(57)【要約】【目的】高い骨結合能を持つと同時に天然骨（皮質骨）に類似した力学的性質を有する実用的な骨修復乃至骨置換用材料の提供【構成】生体内において骨結合能を有するまたは／および擬似体液のアパタイトに対して過飽和な水溶液中においてアパタイト形成能を有するアナターゼ構造を有する二酸化チタン微粒子または該微粒子前駆体化合物を熱可塑性樹脂、特にＭＦＲ８．０〜２０の高密度ポリエチレンと溶融混合して前記熱可塑性樹脂マトリックス中に前記二酸化チタンを４０容積％以上５３容量％以下の配合量で均一に分散させた複合体を得、前記複合体から所望の人工骨形状の成型物を作り、前記成型物の表面を機械的研磨または／および化学的処理により複合体表面に二酸化チタンを露出させた骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体【選択図】  図２
2005013476.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体内において骨結合能を有するまたは／および擬似体液のアパタイトに対して過飽和な水溶液中においてアパタイト形成能を有するアナターゼ構造を有する二酸化チタン微粒子または該微粒子前駆体化合物を熱可塑性樹脂と溶融混合して前記熱可塑性樹脂マトリックス中に平均粒径７から２００ｎｍのサイズの前記二酸化チタンを４０容積％以上５３容量％以下の配合量で均一に分散させた複合体を得、前記複合体から所望の人工骨形状の成型物を作り、前記成型物の表面を機械的研磨または／および化学的処理により複合体表面に二酸化チタンを露出させた骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項２】
熱可塑性樹脂がポリオレフィン系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリアミド系樹脂、シリコーン樹脂、ポリカーボネート系樹脂からなる群より選ばれる該二酸化チタンの光触媒作用により劣化しない１種の熱可塑性樹脂または２つ以上の粘度の異なる同一種の熱可塑性樹脂を混合したポリマーである請求項１に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項３】
熱可塑性樹脂がポリエチレンである請求項２に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項４】
ポリエチレンが高密度ポリエチレンである請求項３に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項５】
高密度ポリエチレンのメルトフローレート（ＭＦＲ）が８．０〜２０である請求項４に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項６】
高密度ポリエチレンがアクリル酸で処理されたされたものである請求項４または５に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項７】
アナターゼ構造を有する二酸化チタン微粒子の充填量が４０容積％以上５０容積％以下である請求項１乃至６のいずれかに記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項８】
アナターゼ構造を有する二酸化チタンがシランカップリング剤あるいはチタンカップリング剤で処理されたものである請求項１乃至７のいずれかに記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項９】
アナターゼ構造を有する二酸化チタンと熱可塑性樹脂との溶融混合に加圧ニーダまたは／及び溶融押出混合機を用いる請求項１乃至８のいずれかに記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【請求項１０】
アナターゼ構造を有する二酸化チタンが光触媒特性を有するものである請求項１乃至９のいずれかに記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、アナターゼ構造を有する二酸化チタンの微粒子または該微粒子前駆体化合物を、熱可塑性樹脂と溶融混合して熱可塑性樹脂マトリックス中に微粒子二酸化チタンを均一に分散させて得られる、特に前記微粒子を４０容量％以上配合した生体内において骨結合能を有するまたは／および擬似体液等のアパタイトに対して過飽和な水溶液中においてアパタイト形成能を有する、荷重の加わる部位のヒト天然骨（皮質骨）に類似した力学的性質を有することを特徴とする骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体、またはアパタイトに対して過飽和な水溶液中においてアパタイトを表面に形成させた骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体に関する。
【０００２】
【従来技術】
天然骨は、無機成分のアパタイト結晶と有機成分のコラーゲン繊維とからなる無機−有機複合体である。しかし、これまでに開発された、あるいは臨床応用に至っている骨修復乃至骨置換用材料のほとんどは、セラミックスまたは／および金属材料で構成されており、その力学的性質、特に弾性率は天然骨に比べて非常に高い。そのため、生体内に埋入すると、周囲の骨に応力が加わらないことからストレスシールディング（ｓｔｒｅｓｓ  ｓｈｉｅｌｄｉｎｇ）を生じ、周囲の骨がやせて骨中への沈み込み等を引き起こし、長期固定性が悪いという問題点を抱えている。この問題は、特に脊椎や大腿骨のような荷重の加わる部位の皮質骨の修復をねらった人工骨において顕著である。そこで、優れた骨結合能と天然骨（皮質骨）に近い力学的特性を併せ持つ無機−有機複合体からなる骨修復乃至骨置換用材料、換言すれば人工骨が作製できれば、荷重の加わる部位の骨修復乃至骨置換用材料として有用である。この様な観点から、前記力学的特性を持つ人工骨の開発が盛んに進められている。
【０００３】
【非特許文献１】
Ｗ．Ｂｏｎｆｉｅｌｄ，Ｍ．Ｄ．Ｇｒｙｎｐａｓ，  Ａ．Ｅ．Ｔｕｌｌｙ，  Ｊ．Ｂｏｗｍａｎ，Ｊ．Ａｂｒａｍ，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，１９８１，Ｖｏｌ．２，１８５
【非特許文献２】
Ｍ．  Ｗａｎｇ，  Ｌ．Ｌ．  Ｈｅｎｃｈ，  Ｗ．  Ｂｏｎｆｉｅｌｄ，  Ｊ．  Ｂｉｏｍｅｄ．  Ｍａｔｅｒ．  Ｒｅｓ．，  １９９８，  Ｖｏｌ．  ４２，  ５７７
【非特許文献３】
Ｊ．Ａ．  Ｊｕｈａｓｚ，  Ｍ．  Ｋａｗａｓｈｉｔａ，  Ｎ．  Ｍｉｙａｔａ，  Ｔ．  Ｋｏｋｕｂｏ，  Ｔ．  Ｎａｋａｍｕｒａ，  Ｓ．Ｍ．  Ｂｅｓｔ，  Ｗ．  Ｂｏｎｆｉｅｌｄ，  Ｂｉｏｃｅｒａｍｉｃｓ，  ２００２，  Ｖｏｌ．  １４，  ４３７
【特許文献１】
Ｗ．  Ｂｏｎｆｉｅｌｄ，  Ｊ．Ａ．  Ｂｏｗｍａｎ，  Ｍ．Ｄ．  Ｇｒｙｎｐａｓ，  英国特許  ２，０８５，４６１Ｂ（１９８４）
【特許文献２】
特開２００２−３２７０７９、特許請求の範囲、〔０００８〕、実施例
【０００４】
無機−有機複合体からなる骨修復材料として、これまでにＢｏｎｆｉｅｌｄらは、高密度ポリエチレン中に無機フィラーとしてアパタイト、Ｎａ２Ｏ−ＣａＯ−ＳｉＯ２−Ｐ２Ｏ５系のバイオガラス（以下、Ｂｉｏｇｌａｓｓ、登録商標）、アパタイトとウォラストナイトの結晶相を含む結晶化ガラスＡ−Ｗ（登録商標、以下、Ａ−Ｗ）を分散させた、アパタイト−高密度ポリエチレン複合体（以下、ＨＡＰＥＸ、登録商標）（前記非特許文献１，特許文献１）、Ｂｉｏｇｌａｓｓ−高密度ポリエチレン複合体（前記非特許文献２）、Ａ−Ｗ−高密度ポリエチレン複合体（前記非特許文献３）  等を開発している。このうち、前記ＨＡＰＥＸは既に耳小骨等に臨床応用されている。しかし、これらの力学的特性は天然骨（皮質骨）のそれに及んでいない。
【０００５】
また、前記特許文献２には「少なくともアナターゼ型二酸化チタン微粒子または該微粒子の前駆体化合物と硬化性または熱可塑性樹脂とからなる配合物を用いて成形した、または該成形物から切り出された物または該成形物を組織化した複合材料を、機械的研磨または／および化学的処理により複合材料の表面に擬似体液などのアパタイトに対して過飽和な水溶液中または体内においてアパタイト形成能を持つアナターゼ型二酸化チタン微粒子を露出させて得られる酸化チタン・有機高分子複合体」の発明が記載されているが、前記アナターゼ型二酸化チタン微粒子の分散配合手段、及び配合手段と前記チタン微粒子の配合量等と、それらによる複合体の強度劣化特性などの力学的特性とに有意の関係あることについて教示する記載もない。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、アパタイト形成能を維持し、前記天然骨（皮質骨）との力学的特性の違いに基づく生体に及ぼす不都合をなくした人工骨材料を提供することである。前記課題を解決すべく、熱可塑性樹脂とアパタイト形成能を持つアナターゼ型二酸化チタン微粒子または前記二酸化チタン微粒子の前駆体との混合手段の違いと及び混合手段と前記アナターゼ型二酸化チタン微粒子の配合比との違いと天然骨（皮質骨）力学的特性との相関を検討する中で、前記混合手段として熱可塑性樹脂を溶融した状態で混合する方法を採用することにより、更に前記溶融した状態で混合する方法において前記アナターゼ型二酸化チタン微粒子の配合比を４０容量％以上にすることにより天然骨（皮質骨）力学的特性に近く、かつ、アパタイト形成のを持つ人工骨材料として有用な酸化チタン−有機複合体が得られることを見出し、前記課題を解決することができた。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明は、（１）生体内において骨結合能を有するまたは／および擬似体液などのアパタイトに対して過飽和な水溶液中においてアパタイト形成能を有するアナターゼ構造を有する二酸化チタン微粒子または該微粒子前駆体化合物を熱可塑性樹脂と溶融混合して前記熱可塑性樹脂マトリックス中に前記二酸化チタンを４０容積％以上５３容量％以下の配合量で均一に分散させた複合体を得、前記複合体から所望の人工骨形状の成型物を作り、前記成型物の表面を機械的研磨または／および化学的処理により複合体表面に二酸化チタンを露出させた骨修復用あるいは骨置換用酸化チタン−有機複合体である。好ましくは、（２）前記熱可塑性樹脂がポリオレフィン系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリアミド系樹脂、シリコーン樹脂、ポリカーボネート系樹脂からなる群より選ばれる該二酸化チタンの光触媒作用により劣化しない１種の熱可塑性樹脂または２つ以上の粘度の異なる同一種の熱可塑性樹脂を混合したポリマーである前記（１）に記載の骨置換用酸化チタン−有機複合体であり、より好ましくは、（３）熱可塑性樹脂がポリエチレンである前記（２）に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体であり、一層好ましくは、（４）ポリエチレンが高密度ポリエチレンである前記（３）に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体であり、より一層好ましくは、（５）高密度ポリエチレンのメルトフローレート（ＭＦＲ）が８．０〜２０である前記（４）に記載の骨修復乃至骨置換用酸化チタン−有機複合体であり、更に好ましくは、（６）高密度ポリエチレンがアクリル酸で処理されたされたものである前記（４）または（５）に記載の骨修復用酸化チタン−有機複合体である。
【０００８】
また、好ましくは、（７）アナターゼ構造を有する二酸化チタン微粒子の充填量が４０容積％以上５０容積％以下である前記（１）〜（６）のいずれかに記載の骨修復用酸化チタン−有機複合体であり、より好ましくは、（８）アナターゼ構造を有する二酸化チタンがシランカップリング剤あるいはチタンカップリング剤で処理されたものである前記（１）〜（７）のいずれかに記載の骨修復用酸化チタン−有機複合体である。
【０００９】
好ましくは、（９）アナターゼ構造を有する二酸化チタンと熱可塑性樹脂との溶融混合に加圧ニーダまたは／及び溶融押出混合機を用いる前記（１）乃至（８）のいずれかに記載の骨修復用酸化チタン−有機複合体であり、また好ましくは、（１０）アナターゼ構造を有する二酸化チタンが光触媒特性を有するものである前記（１）乃至（９）のいずれかに記載の骨修復用酸化チタン−有機複合体である。
【００１０】
【本発明の実施の態様】
本発明をより詳細に説明する。
１．本発明の特徴は、基本的にはアパタイト形成能を有するアナターゼ型二酸化チタン微粒子、特に５００ｎｍ以下、特に平均粒径７から２００ｎｍのナノサイズの粒径の微粒子を、前記微粒子の分散マトリックスを構成する熱可塑性樹脂に、前記樹脂の加熱溶融状態において混合して得られた酸化チタン−有機複合体を人工骨の材料として使用することである。前記アナターゼ型二酸化チタン微粒子は球状粒子であることが、充填密度を上げ、複合体のアパタイト形成能と機械的強度を良くする上で好ましい。
本発明で使用するアナターゼ型二酸化チタン微粒子としては、市販のものを使用できる。市販のものとしては、硫酸法により得られた、石原産業株式会社製のアナターゼ酸化チタン微粒子を好ましいものとして挙げることができる。
【００１１】
また、二酸化チタン微粒子前駆体化合物は、ゾル−ゲル法により微粒子を調製することもできる。該調製方法は、文献Ｊ．Ａｍ．Ｃｅｒａｍ．Ｓｏｃ．，７５（６），１５８７−９５，１９９２に記載の方法を参考に、チタン酸テトライソプロピルのエタノール溶液と、塩酸または塩化ナトリウム等の電解質あるいはハイドロキシプロピルセルロースを溶解したエタノール溶液とを混合し攪拌することにより得られる粉末をエタノール溶液から遠心分離し乾燥後、これを４００℃以下で加熱処理あるいは８０℃の温水で処理することにより得られる。
熱可塑性樹脂への配合量は２０〜７０容積％、好ましくは４０〜５３容量％以下、一層好ましくは４０容積％以上５０容量％以下が好ましい。
【００１２】
２．前記混合条件を採用して、アナターゼ型二酸化チタン微粒子又は前記微粒子の前駆体を混合すると、前記微粒子の熱可塑性樹脂への配合量は２０〜７０容積％、好ましくは４０〜５３容量％以下、一層好ましくは４０容積％以上５０容量％以下で均一に配合された酸化チタン−有機複合体が形成できると共に、得られた複合体の曲げ強度が５０〜１５０ＭＰａ、弾性率が７〜３０ＧＰａ、引張強度が２０ＭＰａ以上の範囲内であるヒト皮質骨に類似した特性を示す人工骨材料が得られる。更に、前記構成により得られた酸化チタン−有機複合体は生体環境下において、前記した人工骨材料のヒト皮質骨との強度差により発生する強度劣化のない、高い伸張性と弾性変形能を有する人工骨材料が得られる。
【００１３】
３，本発明で使用する熱可塑性樹脂としては、前記熱可塑性樹脂がポリオレフィン系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリアミド系樹脂、シリコーン樹脂、ポリカーボネート系樹脂からなる群より選ばれる該二酸化チタンの光触媒作用により劣化しない１種の熱可塑性樹脂または２つ以上の粘度の異なる同一種の熱可塑性樹脂を混合したポリマーを挙げることができる。要は、溶融混合時にアナターゼ構造を有する二酸化チタン微粒子と均一分散できる樹脂であれば良く、ポリオレフィン系樹脂としては、メルトフローレート（ＭＦＲ、測定法ＪＩＳ  Ｋ  ６９２２−２（ＩＳＯ  １８７２−２））８．０〜２０の高密度ポリエチレンが特に好ましい。
【００１４】
４，前記工程で得られた酸化チタン−有機複合材料から所望の人工骨の成形体は、前記溶融混合により得られた酸化チタン−有機複合材料をホットプレス、射出成形あるいは押出成形することにより得ることができる。得られた成型体は、分散された二酸化チタン微粒子が表面に露出するように機械的研磨または／および化学的処理を行う。
【００１５】
【実施例】
以下、実施例により本発明を具体的に説明するが、これは本発明をより理解し易くすることを目的とするものであり、これにより本発明を限定的に解釈されないことは当然である。
得られた試料の曲げ試験は、前記本発明の酸化チタン−有機複合材料から得られる角柱から切り出して、＃４００で研磨による表面仕上げして５５×１０×４ｍｍ３の大きさに調製した試料を１条件につき５個以上用意し、支点間距離３０ｍｍ、クロスヘッドスピードは１．０ｍｍ／分として、万能材料試験機（インストロン社製５５８２型）を用いて３点曲げ試験を行った。
【００１６】
実施例１
高密度ポリエチレン／アナターゼ型二酸化チタン複合体の調製（ＭＦＲ値による影響）；
複合体の調製のための出発原料には、石原産業株式会社製酸化チタン微粒子〔ＴｉＯ２、アナターゼ型、平均粒径７ｎｍ（ＳＴ−０１）、２０ｎｍ（ＳＴ−２１）、２００ｎｍ（ＳＴ−４１）〕と種々のＭＦＲ値を有する日本ポリオレフィン株式会社製の高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ、ＫＢ１７１Ａ（ＭＦＲ＝０．３）、ＫＭ６９８Ａ（ＭＦＲ＝８．０）、ＫＭ８８０Ｋ（ＭＦＲ２０）、およびＫＭＡ９０Ｋ（ＭＦＲ＝４０）を使用した。
ＴｉＯ２とＨＤＰＥの混練およびコンパウンドの調製は、バッチ式加圧ニーダ（入江製作所製）を用いて次のように行った。まず、ＨＤＰＥを２１０〜２２０℃に加熱して溶融・軟化させ、この高粘性状態のＨＤＰＥに、ロータを用いて強いせん断力を加えながら、ＴｉＯ２を徐々に添加し、１８０〜２２０℃の温度で３０分間混練を行い、高充填量のＴｉＯ２が均一分散したコンパウンドを調製した。得られたコンパウンドを１８０〜２５０℃、圧力５〜２０ＭＰａで２分〜１時間ホットプレスすることにより、大きさ３００×１００×５ｍｍ３の角柱の複合体を得た。
【００１７】
ここでは、原料の配合組成比をＨＤＰＥ：６０容積％、ＴｉＯ２：４０容積％とし、粒径２００ｎｍのＴｉＯ２と種々のＭＦＲ値（ＭＦＲ＝０．３，８．０，  ２０，  ４０）を有するＨＤＰＥを用い、プレス圧５ＭＰａの条件下で複合体を調製した。以下、得られた複合体の試料名を、それぞれＰ０．３Ｔ４０、Ｐ８．０Ｔ４０、Ｐ２０Ｔ４０、Ｐ４０Ｔ４０と表記する（「Ｐ」の後にＭＦＲ値、「Ｔ」の後にＴｉＯ２充填量を示す）。
【００１８】
図１にＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥにＴｉＯ２を４０容積％混練した複合体（Ｐ８．０Ｔ４０）の破断面のＳＥＭ写真を示す。その結果、本法により混練したコンパウンドを用いて複合体を調製すれば、２００ｎｍのＴｉＯ２粒子がＨＤＰＥ中に均一に分散した複合体が得られることが分かった。さらに、いずれのＭＦＲ値を有するＨＤＰＥを用いて複合体を調製した場合も、同様に高充填量のＴｉＯ２が均一分散した複合体が得られた。
【００１９】
曲げ試験は、前記試料の作製方法により各角柱から作成された試料を、前記万能材料試験機を用いて行った。図２に示すような曲げ荷重−変位曲線が得られ、この曲線から曲げ強度および曲げ弾性率を算出した。その結果を表１に示す。得られた複合体は、すべてＨＤＰＥ単体に比べ優位に高い曲げ強度を示した。これは複合体中に均一に分散したナノサイズのＴｉＯ２がＨＤＰＥを補強しているためであると考えられる。その中でＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥからなる複合体（Ｐ８．０Ｔ４０）が、最も高い曲げ強度および弾性率を示した。この値は、ほぼヒト皮質骨の力学的特性の範囲内に入るものであった。また本複合体は、既に臨床応用されている前記商品名ＨＡＰＥＸ（アパタイト−ＨＤＰＥ複合体）よりも優位に高い力学的特性を示した。
【００２０】
【表１】
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【００２１】
アパタイト形成能評価には、人工骨用材料の骨結合能を評価するために一般的に使用されているアパタイトに対して過飽和な溶液の一種である擬似体液（ＳＢＦ：ヒトの血しょうとほぼ等しい無機イオン濃度（表２）を有する水溶液（Ｔ．  Ｋｏｋｕｂｏ，  Ｈ．  Ｋｕｓｈｉｔａｎｉ，  Ｓ．  Ｓａｋｋａ，  Ｔ．  Ｋｉｔｓｕｇｉ  ａｎｄ  Ｔ．  Ｙａｍａｍｕｒｏ，  ”Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ  ａｂｌｅ  ｔｏ  ｒｅｐｒｏｄｕｃｅ  ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｓｕｒｆａｃｅ−ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ  ｃｈａｎｇｅｓ  ｉｎ  ｂｉｏａｃｔｉｖｅ  ｇｌａｓｓ  ｃｅｒａｍｉｃｓ  Ａ−Ｗ”，  Ｊ．  Ｂｉｏｍｅｄ．  Ｍａｔｅｒ．  Ｒｅｓ．，  ２４，  ７２１−３４，  １９９０））を使用した。
【００２２】
【表２】
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【００２３】
ＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥと４０容積％のＴｉＯ２からなる複合体（Ｐ８．０Ｔ４０）を１０×１０×４ｍｍ３の大きさに切り出し、その表面を４００研磨仕上げした後、これを前記ＳＢＦ３０ｍＬ中に３６．５℃で７日間浸漬した。ＳＢＦから取り出した試料を、蒸留水ですすいだ後、室温で乾燥させ、試料の表面構造を、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）および薄膜Ｘ線回折（ＸＲＤ）により調べた。浸漬後の試料表面のＳＥＭおよびＸＲＤ結果を図３（ａ）および（ｂ）に示す。その結果、浸漬７日以内に複合体表面にアパタイトが形成することが分かった。
【００２４】
実施例２
高密度ポリエチレン／アナターゼ型二酸化チタン複合体の調製（二酸化チタン充填量による影響）
ここでは、粒径２００ｎｍのＴｉＯ２と実施例１で最も高い曲げ強度を示したＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥを用い、プレス圧５ＭＰａの条件下で、種々の量のＴｉＯ２を混練した複合体（ＴｉＯ２充填量０〜５５．６容積％）を実施例１と同様の手順で作製した。得られた試料名は表３に示す通りである。また表３の試料Ｐ８．０Ｔ４０は、表１の試料Ｐ８．０Ｔ４０と同一物である。
【００２５】
【表３】
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【００２６】
乾式または湿式混合法では、ＴｉＯ２の充填量が高くなるとＨＤＰＥとの混合過程にナノサイズのＴｉＯ２の凝集体が容易に形成され、均一分散した複合体を得ることは非常に困難であったが、図１に示されるように、本混練法によりコンパウンドを調製することにより、高充填量のナノサイズのＴｉＯ２粒子を複合体中に均一に分散させることが可能であることが分かった。
【００２７】
曲げ試験は、前記の試験方法に従って行った。その結果を表３に示す。本複合体の曲げ強度および弾性率はＴｉＯ２含有量の増加に伴って増加し、いずれの試料も、既に臨床応用されている前記商標名ＨＡＰＥＸの製品よりも優位に高い力学的特性を示した。そのうちＴｉＯ２を５０容積％添加した複合体（Ｐ８．０Ｔ５０）が、最も高い曲げ強度と高い弾性率を示した。この値は、ヒト皮質骨の力学的特性の範囲内に入るものであった。しかし、ＴｉＯ２含有量が５２．５容積％以上になるとＴｉＯ２同士が凝集しＨＤＰＥ中に均一に分散していないため、強度が低下したと考えられる。
【００２８】
実施例３
高密度ポリエチレン／アナターゼ型二酸化チタン複合体の調製時のプレス圧による影響
ここでは、原料の配合組成比をＨＤＰＥを６０容積％、ＴｉＯ２を４０容積％とし、粒径２００ｎｍのＴｉＯ２とＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥを用い、ホットプレス圧力が５ＭＰａあるいは１０ＭＰａの条件下で、実施例１と同様の手順で複合体を作製した。得られた複合体の試料名を、それぞれＰ８．０Ｔ４０−５ＭＰａおよびＰ８．０Ｔ４０−１０ＭＰａとした。
曲げ試験は、前記の試験方法に従って行った。その結果を表４に示す。ここで表４の試料Ｐ８．０Ｔ４０−５ＭＰａは、表１の試料Ｐ８．０Ｔ４０と同一物である。これらの複合体の曲げ強度および弾性率はプレス圧の増大に伴って増加し、プレス圧１０ＭＰａの条件で調製した複合体、Ｐ８．０Ｔ４０−１０ＭＰａは、最も高い曲げ強度と弾性率を示し、優位にヒト皮質骨の力学的特性の範囲内に入る強度を示した。
【００２９】
【表４】
2005013476.tif 000006
【００３０】
実施例４
高密度ポリエチレン／アナターゼ型二酸化チタン複合体の調製に用いた二酸化チタンの粒径による影響
ここでは、原料の配合組成比をＨＤＰＥが８０容積％およびＴｉＯ２が２０容量％とし、粒径７、２０および２００ｎｍのＴｉＯ２とＭＦＲ＝０．３のＨＤＰＥを用い、プレス圧５ＭＰａの条件下、実施例１と同様の手順で複合体を調製した。得られた複合体の試料名を、それぞれＰ０．３Ｔ２０−７ｎｍ、Ｐ０．３Ｔ２０−２０ｎｍ、およびＰ０．３Ｔ２０−２００ｎｍとした。
曲げ試験は、前記の試験方法に従って行った。その結果を表５に示す。複合体の曲げ強度および弾性率は粒径が小さくなるに伴って増加した。
【００３１】
【表５】
2005013476.tif 000007
【００３２】
実施例５
高密度ポリエチレン／アナターゼ型二酸化チタン複合体の引張強度
ここでは、原料の配合組成比をＨＤＰＥが７０容積％およびＴｉＯ２が３０容積％とし、粒径２００ｎｍのＴｉＯ２とＭＦＲ＝０．３のＨＤＰＥを用い、プレス圧５ＭＰａの条件の下、実施例１と同様の手順で複合体を調製した。得られた複合体の試料をＰ０．３Ｔ３０とした。
試料の引張強度試験を次のように行った。
測定には、大きさ、全長１１５ｍｍ、大半径２５ｍｍ、両端の幅２５ｍｍ、標線間距離２５ｍｍ、平行部分の長さ３３ｍｍ、つかみ具間距離８０ｍｍ、平行部分の幅６ｍｍ、厚さ２ｍｍ、小半径１４ｍｍに切り出し、表面を＃４００研磨仕上げした後、１条件につき５個以上の試験を行った。試験速度は５０ｍｍ／分とした。その結果を表６に示す。ＨＤＰＥのＭＦＲ＝０．３、ＴｉＯ２充填量３０容積％の複合体（Ｐ０．３Ｔ３０）は、引張強度２２．８±０．２８ＭＰａの値を示した。この値は、既に臨床応用されている前記商標名ＨＡＰＥＸの製品とほぼ同等の値であり、ヒト皮質骨の力学的特性の範囲内に入るものであった。また、ＭＦＲ＝０．３よりＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥからなる複合体の方が高い曲げ強度示し、そのうえ本複合体の曲げ強度および弾性率は、ＴｉＯ２含有量の増加に伴って増加し、ＴｉＯ２の充填量が４０〜５２容積％の時、ヒト皮質骨の力学的特性の範囲内に入るので、ＨＤＰＥのＭＦＲ＝８．０、ＴｉＯ２充填量４０〜５２容積％の複合体（Ｐ８．０Ｔ４０〜５２）の引張強度は２２．８ＭＰａより大きくなると考えられる。従って、ＨＤＰＥのＭＦＲ＝８．０、ＴｉＯ２充填量４０〜５２容積％の複合体（Ｐ８．０Ｔ４０〜５２）は、曲げ強度、弾性率、引張強度のすべてが、ヒト皮質骨の力学的特性の範囲内に入ることが分かった。
【００３３】
【発明の効果】
前記本発明の独特の二酸化チタン微粒子−熱可塑性樹脂複合体の構成により、高い骨結合能を持つと同時に天然骨（皮質骨）に類似した力学的性質を有することから、周囲の骨に応力が加わらないことによるストレスシールディング（ｓｔｒｅｓｓ  ｓｈｉｅｌｄｉｎｇ）を発生させることがない、実用的な骨修復乃至骨置換用材料として有用である。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例１のＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥにＴｉＯ２を４０容積％混練した複合体（Ｐ８．０Ｔ４０）の破断面のＳＥＭ写真
【図２】実施例１の異なるＭＦＲ値、ＭＲＦ＝０．３、８．０、２０、および４０、を有するＨＤＰＥにＴｉＯ２を４０容積％混練した複合体および登録商標ＨＡＰＥＸの３点曲げ試験の荷重−変位（たわみ）曲線
【図３】実施例１のＭＦＲ＝８．０のＨＤＰＥにＴｉＯ２を４０容積％混練した複合体（Ｐ８．０Ｔ４０）をＳＢＦに７日間浸漬後の表面のＳＥＭ写真（ａ）およびＸＲＤパターン（ｂ）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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