＡ）、１，２−ジアミノプロパン（１，２−ＤＡＰ）、１，３−ジアミノプロパン（１，３−ＤＡＰ）、１，４−ジアミノブタン（１，４−ＤＡＢ）、１，５−ジアミノペンタン（１，５−ＤＡＰｅ）、１，６−ジアミノヘキサン（１，６−ＤＡＨ）及び塩化リチウム（ＬｉＣｌ）がＦｌｕｋａから購入された。４，４′−ジフェニルメタンジイソシアネート（ＭＤＩ）がＢａｙｅｒ  ＡＢにより提供された。Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）９９．８％及びトルエン９９．８％がＬａｂｓｃａｎから得られた。
【００３９】
ポリエステル合成：ヒドロキシテレキーリックポリエステルはエタノール中０．１モルＫＯＨによるアリコートの滴定により決定された酸価が＜２になるまでアジピン酸とジ（エチレングリコール）から酸触媒により合成された。妥当な速度で反応を駆動するための水の除去はトルエンによる共沸蒸留により達成された。ＡＳＴＭ  Ｄ４２７４−９４により決定されたときそれぞれ５６（数平均分子量＝２０００ｇ／モル）、１１２（数平均分子量＝１０００ｇ／モル）及び２２３（数平均分子量＝５００ｇ／モル）のヒドロキシル価を持つ三つの製品が本研究で使用された。
【００４０】
重合：ＰＵＵＲ類（引用文献２０）が先に述べた二段階法により合成された（引用文献２１）。第一段階ではプレポリマーが形成された。ポリエステルジオールが乾燥Ｎ２雰囲気中５０℃でバルク状の４，４′−ジフェニルメタンジイソシアネート（ＭＤＩ）（ＮＣＯ：ＯＨ＝２．０５：１）にゆっくりと加えられた。イソシアネート含量はプレポリマーをトルエン中過剰のジ−ｎ−ブチルアミンと反応させることにより決定された。反応が完了した後、過剰のジ−ｎ−ブチルアミンが標準塩酸での逆滴定により決定された。
【００４１】
第二段階ではＤＭＦ中のジアミン連鎖延長剤とモノアミン連鎖停止剤の希溶液が２０℃で強い撹拌下にＤＭＦ中のプレポリマー溶液（２０重量％）に迅速に加えられた。モル比ＮＣＯ：ＮＨ２は２％モノアミンで１：１であった。最終重合体含量は１８重量％であった。種々のＰＵＵＲの化学組成は表１に見ることができる。
【００４２】
繊維紡糸：繊維は湿式紡糸法（引用文献２１）（英国、ブラッドフォード、Ｂｒａｄｆｏｒｄ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｌｉｍｉｔｅｄからの装置）により調製された。重合体溶液は水を含む凝固浴中に沈められた紡糸口金（１２０穴、φ８０μｍ）を通して計量された。第二水浴では繊維束が延伸され、その後マルチフィラメント繊維がスプール上に巻き取られた。水浴中の温度はできるだけ高い延伸比を得るために２０℃から８０℃に変えられた。繊維を持つスプールは流水中で一夜すすがれ、室温で乾燥された。各バッチの繊維に対し、線密度、引張強さ、剛性及び破断点伸びが決定された。
【００４３】
バンド製造：湿式紡糸マルチフィラメント繊維は二重にしてわずかに加撚することにより太糸に変換され、それはたて糸として使用された。バンドは良好な安定性と組合せてできるだけ多くの糸強度を利用するために平織で低いよこ糸張力を持つ狭いニードル織機（ドイツ、Ｍａｇｅｂａ  Ｔｅｘｔｉｍａｓｃｈｉｎｅｎ  Ｖｅｒｔｒｉｅｂｓ  ＧＭＢＨ、形式ＦＸ２／６５）上で織られた。
【００４４】
密度測定：繊維の密度はＭｉｃｒｏｍｅｔｒｉｃｓ  Ｍｕｌｔｉｖｏｌｕｍｅ  Ｐｙｃｎｏｍｅｔｅｒ  １３０５により測定された。
【００４５】
多孔度測定：織られたバンドの細孔径及び細孔径分布が水銀多孔度計、Ｍｉｃｒｏｍｅｒｅｔｉｃｓ  ＡｕｔｏＰｏｒｅ  ＩＩＩ  ９４１０により測定された。
【００４６】
重合体分解：繊維及びバンドの試料が０．０６Ｍリン酸塩緩衝液ｐＨ７．４（Ｎａ２ＨＰＯ４及びＫＨ２ＰＯ４）の大過剰のガラスびん中に置かれた（引用文献２２）。密封されたガラスびんは３７℃と７７℃のサーモスタットオーブン中に置かれた。時々ガラスびんは開かれ、材料のアリコートが取り出された。モル質量の変化及び引張強さの低下が調査された。
【００４７】
サイズ排除クロマトグラフィー（ＳＥＣ）：サイズ排除クロマトグラフィー（ＳＥＣ）がＷａｔｅｒｓ  ９９６  Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ  Ａｒｒａｙ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ及びＷａｔｅｒｓ  ２４１０  Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ  Ｉｎｄｅｘ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒを備えたＷａｔｅｒｓ  ２６９０  Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎｓ  Ｍｏｄｕｌｅにより実施された。二つのＳｔｙｒａｇｅｌカラム、ＨＴ６ＥとＨＴ３、が凝集を防ぐために０．５％（ｗ／ｖ）ＬｉＣｌを含むＤＭＦ中で１ｍｌ／分の流速で直列に操作された。保持時間がポリ（エチレンオキサイド）標準を用いて見掛けモル質量に変換された。
【００４８】
線密度測定：繊維の線密度が繊維の既知の長さ、典型的には１００ｍの重さを量ることにより決定され、Ｔｅｘで表示される。Ｔｅｘ単位はｇ／１０００ｍとして規定される。
【００４９】
機械試験：２０℃の水で３０分間平衡後、マルチフィラメント繊維と織られたバンドが湿った状態で引張試験機（ストックポートＳＤＬ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｌｔｄ．のＵＴ  ３５０／５  ＬＳ  Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ  Ｔｅｓｔｉｎｇ  ｍａｃｈｉｎｅ）で試験された。伸張の定常速度は９００ｍｍ／分であり、試料長は繊維に対しては１００ｍｍであり織られたバンドに対しては３０ｍｍであった。
【００５０】
示差走査熱量測定（ＤＳＣ）：熱分析はＰｅｒｋｉｎ−Ｅｌｍｅｒ  Ｐｙｒｉｓ  １で実施された。加熱速度は−１００から１５０℃の温度範囲に渡り１０℃／分であった。試料は−１００℃に冷却され、それから第二試験が実施された。ガラス転移温度は第二走査から決定された。
【００５１】
結果及び検討
重合：第一研究において、ＰＵＵＲ類は軟らかいセグメントとして異なるモル質量を持つポリ（ジ（エチレングリコール）アジペート）（ＰＤＥＡ）またはポリカプロラクトンジオール（ＰＣＬ）を用い連鎖延長剤としてＭＤＩ及びＥＤＡを用いて合成された（表１）。軟らかいセグメントの長さはポリエステルジオールのモル質量を変えることにより変更されたが、硬いブロックの長さは変えられなかった。しかし、プレ重合段階の化学量論比の結果として硬いブロック長の分布があった（引用文献２３）。軟らかいセグメントが２０００ｇ／モルから５００ｇ／モルに減少されたとき、硬いブロック含量は２３重量％から５５重量％に増えた。直接の影響はＤＭＦ中の溶解度が硬いブロック含量が増えると共に減少したことであり、連鎖延長後数分で濁りとゲル化をもたらした。
【００５２】
ＰＵＵＲ類の別の系列は軟らかいセグメントとしてＰＣＬ５３０を用い、連鎖延長剤としてＭＤＩ及び６個の異なる脂肪族ジアミンを用いて調製された（表１）。
2005535739.tif 000006
【００５３】
異なる連鎖延長剤構造はＤＭＦ中の重合体の溶解度に影響した。これらのＰＵＵＲ類は殆ど同じ硬／軟比を持ち、１，２−ＤＡＰ＞１，３−ＤＡＰ＞１，５−ＤＡＰｅ＞１，６−ＤＡＨ＞１，４−ＤＡＢ＞ＥＤＡの順序の溶解度を示した。反応において１，２−及び１，３−ＤＡＰを除いて全てのジアミンは連鎖延長後５−２０分で濁った溶液を生じた。なおしばらく後に脆いゲルが形成された。１，３−ＤＡＰは透明な重合体溶液を形成したが、それらは数日後に濁りゲル化した。ＰＣＬ５３０−２Ｍｅ溶液は少なくとも１年間透明のままであった。これは１，２−ＤＡＰと他の５個の連鎖延長剤との間の最も明白な差であり、吊れ下がったメチル基からの立体効果のため効果が低下した水素結合に関して説明される。同様の挙動は立体効果を増大する置換基を持つ芳香族ジアミンにより連鎖延長されたＰＵＵＲ系に対しても見られた（引用文献２４）。
【００５４】
他のＰＵＵＲ類の低溶解度はおそらく会合挙動への尿素構造の影響による。連鎖延長剤中に偶数のメチレン基を持つＰＵＵＲ溶液は非常に早く濁ったが、奇数のそれはより長い時間の間、透明であった。同様の結果はＤＭＦ中の溶液特性へのＰＵＵＲの種々の尿素構造の立体的奇数−偶数効果を研究したＪｏｅｌ等により見出されている（引用文献２５）。彼らは奇数のメチレン基を持つ溶液の粘度は時間と無関係であるが、偶数のそれは濁りと時間による粘度の激烈な増加と続いてのゲル化を示したことを見出した。濁りは硬いブロック領域内の水素結合に起因する高濃度の物理的架橋の形成により説明された（引用文献２６）。溶液工程はもし硬いセグメント領域が完全に配置され、物理的架橋網を形成するなら制限されることとなる。従って、ＰＣＬ５３０−３の良好な溶解度は他の連鎖延長剤に比べて低度の水素結合により説明されることができる。
【００５５】
紡糸性に対する要求は重合体が可溶性であることである。溶媒、ＤＭＦは紡糸前の硬いセグメント相互作用のためのゲル化を防ぐべきであるが、ＤＭＦ中のＰＵＵＲの溶解度は不十分である。重合体溶液にＬｉＣｌ（０．０７ｇＬｉＣｌ／ｇ重合体溶液）を添加することにより、濁りは除去され、ゲル化は防がれることができる（引用文献２５）。増大した溶解度はＬｉとカルボニル酸素との間の好ましい錯体生成による連鎖間の水素結合の破壊及び受容位置の同時閉塞に基づく（引用文献２７）。
【００５６】
繊維紡糸：繊維は湿式紡糸法で形成される。第一段階において、沈殿が起こり、溶媒は押出し体から浴中に拡散し、そして非溶媒は浴から押出し体中に拡散する。凝固の速度は糸の性質に大きな影響を持つ。重要な工程変数は例えば紡糸液の濃度と温度、凝固浴の組成と温度である。
【００５７】
紡糸液の温度は２０−２５℃内に保たれ、重合体濃度は１８重量％であった。重合体含量と引張強さとの間に相関性は見られなかった。しかし、１Ｐａｓ以上の紡糸液粘度は安定な紡糸工程を得るために必要であった。
【００５８】
凝固浴の温度は極めて重要であることが見出された。重合体溶液が水中に押出されたときに生じるＰＵＵＲ凝固速度は凝固温度に依存し、延伸してない繊維の形態と最終的な繊維特性の両方に影響する。ＰＤＥＡに基づくＰＵＵＲ類のための適当な紡糸浴温度は約２０℃であった（表２）。より高い温度では重合体は紡糸口金内に粘着した。対照的にＰＣＬに基づくＰＵＵＲ類はより高い温度で紡糸するのがより容易であるように思えた（表２）。二つのポリエステル間のこの差はそれらの親水性の差のためでありうる（引用文献２８）。
【００５９】
第二水浴中において繊維束は延伸され分子鎖配向を得、それにより機械的特性を改善する。延伸比が高い程、伸びが低く、繊維はより剛くより強い。
【００６０】
ＰＣＬ５３０−３に対する引張り特性への延伸比の影響は図１に見られる。
【００６１】
2005535739.tif 000007
【００６２】
繊維の延伸比は凝固浴のみならず延伸浴の温度にも依存する。最良の加工性及び延伸比が二つの浴が同じ温度を持つときに達成されることが見出された。紡糸条件は表２に示される。三つの異なる群が識別されている。第一群は前述のＰＤＥＡに基づくＰＵＵＲ類を含み、それらは２０℃で最良の加工性と延伸比を持つ。第二群はＤＭＦ＋ＬｉＣｌから紡糸されたＥＤＡにより連鎖延長されたＰＣＬに基づくＰＵＵＲ類、及びＤＭＦから紡糸されたＰＣＬ５３０−２Ｍｅ及びＰＣＬ５３０−３を含む。これらは６０℃でそれらの最高の延伸比を得、それらの延伸性は温度に直接比例する。第三群において、最高の延伸比は８０℃で達成され、おそらくもし温度が更に上昇されるならそれらの延伸比をさらに増加することができよう。この群は二つ以上のメチレン基を持つ連鎖延長剤によるＰＣＬに基づくＰＵＵＲを含み、ＤＭＦ＋ＬｉＣｌから紡糸される。各群内で同じ温度で最高延伸比が達成されているとしても、繊維の延伸比の温度依存性は異なっている（表２及び図２ａ，ｂ）。
【００６３】
ＰＣＵ５３０−５の延伸比の増加は温度にほぼ比例するが、ＰＣＬ５３０−３の延伸比の増加は２０℃と５０℃の間で弱い温度依存性を示した。その間隔以上で延伸性は温度に直接比例した。ＰＣＬ５３０−４とＰＣＬ５３０−６の延伸性はそれぞれ６０℃及び７０℃以下の温度で一定であった。これらの温度で延伸性に強い温度依存性が現れた。これらの差を説明するには更なる研究が必要である。
【００６４】
バンド製造：完成し滅菌されたバンドの破断点の適切な力は１２００Ｎであるべきである。従って実際の経験に基づくと理論的破断力は得られるバンドの断面積並びに必要な繊維の数を計算するために１６００Ｎに選ばれた。更にバンドの直径は５±１ｍｍを越えないようにした。完成バンドにおいて三本の円形糸が三角形の形に置かれる。糸中の繊維の六角最密充填を仮定すると（引用文献２９）、糸半径を計算することができる。計算から、強度と寸法の基準に合致するために繊維の靭性は少なくとも０．２Ｎ／ｔｅｘであるべきであることが与えられる。
【００６５】
多孔度測定：医学的利用において細孔径とそれらの分布は細胞内方成長を促進するために極めて重要である。湿式紡糸から作られたマルチフィラメント繊維は高い気孔率を持つ。更に、繊維が織物構造に加工されるとき、多孔度の変化度が与えられうる。１５００マルチフィラメントＰＣＬ５３０−３繊維から作られた二つの織物バンドの細孔径と細孔径分布が表３に与えられる。最小細孔＜８μｍはおそらくマルチフィラメント繊維のフィラメント間にあり、８μｍと６００μｍの間の細孔はたて糸とよこ糸の繊維間の空間である（図３）。細孔の略半分（４９％）は線維性結合組織内方成長のために適した寸法である２１−１００μｍである（引用文献３０）。細孔の約２０％は硬い組織適用における骨芽細胞内方成長のために適していると示された細孔径である１００−４００μｍである（引用文献３１）。
【００６６】
2005535739.tif 000008
【００６７】
機械試験：繊維の引張特性が表４に示されている。第一系列において、エステルジオールの長さと組成は変えられ、硬いブロックはＭＤＩとＥＤＡから形成された。軟らかいセグメントを短くすることの影響は繊維の増大した剛性と減少した伸びに見られた。最大の影響は〜１０００ｇ／モル及び〜５００ｇ／モルのモル質量の軟らかいセグメントから作られた重合体を比較するとき見られる。軟らかいセグメントの短縮の結果として硬／軟比が増える。広範囲にわたって水素結合されている硬いブロックは主に剛性に影響し、軟らかいセグメントマトリックス内の架橋及び充填剤粒子の両者の役目をする。ポリウレタン共重合体の強度と弾性率は硬いセグメント領域の量と安定性に直接関連することは知られている（引用文献３２）。ＷａｎｇとＣｏｏｐｅｒ（引用文献３２）は形態への硬いブロック含量とブロック長の影響及びＰＵＵＲ類の特性を系統的に研究した。彼らは機械的特性が主として硬いブロック含量及び半結晶的挙動をもたらす尿素間水素結合のための強い硬い領域凝集に依存することを見出した。
【００６８】
６個の異なる脂肪族ジアミンで連鎖延長されたＰＣＬ５３０に基づくＰＵＵＲ繊維の機械的特性への影響が研究された（表４）。硬いセグメント含量は殆ど一定であるがそれらの構造は異なる。最強の繊維はＰＣＬ５３０−２Ｍｅ及びＰＣＬ５３０−３から得られ、それらは他のＰＵＵＲ類に比べて溶液中であまり効率的に水素結合されていないと想定される。ＰＣＬ５３０−２Ｍｅ及びＰＣＬ５３０−３は透明な溶液を形成し、ＬｉＣｌの添加なしに紡糸されることができた。ＬｉＣｌがＰＣＬ５３０−３溶液に加えられるとそれから作られた繊維の靭性は４０％以上減少した。それにもかかわらず、ＤＭＦ＋ＬｉＣｌからのＰＣＬ５３０−３繊維の靭性はなお最高の中にあった。ＤＭＦ＋ＬｉＣｌ溶液から紡糸された繊維の比較ではＰＣＬ５３０−３及びＰＣＬ５３０−５が最強である。従って、奇数のメチレン基を持つ連鎖延長剤は偶数のメチレン基を持つものより強い繊維を形成する傾向がある。ＡＣＬ再建バンドの設計から繊維は少なくとも０．２Ｎ／ｔｅｘの靭性を持つべきであることが与えられた。ＰＣＬ５３０−３及びＰＣＬ５３０−２Ｍｅから作られた試験された繊維の二つのみがこの要求に合致した。
【００６９】
2005535739.tif 000009
【００７０】
バンド：ＰＣＬ５３０−３繊維のバンドの典型的な引張試験図が図４に与えられる。バンドの荷重−伸び曲線の形状は繊維のそれに似ているが、伸びはより高い。これは繊維が織られる前に太い糸を得るためにわずかに撚られるからであると予想される。
【００７１】
示差走査熱量測定：種々のＰＵＵＲ類に対する軟らかいブロックのガラス転移温度は表５に与えられている。軟らかいセグメントのモル質量が減少するとＴｇがＰＤＥＡ及びＰＣＬのそれぞれに対し−３０．７から−５．５℃に及び−４８．３から−１１．３℃に増加した。軟らかいセグメントが短い程、Ｔｇは検出が難しかった。軟らかいセグメント長のそのＴｇへの影響は結合した硬いセグメントにより課される軟らかいセグメントの移動性の制限に関連する。軟らかいセグメントのモル質量の他に、連鎖延長剤がある範囲でＴｇに影響した。ＰＣＬ５３０−２Ｍｅ及びＰＣＬ５３０−３が最高のＴｇを示した。３個以上のメチレン基を持つ連鎖延長剤に対してはジアミンが長い程より高いＴｇに向けての動きがあった。ＰＣＬ５３０−２Ｍｅ及びＰＣＬ５３０−３を除く全てのＰＵＵＲ繊維はＤＭＦ＋ＬｉＣｌから紡糸された。ＤＭＦ＋ＬｉＣｌから紡糸されたＰＣＬ５３０−３はＤＭＦから紡糸されたＰＣＬ５３０−３に比べてＴｇに変化がないことを示した。軟らかいセグメントと硬いセグメントの相混合は軟らかいセグメント相の熱分子移動を制限した。従って、Ｔｇのより高温への移行は硬いセグメントと柔らかいセグメントの間の相互作用に帰される。
【００７２】
2005535739.tif 000010
【００７３】
分解研究：ＰＵＵＲ中に存在する種々の結合の中で、最も敏感なものは軟らかいセグメントのエステル結合であり、それらは加水分解するとカルボン酸エステル及びヒドロキシル基を生ずる。生成した酸はエステル加水分解を触媒作用することができ、従って自触反応が行なわれることとなる。更に、この材料に対する意図した使用は中性ｐＨを持つ膝にある（引用文献３３）。その理由のため、全ての分解研究はｐＨ７．４の緩衝液の大過剰下で実行された。最適延伸繊維及びそのバンドのモル質量及び引張強さにおける両方の変化が研究された。繊維及びバンドに対するデータはモル質量及び引張強さにおける変化への同じ依存性に従う。従って、繊維充填及び試料厚における差は分解速度に如何なる影響も持たないと思われる。
【００７４】
７７℃での加水分解時間による引張強さの減少が図５に示される。
【００７５】
ＰＤＥＡ及びＰＣＬに基づくＰＵＵＲの両者に対してはより長い軟らかいセグメントを持つ重合体がより早く分解した。従って、ＰＤＥＡ２０００及びＰＣＬ２０００はそれぞれＰＣＬ５３０及びＰＤＥＡ５００より低い加水分解的安定性を示した。その理由は軟らかいセグメント、即ち、加水分解に曝されたエステル基のより高い割合である。
【００７６】
エステルの化学組成は種々のＰＵＵＲ類の分解速度に影響する。ＰＤＥＡから作られた軟らかいセグメントを持つＰＵＵＲ類はＰＣＬに基づくものより早く分解する。加水分解に対する優れた抵抗性はＰＣＬの疎水性に帰される。ＰＣＬ−ＰＯＥ−ＰＣＬ三元ブロック共重合体中への親水性ポリ（オキシエチレン）ブロックの導入がホモポリエステルＰＣＬと比べて親水性及び分解速度を増加することが示された。ＰＤＥＡ５００は約３個のジエチレングリコールを含み、一方ジエチレングリコールで開始されたＰＣＬジオールは１個を含む。
【００７７】
種々のＰＵＵＲ類の初期モル質量は小さな範囲で変化した（表１）。引張強さの減少速度は影響されなかったが、分解を完了する時間は初期モル質量が低い程幾らか短くなった。モル質量はＰＣＬ５３０−２及び−３に対しては約１０日の、ＰＣＬ１２５０−２に対しては約３日の誘導期間後に減少する（図６）。他の試料に対しては誘導期間は見られなかった。誘導期間中にＳＥＣ保持時間の減少が見られた。この現象は生体外及び生体内系の両者を用いて幾人かの研究者により時々報告されているが（引用文献３４〜３６）、増加に対する理由への異議のない結論は引き出されなかった。我々は保持時間の減少を物理的過程のための重合体の凝集として解釈した。何故なら未反応イソシアネート基は重合体中に存在しないからである。更に、分子の寸法の増加にもかかわらず引張強さはリン酸塩緩衝液中で２日後に既に減少した（図５）。
【００７８】
材料の要求の一つは少なくとも５０％の引張強さが少なくとも９−１２月間保持されるべきであることであった。体温での使用のため３７℃と７７℃での分解速度間の相似性を評価し研究することは興味のあることである。
【００７９】
ＰＣＬ５３０−３の繊維は多くの観点から最も有望な性質を持つと思われるので、３７℃での更なる分解研究がこれらの繊維になされた。３７℃でのモル質量の変化は７７℃と同じパターンに従う。約４０日後に重合体に対するＳＥＣ保持時間の減少が見られ、それは７７℃での２−３日後の結果に似ている。それ以後は保持時間は長い期間の間、一定である。これは形成された凝集体の寸法がある範囲で凝集形成に貢献する分子のモル質量と無関係であることを意味する。５００日後ＳＥＣ保持時間は５−１０％の引張強さの減少を伴って増加したので分解が進行することは明らかである。従って、３７℃での分解速度は７７℃での分解速度より約１／２０低いと思われる。
【００８０】
引張強さとモル質量の減少に加えて、ＰＣＬ５３０−３繊維の質量変化が研究された。まず、繊維の質量は水吸着のため約８−１０％増えた。７７℃で５２日後、質量減少の前兆があって、更に１０日後に質量減少は明らかとなる（−３０％）。その時点で繊維は非常にもろく、更なる測定は実行が難しかった。３７℃での低い分解速度によれば分解の８００−８５０日前に質量のどのような減少も見られないと予想される。
【００８１】
ＰＣＬ５３０−３の生物適合性に関して、変異誘発性及び遅延接触過敏性の両者の安全性研究、及び移植研究が実施されかつ報告された（引用文献３７）。ＰＣＬ５３０−３繊維から作られたＰＵＵＲバンドがうさぎ及びミニ豚のＡＣＬ補てつとして使用されたとき、骨形成が穿孔されたトンネル内及びＰＵＵＲ繊維周囲に見られた。また観察時間に関係なく、結合組織内方成長が両種のＰＵＵＲ繊維間及びＰＵＵＲ繊維との密着接触部内に観察された。６ヶ月を越える観察時間では、結合組織はＰＵＵＲ繊維と平行なコラーゲン繊維と線維芽細胞の配向を持っていた。ＡＣＬ増大物としてＰＵＵＲバンドを用いる臨床試験から、３０から４０ヶ月間の時間で５人の患者から生検材料が得られた。動物におけるように、高百分率の結合組織内方成長が材料と密着接触部に見出され、Ｉ型コラーゲン及び血管の存在が免疫組織化学法を用いて確認された。明白な炎症性反応または異物応答の徴候は検知されなかった。
【００８２】
結論：我々はＰＵＵＲの化学組成がＡＣＬ再建のための材料の望ましい性質を満たす強度、剛性及び分解速度を持つ繊維を得るのに適合させることができることを証明した。
【００８３】
ＰＣＬ５３０に基づくＰＵＵＲから作られた繊維はこの研究で使用された他のポリエステルジオールに比べて優れた強度と剛性を持ち、体温で９ヶ月以上の間、その初期の引張強さの少なくとも５０パーセントを保つ。更に、ＰＣＬ５３０：ＭＤＩの１，３−ＤＡＰによる連鎖延長は添加剤なしに強い繊維が紡糸されることができる重合体溶液を作る。適切な強度と寸法を持つ多孔性バンドがこの繊維から織られることができる。
【００８４】
結論として、化学的及び機械的観点からＰＣＬ５３０−３の繊維、ＡＲＴＥＬＯＮ（登録商標）は分解可能なＡＣＬ装置を設計するために適している。ＰＵＵＲバンドを用いるＡＣＬ再建による人間の臨床試験は進行中である。
【００８５】
謝意：Ｃｈａｌｍｅｒｓ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  ｏｆ  ＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙのＭａｔｅｒｉａｌ  Ｒｅｓｅｃａｒｃｈ  Ｓｃｈｏｏｌを経由してのＴｈｅ  Ｋｎｏｗｌｅｄｇｅ  Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎに対し、財政上の支援に対して深く謝意を表したい。
【００８６】
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【図面の簡単な説明】
【００８７】
【図１】ＰＣＬ５３０−３のＰＵＵＲ繊維に対する引張試験図を示す。
【図２】図２ａ，ｂは種々の繊維の延伸比の温度依存性を示す。
【図３】図３ａ，ｂは繊維の表面のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。
【図４】ＰＣＬ５３０−３のＰＵＵＲバンドに対する引張試験図を示す。
【図５】種々のＰＵＵＲ類の加水分解時間の関数としての引張強さ保持を示す。
【図６】種々のＰＣＬに基づくＰＵＵＲ類の加水分解時間の関数としてのモル質量を示す。
【図１】
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【図２】
2005535739.tif 000017
【図３】
2005535739.tif 000018
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【手続補正書】
【提出日】平成16年9月1日(2004.9.1)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
式（１）による線状ブロック重合体であって
2005535739.tif 000022
（ここでＲ１はジアミン、例えばエチレンジアミン、１，２−ジアミノプロパンまたは１，３−ジアミノプロパン、から誘導され；
Ｒ２は芳香族ジイソシアネートから誘導され；
Ｒ３はエステルジオールから誘導され；
Ｒ４はジブチルアミンまたはエタノールアミンから誘導され；
更に０＜ｙ＜４かつｚ＞８である）、
Ｒ２及びＲ３が誘導されるモノマーが、Ｒ２とＲ３の間のモル比が２：１より大きくなるような量で添加されることを特徴とする線状ブロック重合体。
【請求項２】
Ｒ１がエチレンジアミン、１，３−ジアミノプロパン、１，２−ジアミノプロパン、１，４−ジアミノブタン、１，５−ジアミノペンタン、または１，６−ジアミノヘキサンから誘導されることを特徴とする請求項１に記載の線状ブロック重合体。
【請求項３】
Ｒ３がポリカプロラクトンジオール、ポリジエチレングリコールアジペート、またはポリ（ペンタンジオールピメレート）から誘導されることを特徴とする請求項１または２に記載の線状ブロック重合体。
【請求項４】
Ｒ２が４，４′ジフェニルメタンジイソシアネート、ナフタレンジイソシアネート、またはトルエンジイソシアネートから誘導されることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の線状ブロック重合体。
【請求項５】
請求項１から４のいずれかに記載の線状ブロック重合体から製造されたことを特徴とする繊維。
【請求項６】
繊維が少なくとも０．１Ｎ／Ｔｅｘの靭性を示すことを特徴とする請求項５に記載の繊維。
【請求項７】
繊維が０．２Ｎ／Ｔｅｘ以上の靭性を示すことを特徴とする請求項６に記載の繊維。
【請求項８】
繊維が１００％以下の破断点伸びを示すことを特徴とする請求項５から７のいずれかに記載の繊維。
【請求項９】
繊維が４３％以下の破断点伸びを示すことを特徴とする請求項５から７のいずれかに記載の繊維。
【請求項１０】
請求項１から４のいずれかに記載の線状ブロック重合体から製造されたことを特徴とするフィルム。
【請求項１１】
請求項１から４のいずれかに記載の線状ブロック重合体から製造されたことを特徴とする多孔性高分子材料。
【請求項１２】
人間または動物の体に移植するためのインプラントであって、そのインプラントが請求項１から１１のいずれかに記載の線状ブロック重合体を含むことを特徴とするインプラント。
【国際調査報告】
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2005535739.tif 000024
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