【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、骨修復材料に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来から各種の生体活性セラミックス材料が骨修復材料として臨床使用されてきている。ここでいう生体活性とは、骨欠損部に埋入後、生体骨と直接結合できることを意味し、その様なセラミックスには例えばNa2O-CaO-SiO2-P2O5系のバイオガラス（登録商標）、焼結水酸アパタイト、結晶化ガラスＡ-Ｗなどがある（非特許文献１参照）。これらセラミックスは様々な形状付けが容易であり、しかも焼結水酸アパタイトや結晶化ガラスＡ-Ｗは優れた機械的強度を有しているため、高い曲げ強度や圧縮強度が求められる部位においてはよい効果をあげている。
【０００３】
また、有機繊維を三次元織組織もしくは編組織、またはこれらを組み合わせた複合組織としてなる生体適合性を備えたバルク状の構造体を基材とし、これにバイオグラス、セラバイタル、ハイドロキシアパタイト、ＡＷガラスセラミックスなどの生体活性物質により処理したインプラント材料が知られている（特許文献１参照）。さらに、同文献には、三次元方向での高い機械的強度、耐久性および周囲の生体組織の変形特性に同調できる性質を具備するために、長繊維からなる多軸−三次元織組織を中心にした三次元織組織、編組織が記載されている。
【０００４】
さらに、多糖類である固形体あるいはゲル状体に、カルシウムイオンが結合処理された材料の表面にアパタイト層が形成された人工骨構造が知られている（特許文献２参照）。
【０００５】
一方、ポリエチレンテレフタレートの極細繊維織物の表面にアパタイト層を形成させることを行い、この複合体を骨と同様の三次元構造に組み上げることができれば生体骨に近い理想的な骨修復材料が得られるはずであるとの記載も見られる（非特許文献２参照）が、現在のところそのようなものは知られていない。
【０００６】
【非特許文献１】
小久保著「病を癒すセラミックスー現状と展望」セラミックス、（社）日本セラミックス協会、３４巻、７月号、１９９９年、ｐ．５０７〜５１５
【特許文献１】
特許第３２４３６７９号公報
【特許文献２】
特開２０００−７９１６０号公報
【非特許文献２】
小久保著「アパタイト／高分子複合体−柔らかい人工骨−」高分子、（社）高分子学会、４４巻、８月号、１９９５年、ｐ．５６８
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記した生体活性セラミックスは、高い圧縮強度や曲げ強度を有するものの、生体骨に比べ、破壊靭性に劣り柔軟性に欠けるため、それらの埋入部位ではかえって周囲組織が損傷を受けるといった問題が指摘されている。このことから埋入部位の周囲組織との間でスムーズな力学伝達が可能で、周囲組織と一体化した動きをとり得る材料に大きな期待が寄せられている。
【０００８】
また、上記した有機繊維を三次元組織としたインプラント材料に関しては、主に述べられている三軸−三次元織組織を作製するには、非常に特殊で高価な織機が不可欠であり、しかも織機の運転や装置の保守点検には熟練した非常に高度の技術が必要とされる。そのような装置は大規模なものであり、そのため設置するに広いスペースを確保しなければならず、しかも良好な状態で高度な運転をスムーズにおこなうためには、特別な空調設備を設けて厳密に温湿管理をおこなわねばならない。また作製する三次元構造体の種類によって使用する糸を変更する場合、その都度、運転までの準備に多くの時間が費やされる。このようなことから三軸―三次元織組織の製造コストは非常に高いものとなっている。
【０００９】
さらに、多糖類である固形体あるいはゲル状体の表面にアパタイト層が形成された人工骨構造に関しては、効率的なアパタイト層の形成に主眼が置かれ、得られたものの力学的性質については何ら記載がなされていない。
【００１０】
本発明は、優れた機械的強度と柔軟性を兼ね備えた生体骨に近い力学的特性を有し、さらにその表面が優れた骨結合性を有する骨修復材料を提供することを目的とするものである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明者らは、前記課題を解決すべく鋭意検討の結果、短繊維を熱接着して得た三次元構造体を基材として用いることにより、機械的強度と柔軟性の両方を併せ持つ材料とすることができることを見出した。さらには短繊維と長繊維を熱接着して得た三次元構造体を基材として用いることにより、機械的強度と柔軟性の両方を併せ持つ材料とすることができることを見出し、本発明に到達した。
【００１２】
すなわち本発明の第一は、短繊維から構成され、少なくもその一部が熱接着することにより得られる三次元構造体からなり、該三次元構造体の少なくとも表面にアパタイトが形成されていることを特徴とする骨修復材料を要旨とするものであり、好ましくは、前記短繊維が三次元的に交絡されていることを特徴とする骨修復材料である。
本発明の第二は、短繊維のうち少なくとも一部が熱可塑性高分子からなる短繊維であるものからウェブを作製した後、三次元的に交絡し、次いで熱接着することにより全体として一体化された三次元構造体を得、次いで該構造体表面にカルシウムイオンを担持させて後、アパタイトを形成することを特徴とする前記した骨修復材料の製造方法を要旨とするものである。
また本発明の第三は、短繊維と長繊維から構成され、構成繊維の少なくとも一部が熱接着することにより得られる三次元構造体からなり、該三次元構造体の少なくとも表面にアパタイトが形成されていることを特徴とする骨修復材料を要旨とするものであり、好ましくは、三次元構造体が、短繊維からなる部分を内部とし、その周囲を長繊維からなる部分が取り囲んだ構造をしていることを特徴とするものであり、さらに好ましくは、三次元構造体が、短繊維が三次元的に交絡している部分を内部とし、その周囲を長繊維が編組されている部分が取り囲んだ構造をしていることを特徴とするものであり、さらに好ましくは、短繊維および長繊維が、少なくとも一部が熱可塑性高分子からなることを特徴とするものである。
さらに本発明の第四は、短繊維を三次元的に交絡して熱処理をおこない短繊維からなる部分を形成した後、該部分の周囲に長繊維を編組し、その後、構成繊維を熱接着して全体として一体化された三次元構造体を得、次いで、該三次元構造体の少なくとも表面にアパタイトを形成することを特徴とする前記した骨修復材料の製造方法を要旨とするものである。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を詳細に説明する。
本発明において用いられる長繊維は、連続してなる繊維であり、本発明において用いられる短繊維は、長繊維を一定の長さに切断された繊維であり、切断された繊維長は特に制限するものでないが、５〜100ｍｍであることが取り扱う上で好ましい。このような短繊維ならびに長繊維は、天然高分子、合成高分子およびそれらを組み合わせた高分子の少なくともいずれかの高分子で構成されてなる繊維を単独およびそれらを組み合わせた中から適宜選択される。
【００１４】
天然高分子で構成される短繊維ならびに長繊維としては、天然の高分子物質が繊維状になったものであればいずれでもよく、例えばコラーゲン繊維、キチン繊維、キトサン繊維、セルロース繊維、絹繊維、アルギン酸繊維などの繊維がある。これらは従来周知の方法により製造することができる。
【００１５】
合成高分子で構成される短繊維ならびに長繊維としては、繊維形成性を有するポリエステル系高分子、ポリオレフィン系高分子、ポリアミド系高分子、脂肪族ポリエステルアミド系高分子などの高分子、さらにはエチレン−酢酸ビニール系高分子やポリビニールアルコールから得られる繊維がある。
繊維形成性を有するポリエステル系高分子としては、芳香族ポリエステル系重合体、脂肪族ポリエステル系重合体が用いられる。
【００１６】
芳香族ポリエステル系重合体の例としては、酸成分にテレフタル酸、イソフタル酸、ナフタリン-2,6-ジカルボン酸などの芳香族ジカルボン酸またはこれらのエステル類を使用し、アルコール類にエチレングリコール、ジエチレングリコール、1,4−ブタンジオール、ネオペンチルグリコール、1,4-シクロヘキサンジメタノール等のジオール化合物を使用するホモポリエステル重合体、あるいはポリエステル共重合体が挙げられる。なおこれらの芳香族ポリエステル系重合体には、パラオキシ安息香酸、5-ナトリウムスルフォイソフタール酸、ポリアルキレングリコール、ペンタエリスリトール、ビスフェノールＡなどが添加されていてもよい。
【００１７】
脂肪族ポリエステル系重合体の例としては、α-ヒドロキシ酸や乳酸を重合させてなるポリグリコール酸やポリ乳酸、またはこれらの共重合体を用いることができる。また、ポリ（ε-カプロラクトン）やポリ(β-プロピオラクトン)等のポリ（ω-ヒドロキシアルカノエート）も用いることができる。さらに、ポリ-3-ヒドロキシプロピオネート、ポリ-3-ヒドロキシブチレート、ポリ-3-ヒドロキシカプロレート、ポリ-3-ヒドロキシヘプタノエート等のポリ（β-ヒドロキシアルカノエート）、またはこれらにポリ-3-ヒドロキシバリレートやポリ-4-ヒドロキシブチレート等を構成モノマー成分に共重合させたものを用いることができる。さらには、アジピン酸やセバチン酸等の脂肪族ジカルボン酸またはこれらのエステル類を酸成分としてエチレングリコール、ジエチレングリコール、ポリエチレングリコール、1,4-ブタンジオール、ネオペンチルグリコール、シクロヘキサン-1,4-ジメタノール等のジオール化合物をグリコール成分とする重合体または共重合体を用いることもできる。
【００１８】
繊維形成性を有するポリオレフィン系高分子としては、炭素数２〜18の脂肪族α-モノオレフィン、例えばエチレン、プロピレン、1-ブテン、1-ペンテン、3-メチル-1-ヘキセン、1-オクテン、1-オクタデセンからなるポリオレフィン系重合体が挙げられる。これらの脂肪族α-モノオレフィンは多くのエチレン系不飽和モノマー、例えばブタジエン、イソプレン、1,3-ペンタジエン、スチレン、α-メチルスチレンのような類似のエチレン系不飽和モノマーが共重合されたポリオレフィン系重合体であってもよい。またポリエチレン系重合体の場合には、エチレンに対してプロピレン、1-ブテン、1-オクテン、1-ヘキサン、または類似の高級α-オレフィンが１０重量％以下共重合されたものであってもよく、ポリプロピレン重合体の場合には、ポリプロピレンに対してエチレンまたは類似の高級α-オレフィンが１０重量％以下共重合されたものであってもよいが、前記の共重合体の共重合率が１０重量％を超えると共重合の融点が低下し、これらの共重合体からなる短繊維あるいは長繊維を用いて構成される三次元構造体は、骨修復材料として使用する場合、滅菌時などで高温に晒されると、形態が容易に変化し、力学特性が損なわれるため好ましくない。
【００１９】
繊維形成性を有するポリアミド系高分子としては、ポリイミノ-1-オキソテトラメチレン（ナイロン４）、ポリテトラメチレンアジパミド（ナイロン４６）、ポリカプラミド（ナイロン６）、ポリヘキサメチレンアジパミド(ナイロン６６)、ポリウロララクタミド（ナイロン１２）、ポリメタキシレンアジパミド、ポリパラキシリレンデカナミド、ポリビスシクロヘキシルメタンデカナミド、またはこれらのモノマーを構成単位とするポリアミド系共重合体が挙げられる。特にナイロン４６の場合、ナイロン４６にポリカプラミドやポリヘキサメチレンアジパミド、ポリウンデカメチレンテレフタラミド等のポリアミド成分が３０モル％以下共重合されたナイロン４６の共重合体であってもよい。前期ポリアミド成分の共重合率が３０モル％を超えると共重合体の融点が低下し、これらの共重合体からなる短繊維あるいは長繊維を用いて構成させる三次元構造体は、骨修復材料として使用する場合、滅菌時などで高温に晒されると、形態が容易に変化し、力学特性が損なわれるため好ましくない。
【００２０】
繊維形成性を有する脂肪族ポリエステルアミド系高分子としては、例えば前記した脂肪族ポリエステル系重合体と、ナイロン６、ナイロン４６、ナイロン６６、ナイロン１２等の脂肪族系ポリアミド重合体とを共重合したものを用いることができる。
【００２１】
繊維形成性を有するエチレン−酢酸ビニール系高分子としては、酢酸ビニルとエチレンの共重合体またはそのケン化物が挙げられる。
【００２２】
天然高分子と合成高分子を組み合わせてなる繊維としては、例えば天然高分子からなる繊維の表面に合成高分子が被覆されてなるもの、イオン結合または共有結合で結合されてなるもの、基材繊維に該合成高分子の一部が埋入してなるもの、さらにはそれらの一部を組み合わせてなるものなどがある。また合成高分子からなる繊維の表面に天然高分子が被覆されてなるもの、イオン結合または共有結合で結合されてなるもの、基材繊維に該天然高分子の一部が埋入してなるもの、さらにはそれらの一部を組み合わせてなるものなども挙げられる。
【００２３】
本発明を構成する短繊維ならびに長繊維は、短繊維と長繊維のそれぞれの場合において、少なくとも一部の繊維が熱可塑性高分子から構成される繊維であることが必要である。このことにより、隣接する構成繊維と熱接着させることができ、機械的強度の優れた三次元構造体を得ることができる。そのような熱可塑性高分子の融点としては、60℃以上、好ましくは80℃以上、さらに好ましくは100℃以上であり、三次元構造体に一定の耐熱性を具備させることができて好ましい。さらにそのような熱可塑性高分子のガラス転移温度は、生体温度以上であることが好ましい。
【００２４】
熱可塑性高分子の具体例としては、前記合成高分子の中のポリエステル系高分子、ポリオレフィン系高分子、ポリアミド系高分子脂肪族ポリエステルアミド系高分子、エチレン−酢酸ビニル系高分子を挙げることができ、例えばポリエチレンテレフタレート、ポリエチレン、ポリプロピレン、ナイロン６、ポリ乳酸などが挙げられる。
【００２５】
さらに、本発明を構成する短繊維ならびに長繊維は、短繊維と長繊維のそれぞれの場合において、少なくとも一部の繊維が、芯部が高融点の熱可塑性高分子からなり、鞘部が該高分子より低融点の熱可塑性高分子から構成された複合繊維であることがより好ましい。このような熱可塑性高分子から構成される繊維は、短繊維と長繊維のそれぞれの場合において、その混合比率が30％以上であることが望ましい。
【００２６】
熱可塑性高分子から構成される複合繊維は、前記合成高分子の中から選択された融点を3℃〜150℃の範囲で異にする2種の高分子成分から構成されるもので、芯部が高融点の熱可塑性高分子からなり、且つ鞘部が該高分子より低融点の熱可塑性高分子成分からなるごとく前記両高分子成分が配された同心芯鞘型あるいは偏心芯鞘型の複合形態を有するように接合されたものである。
他に、芯部が低融点の熱可塑性高分子からなり、その円周方向には独立した突起部を複数形成し、該突起部が低融点の熱可塑性高分子よりも高融点の熱可塑性高分子からなる複合形態を有するもの、あるいは低融点の熱可塑性高分子成分と高融点の熱可塑性高分子成分が円周方向に複数に分割された複合形態を有するものなども使用可能であるが、三次元構造体の力学特性を考慮すると芯鞘型複合形態がより好ましい。
これらの複合繊維において、両高分子成分の融点差が3℃未満であると、構成繊維同士が熱接着することにより全体として一体化されてなる三次元構造体を作製するに際して、低融点の高分子のみならず高融点の高分子成分も軟化溶融するため好ましくなく、従って前記融点差を3℃以上、好ましくは5℃以上、さらに好ましくは10℃以上とするのがよい。一方、前記融点差が150℃を超えると両高分子成分の融点差が余りにも大きくなるため両高分子を用いて複合紡糸するに際して紡糸ノズルバック内において紡糸温度の制御が困難となるため好ましくない。
【００２７】
また、このような複合繊維においては、複合比すなわち芯部の高分子成分に対する鞘部の高分子成分の重量比を1/5〜5/1とするのがよい。芯部の高分子成分1に対し鞘部の高分子成分の比が5を超えると繊維の強度が低下したり、あるいはこの繊維を用いて得られる三次元構造体が脆くなって柔軟性が悪化したりするため、一方、芯部の高分子成分5に対し鞘部の高分子成分の比が1未満であると、この繊維を用い繊維同士を熱接着させて得た三次元構造体がその構成繊維間の熱接着部において強度低下を生じるため、いずれも好ましくなく、従って本発明においては、前記複合比を1/5〜5/1、好ましくは1/2〜2/1とする。
【００２８】
上記したような芯鞘型複合繊維の具体例としては、短繊維の場合、ユニチカ社製のポリエステル系芯鞘型複合短繊維（タイプ４０８０、７０８０）やポリエチレン系芯鞘型複合短繊維（タイプ６０８０）、ポリ乳酸系芯鞘型複合短繊維（登録商標テラマック）などが挙げられる。また長繊維の場合、ユニチカ社製のポリエステル系芯鞘型複合長繊維（銘柄：５６０Ｔ４８）やクラレ社製のエバール系芯鞘型複合長繊維（品名：ＣＲ−００１）などが挙げられる。
【００２９】
本発明を構成する短繊維は、少なくとも一部の繊維が捲縮性を有しているものが好ましく、その捲縮度は8個/25mm以上が好ましい。そのような捲縮性を有する繊維は、その混合比率が20％以上、好ましくは30％以上、さらに好ましくは50％以上あると、繊維同士の絡まり度合いが増し、得られる三次元構造体の強靭性を損なうことなく、骨修復材料に適した空隙を付与し、構造体内部にまで骨形成細胞の進入が可能な性状を具備させることができて好ましい。捲縮性を有する短繊維は、連続した繊維を例えばスタツフイングボックスを用いて所定の機械捲縮を付与した後、あるいは加熱収縮処理により所定の捲縮を付与した後、所定長に切断した短繊維を用いることができる。
【００３０】
本発明を構成する短繊維ならびに長繊維は、その断面形状が丸断面形状に限定されるものではなく異型断面形状、中空断面形状、同心あるいは偏心芯鞘型複合断面形状の繊維のいずれでもよく、またそれら断面形状を有する繊維の混合であってもよく、所望する三次元構造体の形状や機械的特性を考慮して適宜選択すればよい。
【００３１】
本発明を構成する短繊維は、単繊維繊度が、1.0〜50デニールのものが好ましく、単繊維繊度が1.0デニール未満であると、三次元構造体を作製するために例えば予めカードウエブを調製するに際してカード通過性が劣り、一方、単繊維繊度が50デニールを超えるとこの短繊維を用いて得られる三次元構造体の柔軟性が損なわれるため、いずれも好ましくない。
【００３２】
本発明を構成する長繊維は、モノフィラメントないしはマルチフィラメントの何れを用いてもよいが、生体骨に近い破壊靱性と柔軟性を有する三次元構造体を得るにはマルチフィラメントが好ましい。マルチフィラメントは単繊維繊度が0.5〜15デニールが好ましく、引張強度が3ｇ／デニール以上のものが好ましい。単繊維繊度が0.5デニール未満であると得られる三次元構造体の機械的特性が低下したり、溶融紡糸時に紡糸ノズル面で吐出されたフィラメントが糸曲がりを生じるなど長繊維の製糸性が低下することがあるため、一方、単繊維繊度が15デニールを超えると、得られる三次元構造体が粗硬な地合いの粗いものとなることがあるため、好ましくない。
【００３３】
本発明の第一における短繊維から構成される三次元構造体および本発明の第三における短繊維と長繊維から構成される三次元構造体は、上記の構成繊維同士が熱接着することによりなる構造体であり、さらには短繊維から構成される部分は、該繊維同士が三次元的に交絡されていることが好ましい。一方、長繊維からなる部分は、編組されていることが好ましい。
【００３４】
本発明の第二および第四の製造方法における三次元構造体の製造方法としては、このような三次元構造体が所望する力学特性を有する限り何れの製造方法を採用してもよい。短繊維から構成される部分を、比較的低コストで何れの形状にも容易に製造する方法としては、短繊維から構成される不織布を作製する方法が有利である。
【００３５】
すなわち、短繊維を原綿として、梳綿機を用いてカーデイングしてカードウエブを作製し、得られたカードウエブに高圧液体流処理あるいはニードルパンチング処理を施し、機械的に構成繊維同士を三次元的に交絡させる。次いで交絡させたウエブを加熱されたエンボスローラと表面が平滑な金属ローラなどとからなるローラ間を通す方法、熱風乾燥装置を用いる方法あるいは超音波融着装置を用いる方法などにより構成繊維同士を熱接着し、全体として一体化された三次元構造体あるいは短繊維から構成される部分を得ることができる。また繊維密度のより高い三次元構造体あるいは短繊維から構成される部分を得るには、前記の一体化された三次元構造体あるいは短繊維から構成される部分をさらに一軸ないしは多軸方向に一定形状の金属製あるいはゴム製などの型の中で圧縮しながら熱接着をおこなって得ることができる。
【００３６】
また、本発明の短繊維からなる三次元構造体あるいは短繊維から構成される部分は、構成繊維同士を三次元的に交絡させて得た前記カードウエブを、熱接着が可能な雰囲気下で目的のサイズと形状を有する型の中を通過させることによっても容易に製造することができる。
【００３７】
カードウエブは、構成繊維の配列度合いによって種々選択することができ、例えばカード機のパラレルウエブ、パラレルウエブがクロスレイドされたウエブ、ランダムに配列したランダムウエブあるいは両者の中程度に配列したセミランダムウエブなどが挙げられ、適宜それらカードウエブを組み合わせて用いることもできる。２種類以上の短繊維を混合してカードウエブを作製する場合は、カードウエブを繰り返しカーデイングすることで均一なカードウエブを作製することができる。
【００３８】
熱接着させる際の処理温度は、その処理時間にもよるが、通常は例えば芯鞘複合短繊維を一部有する場合、鞘部を構成する低融点の熱可塑性高分子の融点以上で、かつ高融点の熱可塑性高分子の融点より１０℃程度低い温度の範囲内とするのがよい。
【００３９】
本発明において短繊維から構成される部分の繊維密度は、用いられる繊維比重によるが0.5ｇ／ｃｍ3以上が好ましく、より好ましくは0.8ｇ／ｃｍ3以上である。繊維密度が0.5ｇ／ｃｍ3未満であると、短繊維で形成される空間が大きくなり、十分な熱接着効果が望めなく、それによって三次元構造体は生体骨に近い力学的強度が得られないことがあり、好ましくない。
【００４０】
本発明の第三における短繊維と長繊維から構成される三次元構造体は、長繊維から構成される部分が短繊維から構成される部分を芯材にしてその周囲に編組されている構造であることが好ましい。編組の方法としては、例えば丸打ち、角打ち、平打ちなどと４打ち、８打ち、１６打ちなどの周知の方法の組合せで製紐すればよく、その後、熱風乾燥装置などを用いて構成繊維同士を熱接着し、三次元構造体を得ることができる。また、長繊維からなる編組層は、必要に応じてその周囲にさらに長繊維を編組して積層することも可能である。
【００４１】
三次元構造体の繊維密度は、用いられる繊維比重によるが0.5ｇ／ｃｍ3以上が好ましく、より好ましくは0.8ｇ／ｃｍ3以上である。繊維密度が0.5ｇ／ｃｍ3未満であると、構成繊維で形成される空間が大きくなり、十分な熱接着効果が望めなく、それによって三次元構造体は生体骨に近い力学的強度が得られないことがあり、好ましくない。
【００４２】
本発明の第一および第三の骨修復材料は、上記した三次元構造体の少なくとも表面にアパタイトが形成されているものである。これにより、三次元構造体の表面が骨結合性を有することになる。
ここでいう、アパタイトとは、生体骨のアパタイトと構造、組成が類似のアパタイトであり、ミクロンオーダーで三次元構造体の表面にアパタイト層を形成していることが望ましい。
しかも、アパタイトは、表面に限らず、その三次元構造体の内部においても形成されていることが好ましい。
【００４３】
本発明において、三次元構造体にこのようなアパタイトを形成させる方法は特に限定されないが、例えば次のような方法により形成させることができる。すなわち、三次元構造体の表面にカルシウムイオンを予め担持させた後、擬似体液に浸漬する方法である。
【００４４】
三次元構造体の表面にカルシウムイオンを担持させるには、カルシウムイオンを含み、且つ三次元構造体そのものに悪影響を及ぼさない溶液に直接浸漬すればよい。そのような溶液の具体例としては、例えば飽和水酸化カルシウム溶液を挙げることができ、浸漬温度は特に限定されないが、三次元構造体への影響を考慮して50℃以下で1時間〜２週間浸漬すればよい。
【００４５】
三次元構造体がその表面にカルシウムイオンと結合可能な反応性官能基を有していない場合は、予め反応性官能基を表面に付与した後、カルシウムイオンを含む溶液に浸漬する逐次的方法、または反応性官能基とカルシウムイオンの両者を含有する溶液に浸漬して同時に付与する方法がある。カルシウムイオンと結合可能な反応性官能基としては、例えばSi-OH基、Ti-OH基、Zr-OH基、Nb-OH基、Ta-OH基、COOH基、PO4H2基があり、それらの中から適宜選択すればよいが、好ましくはCOOH基、Si-OH基、さらにはTi-OH基である。これら反応性官能基は繊維から構成される三次元構造体の表面に付与することが比較的容易であり、且つ浸漬された擬似体液中で骨類似アパタイトの形成能に優れている。
【００４６】
三次元構造体表面にそれら反応性官能基を付与するには、該構造体を構成する繊維材料に直接ないしはプライマーを介して結合させる方法、予めUVやプラズマ、放射線などの照射、あるいは酸、アルカリなどによるエッチングなどの手段によって三次元構造体の表面を活性化した後に結合する方法、反応性官能基を繊維材料内に含浸する方法など、三次元構造体の形態変化や力学特性変化を伴わない方法であれば何れの方法を採用してもよく、また必要であれば適宜それらの方法を組み合わせておこなうこともできる。
反応性官能基を三次元構造体の表面に付与するためには、上記の方法を用いて液相中あるいは気相中、ゾルーゲル中等何れの条件でもおこなうことができる。
【００４７】
反応性官能基COOH基を三次元構造体の表面に付与するための具体的な方法としては、三次元構造体が表面に水酸基を有している場合、5〜50重量％水酸化ナトリウム水溶液に0.5〜48時間浸漬後、取り出して蒸留水に浸漬し、2〜10重量％モノクロル酢酸溶液を中性になるまで添加して室温下で0.5〜48時間反応性官能基の付加反応をおこなえばよい。
一方、三次元構造体が表面に水酸基を有していない場合は、例えばプラズマ照射器（（株）キーエンス製 ST-7000）を用いて三次元構造体の表面にプラズマ照射を1秒〜60秒の範囲でおこない、その後蒸留水で洗浄することによって、予め三次元構造体の表面に水酸基を導入することができる。
【００４８】
また、本発明の三次元構造体は、その表面に予め多糖類を被覆ないしは結合して後、前記記載のカルシウムを担持させる手段を行うことがより好ましい。多糖類にはセルロース、アルギン酸、キチン・キトサン、コラーゲンおよびそれらの誘導体があり、中でもキチン・キトサンおよびその誘導体が好ましい。
多糖類を被覆ないし結合する方法は、例えばカルボキシメチルセルロースやカルボキシメチルキチン10重量％までの水溶液に三次元構造体を室温下で浸漬することによっても可能であり、またそれら溶液に多官能性試薬、例えばグルタルアルデヒドやグリシジルエーテルなどを加えて被覆後、熱処理などによって三次元構造体に結合することも可能である。またこれら多糖類を使用するとカルシウムイオンと結合可能な反応性官能基も同時に付与することができて好ましい。
【００４９】
次に、カルシウムイオンを担持した三次元構造体を擬似体液に浸漬する。
擬似体液とは、ヒトの体液にほぼ等しい無機イオン濃度を有する水溶液であり、例えば、J.Biomed.Mater.Res.24、721-734（1990）に示されているものなどが挙げられる。浸漬温度は生体温度に近い36.5℃、浸漬期間は三次元構造体の少なくとも表面にアパタイト層が形成されればよく、通常、1日〜10日間浸漬が行われる。アパタイトの形成確認は、薄膜Ｘ線回折測定(TF-XRD)および電界放出型走査電子顕微鏡(FE-SEM)によって行なうことができる。
【００５０】
本発明の短繊維が熱接着することにより得られる三次元構造体あるいは短繊維と長繊維が熱接着することにより得られる三次元構造体は、それ自身が海綿骨や緻密骨に近い広い範囲の機械的強度と柔軟性を併せ持つものである。圧縮強度試験はJIS K 7220に記載の方法に準じておこなった。また曲げ弾性試験はJIS K 7171に記載の方法に準じておこなった。
【００５１】
【実施例】
次に、実施例に基づき本発明を具体的に説明するが、本発明は、これら実施例によって何ら限定されるものではない。
【００５２】
実施例において、各特性値の測定を次の方法により実施した。
融点（℃）：パーキンエルマ社製示差走査型熱量計DSC-2型を用い、昇温温度20℃／分の条件で測定し、得られた融解吸熱曲線において極値を与える温度を融点とした。
【００５３】
繊維の捲縮数：走査型電子顕微鏡を用いて繊維の拡大写真を撮影し、捲縮数を求めた。
【００５４】
目付量（ｇ/ｃｍ3）：カードウエブが35ｍｍ厚の密度
【００５５】
実施例１〔短繊維からなる骨修復材料〕
ポリエステル系中空短繊維（日本エステル社製、タイプH71F、単繊維繊度13デニール、繊維長76ｍｍ、融点256℃中空率17％）とポリエチレン系同心芯鞘型複合短繊維（日本エステル社製、タイプ6080、単繊維繊度2デニール、繊維長51ｍｍ、鞘成分重合体の融点130℃ 捲縮数14個/25ｍｍ）とを重量比率50／50の割合で均一に混綿し、ランダムカード機を用いてクロスラツパーで積層して目付55ｋｇ／ｍ3のウエブとし、バーブ付ニードルを有するニードルロッカールームを通じて針密度50本／ｃｍ2にてニードリングをおこなった。さらにこのウエブを20ｍｍの厚さのスペーサに挟んだ金網の間に入れ、厚さを規制しつつ、140℃の熱風循環ドライヤー中で5分間熱処理をおこない、厚さ20ｍｍの短繊維からなる構造体を得た。
【００５６】
続いて、構造体は140℃に加熱したプレス版で圧縮成形をおこない、厚み2mmの三次元構造体を得た。得られた三次元構造体の繊維密度は0.9ｇ／ｃｍ3であった。このようにして作製した三次元構造体を縦10ｍｍ、幅15ｍｍ、厚さ2ｍｍのサイズに加工後、カルボキシメチル化キチン２wt％の水溶液に浸漬して減圧下で１時間放置した。その後、取り出して蒸留水で濯いで凍結乾燥をおこなった。次に凍結乾燥品を飽和水酸化カルシウム水溶液に3日間浸漬してカルシウムイオンを表面に担持した。
【００５７】
次いで、表１に示した組成の擬似体液（ｐH7.40）に36.5℃の温度で3日間浸漬した。
【００５８】
【表１】
【００５９】
その後、三次元構造体を擬似体液から取り出し、蒸留水で洗浄後に凍結乾燥をおこなって、本発明の第一の骨修復材料を得た。それを、ＴＦ−ＸＲＤ測定したところ、材料表面に形成されたアパタイトのピークを確認した（図１）。またSＥＭ観察の結果は、図２に示すごとく表面にアパタイト層を有する三次元構造体であることが確認できた。
【００６０】
実施例２〔短繊維からなる骨修復材料〕
実施例１で用いたポリエステル系中空短繊維（日本エステル社製）とポリエステル系芯鞘型複合繊維（日本エステル社製、タイプ7080、単繊維繊度4デニール、繊維長51ｍｍ、鞘成分重合体の融点110℃、捲縮数20個／25mm）を重量比率で40/60の割合で均一に混綿し、ランダムカード機を用いてカーデイングをおこない、得られたカードウエブを針密度３０本/ｃｍ2にてニードリングを施した。その後、カードウエブは130℃の熱風循環ドライヤーで熱処理して円筒内を通過させることにより、外径４ｍｍの円柱形状をした繊維密度が0.55ｇ/ｃｍ3と0.83ｇ/ｃｍ3の短繊維からなる三次元構造体を得た。
このようにして作製した三次元構造体を、実施例１と同様の方法で処理をして、表面にアパタイト層を有する本発明の第一の骨修復材料を得た。
【００６１】
ここで作製した三次元構造体について、強度特性を確認するために島津製作所製のオートグラフ AGS-100Gを用いて圧縮強度試験をおこなった。繊維密度が0.55ｇ/ｃｍ3および0.83ｇ/ｃｍ3の試料は、最大圧縮強度がそれぞれ15ＭＰａ、30ＭＰａと、海綿骨の強度と同等ないしはそれ以上の値を有していた。
【００６２】
実施例３〔短繊維からなる骨修復材料〕
キチン短繊維（ユニチカ社製、短繊維繊度4デニール、繊維長51ｍｍ、融点200℃以上）とポリ乳酸系芯鞘型複合短繊維（ユニチカ社製、商標テラマック、単繊維繊度2デニール、繊維長51ｍｍ、鞘成分重合体の融点130℃、捲縮数17個／25ｍｍ）を重量比率30/70の割合で均一に混綿し、ランダムカード機を用いてカーデイングして目付が50ｋｇ/ｍ3のカードウエブを作製した後、圧縮成形温度を150℃とした以外は実施例２と同様の方法にて短繊維からなる三次元構造体を得た。このようにして作製した三次元構造体を、実施例１と同様の方法で処理をして、表面にアパタイト層を有する本発明の第一の骨修復材料を得た。
【００６３】
実施例４〔短繊維と長繊維からなる骨修復材料〕
実施例２で用いた繊維を使用して、実施例２と同様の方法で成形をおこない、外径3.9ｍｍの円柱形状をした繊維密度が0.9ｇ/ｃｍ3の短繊維からなる柱状体を得た。
【００６４】
次にポリエステル系長繊維240デニール48フィラメント（ユニチカファイバー社製、融点256℃、引張強度8ｇ／デニール）とポリエステル系芯鞘型複合長繊維560デニール48フィラメント（ユニチカファイバー社製、鞘成分重合体の融点160℃、引張強度8ｇ／デニール）を50/50の割合で混繊し、得られた混繊糸を前記短繊維からなる柱状体の周囲に16打ちの丸打製紐機を使って製紐し、その後175℃の熱風乾燥機の中を通過させて、短繊維と長繊維からなる外径4ｍｍ、繊維密度1.1ｇ/ｃｍ3の三次元構造体を得た。製紐された組紐部分の組紐角は30°であった。
【００６５】
このようにして作製した三次元構造体を、実施例１と同様の方法で処理をして本発明の第三の骨修復材料を得た。このものについて、ＴＦ−ＸＲＤ測定の結果（図３）およびSＥＭ観察の結果（図４）から、表面にアパタイト層を有する三次元構造体であることが確認できた。
【００６６】
本実施例で作製した短繊維と長繊維からなる三次元構造体について、力学特性を確認するために島津製作所製のオートグラフ AGS-100Gを用いて圧縮強度試験を、また（株）インテスコ製インテスコ モデル2020を用いて３点曲げ試験をおこなった。その結果、三次元構造体の最大圧縮強度は60ＭＰａと海綿骨以上の大きな値を示し、また曲げ強度115ＭＰａは緻密骨並の強さであった。さらに曲げ弾性率は4.5ＧＰａであり、この値は、焼結水酸アパタイトや結晶化ガラスA-Wよりも緻密骨に非常に近く、生体骨に類似の柔軟性を有していることが示された（セラミックス34巻（1999）No.7 507〜515参照）。
【００６７】
実施例５〔短繊維と長繊維からなる骨修復材料〕
キチン短繊維（ユニチカ社製、単繊維繊度3.5デニール、繊維長51ｍｍ、融点200℃以上）とポリエチレン−ポリビニルアルコール系芯鞘型複合短繊維（クラレ社製、単繊維繊度2デニール、繊維長51ｍｍ、鞘成分重合体の融点130℃、捲縮数10個／25ｍｍ）を重量比率30/70の割合で均一に混綿し、ランダムカード機を用いてカーデイングをおこない、得られたウエブをカードウエブの熱処理温度が150℃である以外は実施例２と同様におこなって、外径3.9mm、繊維密度が0.93ｇ/ｃｍ3の円柱形状をした短繊維からなる柱状体を得た。次に得られた柱状体の周囲に実施例４の混繊糸を16打ちの丸打製紐機を使って製紐し、その後175℃の熱風乾燥機の中を通過させて、短繊維と長繊維からなる外径4ｍｍの三次元構造体を得た。製紐された組紐部分の組紐角は35°であった。
【００６８】
このようにして作製した三次元構造体を、実施例１と同一の条件でアパタイト形成処理をおこない、表面にアパタイト層を有する本発明の第三の骨修復材料を得た。
【００６９】
【発明の効果】
本発明によれば、繊維から構成されて機械的強度と柔軟性を併せ持つ各種形状の三次元構造体を効率よく安価に製造でき、しかも三次元構造体表面は優れた骨結合性を有することで、骨欠損部における修復材料として好適である。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例１で得られた本発明の第一の骨修復材料の表面構造変化を示す薄膜Ｘ線回折（ＴＦ−ＸＲＤ）パターン図であり、擬似体液浸漬後のパターンにおいて○印を付記したピークがアパタイトである。
【図２】実施例１で得られた本発明の第一の骨修復材料の表面にアパタイトが形成されている状態を示す電界放出型走査電子顕微鏡写真（ＦＥ−ＳＥＭ）である。
【図３】実施例４で得られた本発明の第二の骨修復材料の表面構造変化を示す薄膜Ｘ線回折（ＴＦ−ＸＲＤ）パターン図であり、擬似体液浸漬後のパターンにおいて○印を付記したピークがアパタイトである。
【図４】実施例４で得られた本発明の第二の骨修復材料の表面にアパタイトが形成されている状態を示す電界放出型走査電子顕微鏡写真（ＦＥ−ＳＥＭ）である。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a bone repair material.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, various bioactive ceramic materials have been clinically used as bone repair materials. The term “bioactivity” as used herein means that, after implantation into a bone defect, it can be directly bonded to living bone. Two O-CaO-SiO Two -P Two O Five Bioglass (registered trademark), sintered hydroxyapatite, crystallized glass AW, and the like (see Non-Patent Document 1). These ceramics can be easily formed in various shapes, and sintered hydroxyapatite and crystallized glass A-W have excellent mechanical strength. It has a good effect.
[0003]
In addition, a biocompatible bulk-like structure in which an organic fiber is formed as a three-dimensional woven or knitted structure or a composite structure obtained by combining them is used as a base material, and bioglass, ceravital, hydroxyapatite, AW An implant material treated with a bioactive substance such as glass ceramics is known (see Patent Document 1). Further, in order to provide high mechanical strength in three-dimensional directions, durability, and properties that can be tuned to the deformation characteristics of the surrounding living tissue, the document focuses on a multiaxial-three-dimensional woven tissue composed of long fibers. A three-dimensional woven structure and a knitted structure are described.
[0004]
Further, an artificial bone structure is known in which an apatite layer is formed on the surface of a material obtained by binding a calcium ion to a solid or gel-like body that is a polysaccharide (see Patent Document 2).
[0005]
On the other hand, if an apatite layer is formed on the surface of a microfiber woven fabric of polyethylene terephthalate, and this composite can be assembled into a three-dimensional structure similar to bone, an ideal bone repair material close to living bone should be obtained. (See Non-Patent Document 2), but such a substance is not known at present.
[0006]
[Non-patent document 1]
Kokubo, "Ceramics for Healing Diseases-Current Status and Prospects" Ceramics, The Ceramic Society of Japan, Vol. 34, July, 1999, p. 507-515
[Patent Document 1]
Japanese Patent No. 3243679
[Patent Document 2]
JP 2000-79160 A
[Non-patent document 2]
Kakubo, "Apatite / Polymer Composite-Soft Artificial Bone-", Polymer, Polymer Society of Japan, 44, August, 1995, p. 568
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
However, although the above-mentioned bioactive ceramics have high compressive strength and bending strength, they are inferior in fracture toughness and lack flexibility as compared with living bone, so that there is a problem that the surrounding tissue is damaged at the site where they are implanted. It is pointed out. For this reason, there is great expectation for a material that can smoothly transmit mechanical force to and from the surrounding tissue at the implantation site, and that can take a movement integrated with the surrounding tissue.
[0008]
In addition, regarding the implant material having the above-mentioned organic fiber as a three-dimensional structure, a very special and expensive loom is indispensable to produce the three-dimensional-three-dimensional woven structure described above. Operation and maintenance of equipment require highly skilled and highly skilled technology. Such equipment is large-scale, so a large space must be secured for installation, and special air-conditioning equipment must be installed in order to smoothly perform advanced operations in good conditions. Temperature and humidity must be managed. In addition, each time a yarn to be used is changed depending on the type of the three-dimensional structure to be manufactured, much time is required for preparation before operation. For these reasons, the production cost of the triaxial-three-dimensional woven structure is extremely high.
[0009]
Furthermore, regarding the artificial bone structure in which an apatite layer is formed on the surface of a solid or gel-like body that is a polysaccharide, the main focus is on the formation of an efficient apatite layer, and there is no description about the mechanical properties of the obtained product. No description has been made.
[0010]
An object of the present invention is to provide a bone repair material having mechanical characteristics close to that of a living bone having excellent mechanical strength and flexibility, and further having a surface having excellent osteointegrative properties. is there.
[0011]
[Means for Solving the Problems]
The present inventors have conducted intensive studies to solve the above-mentioned problems, and as a result of using a three-dimensional structure obtained by thermally bonding short fibers as a base material, a material having both mechanical strength and flexibility has been obtained. I found that I can do it. Furthermore, they have found that a material having both mechanical strength and flexibility can be obtained by using a three-dimensional structure obtained by thermally bonding short fibers and long fibers as a base material, and reached the present invention. .
[0012]
That is, the first aspect of the present invention is that a three-dimensional structure composed of short fibers, at least a part of which is obtained by heat bonding, has apatite formed on at least the surface of the three-dimensional structure. The bone restoration material is characterized in that the short fibers are three-dimensionally entangled.
A second aspect of the present invention is that a web is produced from a short fiber in which at least a part of the short fiber is made of a thermoplastic polymer, then three-dimensionally entangled, and then heat-bonded to be integrated as a whole. A method of producing a bone repair material as described above, wherein a three-dimensional structure obtained is obtained, calcium ions are supported on the surface of the structure, and then apatite is formed.
The third aspect of the present invention comprises a three-dimensional structure which is constituted by short fibers and long fibers, and is obtained by heat bonding at least a part of the constituent fibers, and apatite is formed on at least the surface of the three-dimensional structure. It is intended to provide a bone repair material characterized by having been made, preferably, a three-dimensional structure, a portion consisting of short fibers inside, surrounding the portion consisting of long fibers surrounding the perimeter. It is more preferable that the three-dimensional structure has a part where short fibers are three-dimensionally entangled inside, and a part where long fibers are braided around the part. It is characterized in that it has a surrounding structure, and more preferably, the short fiber and the long fiber are at least partially composed of a thermoplastic polymer.
Further, a fourth aspect of the present invention is to form a portion made of short fibers by performing heat treatment by entanglement of the short fibers three-dimensionally, then braiding long fibers around the portion, and then heat bonding the constituent fibers. The present invention further provides a method for producing a bone repair material as described above, wherein an integrated three-dimensional structure is obtained as a whole, and then apatite is formed on at least the surface of the three-dimensional structure.
[0013]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in detail.
The long fiber used in the present invention is a continuous fiber, and the short fiber used in the present invention is a fiber obtained by cutting a long fiber into a certain length, and the cut fiber length is particularly limited. Although it is not a thing, it is preferable in handling that it is 5 to 100 mm. Such short fibers and long fibers are appropriately selected from fibers composed of at least one of a natural polymer, a synthetic polymer, and a polymer obtained by combining them alone or in combination thereof. .
[0014]
As short fibers and long fibers composed of natural polymers, any fibers may be used as long as the natural polymer substance is in a fibrous form, such as collagen fibers, chitin fibers, chitosan fibers, cellulose fibers, silk fibers, There are fibers such as alginate fibers. These can be manufactured by a conventionally well-known method.
[0015]
Short fibers and long fibers composed of synthetic polymers include polyester-based polymers, polyolefin-based polymers, polyamide-based polymers, aliphatic polyesteramide-based polymers, etc. -There are fibers obtained from vinyl acetate polymers or polyvinyl alcohol.
As the polyester-based polymer having a fiber-forming property, an aromatic polyester-based polymer and an aliphatic polyester-based polymer are used.
[0016]
Examples of aromatic polyester-based polymers include terephthalic acid, isophthalic acid, aromatic dicarboxylic acids such as naphthalene-2,6-dicarboxylic acid or esters thereof as the acid component, and alcohols such as ethylene glycol and diethylene glycol. And a homopolyester polymer using a diol compound such as 1,4-butanediol, neopentyl glycol, and 1,4-cyclohexanedimethanol, or a polyester copolymer. In addition, paraoxybenzoic acid, 5-sodium sulfoisophthalic acid, polyalkylene glycol, pentaerythritol, bisphenol A, and the like may be added to these aromatic polyester polymers.
[0017]
As examples of the aliphatic polyester-based polymer, polyglycolic acid or polylactic acid obtained by polymerizing α-hydroxy acid or lactic acid, or a copolymer thereof can be used. Further, poly (ω-hydroxyalkanoate) such as poly (ε-caprolactone) and poly (β-propiolactone) can also be used. Further, poly (β-hydroxyalkanoate) such as poly-3-hydroxypropionate, poly-3-hydroxybutyrate, poly-3-hydroxycaprolate, poly-3-hydroxyheptanoate, or the like. A product obtained by copolymerizing poly-3-hydroxyvalerate, poly-4-hydroxybutyrate, or the like with a constituent monomer component can be used. Furthermore, aliphatic dicarboxylic acids such as adipic acid and sebacic acid or esters thereof are used as an acid component in ethylene glycol, diethylene glycol, polyethylene glycol, 1,4-butanediol, neopentyl glycol, cyclohexane-1,4-dimethanol. Polymers or copolymers using a diol compound such as the above as a glycol component can also be used.
[0018]
Examples of the fiber-forming polyolefin-based polymer include aliphatic α-monoolefins having 2 to 18 carbon atoms, for example, ethylene, propylene, 1-butene, 1-pentene, 3-methyl-1-hexene, 1-octene, A polyolefin-based polymer composed of 1-octadecene is exemplified. These aliphatic α-monoolefins are polyolefins copolymerized with many ethylenically unsaturated monomers, for example, butadiene, isoprene, 1,3-pentadiene, styrene, and similar ethylenically unsaturated monomers such as α-methylstyrene. It may be a system polymer. In the case of a polyethylene polymer, propylene, 1-butene, 1-octene, 1-hexane, or a similar higher α-olefin may be copolymerized with 10% by weight or less of ethylene. In the case of a polypropylene polymer, ethylene or a similar higher α-olefin may be copolymerized with polypropylene by 10% by weight or less, but the copolymerization ratio of the copolymer is 10% by weight. %, The melting point of the copolymer decreases, and a three-dimensional structure composed of short fibers or long fibers made of these copolymers, when used as a bone repair material, is exposed to high temperatures during sterilization. Exposure is not preferable because the form easily changes and mechanical properties are impaired.
[0019]
Examples of the polyamide-based polymer having a fiber-forming property include polyimino-1-oxotetramethylene (nylon 4), polytetramethylene adipamide (nylon 46), polycapramide (nylon 6), and polyhexamethylene adipamide (nylon 66). ), Polyurolactamide (nylon 12), polymethaxylene adipamide, polyparaxylylene decanamide, polybiscyclohexylmethanedecanamide, or a polyamide-based copolymer having these monomers as constituent units. . In particular, in the case of nylon 46, a nylon 46 copolymer obtained by copolymerizing nylon 46 with a polyamide component such as polycapramide, polyhexamethylene adipamide, polyundecamethylene terephthalamide or the like in an amount of 30 mol% or less may be used. When the copolymerization ratio of the polyamide component exceeds 30 mol%, the melting point of the copolymer decreases, and a three-dimensional structure composed of short fibers or long fibers made of these copolymers is used as a bone repair material. When used, exposure to high temperatures during sterilization or the like undesirably changes the form easily and impairs the mechanical properties.
[0020]
As the aliphatic polyesteramide polymer having a fiber-forming property, for example, the above-mentioned aliphatic polyester polymer and an aliphatic polyamide polymer such as nylon 6, nylon 46, nylon 66, and nylon 12 are copolymerized. Can be used.
[0021]
Examples of the ethylene-vinyl acetate polymer having a fiber-forming property include a copolymer of vinyl acetate and ethylene or a saponified product thereof.
[0022]
Examples of a fiber obtained by combining a natural polymer and a synthetic polymer include a fiber obtained by coating a surface of a fiber made of a natural polymer with a synthetic polymer, a fiber obtained by being bonded by an ionic bond or a covalent bond, and a base fiber. In addition, there are those in which a part of the synthetic polymer is embedded, and those in which a part thereof is combined. In addition, a fiber made of a synthetic polymer, the surface of which is coated with a natural polymer, a fiber formed by ionic or covalent bonding, or a base fiber in which a part of the natural polymer is embedded And those obtained by combining some of them.
[0023]
The short fiber and the long fiber constituting the present invention need to be a fiber in which at least a part of the fiber is made of a thermoplastic polymer in each case of the short fiber and the long fiber. This makes it possible to thermally bond with the adjacent constituent fibers and obtain a three-dimensional structure having excellent mechanical strength. The melting point of such a thermoplastic polymer is 60 ° C. or higher, preferably 80 ° C. or higher, more preferably 100 ° C. or higher, which is preferable because the three-dimensional structure can be provided with a certain heat resistance. Further, the glass transition temperature of such a thermoplastic polymer is preferably equal to or higher than the biological temperature.
[0024]
Specific examples of the thermoplastic polymer include a polyester polymer, a polyolefin polymer, a polyamide polymer, an aliphatic polyesteramide polymer, and an ethylene-vinyl acetate polymer in the synthetic polymer. Examples thereof include polyethylene terephthalate, polyethylene, polypropylene, nylon 6, and polylactic acid.
[0025]
Further, the short fiber and the long fiber constituting the present invention are such that, in each of the short fiber and the long fiber, at least a part of the fiber is made of a thermoplastic polymer having a high melting point at a core portion, and the sheath portion is made of a high melting point. More preferably, it is a composite fiber composed of a thermoplastic polymer having a lower melting point than the molecule. Fibers composed of such a thermoplastic polymer desirably have a mixing ratio of 30% or more in each case of short fibers and long fibers.
[0026]
The composite fiber composed of a thermoplastic polymer is composed of two types of polymer components having a melting point selected from the synthetic polymers different from each other in a range of 3 ° C to 150 ° C. Is composed of a thermoplastic polymer having a high melting point, and a concentric core-sheath type or eccentric core-sheath type composite in which both the polymer components are arranged so that the sheath portion is composed of a thermoplastic polymer component having a lower melting point than the polymer. It is joined so as to have a form.
In addition, the core portion is made of a low melting point thermoplastic polymer, and a plurality of independent projections are formed in the circumferential direction, and the projections have a higher melting point than the low melting point thermoplastic polymer. Although it is possible to use those having a composite form composed of molecules, or those having a composite form in which a thermoplastic polymer component having a low melting point and a thermoplastic polymer component having a high melting point are divided into a plurality in the circumferential direction, Considering the mechanical properties of the three-dimensional structure, the core-sheath type composite form is more preferable.
In these conjugate fibers, if the difference in melting point between the two polymer components is less than 3 ° C., when producing a three-dimensional structure integrally formed by thermally bonding the constituent fibers, a high melting point with a low melting point is obtained. Not only molecules but also high melting point polymer components are softened and melted, which is not preferable. Therefore, the difference in melting point is preferably 3 ° C. or more, preferably 5 ° C. or more, and more preferably 10 ° C. or more. On the other hand, if the melting point difference exceeds 150 ° C., the melting point difference between the two polymer components becomes too large, so that it becomes difficult to control the spinning temperature in the spinning nozzle bag when performing composite spinning using both polymers, which is not preferable. .
[0027]
In such a conjugate fiber, the conjugate ratio, that is, the weight ratio of the polymer component of the sheath to the polymer component of the core is preferably 1/5 to 5/1. If the ratio of the polymer component in the sheath portion to the polymer component 1 in the core portion exceeds 5, the strength of the fiber decreases, or the three-dimensional structure obtained using this fiber becomes brittle and the flexibility deteriorates. On the other hand, if the ratio of the polymer component of the sheath portion to the polymer component 5 of the core portion is less than 1, the three-dimensional structure obtained by thermally bonding the fibers to each other using this fiber is the Since the strength is reduced at the heat bonded portion between the constituent fibers, none of them is preferable. Therefore, in the present invention, the composite ratio is set to 1/5 to 5/1, preferably 1/2 to 2/1.
[0028]
Specific examples of the core-sheath type composite fiber as described above include, in the case of short fibers, polyester-type core-sheath type composite short fibers (type 4080, 7080) manufactured by Unitika and polyethylene-type core-sheath type composite short fibers (type 6080). ), Polylactic acid-based core-in-sheath composite short fibers (trademark Terramac), and the like. In the case of long fibers, polyester-sheath type composite long fibers (brand name: 560T48) manufactured by Unitika, Eval core-sheath type composite long fibers (product name: CR-001) manufactured by Kuraray and the like can be mentioned.
[0029]
It is preferable that at least a part of the short fibers constituting the present invention have crimpability, and the degree of crimp is preferably 8 pieces / 25 mm or more. When the fiber having such crimpability has a mixing ratio of 20% or more, preferably 30% or more, more preferably 50% or more, the degree of entanglement of the fibers increases, and the toughness of the obtained three-dimensional structure is increased. It is preferable because a void suitable for the bone repair material can be provided without impairing the properties, and the structure can be provided with a property that allows the osteogenic cells to enter the inside of the structure. Short fibers having crimping properties are obtained by cutting a continuous fiber into a predetermined length after applying a predetermined mechanical crimp using, for example, a stuffing box, or applying a predetermined crimp by a heat shrink treatment. Fiber can be used.
[0030]
Short fibers and long fibers constituting the present invention, the cross-sectional shape of which is not limited to a round cross-sectional shape, may be any of irregular cross-sectional shapes, hollow cross-sectional shapes, fibers of concentric or eccentric core-sheath composite cross-sectional shapes, Also, a mixture of fibers having these cross-sectional shapes may be used, and may be appropriately selected in consideration of the desired shape and mechanical properties of the three-dimensional structure.
[0031]
The short fibers constituting the present invention preferably have a single-fiber fineness of 1.0 to 50 denier, and when the single-fiber fineness is less than 1.0 denier, for example, a card web is previously prepared in order to produce a three-dimensional structure. In this case, the card passing property is inferior. On the other hand, if the single fiber fineness exceeds 50 denier, the flexibility of the three-dimensional structure obtained by using this short fiber is impaired, and neither is preferable.
[0032]
Either a monofilament or a multifilament may be used as the long fiber constituting the present invention, but a multifilament is preferable in order to obtain a three-dimensional structure having fracture toughness and flexibility close to that of living bone. The multifilament preferably has a single fiber fineness of 0.5 to 15 denier and a tensile strength of 3 g / denier or more. If the single-fiber fineness is less than 0.5 denier, the mechanical properties of the three-dimensional structure obtained are reduced, and the filament discharged from the spinning nozzle surface during melt spinning causes yarn bending, and the filament-making properties of long fibers are reduced. On the other hand, if the single-fiber fineness exceeds 15 denier, the resulting three-dimensional structure may have a coarse and hard texture, which is not preferable.
[0033]
The three-dimensional structure composed of short fibers according to the first aspect of the present invention and the three-dimensional structure composed of short fibers and long fibers according to the third aspect of the present invention are formed by heat bonding of the above-described constituent fibers. In the structure, and furthermore, in the portion composed of short fibers, the fibers are preferably three-dimensionally entangled. On the other hand, the portion made of long fibers is preferably braided.
[0034]
As a method for manufacturing a three-dimensional structure in the second and fourth manufacturing methods of the present invention, any manufacturing method may be adopted as long as such a three-dimensional structure has desired mechanical properties. As a method of easily manufacturing a portion composed of short fibers into any shape at a relatively low cost, a method of producing a nonwoven fabric composed of short fibers is advantageous.
[0035]
That is, using short fibers as raw cotton, carding is performed using a carding machine to produce a card web, and the obtained card web is subjected to a high-pressure liquid flow treatment or a needle punching treatment, and the constituent fibers are mechanically three-dimensionally combined. Confound. Then, the entangled webs are passed through a roller composed of a heated embossing roller and a metal roller having a smooth surface, a hot air drying device or an ultrasonic fusing device to heat the constituent fibers together. It is possible to obtain a three-dimensional structure or a part composed of short fibers that are bonded and integrated as a whole. Further, in order to obtain a portion composed of a three-dimensional structure or a short fiber having a higher fiber density, the portion composed of the integrated three-dimensional structure or the short fiber is further fixed in a uniaxial or multiaxial direction. It can be obtained by performing heat bonding while compressing in a metal or rubber mold having a shape.
[0036]
In addition, the three-dimensional structure made of short fibers of the present invention or the part made of short fibers is used for the card web obtained by three-dimensionally intermingling the constituent fibers with each other in an atmosphere in which heat bonding is possible. It can also be easily manufactured by passing through a mold having the size and shape of
[0037]
The card web can be variously selected according to the degree of arrangement of the constituent fibers. For example, a parallel web of a card machine, a web in which parallel webs are cross-laid, a random web randomly arranged, or a semi-random web in which both are moderately arranged. And the like, and these card webs can be appropriately used in combination. When a card web is prepared by mixing two or more types of short fibers, a uniform card web can be prepared by repeatedly carding the card web.
[0038]
The processing temperature at the time of heat bonding depends on the processing time, but is usually higher than or equal to the melting point of the low-melting thermoplastic polymer constituting the sheath portion, for example, when the core-sheath composite short fibers are partially included. It is preferable that the temperature is within a range of about 10 ° C. lower than the melting point of the thermoplastic polymer having the melting point.
[0039]
In the present invention, the fiber density of the portion composed of short fibers depends on the specific gravity of the fiber used, but is 0.5 g / cm. Three More preferably, more preferably 0.8 g / cm Three That is all. Fiber density 0.5g / cm Three If it is less than 3, the space formed by the short fibers becomes large, and a sufficient thermal bonding effect cannot be expected, whereby the mechanical strength of the three-dimensional structure close to that of a living bone may not be obtained, which is not preferable.
[0040]
The three-dimensional structure composed of short fibers and long fibers according to the third aspect of the present invention has a structure in which a part composed of long fibers is braided around a part composed of short fibers as a core material. Preferably, there is. As a method of braiding, for example, a braid may be formed by a combination of well-known methods such as round, square, and flat strikes, and four, eight, and sixteen strikes. The three-dimensional structures can be obtained by thermally bonding them together. Further, the braided layer made of long fibers can be further braided and laminated around the periphery thereof, if necessary.
[0041]
The fiber density of the three-dimensional structure is 0.5 g / cm, depending on the specific gravity of the fiber used. Three More preferably, more preferably 0.8 g / cm Three That is all. Fiber density 0.5g / cm Three If it is less than 3, the space formed by the constituent fibers becomes large, and a sufficient thermal bonding effect cannot be expected, whereby the mechanical strength of the three-dimensional structure close to that of living bone may not be obtained, which is not preferable.
[0042]
The first and third bone repair materials of the present invention are those in which apatite is formed on at least the surface of the three-dimensional structure. Thereby, the surface of the three-dimensional structure has osteoassinity.
The apatite here is an apatite similar in structure and composition to the apatite of living bone, and it is desirable to form an apatite layer on the surface of a three-dimensional structure on the order of microns.
Moreover, it is preferable that apatite is formed not only on the surface but also inside the three-dimensional structure.
[0043]
In the present invention, the method of forming such apatite on the three-dimensional structure is not particularly limited, but for example, it can be formed by the following method. That is, a method in which calcium ions are previously supported on the surface of the three-dimensional structure and then immersed in a simulated body fluid.
[0044]
In order to carry calcium ions on the surface of the three-dimensional structure, it may be directly immersed in a solution containing calcium ions and having no adverse effect on the three-dimensional structure itself. Specific examples of such a solution include, for example, a saturated calcium hydroxide solution, and the immersion temperature is not particularly limited, but it is 1 hour to 2 weeks at 50 ° C. or less in consideration of the effect on the three-dimensional structure. What is necessary is just to soak.
[0045]
If the three-dimensional structure does not have a reactive functional group capable of binding to calcium ions on its surface, after applying a reactive functional group to the surface in advance, a sequential method of immersing in a solution containing calcium ions, Alternatively, there is a method of immersing in a solution containing both a reactive functional group and calcium ions and simultaneously applying them. Reactive functional groups capable of binding to calcium ions include, for example, Si-OH group, Ti-OH group, Zr-OH group, Nb-OH group, Ta-OH group, COOH group, PO Four H Two There are groups, which may be appropriately selected from these groups, and are preferably a COOH group, a Si-OH group, and more preferably a Ti-OH group. These reactive functional groups are relatively easy to impart to the surface of a three-dimensional structure composed of fibers, and have excellent ability to form bone-like apatite in a immersed simulated body fluid.
[0046]
In order to provide these reactive functional groups on the surface of the three-dimensional structure, a method of directly or through a primer to the fiber material constituting the structure, irradiation with UV, plasma, radiation, or the like, or acid or alkali Activating the surface of the three-dimensional structure by means such as etching, etc., and bonding, or impregnating the reactive functional group into the fiber material, etc., without changing the morphology or mechanical properties of the three-dimensional structure Any method may be employed as long as it is a method, and if necessary, these methods may be appropriately combined.
In order to provide a reactive functional group to the surface of the three-dimensional structure, the above method can be used in any condition such as a liquid phase, a gas phase, and a sol-gel.
[0047]
As a specific method for adding a reactive functional group COOH group to the surface of the three-dimensional structure, when the three-dimensional structure has a hydroxyl group on the surface, a 5 to 50% by weight aqueous sodium hydroxide solution is used. After immersion for 0.5 to 48 hours, take out and immerse in distilled water, add a 2 to 10% by weight monochloroacetic acid solution until neutral, and perform the addition reaction of the reactive functional group at room temperature for 0.5 to 48 hours. .
On the other hand, when the three-dimensional structure does not have a hydroxyl group on the surface, the surface of the three-dimensional structure is irradiated with plasma using a plasma irradiator (ST-7000 manufactured by Keyence Corporation) for 1 second to 60 seconds. And then washing with distilled water, it is possible to introduce hydroxyl groups on the surface of the three-dimensional structure in advance.
[0048]
Further, it is more preferable that the surface of the three-dimensional structure of the present invention is coated or bound with a polysaccharide in advance, and then the above-described means for supporting calcium is performed. Polysaccharides include cellulose, alginic acid, chitin / chitosan, collagen and derivatives thereof, among which chitin / chitosan and derivatives thereof are preferred.
The method of coating or binding the polysaccharide is also possible, for example, by immersing the three-dimensional structure in an aqueous solution of up to 10% by weight of carboxymethyl cellulose or carboxymethyl chitin at room temperature. For example, after coating with glutaraldehyde, glycidyl ether, or the like, it is also possible to bond to the three-dimensional structure by heat treatment or the like. Use of these polysaccharides is also preferable because a reactive functional group capable of binding to calcium ions can be simultaneously provided.
[0049]
Next, the three-dimensional structure supporting calcium ions is immersed in a simulated body fluid.
The simulated body fluid is an aqueous solution having an inorganic ion concentration substantially equal to that of a human body fluid, and examples thereof include those shown in J. Biomed. Mater. Res. 24, 721-734 (1990). The immersion temperature is 36.5 ° C., which is close to the body temperature, and the immersion period only needs to form an apatite layer on at least the surface of the three-dimensional structure, and the immersion is usually performed for 1 to 10 days. The formation of apatite can be confirmed by thin film X-ray diffraction measurement (TF-XRD) and field emission scanning electron microscope (FE-SEM).
[0050]
The three-dimensional structure obtained by heat-bonding the short fibers of the present invention or the three-dimensional structure obtained by heat-bonding the short fibers and the long fibers has a wide range close to cancellous bone or dense bone. It has both mechanical strength and flexibility. The compression strength test was performed according to the method described in JIS K 7220. The bending elasticity test was performed according to the method described in JIS K 7171.
[0051]
【Example】
Next, the present invention will be specifically described based on examples, but the present invention is not limited to these examples.
[0052]
In the examples, the measurement of each characteristic value was performed by the following method.
Melting point (° C.): Measured with a differential scanning calorimeter DSC-2 manufactured by Perkin Elmer under the condition of a heating temperature of 20 ° C./min, and a temperature at which an extreme value is obtained in the obtained melting endothermic curve is defined as a melting point. .
[0053]
Number of crimps of fiber: An enlarged photograph of the fiber was taken using a scanning electron microscope to determine the number of crimps.
[0054]
Weight per unit area (g / cm Three ): Card web is 35mm thick
[0055]
Example 1 [Bone repair material consisting of short fibers]
Polyester-based hollow short fiber (Nippon Ester Co., Ltd., type H71F, single fiber fineness 13 denier, fiber length 76 mm, melting point 256 ° C hollow ratio 17%) and polyethylene-based concentric core-sheath composite short fiber (Nippon Ester Co., Ltd., type 6080) , A single fiber fineness of 2 denier, a fiber length of 51 mm, a melting point of the sheath component polymer of 130 ° C and a number of crimps of 14/25 mm) are uniformly mixed at a weight ratio of 50/50, and then cross-wrapped using a random card machine. 55kg / m per layer Three And a needle density of 50 needles / cm through a needle locker room with a barbed needle Two Needling at. Furthermore, this web is put between wire meshes sandwiched by spacers of 20 mm thickness, and while regulating the thickness, heat treatment is performed for 5 minutes in a hot air circulating dryer at 140 ° C. to form a structure consisting of short fibers of 20 mm thickness. Got.
[0056]
Subsequently, the structure was subjected to compression molding with a press plate heated to 140 ° C. to obtain a 3 mm-thick three-dimensional structure. The fiber density of the obtained three-dimensional structure is 0.9 g / cm. Three Met. The thus produced three-dimensional structure was processed into a size of 10 mm in length, 15 mm in width and 2 mm in thickness, immersed in an aqueous solution of 2% by weight of carboxymethylated chitin, and left under reduced pressure for 1 hour. Thereafter, it was taken out, rinsed with distilled water and freeze-dried. Next, the freeze-dried product was immersed in a saturated calcium hydroxide aqueous solution for 3 days to carry calcium ions on the surface.
[0057]
Then, it was immersed in a simulated body fluid (pH 7.40) having the composition shown in Table 1 at a temperature of 36.5 ° C. for 3 days.
[0058]
[Table 1]
[0059]
Thereafter, the three-dimensional structure was taken out of the simulated body fluid, washed with distilled water, and freeze-dried to obtain the first bone repair material of the present invention. When it was subjected to TF-XRD measurement, a peak of apatite formed on the material surface was confirmed (FIG. 1). In addition, the result of SEM observation confirmed that the structure was a three-dimensional structure having an apatite layer on the surface as shown in FIG.
[0060]
Example 2 [Bone repair material composed of short fibers]
Polyester hollow short fiber (manufactured by Nippon Ester Co., Ltd.) and polyester core-sheath composite fiber (manufactured by Nippon Ester Co., Ltd., type 7080, single fiber fineness 4 denier, fiber length 51 mm, melting point of sheath component polymer used in Example 1) 110 ° C, 20 crimps / 25mm) were uniformly mixed at a weight ratio of 40/60, carding was performed using a random card machine, and the resulting card web was needle density of 30 / cm. Two Needling was performed at. Thereafter, the card web was heat-treated with a hot air circulating drier at 130 ° C. and passed through a cylinder, so that the fiber density in a cylindrical shape having an outer diameter of 4 mm was 0.55 g / cm. Three And 0.83g / cm Three A three-dimensional structure comprising short fibers was obtained.
The three-dimensional structure thus produced was treated in the same manner as in Example 1 to obtain a first bone repair material of the present invention having an apatite layer on the surface.
[0061]
A compression strength test was performed on the three-dimensional structure manufactured here using an autograph AGS-100G manufactured by Shimadzu Corporation to confirm the strength characteristics. Fiber density 0.55g / cm Three And 0.83g / cm Three Samples had maximum compressive strengths of 15 MPa and 30 MPa, respectively, which were equal to or higher than the strength of cancellous bone.
[0062]
Example 3 [Bone repair material composed of short fibers]
Chitin staple fiber (manufactured by Unitika, short fiber fineness: 4 denier, fiber length: 51 mm, melting point: 200 ° C or more) and polylactic acid-based core-sheath composite short fiber (manufactured by Unitika, trademark Terramac, monofilament fineness: 2 denier, fiber length: 51 mm) The melting point of the sheath component polymer was 130 ° C, the number of crimps was 17 / 25mm), and the weight was 30/70. The weight was 30/70, and carding was performed using a random card machine. Three After the card web was manufactured, a three-dimensional structure composed of short fibers was obtained in the same manner as in Example 2 except that the compression molding temperature was set to 150 ° C. The three-dimensional structure thus produced was treated in the same manner as in Example 1 to obtain a first bone repair material of the present invention having an apatite layer on the surface.
[0063]
Example 4 [Bone repair material composed of short fibers and long fibers]
Using the fiber used in Example 2, molding was performed in the same manner as in Example 2, and the density of the fiber having a cylindrical shape with an outer diameter of 3.9 mm was 0.9 g / cm. Three Was obtained.
[0064]
Next, polyester-based long fiber 240 denier 48 filament (manufactured by Unitika Fiber Co., Ltd., melting point 256 ° C., tensile strength 8 g / denier) and polyester-based core-sheath type composite long fiber 560 denier 48 filament (manufactured by Unitika Fiber Co., Ltd.) (Melting point: 160 ° C, tensile strength: 8 g / denier) at a ratio of 50/50, and the resulting mixed yarn is made around a columnar body made of the short fibers using a 16-punched round-punching machine. The cord is then passed through a hot air dryer at 175 ° C. and has an outer diameter of 4 mm composed of short fibers and long fibers, and a fiber density of 1.1 g / cm. Three Was obtained. The braid angle of the braided part was 30 °.
[0065]
The three-dimensional structure thus produced was treated in the same manner as in Example 1 to obtain a third bone repair material of the present invention. This was confirmed to be a three-dimensional structure having an apatite layer on the surface from the results of TF-XRD measurement (FIG. 3) and the result of SEM observation (FIG. 4).
[0066]
For the three-dimensional structure composed of short fibers and long fibers produced in this example, a compressive strength test was performed using an Autograph AGS-100G manufactured by Shimadzu Corporation to confirm the mechanical properties, and Intesco manufactured by Intesco Corp. A three-point bending test was performed using Model 2020. As a result, the maximum compressive strength of the three-dimensional structure was 60 MPa, which was a large value higher than that of cancellous bone, and the bending strength was 115 MPa, which was comparable to that of compact bone. Further, the flexural modulus is 4.5 GPa, which is much closer to dense bone than sintered hydroxyapatite or crystallized glass AW, indicating that it has flexibility similar to living bone. (See Ceramics, 34 (1999) No. 7, 507-515).
[0067]
Example 5 [Bone repair material composed of short fibers and long fibers]
Chitin staple fiber (manufactured by Unitika, single fiber fineness 3.5 denier, fiber length 51 mm, melting point 200 ° C or higher) and polyethylene-polyvinyl alcohol-based core-sheath composite short fiber (manufactured by Kuraray, single fiber fineness 2 denier, fiber length 51 mm, The melting point of the sheath component polymer is 130 ° C, the number of crimps is 10 / 25mm), the weight ratio is 30/70, the carding is performed using a random card machine, and the obtained web is subjected to heat treatment of the card web. Except that the temperature was 150 ° C., the same procedure as in Example 2 was carried out, and the outer diameter was 3.9 mm and the fiber density was 0.93 g / cm. Three A columnar body composed of short fibers having a columnar shape was obtained. Next, the mixed fiber of Example 4 was tied around the obtained columnar body using a 16-punched round perforating machine, and then passed through a hot air dryer at 175 ° C. to form short fibers. A three-dimensional structure having an outer diameter of 4 mm made of long fibers was obtained. The braid angle of the braided part was 35 °.
[0068]
The three-dimensional structure thus produced was subjected to an apatite forming treatment under the same conditions as in Example 1 to obtain a third bone repair material of the present invention having an apatite layer on the surface.
[0069]
【The invention's effect】
According to the present invention, it is possible to efficiently and inexpensively produce three-dimensional structures of various shapes composed of fibers having both mechanical strength and flexibility, and that the surface of the three-dimensional structure has excellent osteointegration. It is suitable as a repair material for a bone defect.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a thin-film X-ray diffraction (TF-XRD) pattern diagram showing a change in the surface structure of a first bone repair material of the present invention obtained in Example 1. The appended peak is apatite.
FIG. 2 is a field emission scanning electron micrograph (FE-SEM) showing a state in which apatite is formed on the surface of the first bone repair material of the present invention obtained in Example 1.
FIG. 3 is a thin-film X-ray diffraction (TF-XRD) pattern diagram showing a change in the surface structure of the second bone repair material of the present invention obtained in Example 4. The appended peak is apatite.
FIG. 4 is a field emission scanning electron micrograph (FE-SEM) showing a state in which apatite is formed on the surface of the second bone repair material of the present invention obtained in Example 4.
