如果一种植入物可从一种安全无毒的材料制备、并能植入到生物体 中一段时间，在愈合期间发挥其机械和生理的功能与目的，并能逐渐降 解和分解，在生物体内被吸收并在生物体内通过新陈代谢途径排泄，从 而使引入植入物的区域最终被生物活性体所替代、重建生物体的原始条 件，则该植入物可以当作一种理想的生物材料。
近年来，可作为生物骨和硬组织软骨的替代物的人造骨，人造关节， 人造牙根，骨填充物，假骨，以及为了固定不同区域碎裂软骨或硬骨而 用于骨接合术的材料，一直利用多种金属、陶瓷和聚合物来制备。
在外科领域如整形外科，补形外科，胸外科，口腔外科，脑外科， 等等，为了固定和捆绑生物骨，将由金属或陶瓷制备的板，螺钉，针， 等等用于骨接合术。
但是，与生物骨相比，由于具有太高的机械强度和弹性模量，由金 属制备的用于骨接合术的材料具有一些问题，例如，由于处理后的压力 保护而引起周围骨强度降低的现象。并且，虽然由陶瓷制备的用于骨接 合术的材料具有优良的硬度和刚性，但易碎，它们的致命弱点在于很容 易破碎。至于聚合物，其硬度通常低于骨的硬度，因此正在进行尝试来 提高其硬度。
另一方面，为了恢复或提高生物功能，在很多情形下使用可以与骨 直接接合的具有生物活性的生物陶瓷，将其直接植入人体或直接与人体 接触。
同时，由于它们存在未知的可能性，一些可以与生物体直接而紧密 接合、并且能逐渐被生物体替代的生物陶瓷获得持续的研究。
然而，虽然生物陶瓷的刚性和硬度通常很大，但由于与金属相比， 它们存在受瞬间冲击力作用易于产生缺口或破碎的易碎特性，故生物陶 瓷作为植入物的应用受到限制，因此在该领域需要开发出具有高强度但 无脆性的材料。
另一方面，将聚合物用作硬组织外围区域的植入物的一些例子已是 众所周知，如硅酮树脂用作软骨的替代物，可硬化的丙烯酸类树脂用作 牙骨质，以及由聚酯或聚丙烯纤维制得的编织带用作韧带。
然而，惰性的、高强度的超高分子量聚乙烯、聚丙烯、聚四氟乙烯 以及其他可用作生物体硬组织的替代物的聚合物，当用于替代生物骨时 显著缺乏强度。从而，当它们为了骨接合术目的而单独用作替代骨或螺 钉，针或板时，由于破碎、分裂或扭转而容易被损坏。
因而，尝试利用塑料的复合技术来制备具有高强度的植入物。
碳纤维增强的塑料材料是这种情形的一个例子，但是它不能实用， 因为当在植入生物体后的延长期间，纤维和塑料基体之间产生了剥脱， 脱层的碳纤维破碎，并且刺激生物体发炎。
近年来，一种被认为可以与骨接合的聚原酸酯(对苯二甲酸丁烯酯 -聚丁二醇共聚物)在本领域引起了关注。但是，由于这种聚合物自身 的强度低于生物骨，它仍然具有未解决的问题，即如，当在生物体与骨 接合后，它的物理行为是否能与生物骨一致。
与刚才描述的不能在生物体内吸收的聚合物不同，可在生物体内降 解和吸收聚乳酸、聚乙醇酸、乳酸-乙醇酸共聚物和聚二尪酮作为可吸 收的缝线在临床领域实用了很长时间。
长时间以来一直考虑：如果能将用作缝线的聚合物用作骨接合术的 材料，有可能获得一种具有优良性质的可用于骨接合术的材料，其特性 在于愈合后不用再次动手术，并且在聚合物被吸收和消失后生物组织可 进行重建。
基于这一期望，将如前所述的可生物降解和生物吸收的聚合物用于 骨接合术的研究进行得十分活跃。
例如，一种用于骨接合术的含有熔融的聚乙醇酸的自增强型装置被 提出(美国专利4,968,317，说明书)并用于临床，但其缺点也被指出， 即它降解得很快，并且熔融的纤维(虽然很少)发生脱层，脱层纤维形 成的微片在生物体中刺激周围的区域导致发炎。
同时，一份未经检验而发表的日本专利申请(Kokai)No.59-97654 公布了合成可在骨接合术中用作可生物降解和生物吸收的装置的聚乳酸 和乳酸-乙醇酸共聚物的一种方法，但它表明只把聚合产物本身作为骨 接合术材料的例子，没有描述该材料的模塑过程，并且没有尝试提高其 强度以达到与人骨强度相近的程度。
从而，为了提高这种强度，对用于骨接合术的螺钉的生产提出了一 些建议，即建议将可生物降解和生物吸收的材料如聚乳酸或其他含有少 量的羟基磷灰石(下文简称为HA)的材料模塑，然后拉伸，并在加热 下在纵轴方向上取向(一份未经检验而发表的日本专利申请(Kokai) No.63-68155)；并建议了一种用于骨接合术的材料，该材料通过拉 伸一种高分子量的聚乳酸或在融化模塑后其粘度平均分子量为200,000 或更高的乳酸-乙醇酸共聚物的模塑产物而获得(一份未经检验发表的 日本专利申请(Kokai)No.1-198553)。
在以这些方法获得的用于骨接合术的材料和螺钉中，聚合物材料的 晶轴(分子轴)基本上是在纵轴方向上按单一轴取向，故它们在纵轴方 向上的弯曲强度和抗张强度有所提高。具体地，后一种用于骨接合术的 材料，即含有在融化模塑后其粘度平均分子量为200,000或更高的乳酸 -乙醇酸共聚物的材料，是实用的，因为即使在不发生纤维化的低拉伸 比的条件下它也表现出高强度。
然而，对于通过基本上只在纵轴方向拉伸而获得的用于骨接合术的 材料来说，分子(晶体)基本上只在纵轴方向上即分子的链轴(晶轴) 上取向，因此沿着横轴方向为右角度方向到纵轴方向的取向各向异性变 大，从而横轴方向上的强度相对变小。
并且，根据上述的未经检验而发表的日本专利申请(Kokai)No.63 -68155，通过拉伸含有5％重量百分比的HA的混合物勉强能获得最 大弯曲强度162MPa。但是，当含有20％重量百分比的HA时，弯曲 强度减少到74MPa，略高于拉伸前的值63MPa。
但是，由于最大的强度值并没有完全超过皮质骨的强度，并且这种 材料成为多孔不均匀物，其中在填料和聚合物基体之间存在大量的由于 拉伸而产生的空隙，它不能用作植入物，因为植入物需要高强度例如生 物骨的替代物和用于骨接合术的材料。
而且，上述发表的专利申请同时描述了一种生产板的方法，其中将 可生物降解和生物吸收的聚合物材料如含有少量HA的聚乳酸通过压 力模塑，但板是仅通过将HA和聚乳酸的混合物熔融加压来制备，考虑 到其取向，该专利没有描述提高产物强度的一般方法。
通常地，当利用用于骨接合术的材料固定生物骨时，各种方向上的 力施加到用于骨接合术的材料上。例如，对于板形的骨接合术材料来说， 各种力如弯曲力、拉伸力、压力、扯裂力、剪切力等等单独或一起施加 其上，对于螺钉型的骨接合术材料来说，除了上述力以外，当它钉入生 物骨并存在于生物体中，还有很大的扭转力施于其上。
然而，正如前面所描述的，对于通过在纵轴方向上拉伸而获得的骨 接合术材料来说，分子只在纵轴方向上即分子链轴方向上(机械方向作 为拉伸轴)取向，因此沿着横轴方向为右角度方向到纵轴方向的取向各 向异性变大。
因此，该材料对抗纵轴方向上的扯裂力和横轴方向上的剪切破碎的 能力很弱，同样它对抗以纵轴为旋转轴的扭转破碎的能力很弱。从而， 当刚才描述的扯裂力或剪切力施加在植入骨内的骨接合术材料上，骨接 合术材料将面临到分裂或扯裂或相对容易沿着纵轴方向产生剪切断口的 问题，或者面临到另一问题，即当一种扭转力以纵轴方向为旋转的中心 轴而施加于其上时，骨接合术材料产生扭转断口，正如螺钉通过扭转植 入骨内。
当聚合物通过增加拉伸程度，经过层状取向其球形结构达到纤维结 构时，其纤维化程度增加，上述问题变得更为严重。
本发明设想克服前面提到的现有技术中所涉及的问题，从而为骨接 合术和植入物提供可生物降解和生物吸收的材料，该材料比由在纵轴方 向(单一轴)上拉伸而获得的单一轴取向材料具有更低的机械各向异性 和更高的强度，它们的晶体基本上不是在纵轴方向上取向，而是取向平 行于大量的参考轴，并且提供了它们的制备方法。
发明公开
本发明人对于前面涉及到的问题作了深入的研究，发现比单一轴取 向的材料具有更高强度的取向模塑件可通过如下方法很容易地制备：预 先制备一种含有可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物材料的前模塑 材料，再将其压入一个底部基本密闭的成形模具的狭小空间，同时在低 温下进行塑性变形，进而实施压力取向，并且发现可从新型的复合材料 制备植入物而使上述问题得到解决，该复合材料中微粒和聚合物基体得 到增强，即是一种高密度的取向模塑件，其中生物陶瓷粉末基本上均匀 地分散在可生物降解和生物吸收的微晶热塑聚合物上(下文中简称为“聚 合物”)，生物陶瓷粉末的微粒或微粒聚集体的粒径为0.2到50μm， 聚合物晶体通过压力取向，从而获得本发明的结果。
因而，本发明提供了：
[1]一种用于骨接合术的材料，其中
(1)它是一种具有高弯曲强度和高密度的用于骨接合术的材料，即为 一种含有可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物材料的模塑件，其分 子链或晶体不是在单一轴方向上取向，而是基本上与大量的参考轴平行 取向，
(2)其特征也在于(1)中所描述的聚合物材料为聚乳酸或乳酸-乙醇酸 共聚物，
(3)其特征也在于它是压力模塑的，其中聚乳酸或乳酸-乙醇酸共聚 物部分结晶，
(4)其特征也在于上述模塑件的晶体沿着参考轴取向，这些参考轴 向一根为该模塑件的机械中心的轴倾斜和/或成为该轴的延伸面，
(5)其特征也在于上述模塑件基本上为柱型，分子链或晶体沿着参 考轴取向，这些参考轴从其周边向中心轴或偏心轴倾斜，
(6)其特征也在于上述模塑件基本上为板形，分子链或晶体沿着参 考轴取向，这些参考轴沿着平行面向两边倾斜，包括定位于相同距离或 从两边有不同距离的轴，
(7)其特征也在于上述模塑件的结晶度为30到60％，
(8)其特征也在于上述模塑件的晶体具有晶面以及沿参考轴取向的 晶面，
(9)其特征也在于上述模塑件是通过在一个密闭模中由压力模塑或 锻塑的取向模塑件，以及
(10)其特征也在于上述模塑件是弯曲强度为160到300MPa和弯曲 模量为5到10GPa的聚乳酸或乳酸-乙醇酸共聚物的模塑件，
[2]一种用于骨接合术的材料的制备方法，其中
(1)它是一种用于骨接合术的材料的制备方法，其中包括按如下方法 取向的模塑件：通过将一种可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物材 料熔融模塑来制备前模塑材料，再将其压入一个底部基本密闭的成形模 具的狭小空间，同时在低温下进行塑性变形，进而实施压力取向，
(2)其特征也在于取向模塑件是晶化的并具有晶形，该晶体基本上平 行于大量的参考轴取向，
(3)其特征也在于通过压力变形的取向是由将(1)中描述的前模塑 材料冲压装入一个成形模具来实施，该成形模具比所说的底部基本密闭 的成形模具具有更小的截面积，同时在低温下进行塑性变形，进而实施 压力取向，
(4)其特征也在于通过压力变形的取向是由将(1)中描述的前模塑 材料锻造装入一个成形模具的狭小空间来实施，部分地或整体上该成形 模具比所说的模塑件的截面积、厚度或宽度更小，或者将其装入一个 空间比前模塑材料的体积更小的成形模具，同时在低温下进行塑性变 形，进而实施压力取向，
(5)其特征也在于该聚合物材料的起始粘均分子量是从200,000到 600,000，前模塑材料在熔融成形后粘均分子量是从100,000到 400,000，
(6)其特征也在于前模塑材料是通过冲压装入成形模具的空腔，该成 形模具的横截面积是前模塑材料的横截面积的2/3到1/6，
(7)其特征也在于成形模具包括一个圆筒形容器，该圆筒形容器具有 容纳前模塑材料的大的截面积，包括可冲压装入前模塑材料的小截面积 的空腔，以及包括直径减小部分即为连接上述两部分的锥面，
(8)其特征也在于前模塑材料的塑性变形温度为可有效进行晶化的 温度，即在玻璃化温度和热塑聚合物材料的熔融温度之间，以及
(9)其特征也在于取向的模塑件可通过切割加工或其他等等手段制 成骨接合术材料所需的形状，
[3]一种植入物，其中
(1)它是一种高强度的植入物，即为含有压力取向的模塑件的微粒和 聚合物基体增强的复合材料，该模塑件所含的10到60％重量的生物陶 瓷粉末基本上均匀地分散在可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物 上，生物陶瓷粉末的微粒或微粒聚集体的粒径为0.2到50μm，聚合物 基体的晶体通过压力取向，结晶度为10到70％，
(2)其特征也在于上述的模塑件的晶体基本上平行于大量的参考轴 取向，
(3)其特征也在于生物陶瓷粉末是表面生物活性的烧结的羟基磷灰 石，生物玻璃或用于生物体的晶体玻璃，可生物吸收的未烧结的羟基磷 灰石，磷酸二钙，磷酸三钙，磷酸四钙或磷酸八钙中的一种或由其中两 种或多种组成的混合物，
(4)其特征也在于可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物是聚乳 酸或乳酸-乙醇酸共聚物之一，其起始粘均分子量是从200,000到 600,000，
(5)其特征也在于可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物是聚乳 酸，并且生物陶瓷粉末是未烧结的羟基磷灰石，
(6)其特征也在于上述的模塑件是通过压塑或锻塑进行压力取向而 获得的取向模塑件，
(7)其特征也在于上述的模塑件具有150到320MPa的弯曲强度 和6到15GPa的弯曲模量，
(8)其特征也在于上述的模塑件可用切割加工或其他等等手段处 理，生物陶瓷粉末暴露在其表面，以及
[4]一种制备植入物的方法，其中
(1)它是一种通过压力变形取向制备高强度的植入物的方法，其中包 括预先制备一种可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物和生物陶瓷粉 末基本上均匀相互分散的混合物，接着通过熔融模塑制备前模塑材料(如 胚段)，再在低温下将该前模塑材料冲压装入一个密闭型的成形模具的空 腔，进而实施塑性变形并形成取向模塑件，
(2)其特征也在于上述的压力取向是通过在低温下将前模塑材料冲 压装入一个密闭型成形模具来实施，该成形模具比前模塑具有更小的截 面积，
(3)其特征也在于前模塑材料是通过冲压装入一个闭型成形模具的 空腔，以至于使通过压力取向模塑件中的聚合物的结晶度为10到70 ％，
(4)其特征也在于上述的聚合物和生物陶粉末的混合物是通过基本 上均匀混合并将生物陶瓷粉末分散在上述的聚合物的溶液中，然后以该 聚合物的非溶剂来沉淀该混合物，
(5)其特征也在于该可生物降解和生物吸收的结晶热塑聚合物是起 始粘均分子量从150,000到700,000、在熔融模塑后粘均分子量是从 100,000到600,000的聚乳酸或乳酸-乙醇酸共聚物，
(6)其特征也在于前模塑材料是通过冲压装入成形模具的空腔，该成 形模具的横截面积是前模塑材料的横截面积的2/3到1/5，
(7)其特征也在于前模塑材料的塑性变形温度为可有效进行晶化的 温度，即在玻璃化温度和热塑聚合物材料的熔融温度之问，
(8)其特征也在于通过压力变形而进行的取向可通过压缩取向或锻 造取向来实施，以及
(9)其特征也在于上述的压力取向的模塑件可进一步通过切割加工 或其他等等手段来处理。
下面将详细描述本发明。
(A)本发明中的用于骨接合术的材料
(a)晶体结构：
(1)本发明中的用于骨接合术的材料基本上是1)一种含有可生物 降解和生物吸收的结晶热塑聚合物(下文中简称为“聚合物材料”)的模塑 件，以及年2)其特征在于组成模塑件的分子链或晶体不是沿着单一轴取 向，而是基本上平行于大量的参考轴取向。
在这种情况下，当参考轴增多时，基于模塑件强度的各向异性变小， 故几乎不发生破碎。
这一点可参考下列附图得到解释性描述。
(2)图1到3为取向模塑件的取向条件的图解说明，该模塑件是通 引入到一个密闭型模进行压力变形而获得，例如，通过压塑变形或锻塑 变形(以下简称为“压塑，压缩取向”或“锻塑，锻造取向”)。
图1为圆筒形骨接合术材料11的取向条件的图解说明，并且图1(A) 表明其纵截面的取向条件，图1(B)表明其水平面的取向条件。
图2为板形骨接合术材料11的取向条件的图解说明，并且图2(A)表 明其纵截面的取向条件，图2(B)表明其水平面的取向条件。
图3图解说明了模塑件的纵截面上的晶体的取向条件，并且图3(A) 表明当成为机械中心的轴或面位于中心位置或到两边距离相同的位置时 的取向条件，图3(B)表明当上述的轴或面离开中心位置或离开到两边距 离相同的位置时的取向条件，图3(C)表明当上述的轴或面完全离开时的 取向条件，图3(D)表明通过在其纵轴方向上拉伸而获得的传统的单一 轴取向的模塑件的取向条件。
图4为一个由骨接合术材料11而得的产物的剖面图，该产物是通过 压塑获得的。
(3)例如，当应用图4中所示的压缩模塑件时，一种通过将聚合物 材料熔融模塑而获得的前模塑材料(下文中称作“胚段”；这种前模塑材 料的制备方法将在下文中详细描述)1被引入具有很大直径的容器空腔 2a，再排列在底部密封的成形模具2的上部，然后通过将其用力压力有 底的具有同心圆结构的成形空腔2c而得到压塑，该同心圆在结构上具有 节流和减小的直径，在低温下(可进行结晶的温度，但比等于或高于熔 融温度的传统模塑温度低，即在玻璃化温度和将在下文描述的聚合物材 料的熔融温度之间，例如，对于聚乳酸或乳酸-乙醇酸共聚物为60℃到 160℃)利用阳模(活塞)2b或活塞或其他手段，从而得到模塑件的结晶 形式，如图1所示，该模塑件的晶体不是单一轴取向的，而基本上是平 行于从周围到中心位置的大量的参考轴N取向。
(4)如图1所示，组成取向模塑件的晶体是连续取向的，并且沿着 大量的参考轴N平行于从图1(a)的上部到下部，这些参考轴从周边向轴 L倾斜，轴L成为机械中心(下文中简称为“中心轴”)，即为在模塑时 间外界力集中于其上的连续作用点的中心轴L。
换句话说，大量的处于强烈倾斜取向的轴N通过向周边方向连接(如 图1(B)所示)大致形成圆锥形，并且在垂直方向上连接(如图1(A)所示)， 故晶体通过平行于这些参考轴N取向而组成大致圆锥面的连续相。即 为，可把它当作一种取向结构，其中所说的锥形晶面沿着中心轴L在垂 直方向上连续，并且从周边向中心位置取向的晶面沿着中心轴方向取 向。
这种结晶条件是通过当胚段1进行压塑时受到很大的剪切力作用并 且当结晶进行时同时沿中心轴L产生斜线取向来实施的。
在这种情况下，当一个大的具有长方形截面胚段1在具有长方形截 面的成形空腔中进行压塑时，如图2所示，所获得的取向模塑件为板形， 并且由于受到来自两条纵边的剪切力而成为机械中心的轴不再成为机械 中心，但形成了面M，该面包含有这条轴并且平行于板的表面并到板的 表面的距离相等(中间)。从而，取向模塑件的晶体平行于从板的两表面到 该面取向的斜的参考轴N而取向。
此外，由于轴L或包含有成为模塑件的机械中心的轴L的面M是 外界力集中的点，当使用有底的成形模具2如图4中的模塑件2，该模 中直径逐减的锥面的倾斜角度部分或沿整个周长逐渐改变，外界力集中 的点离开中心，晶体平行于参考轴N取向，参考轴N响应于从周边向远 离的轴L(可以很大的数量存在)的倾斜角而改变。并且，当取向模塑件 具有如图2的板形时，作为机械中心的连续轴L所成的面M不是位于 到两边距离相等的位置(中间)，而是倾斜于其中一边。
参照图3的模塑件的纵截面，描述了晶体的这种取向条件的典型实 施例。
图3(A)表明当上述的轴L或面M经过模塑件的中心或中间时的取 向条件，其中晶体在同一角度下平行于从周边向轴L或面M倾斜的参 考轴N取向。
图3(B)表明当上述的轴L或面M向右边离开的取向条件，其中晶 体在不同角度下与从周边向离开的轴L或面M倾斜的参考轴N和N′ 平行取向。
图3(C)表明当上述的轴L或面M完全倾斜于左边的取向条件，其 中上述的轴L或面M处于左边沿，晶体与从右边向位于左边沿的轴L 或面M倾斜的参考轴N平行取向。
图3(D)表明通常单一轴拉伸的模塑件的晶体的取向条件，其中晶体 在垂直方向上即纵长的参考N方向上取向，参考轴N为拉伸方向并且不 能以大量存在。
(b)结晶度：
根据本发明的骨接合术材料，其模塑件应该具有30到60％的结晶 度，优选为40到50％。
当模塑件具有上述特定范围内的结晶度时，组成该模塑件的结晶热 塑型聚合物的晶相和无定形相具有优良的平衡比例，受晶相影响的强度 和硬度的提高与受无定形相影响的柔韧性很好的匹配起来，因此模塑件 没有通常晶相具有的脆性，并且不产生通常单一无定形相具有的强度弱 的性质。
因而，本发明的骨接合术材料具有韧性，它的总强度足够高，特别 是其扭转强度很高，所以它成为有用的骨接合术材料。
对于这种在生物体内可降解和吸收的结晶热塑型聚合物，通常知道 当它随着生物体内的水解过程而变成小分子的时候，它的结晶度逐渐增 加。由于当结晶度增加时其水解变慢，聚合物不容易水解为足够小的分 子以至于被生物体吸收。
然而，当聚合物具有上述范围内的特定起始结晶度，在生物体内很 少发生水解速度降低的情况。
根据本发明的骨接合术材料，当模塑件的结晶度低于30％时，一般 不能期望晶体提高强度。另一方面，尽管结晶度提高而使强度增加，其 程度超出60％时也将导致显著产生脆性，故当模塑件受力如冲击力等等 作用时由于缺乏韧性它很容易破碎，同时由于阻碍水渗透进入晶体会导 致水解速度减慢。并且在一定时间内产生大量的微小晶体片会对生物体 内的周围组织产生刺激作用。
因而，需要将结晶度控制在30到60％，为此要在两个目标之间形 成一种平衡，即物理性质，如强度和韧性，与可生物降解和生物吸收的 聚合物在生物体内的降解行之间的相互矛盾的性质。
在这种联系下，当用于骨接合术的材料具有相对较大的形状时，它 需要比通常水平更高的强度，需要一延长的时间直到其降解和吸收为 止，因而在这种情况下它优选的结晶度范围为40到50％。
(c)通过压力变形取向而获得的取向模塑件(例如，压缩取向或锻造 取向)：
本发明的用于骨接合术的材料是通过压力变形取向而获得的质密取 向模塑件。
在这种情况下，由于通过加压而使模塑件在施压方向上变得质密， 除了通过晶体取向导致晶形的各向异性降低以外，其机械性质如弯曲强 度、弯曲模量、拉伸强度、剪切强度、扭转强度、表面硬度等等获得显 著提高。
(d)可生物降解和生物吸收的聚合物材料的组成：
本发明所用的聚合物材料并不受到特别限制，其前提为它是一种可 在生物体内降解和吸收的结晶链聚物，其优选的例子包括聚乳酸和在证 实其生物安全性和生物相容性后已投入实用的各种聚乳酸的共聚物(例 如，乳酸-乙醇酸共聚物、乳酸-羟基己内酯共聚物等等)。
对于聚乳酸L-乳酸或D-乳酸均聚物是理想的，并且对乳酸-乙醇 酸共聚物，具有在99∶1到75∶25范围内的摩尔比例的共聚物是理想 的，因为相对于乙醇酸均聚物它具有很高的水解抵抗力。
除此以外，也可以加入少量无定形的D，L-聚乳酸或具有相对较高比 例的乙醇酸的无定形的乳酸-乙醇酸共聚物，从而促进塑性变形或使通过 压缩取向获得的取向模塑件具备韧性。
(e)聚合物材料和前模塑材料的分子量：
上述的聚合物材料需要具备一定的物理性质，至少具备一定程度或 更高的强度，作为骨接合术材料同时具备在一定时期内保持它的能力， 但该聚合物材料的分子量在其熔融模塑为前模塑材料如胚段等阶段降 低，理想的聚合物材料的粘均分子量大约为200,000到600,000，优选 为300,000到550,000。
当使用具有在此范围内的粘均分子量的聚合物材料时，在熔融模塑 后胚段的粘均分子量通常变为100,000到400,000，但需要将其调节到 180,000到350,000。
由于接着的冲压装入成形模具的晶体的取向过程是在上述的低温范 围内进行很短时间，不需要大量降低其分子量即可获得高强度的压缩取 向模塑件，并且通过使用一些手段来避免由于在利用切割加工或其他等 等手段来进行骨接合术材料的切割步骤而产生摩擦导致的温度升高，从 而获得其中的压塑模塑件的分子量不变的骨接合术材料。
在这种情况下，当使用起始粘均分子量高于600,000的聚合物材料 时，需要高温和高压来进行熔融模塑制备胚段，因此将引起分子量的显 著降低以至于无意义的程度，甚至比使用分子量低于600,000的聚合物 材料来制备胚段的情形还要低。
图6中所示的用于骨接合术的螺钉30是希望得到的，它是通过切 割加工从最终分子量大约为100,000到400,000的胚段得到的压缩取向 模塑件而制备的，由于它在2到4个月内(生物体内骨结合所需的时间) 保持了生物骨的类似强度，然后以如此降解速度逐渐水解，以至因骨接 合术材料降解而产生的小片对周围组织和细胞不发生强的外来物作用以 及不引起炎症反应。
当胚段的粘均分子量在熔融模塑后低于100,000，通过压塑而获得 的取向模塑件很难有高的起始强度，并且由于水解导致的强度降低时间 减少至低于2个月，从而引起在骨结合所需时间内强度不能得到保持的 问题。
并且，由于在它植入到生物体1.5到2年的一短时期内的某个时间 可能会产生低分子量的小片，存在一种可能即周围的细胞不能处理掉这 些小片，从而导致引起由于外来物反应而发炎的危险。
另一方面，使用在熔融模塑后具有高于400,000的粘均分子量的胚 段通过压塑来制备的作为取向模塑件的骨接合术材料，它要求不必要的 长时间才能在生物体内骨结合后被降解和完全吸收。另外，在其植入到 生物体2年或更长时期后某个时间可能会产生大量的低分子量的小 片，这将在生物体内引起外来物反应和引起发炎。
(f)用于骨接合术的材料的物理性质等等：
(l)密度：
本发明的用于骨接合术的材料在任何情况下为一种压缩取向的模塑 件，该模塑件通过从三维上向处于内在方向的施加力而得到的。因而， 与通过在离开材料的方向上施加力而获得的传统拉伸与取向模塑件相 比，本发明的用于骨接合术的材料的特征在于其密度为1.25到 1.27g/cm3，高于后者拉伸及取向模塑件的1.25g/cm3或更低的密度。因 为当材料的密度相对较低时，晶体的取向条件与单一轴拉伸的取向条件 相近并且各向异性增加，因而上述的低密度即1.25g/cm3或更低是不希望 得到的。同时，当密度值高于1.27g/cm3时，结晶度不可避免变为70％ 或更高，由于前面所描述的原因这种情形也是不希望的。
(2)物理性质等：
虽然本发明的用于骨接合术的材料的机械强度基本上显示出随聚合 物材料的起始粘均分子量的增加而增加的趋势，但当其起始粘均分子量 高至超过600,000时，在加热时聚合物变得几乎不能流动，因此当利用 熔融模塑制备胚段时需要高温和高压。因而，由于模塑时的剪切力而引 起的放热反应，其分子量剧烈降低，故最终获得的骨接合术材料的分子 量可能比前面所提的值更低，并且其强度也变小了，得到的是无意义的 产物。
本发明的用于骨接合术的材料通常具有高机械强度，弯曲强度为160 到300MPa，弯曲模量5到10GPa，3.2mmφ条材的扭转强度为5.5到 7.5kg.cm。
根据本发明，当弯曲强度低于160MPa(低于人骨的强度)时，不可能 获得作为骨接合术材料应有的全部功能，高于300MPa的强度的材料即 使在加压下也难以获得。本发明的弯曲模量和扭转强度在足够用作骨接 合术材料的范围内。
(B)本发明的植入物
首先，从复合材料的观点来说，表明本发明为新型的增强型复合材 料。
(a)本发明的复合材料的一些性质
(1)当一种材料的性质是通过在其中分散大量的另一种微小材料来 提高时，前者被称为母材料(基体)，后者则称为分散材料。一种复合材料 不是通过两种材料在分子水平上的微观混合而是由它们的宏观混合而制 备的，通过宏观混合方式产物可以获得每种材料都不具备的优异性质。
通过复合一些不同的材料来产生具有更多的优异性质(高强度)的材 料的方法可根据分散材料(增强材料)分散到基体上的形式如下分类。
(i)分散-加强型复合材料，
(ii)微粒-增强型复合材料，以及
(iii)纤维-增强型复合材料。
本发明的植入物属于(ii)中的复合材料。作为基体的聚合物是聚乳酸 或共聚物，是可在生物体内降解和吸收的结晶热塑型聚合物，分散材料 是前面提到的生物陶瓷，其形式为微粒粉末。
(2)另外，从材料技术的观点来看，利用(iii)的组合制备的复合材料 植入物被认为具有前景，在这一领域曾有一段时间对此材料进行过大量 的研究。然而，例如利用增强的方法(即将生物陶瓷的短小纤维用作分散 材料)并没有获得好的结果，因为纤维片通过刺激生物体而导致发炎。
同时，前面描述的自增强类型方法也进行过研究，该方法与聚乳酸或 聚乙醇酸纤维在表面熔融的纤维-增强方法具有相同的类型。但是，发现 了一个缺点，即纤维中的熔化表面是微观上不均匀的，故纤维容易被 分离并且降解的小片在某些情况下刺激生物体。
由于生物材料必须对生物体不带来毒性、安全可靠以及具有生物亲 缘性，考虑到这些方面这种方法是不合格的。
(3)即使对于(ii)中的填充物-装料类型复合材料，本发明的具有 高强度的复合材料也不能简单地通过相应于传统方法中的将生物陶瓷粉 末与基体聚合物简单混合而得到。
一般的，填充物-装料类型的复合材料的性质基本上由填充物的形式 [形状(粉末、球形、板形等等)和大小和粒子表面积]和功能(在这方面，与 硬组织如骨的结合能力，骨诱导能力，骨传导能力以及其他诱导能力和 生物吸收能力)以及聚合物的性质而决定。机械特性显著受到如基体聚合 物和填充物的含量、形式、取向、表面力等等因素影响。
由于这些不同的因素在复杂条件下彼此相互影响，为了产生预计的 结构特点和功能特点，因此需要深入了解每一种因素对于总体性质的影 响。
(4)这一点进一步描述如如下。
对于引入填充物的复合材料，显著受到影响的性质包括弹性模量、 抗张强度、伸长性质、韧性、硬度等等。对于本发明的填充物-装料类型 复合材料，由于选用了具有极小L/D(长度/直径)比值的生物陶瓷粒子， 因此可通过提高填充物的装料量将复合材料的弹性模量(反映了生物陶 瓷的高韧性)有效地提高到比基体聚合物自身更高的程度。
然而，当填充物的装料量增加时，一些性质如抗张强度、伸长性质、 韧性等等会降低。从而，在其他性质提高到比起始的基体聚合物更高强 度的同时，寻找如何提高弹性模量成为一个问题。
从另一方面说，复合即是为补偿缺陷的同时以协同方式使分散材料 和基体产生优异性质的技术。当弹性模量属于较小变形程度时的量时， 机械性质如抗张强度、弯曲强度、扭转强度、伸长性质、韧性等在相对 较大变形程度中显现。
因而，粒子与基体的表面结合强度对弹性模量的影响很小，但它对 后面的几种物理性质的影响很大。故可以认为当表面结合强度提高时能 获得后面几种物理性质的优异结果。
(5)提高表面结合强度的有效方法是使用偶联试剂把作为基体的聚 合物和作为分散材料的生物陶瓷结合起来。用于工业用途的复合材料使 用了几种偶联试剂，一般如硅酮系列和钛系列。故这些试剂可能可以使 用。
但是，目前还不能说这种类型的化合物对生物体的安全性得到了深 入的检验。虽然这些偶联试剂被用在牙骨质中(非吸收的高填充材料)， 我们没有看到关于它们作为可在生物体内降解和吸收的医用材料的实际 应用，故在它们的安全性未知的时候应避免它们在本发明中使用。
也就是说，通过化学结合基体聚合物和生物陶瓷微细粒子来提高表 面强度的方法不能应用到作为硬组织使用的植入物中，该植入物在生物 体内降解和吸收并被组织取代(如本发明的情形)，这是因为，与非吸收植 入物不同，这些安全性未得到证实的偶联试剂在降解过程中逐渐暴露。 同时，由于它们损坏生物陶瓷的表面活性，故它们也不是理想的。
(6)另外，众所周知对于热塑结晶聚合物与相同浓度的微细粒子混 合的系统，当微细粒子的分散程度增加时，冲击强度、抗张强度和破裂 时的伸长性质通常相对增加。
在同一方面，微细粒子的粒径对于复合材料的物理性质具有较大影 响，在同样的浓度下当粒子粒径变小时，冲击强度、抗张强度、压缩强 度、弹性模量等等通常相对提高。
这一结果的原因是，由于相应于粒子粒径减小表面积相对增加，表 面能量相对增加，与聚合物的结合面积也增加并且小粒子可有效地作为 聚合物结晶的成核剂，故其结果是分散材料与基体的物理结合增加。
当考虑到上述因素时，最好是在一定的浓度范围内在尽可能好的分 散条件下使用尽可能小的陶瓷微量粉末进行混合。
(7)但是，当需要获得如本发明的复合材料时，这些问题并不能通 过前面涉及的简单混合而轻易获得解决，在本发明中，通过将生物陶瓷 与可在生物体内降解和吸收热塑结晶聚合物混合，引入了接进于或比皮 质骨的强度更高的强度以及影响早期愈合和由于骨的诱导和传导而取代 生物骨的复杂功能。
(8)下文描述解决本发明的问题的解说性方法。
当无机微细粉末的粒径变小时，粒子的表面积相应变大，故即使是 通过在表面上产生微小的电荷也能使粒子易于获得二次聚集，因此通常 是形成比单个粒子具有更大直径的聚集体。
因而，在具有相对高填充物浓度的粒子-增强型复合材料中，在技 术上不容易获得不含微小粒子的较大聚集体的均匀分散体系。形成二次 聚集体的容易程度受微粒化学结构决定，本发明中使用的生物陶瓷在很 好的干燥条件下相对容易形成聚集体。通常平均粒径几个μm的粒子聚 集形成直径为100μm或更大的聚集体。
(9)在这种联系下，已知不伴随着很大变形的强度如切口单梁式冲 击等等与聚集体的粒径无关，但与每一种粒子的最大粒径有关。
同时，当能引起很大变形和最终破碎的力如弯曲力、拉力、扭转力 等等施加到复合材料上，它总是在变形时破碎，该变形比使基体聚合物 自身破碎的变形更小。
当在不同于聚合物的基体中存在的相对较大的粒子或聚集体显示 出与伴随变形的基体不同的物理行为时，这些现象就发生了。
即为，由于基体和粒子之间的面是不连续的部分，通过基体传播的 外界变形能量不能传到这里，故在此面上发生破碎。
(10)然而，当粒子微小及均匀地分散时，与存在大粒子和聚集体不 同，这种对传播能量的阻碍很小，故变形能量受到很小的抵抗并能通过 这一体系传播，因此复合材料的基体聚合物在很接进于单独的聚合物变 形破碎时的变形量下破碎。
换句话，一般可以说，当处于很差的分散状态的填充物-装料类型 复合材料，如存在大的粒子(即使是均匀分散的)或小粒子形成大的聚集 体，由于受到很大的变形而破碎，其强度比不含有分散粒子的基体聚合 物自身破碎时的强度更低。
(11)因而，当需要高机械强度时，绝对需要制备均匀分散的体系， 该体系只由具有小粒径、并在变形破碎时对变形量和强度几乎不产生影 响的粒子组成，并且其中不形成大的聚集体。
此即为，对本发明中的生物陶瓷微小粉末，需要从粒径为0.2到 50μm的粒子中选取它们，更优选为从1到略大于10μm中选取，该粒 子可通过在适当的温度[例如，对羟基磷灰石(HA)为600到1,250℃，对 磷灰石硅灰石玻璃陶瓷(AW)为1,500℃，对磷酸三钙(TCP)为1,150到 1,400℃]下烧结、再机械磨成粉、筛烧结过的产物而获得，需要利用均 匀分散的体系，其中粒子聚集体的直径为50μm或更小。
当然，对于用湿法合成的未烧结的HA(u-HA)烧结和研磨是不必要 的，在合成时沉淀下来的在上述粒径范围内的晶体微粒也可使用。这种 粒径范围不仅对于满足前面涉及的物理强度是必需的，而且它与将在后 面描述的以周围的成骨细胞表现的反应性有主要的联系。在一个满足了 这些条件的体系中，在受到小的变形时一些强度如冲击强度、表面硬度、 弹性模量等等得到提高，在受到大的变形时一些强度如弯曲强度、抗张 强度、扭转强度以及基体聚合物自身的此类强度也能表达，故它是具有 进一步提高的韧性的复合材料。
(12)在基体中不引起二次聚集的一种有效的混合相对易聚集的生物 陶瓷如HA的方法，即为将生物陶瓷充分分散到溶解在溶剂中的聚合物 中，然后用非溶剂沉淀分散体系。它们可在生物陶瓷/聚合物重量比例在 10％或更低的比例到超过60％的高比例范围内混合。
当要加入的生物陶瓷低于10％时，生物陶瓷的体积比例很小，故 由生物陶瓷决定的性质如与骨的直接结合、骨诱导和骨传导不容易实 现，并且被生物骨取代也很慢。
同时，当含量超过60％时，由于在热成形时混合体系的流动性不足 模塑不易实现。另外，由于在形成的产物中聚合物的量不足而导致不能 获得合适的结合效应，填充物和聚合物易于分离，从强度的角度来看产 物变脆。具体的，填充物的含量高于70％和聚合物低于30％的情形是 不理想的，因为聚合物降解使复合材料变碎时聚合物结合生物陶瓷的能 力降低并且粉末扩散引起周围组织产生组织反应。
当考虑到上述问题时，混合比例优选为重量为20到50％，最优选 为重量比为30到40％。在这一范围内，从结构和功能两方面来看，分 散材料和基体的理想性质都作为复合材料得到了显著体现。
因而，以上从得到生物陶瓷和聚合物混合体系的角度描述了获得均 匀分散的条件、目标和方法。
(13)但是，即使是聚合物和填充物以上述方式均匀混合，当复合材 料用通常热成形方法处理时，也不可能获得具有比高强度塑料的强度更 高同时也比皮质骨的强度(弯曲强度为150到200MPa)更高的生物材 料。
一般的，由于流动性不高很难进行含有高含量填充物的聚合物的热 成形。由于在本发明的情形下需要考虑到其安全性而不能使用能显著提 高流动性的钛偶联试剂，故热成形更难进行。
当具有差的流动性的聚合物和陶瓷粉末的复合材料通过挤压模塑进 行热成形(一种模塑方法，其中在揉混和熔融时施加剪切力)进行热成形 时，聚合物自身以原有的流动特性进行变形流动，但引入的无机填充物 由于热增塑不具备流动的性质，故由于在流动变形传递时聚合物和填充 物粒子的面产生了裂口而导致形成空腔(空隙)，于是引起制备的产物的低 密度。
含有大量空隙的多孔模塑的强度很低。因而，为了避免形成空隙， 压缩类型的模塑方法如注射模塑件、压塑等等用来进行这种引入了大量 的填充物的聚合物的模塑。
(14)但是，因为本发明的聚乳酸或其共聚物容易由于剪切力发生热 -老化或容易由于因其中含有的少量水而引起的深度水解发生老化，具 有高强度的模塑件不能通过传统的模塑方法得到。
当压力模塑件的加热条件、干燥条件和模塑条件受到严格控制时， 可能形成聚合物的老化程度较低但具有流动性的不均匀板或其他模塑 件，但由于聚合物自身没有在其分子结构水平或更高层次结构上增强， 超出皮质骨的强度依然不能得到。
(15)拉伸可以作为一种方法来提高结晶热塑型聚合物如聚L-乳酸 和其共聚物的强度。这是一种变形过程，其中首次模塑，如条形等，是 在一定温度下(等于或低于Tm，即聚合物熔融和流动的温度)在纵轴方向 上通过拉伸两个末端或将模塑件的另一端固定在朝外的方向拉伸其一端 进行单一轴拉伸的，接着在拉伸方向(MD)上实施分子链或获得的晶相的 取向，得到具有进一步提高了强度的二次模塑。
虽然其目的和方法与本发明不同，前面提及的检验过的日本专利公 告(Kokoku)号3-83901公布了一种方法，其中HA以从1到15％的 较小含量混合，产生的首次模塑在纵轴方向上单一轴向拉伸。
但是，正如前面描述的，伴随着聚合物的塑性变形，聚合物在机械 方向上自身移动，但由于完全与塑性变形同步填充物粒子自身并不移 动，故由于在粒子和聚合物之间的面上产生裂口导致在拉伸过程中不可 避免产生空隙。具体的，对于上述的在纵轴方向不受宽度限制的单一轴 拉伸，该拉伸为外来力的施加方向不与拉伸方向垂直的方法，在拉伸步 骤由于拉伸力而产生了使其中单位体积材料变少的移动。
因而，当拉伸比增加时聚合物从其微纤维状态向纤维化状态变化， 但由于在这种条件下在纤维之间形成了微观上的不连续空间，材料的密 度进一步减小。
(16)这一事实表明，通过拉伸其中填充物大量分散的复合材料而获 得的模塑件，当填充物的量增加时空隙的数目增加，并且当变形量变大 时(当拉伸比率变大)空隙也变大。
在填充物粒子的粒径不受控制的体系，粒子的分散很差并且存在大 的聚集体，空隙的数量和大小更加不均匀。
事实上，由于这种含有空隙的类型的复合材料在拉伸时容易破碎， 故不能得到所要的拉伸材料。
因而，本发明中要求的具有高强度的模塑件根本不可能从拉伸过的 含有空隙的复合材料得到。
(17)从以上看来，本发明的发明人进行过深入的研究并通过如下的 模塑方法达到了目标。在这一方法中，如前面所述，将含有大量均匀分 散的生物陶瓷的聚合物的胚段在一定条件下熔融模塑，其条件为将热老 化控制在尽可能小的产程度(如，通过挤压或压塑)，再将如上处理的胚段 通过压塑或锻塑来实施对聚合物压缩取向，从而制成取向的模塑件。
根据这一方法，在取向模塑件时外力向朝内的方向施加，即向材料 自身而与拉伸方向相反，故材料成为高密度的状态。
因而，粒子与基体之间的面变成更为紧密的状态，甚至在混合步骤 时通过存在于该面上的空气形成的微观上的空隙也消失，故获得了高密 度，即两种材料都成为整体结合的结构。
除此以外，由于分子链轴和晶相在基体聚合物被取向，所得的复合 材料表现出显著的高强度。
在这种情形下，看来由变形实施的晶体取向(通过将作为首次模塑的 胚段冲压装入其截面积部分或在全部范围内比胚段的截面积更小的模具 的空腔)容易形成具有与参考轴平行的表面取向的趋势的形态，与通过在 纵轴方向上简单拉伸而形成的单一轴取向的情形不同，因为通过来自模 具(成形模具)的“剪切”施加了一种力。
因而，由于取向而获得的低各向异性的特性和对扭转的强抵抗力以 及其他变形获得了实现。取向程度被控制在分子链层能被取向的基本程 度上，而不是控制在一较高程度，在此程度下，由于微纤维和纤维结构 (当拉伸比很高时可以发现)而产生了空隙。
(18)描述了本发明中的复合材料的增强方法，其方式与图15中表 示的传统的复合材料明显不同。
即传统的粒子-增强类型(a)和纤维-增强类型(b)是在装料粒子13和 纤维14各自的体系分别提高其物理强度的方法，即通过尽可能提高其装 料比率，并且提高强度基本上依靠它们与基体聚合物的化学和物理结合 能力。
在纤维-增强类型(b)，纤维14的缠结对提高强度起到了显著有效的 作用。
在这种情形下，当所用的基体聚合物具有相对较高的强度时，可相 应获得高强度。
(19)但是，至今没有信息表明存在这样的例子，如本发明的情形， 其中体系(a)的基体聚合物在为实施晶体(分子链)的取向而进行的二次过 程处理获得增强。
本发明的增强的方法是[例子-增强+基体-增强类型](c)，其中除了 例子-增强类型(a)的增强方法以外，基体聚合物通过形成密度更高的体系 而获得增强，该体系通过允许晶体(分子链)N′由于压塑而进行取向和 通过与粒子15和基体聚合物的之间的面紧密结合而实现。
此即为，本发明涉及到一种新型的方法，其中通过在低温下进行二 次模塑而使基体聚合物获得物理增强，传统上没有实施过这样方法，并 涉及到通过这样方法而得到的复合物体系，该方法及该体系与传统类型 明显不同。
(b)高强度的植入材料
本发明的植入物是一种复合材料，其中含有10到60％重量的生物 陶瓷粉末，其中生物陶瓷粉末基本上均匀地分散在基本上可生物降解和 生物吸收的结晶热塑聚合物上，生物陶瓷粉末的微粒或微粒聚集体的粒 径为0.2到50μm，其特征在于它是一种压力取向模塑即该聚合物的晶 体通过压缩变形取向并且其结晶度为10到70％，
下面将详细描述这些内容。
(1)生物陶瓷
本发明中所用的生物陶瓷包括烧结的羟基磷灰石，具有生物用途的 以生物玻璃或晶体玻璃为基体的玻璃，未烧结的羟基磷灰石，磷酸二钙， 磷酸三钙，磷酸四钙、磷酸八钙、方解石、透辉石等等中的一种或两种 或多种的混合物，
一般的，上述的生物陶瓷可大致分为1)表面生物活性的陶瓷和2) 可生物吸收的陶瓷。
1)表面生物活性的陶瓷
它们的例子包括烧结的羟基磷灰石(HA)，以生物玻璃为基体的生 物玻璃，高硅钙生物玻璃，以结晶玻璃为基体的A-W玻璃陶瓷等等和以 结晶玻璃为基体的生物二钙硅酸盐-1，植入物-1，β-结晶玻璃，透辉石 等等。
2)可生物吸收的陶瓷
它们的例子包括未烧结的羟基磷灰石(未烧结的HA)，磷酸二钙，α- 磷酸三钙(α-TCP)，β-磷酸三钙(β-TCP)，磷酸四钙(TeCP)、磷酸八钙 (OCP)、磷酸二钙·水合·磷酸八钙(DCPD·OCP)、磷酸二钙·酸酐·磷 酸四钙(DCPA·TeCP)、方解石等等。
由于这些生物陶瓷具有不同程度的生物活性从而对新骨的形成速度 和方式产生不同的影响，故将它们单独使用或以两种或多种的混合物使 用以获得必需的生物活性。
在这些生物陶瓷之中，未烧结的HA在本发明体系中使用的最有效的 可吸收的活性生物陶瓷之一，因为，与烧结的HA不同，它与生物体内 的HA非常类似，可以在生物体内被吸收而完全消失，具有很高的活性、 安全性，并能在实际使用时起到实际作用。
(2)生物陶瓷粉末的粒径
这里使用的术语生物陶瓷是表示生物陶瓷的一次粒子或它们集合(聚 集)体的二次粒子的一般术语。
1)基于前面描述的原因，为了获得高强度的复合材料，要使用其一 次粒子或二次集合(聚集)体的粒径为0.2到50μm，优选为1到略大于 10μm的生物陶瓷粉末。从将它均匀地分散在可生物降解和生物吸收的 结晶热塑聚合物上的角度来说，这种粒径范围也是理想的。
当生物陶瓷粉末的粒径接近于50μm的上限时，它应当为略大于 10μm的一次粒子发生二次聚集而形成的聚集体的粒径。
对于独立的一次粒子的粒径接近于50μm的情形是不理想的，因为 产生的复合材料在形成产品时破碎。
压缩取向的模塑件最终通过如切割加工等等方法成为具有各种精确 形状的植入材料。
当粒子的粒径很大时，处理微小和精确形状的物件变得困难，因为 它们在粉末的边界面倾斜或裂开。因而，可以说50μm的粒径是决定植 入材料的精确形状的上限。
2)同时，0.2μm的粒径下限对应于如未烧结的HA的一次粒子的粒 径。
通常的，这些微小的粒子集合起来形成粒径为几个μm到略大于 10μm的二次聚集体。当表观平均粒径处于这一范围内的生物陶瓷的粒子 或聚集体均匀地分散在聚合物基体上，所获得的体系可以满足高强度和 通过吸收被生物骨快速取代的双重性质。因此，得到了具有精确形状的 植入复合材料。
3)当将这种含有生物陶瓷的植入材料植入生物体时，暴露在表面的 生物陶瓷直接与周围的生物骨结合，而不是通过纤维连接组织中介或间 接通过HA沉积在表面，因此可以在很早的阶段获得起始固定。这一特 性对于用于结合和固定破碎骨而使用的植入材料如针、螺钉等等是理想 的。
由于它具有与骨的结合力，它也可应用于板形或其他各种形状的骨 替代物或用于骨接合术的材料，该材料由于缺乏足够的强度而不能在前 面的领域使用。
4)在骨中用于碎骨的固定材料的植入材料最少必须为固定保持强度 2到4个月，此即为骨愈合所需的时间，然后在与体液接触的面上逐渐发 生水解过程而老化。
在这一步，其中含有的生物陶瓷逐渐向体液暴露。因而，体液沿着 生物陶瓷和聚合物的边界面向植入物的内部渗透。因此，与不含生物陶 瓷的聚合物体系相比，聚合物水解和吸收进行得更快。
另外，在这一步暴露的生物陶瓷加速新骨的渗透并且有时成为成骨 作用核而形成分隔带。在某些情况下，粉末自身被破骨细胞吸收或从骨 孔中排出。由这种方式，在植入物消失以后，生物骨进入骨孔发生侵入 和替代进行得很顺利。
5)生物骨取代本发明的植入材料产生的骨孔的过程和方式在很大程 度上由所含生物陶瓷的类型、形状、大小或粒子含量影响，但是，由于 与只含有可生物吸收的聚合物制成的植入物相比，本发明的植入物含有 相应于生物陶瓷粉末装料比率的较为少量的聚合物，故由于在降解过程 短时间内产生大量的聚合物片而引起的引入外来物反应并进而导致炎症 反应的危险可以避免。
对于完全吸收的生物活性粒子如未烧结的HA，这一过程尤为有效。
另外，骨孔的修补速度可以通过选择合适的类型、大小和生物陶瓷 的量来任选控制。
(3)可生物吸收的聚合物(聚合物)材料的组成
这里与用于前面提到的骨接合术材料的聚合物材料相同，该骨接合 术材料基本上包含聚合物。
(4)聚合物材料和前模塑材料的分子量：
1)上述的聚合物需要具备一定的物理性质，正如用于骨接合术的材 料，至少具备一定程度或更高的强度，但该聚合物材料的分子量在其熔 融模塑为前模塑材料如胚段等阶段降低，这样对于聚乳酸或乳酸-乙醇酸 共聚物，使用粘均分子量为150,000到700,000的聚合物是重要的，优 选为250,000到550,000的聚合物。
当使用具有在此范围内的粘均分子量的聚合物时，通过在加热条件 下进行熔融模塑后得到的前模塑材料的粘均分子量通常为100,000到 600,000(当使用在上述的优选的250,000到550,000范围内的聚合物，熔 融模塑后粘均分子量为200,000到500,000)。
2)该聚合物可通过在为分子链(晶体)压塑的低温下接着进行塑性变 形而制成用作高强度植入物的复合材料，当塑性变形步骤在正确设置的 条件下进行时，分子量的降低可尽可能小地避免。
组成含有生物陶瓷的植入物的聚合物的粘均分子量的范围与通过同 样的成形方法但只由聚合物得到的植入物的情形不同。其原因是由于这 一体系含有的大量生物陶瓷粉末而导致在此步中表观熔体粘度和老化程 度上存在差异。
当一种模塑件(其中的本发明的聚合物具有以上范围内的分子量并且 其分子链(晶体)通过压缩变形处理而取向)确实用于生物体如骨接合术材 料，它至少能在2到4个月保持类似于生物骨的强度，此即为骨愈合的 平均时间，然后逐渐水解，降解速度为因骨接合术材料降解而产生的小 片不对周围组织和细胞发生强的外来物反应，因而不引起炎症反应。
由于生物陶瓷的生物活性在这一步产生，因而获得了与骨的起始结 合，并使以后的骨取代顺利进行。
3)当聚合物的起始粘度平均分子量低于150,000时，高的起始强度 不能得到，虽然存在由于低的熔体粘度而使模塑容易进行的优点。并且， 由于在生物体内强度快速降低，强度保持的时间变得比骨愈合的时间更 短。此外，由于在它植入到生物体后1.5到2年的这一短时期内可能 会产生低分子量的小片，存在着由于它们的外来物反应而引起发炎的危 险。
另一方面，当聚合物的起始粘度平均分子量很高以至于超出700,000 时，聚合物在加热时几乎不能流动，故当通过熔融模塑制备前模塑材料 时需要高温和高压，因此由于在处理过程中的高剪切压力和摩擦力产生 的热将引起分子量的显著降低，最终获得的植入物的分子量比使用分子 量为700,000或更低的聚合物的情形还要低，从而引起比期望更低的强 度。
对于聚合物的起始粘均分子量在150,000到200,000的情形，可以以 相对较多的量即重量比为30到60％来装入生物陶瓷粉末。但是，因为 当分子链在熔融模塑后变得很低时它在屈服(屈服破碎)时容易由于受到 外力如弯曲变形等等而破碎，故需要将装料量控制在10到30％重量比 的较低水平，同样需要将下文描述的变形程度R控制在较低水平。
另一方面，由于对具有550,000到700,000高粘均分子量的聚合物相 对较难实施熔融模塑，若装入大量的生物陶瓷粉末(重量比为40到60％) 则更难实施熔融模塑。因此，需要将生物陶瓷粉末的量控制在重量比为 20％或更低水平，同时必然也将变形程度R(下文将被描述)控制在较低 水平。
简单说，当起始的粘均分子量大约为200,000到550,000时，可在相 对较宽范围选取装料量和变形程度R。同时，根据这一范围的分子量， 可以获得合适的强度保持时间和适中的降解吸收速度。
4)当填充物的装料量很大时，混合物的流动性变差。从而，为了通 过降低熔体粘度促进模塑，可以将一种低分子量的聚合物(其粘均分子量 为100,000或更低或当形式需要时为10,000或更低)作为润滑剂以不对最 终植入物的物理性质产生影响的较小量加入。
当所用的聚合物中的残余单体的量很大时，在处理步骤分子量降低 并且在生物体内降解变快，故需要将其量控制在重量比大约为0.5％或更 低的水平。
当装入的填充物的量很大即重量比为40％或更高时，填充物表面可 以用柔软的可生物吸收的聚合物或聚乳酸的D型和L型光活异构体的来 处理，以提高这两种材料之间的表面结合能力。
通过冲压装入成形模具、接下来进行分子(微晶)取向处理，在基本不 降低分子量的条件下获得了一种高强度的压缩-取向模塑件，即为植入材 料。
然后，通过二次处理如切割加工、切片、穿孔、钻眼等等可制得高 强度的具有预想的形状如螺钉、针、条形、弧形、纽扣形、圆筒形等等 的植入材料。
(e)结晶度
当考虑到两个必需的因素即为高机械强度与合适的水解速度之间的 平衡时，需要将本发明的压力-取向模塑件的结晶度控制在10到70％的 范围内，优选为20到50％。
当结晶度超出70％时，模塑件的刚性很高，但由于缺乏韧性它很脆 并且当在生物体内受到压力作用时容易破碎。同时由于其不必要的低降 解速度而导致其吸收和消失的时间增长，如此高的结晶度是不理想的。
另一方面，当结晶度低于10％时，不能期望其强度有所提高。
因此，当考虑到模塑件的起始机械强度和它的持久性以及通过降解 和吸收而消失的速度或在生物体内的低刺激程度时，合适的结晶度为10 到70％，优选为20到50％。
即使在10到20％的低结晶度下，与没有装料的情形相比由于填充 物的作用而使强度提高。
同时，即使在50到70％的高结晶度下，通过压缩在塑性变形过程 中形成了微晶，从而使对降解和吸收的不利影响并不经常发生。
(f)密度
由于本发明的植入材料是三维压缩-取向的模塑件，与以前的拉伸及 取向模塑件相比，其密度更高。虽然密度随变形程度的影响，当生物陶 瓷以20％的水平混合时，密度为1.4到1.5g/cm3，当生物陶瓷以20％ 的水平混合时，密度为1.4到1.5g/cm3；当生物陶瓷以30％的水平混合 时，密度为1.5到1.6g/cm3；当生物陶瓷以40％的水平混合时，密度为 1.6到1.7g/cm3；当生物陶瓷以50％的水平混合时，密度为1.7到 1.8g/cm3。
这种高密度也是显示材料质密的标志，从而是证明高强度的重要因 素之一。
(g)晶形
由于本发明的植入材料是通过压缩变形取向制备的，模塑件的晶体 (分子链)基本上与众多的参考轴平行取向。
通常的，当参考轴的数目增加时以强度表达的各向异性变小，故由 于从一定方向施加的相对较小的力(对于取向材料很常见)而发生破碎的 可能性变小。
本发明的植入材料的模塑件是通过基本上与很多的参考轴平行取向 的，这一事实可以用前面所述的如图1和图2说明的用于骨接合术的材 料的情形的相同方法加以证明。
(C)[总论]用于骨接合术的材料的制备方法：
(a)本发明的骨接合术材料的制备方法，即具有晶体基本上与众多的 参考轴平行取向的晶形的取向模塑件，基本上包括
(1)第一步，其中通过用挤压机等将一种可在生物体内降解和吸收的 结晶热塑聚合物材料熔融-模塑来制备前模塑材料，
(2)第二步，其中通过将前模塑材料(胚段)冲压装入一个狭小空间， 该狭小空间是由底部基本封闭的成形模具来形成的，同时在低温下进行 塑性变形，进而通过压缩变形实施取向来制备取向模塑件，或者
第二步的另一途径，其中通过将胚段锻造装入一个成形模具的空 间，从部分地或整体上该空间比所说的成形模具的直径、厚度或宽度更 小，或者将其装入一个空间比胚段的体积更小的成形模具，同时进行塑 性变形制备取向模塑件，然后
(3)另外的步骤，其中通过切割加工或其他根据形式需要的手段来 制成材料所需的形状。
此处所用的术语“低温”是指可有效进行晶化的温度(Tc)，但比等于 或高于熔融温度的传统模塑温度要低，即在玻璃化温度(Tg)和热塑聚合 物材料的熔融温度(Tm)之间。
即为，当具有较大直径的胚段通过压力进入成形模具的空腔，该成 形模具从其上部的具有图4所示的倾斜角为θ的直径减小部分起具有较 小的直径，同时在低温下实施塑性变形时，在Tm或更低的温度下流动 性很差的聚合物(不象在冲压装料时熔融的聚合物那样具有热流动性)进 行塑性变形并且受到由于胚段与成形模具的内壁摩擦而产生的强剪切力 作用。
由于这种剪切力为能引起聚合物取向的斜线或横轴方向上的外 力，聚合物的分子链(晶体)通过沿着将其冲压装入成形模具的方向变形而 取向。
此即为，相应于胚段的冲压装料方法，获得了基本上与很多的参考 轴平行取向的晶体形式。
在这种情形下，当参考轴的数目增加时以物理强度表达的各向异性 变小。在此条件下，模塑件在斜线或横轴方向即装料方向上压缩，故模 塑件密度变大。因此，获得了一种取向模塑件，该模塑件与在纵轴方向 上进行简单的单一轴拉伸的情形不同，该模塑件的以物理强度表达的各 向异性变小，并且在具有良好的平衡关系下该模塑件的机械性质如弯曲 强度、抗张强度、扯裂强度、剪切强度、扭转强度、表面硬度等等一般 都获得提高。
通过进行最后的处理如切割加工或其他形成所需的形式的手段来将 获得的取向模塑件制成具有根据情形需要的形状的高强度骨接合术材 料。
(b)压力-取向模塑件的制备：
(1)压缩取向模塑件
这一方法包括通过将聚合物材料熔融模塑来制备一种前模塑材料， 并将前模塑材料冲压装入底部基本密闭的成形模具的狭小空间，同时在 低温下进行塑性变形，进而实施压缩取向。
(2)锻造取向模塑件
这一方法包括通过将聚合物材料熔融模塑来制备一种前模塑材料， 并连续或非连续地将前模塑材料冲压装入一个成形模具的狭小空间，从 部分地或整体上该成形模具比前面描述的成形模具的截面积、厚度或宽 度更小，或者将其装入一个空间比前模塑材料的体积更小的成形模具， 同时进行塑性变形，进而实施锻造取向。
(3)变形程度
当将胚段冲压装入(力作用下压缩)其截面积为胚段的截面积的23到 1/6的成形模具的空腔，通过压缩变形获得的取向模塑件的变形程度R ＝So/S(其中So是胚段的截面积，S是压缩-取向的模塑件的截面积)的 值在1.5到6.0范围内，该值对显著提高强度很有效，这一点将被后面 的实施例中的数据说明。
除此以外，当冲压装入一个具有在此范围内的部分不同的R值(包括 这样的情形，即聚合物在冲压装料进行的方向上的截面积部分变化，此 外部分的截面积与胚段的截面积相同)的模具时，取向轴将以复杂的方式 混杂并且各向异性变得不简单。
在一个模塑件中，具有较大R值的部分比较小R值的部分的取向程 度高，并且前者的机械强度通常变高。因此，可以根据用途来制备具有 部分不同强度的模塑件。
这样一种应用只可能通过本发明的方法来实现，其中通过将胚段冲 压装入模具进行塑性变形来制备取向模塑件，与不能在操作中间形成具 有不同拉伸比率的部分的拉伸方法相比，这一点是本发明的显著优点。
此即为，与现有技术通过拉伸取向来实施的方法相比，这一点也是 本发明的通过压缩取向来实施的方法具有很大优越性的原因之一。
在这种情形下，当空腔的截面积大于胚段的截面积的2/3时，由于冲 压装料时的小分子链或晶体取向对压缩的小比率，很难获得具有高强度 和硬度的压缩-取向模塑件。另一方面，当它小于1/6时，不仅很难将胚 段冲压装入空腔，而且可能引起聚合物的纤维化。当纤维化产生时，横 轴方向上的强度提高，但纵轴方向上的强度降低，故纵轴方向上的纤维 容易受剪切力作用而裂开。
(4)塑性变形温度
理想的塑性变形温度是可以进行晶化的温度(Tc)，即在玻璃化温度 (Tg)和热塑聚合物材料的熔融温度(Tm)之间。
对于聚乳酸或乳酸-乙醇酸共聚物的情形，其范围为60到160℃， 优选为80到110℃，将在实施例中加以说明。
当胚段在此温度冲压装入空腔，冲压装料变得相对容易，分子链的 取向(晶体)可有效进行而且结晶度可随意控制。
为做到这一点，需要选择合适的速度(如，从8到80mm/分钟)以避 免在冲压装料步骤发生蠕动现象。
(5)对于通过压力变形的取向模塑件，不管是压缩取向模塑件还是锻 造取向模塑件，在合适的高压(如，从100到4,000kg/cm2，优选为从200 到2,500kg/cm2)及低温(如前面所描述的温度，即可以进行晶化的温度 (Tc)，在玻璃化温度(Tg)和聚合物材料的熔融温度(Tm)之间，如对于聚乳 酸或乳酸-乙醇酸共聚物的情形，其范围为60到160℃，优选为80到 110℃)下进行塑性变形的同时，当胚段冲压装入成形模具时，胚段与模 具的表面产生摩擦，而且摩擦在横轴或斜线方向上为聚合物的取向的外 力，从而形成晶体与众多的参考轴平行取向的晶体结构。
在这一阶段，模塑件在机器方向上被加压压缩，其质地变密而且骨 接合术材料的密度变大，从而获得了高强度。
(D)[详细讨论]用于骨接合术的材料的制备方法：
根据示图进一步解说描述这一方法。
图4是表明在将胚段冲压装入成形模具的空腔之前，通过压缩变形 得到的取向模塑件的状况的剖面图。
图5是表明在将胚段冲压装入成形模具的空腔之后，通过压缩变形 得到的取向模塑件的状况的剖面图。
图6是表明通过最后的切割加工得到的用于骨接合术的螺钉例子的 垂直剖面图。
本发明的制备方法通过图6中的用于骨接合术的螺钉的制备来描 述。这一方法基本上包括下面三步。
(i)首次模塑步，其中通过将一种可在生物体内降解和吸收的结晶热 塑聚合物材料熔融-模塑来制备前模塑材料，例如一个粗的柱形胚段1，
(ii)二次模塑步，如图4所示，其中将胚段1装入成形模具2的圆筒 形容器部分2a，并且胚段1通过一个活塞(压头)或其他压缩工具2b连 续或间歇性地加压，如图5所示，然后通过在低温下进行塑性变形的同 时将胚段冲压装入空腔2c而使胚段成为细的柱形压缩-取向模塑件，以 及
(iii)一个处理步骤，如图6所示，其中将从成形模具2中得到的压缩 -取向模塑件10切割加工成用于骨接合术的螺钉。
(a)熔融模塑：
可以优先使用熔融挤压模塑作为首次模塑步从聚合物材料熔融模塑 胚段1的方法，但是当考虑到避免分子量降低时其他模塑方法如注入模 塑、冲压模塑等等也可使用。
当使用熔融挤压模塑时，重要的一点是使用比聚合物的熔点略高的 温度条件以及挤压可以进行的最低压力条件，这是为了尽可能低地避免 聚合物材料的分子量降低。
例如，当聚合物是粘均分子量大约为200,000到600,000的聚L-乳 酸(PLLA)时，需要使用的温度条件是从等于或略高于其熔融温度到等于 或低于220℃，优选为到200℃或更低，压力条件是260kg/cm2或更低， 优选为170到210kg/cm2。
(b)压缩取向模塑件
如图4和5所阐述的，作为由压缩变形得到的取向模塑件，需要以如 此的方式进行胚段1的熔融模塑，即其截面积与成形模具2的空腔2c的 截面积接近。当空腔2c具有如本发明情形的圆形截面时，需要以如此的 方式进行胚段1的熔融模塑，即使它成为具有更大圆形截面的柱形物体。
当胚段1的截面形状与空腔2c的截面形状相近时，胚段1可通过周 围的均匀压力进行塑性变形而冲压装入空腔2c，因此可以获得具有均匀 变形程度的压缩-取向模塑件10。
但是，胚段的截面形状并不局限于圆形，事实上其他不规则的形状 (如，多面体等等)也可使用，其前提是这些形状对应于通过接下来的压塑 或锻塑进行压力变形而获得的取向模塑件的形状。
同时，希望胚段1的截面积是空腔2c截面积的1.5到6倍。即为， 当该胚段冲压装入截面积为胚段截面积的2/3到1/6的空腔2c时，它可 以成为具有1.5到6的变形程度R＝So/S(其中，So为胚段1的截面积， S为压缩-取向模塑件10的截面积)的压缩-取向模塑件10。
以这种途径，压力-取向模塑件10的强度和硬度显著提高，这将被 实施例的数据所证明。通过进一步加工如切割、螺纹切削、切片等等， 可以获得理想的用于骨接合术的材料，例如骨接合术材料(如螺钉、钉、 针、板等等)。
当该胚段1冲压装入截面积大于胚段截面积的2/3的空腔2c时，由 于分子链或晶体的低取向和压缩比率，很难获得具有高强度和硬度的压 缩-取向模塑件10。
另一方面，很难将胚段冲压装入截面积小于胚段截面积的1/6的空腔 2c，即使可以装入，由于聚合物的取向太多而发生纤维化，从而导致在 纤维之间容易产生裂口。
接下来，下文描述通过压缩变形进行取向模塑时使用的模具、取向 机理和其方法。
图4是表明在将胚段冲压装入成形模具的空腔之前，通过压缩变形 得到的取向模塑件的状况的截面图。
(1)如图4所示，在二次模塑步中使用的成形模具2是以如下方式 制造的，即容纳胚段1的粗圆筒形容器部分2a，通过具有朝下的圆锥形 的直径减小部分20a沿同一轴垂直地与细圆筒形的模具空腔2c连接，空 腔2c可通过压缩工具2b冲压装入胚段1。
圆筒形容器部分2a的上部装备有能连续或间歇性地对胚段1加压的 压缩工具2b，如活塞(压头)等等。另外，在空腔2c的底部形成了非常微 小的空气通气孔或空隙(没有在图上表示)。
(2)基于前面所述的原因，圆筒形容器部分2a的半径r1和空腔2c的 半径r2按如下不等式的值设置：1.5＜＝(r1/r2)2＜＝6.0，故截面积为空腔 2c的截面积的1.5到6.0倍的柱形的胚段1可以装入圆筒形容器部分2a。
(3)同时，直径减小部分20a的圆锥形的倾斜角θ设置在10到60° 范围内。
当倾斜角θ小于10°，将胚段1冲压装入空腔2c的压力不能增加， 所获得的压缩-取向模塑件的分子链(晶体)的取向降低，故不能获得高强 度。
另一方面，当倾斜角θ大于60°时，冲压装料变难。因此，需要将 倾斜角θ设定在10°到60°，优选为15°到45°。
此外，当(r1/r2)2在1.5到6.0的范围内接近于6.0时，并且倾斜角θ 设定为较小的水平，冲压装料操作容易进行而且容易获得均匀的模塑 件，故这样的设置是理想的。
(4)如图5所示，当利用这种成形模具2将胚段1装入圆筒形容器部 分2a，并在低温下进行塑性变形的同时、通过压缩工具2b连续或间歇 性地压缩胚段1而使其冲压装入空腔2c，由于与直径减小部分20a的内 表面和空腔2c的内表面摩擦而在冲压装料时产生很大的剪切力，这种剪 切力作为横轴和斜线方向上的外力(矢量力)进行聚合物的取向。
因此，聚合物基本上由于取向而加速在直径减小部分20a的内表面 的结晶，并且，由于冲压装入空腔2c的中心部分比装入周围部分更为优 先，以空腔2c的形状模塑的压缩-取向模塑件的晶体轴是在斜线方向取 向的，而不是在与直径减小部分的圆锥的倾斜角θ响应的垂直方向上，
(5)可以考虑将以这种方式获得的压力-取向的模塑件1沿着空腔2c 的内表面以共心的方式取向，并具有大量的参考轴。由于聚合物同时在 垂直方向(机械方向)上压缩，故获得了细的柱形的并且定性上高密度的压 缩-取向模塑件。
在这种情况下，晶体的取向角(晶体对一条成为压缩-取向模塑件机械 中心的轴的倾角)大致上由直径减小部分20a的倾斜角和圆筒形容器部分 2a的截面积与空腔2c的截面积之比决定。
即为，如图8所示，当把圆筒形容器部分2a的半径定义为r1，空腔 2c的半径定义为r2，直径减小部分20a对成形模具2的中心轴的倾斜角 定义为θ，圆筒形容器部分2a的截面积与空腔2c的截面积之比定义为A ＝r1 2/r2 2，以及
处于胚段1的外表面上的点X沿着圆锥的内表面向轴Lc冲压装入长 为d的距离时，将中心轴Lc上的点Y冲压装入的距离定义为D，可以 考虑晶体是在线段Lm的方向上取向。当向线段Lm取向的晶体的取向角 对轴Lc的角定义为θm，得到了表达式
tanθm＝r2/(D-d)，并且由于D-d＝A·d
上述的表达式变为tanθm＝r2/(A·d)                --[公式1]，
由于d＝(r1-r2)/tanθ，代入[公式1]，得到了
tanθm＝r2tanθ/[A(r1-r2)]，                  --[公式2]，
由于r1＝r2·A0.5，代入[公式2]，得到了
tanθm＝tanθ/[A·(A0.5-1)]，                     --[公式3]。
(6)因此，晶体是在斜线方向上对轴以由[公式3]实现的取向角度θm 来取向，故当圆锥内表面的倾斜角度θm变大时，晶体的取向角度θm也 变大，并且当圆筒形容器部分2a的截面积与空腔2c的截面积之比A变 大时，晶体的取向角度θm变小。从而，通过改变倾斜角度θm和面积比率 A可以将晶体调整到所需的取向角度θm。
(7)如前面所述，晶体形式为其中的晶体平行于大量的参考轴而取向 的压缩-取向模塑件10的以强度表达的各向异性很小，并且与通过在纵 轴方向上简单的单一轴拉伸而获得的模塑件相比定性上其密度更大，故 该模塑件的机械性质如弯曲强度、弯曲模量、压缩强度、抗张强度、扯 裂强度、剪切强度、扭转强度、表面硬度等等获得了提高，其结果很少 发生破碎。
具体的，当压力-取向模塑件的变形程度R在1.5到6.0的范围内时， 其强度提高得很显著；例如，通过将聚乳酸胚段(粘均分子量为100,000到 400,000)冲压装入而得到的并具有上述变形程度的压缩-取向模塑件10 的弯曲强度为160到300MPa，并且与以基本上和上述变形比率的变形 程度相同的拉伸比率进行单一轴拉伸聚乳酸而获得的拉伸物体相比，其 物理强度如弯曲强度、扭转强度、表面硬度等等更高。
(8)与此相反，对于无宽度限制的单一轴拉伸(其中聚合物材料在纵 轴方向上拉伸)的情形，外力不在横轴方向(从边上)上施加，故在拉伸步 骤模塑件的厚度变小。同时，由于是在纵轴方向即为取向轴方向上拉伸， 模塑件的质地变稀。
因此，当与压缩-取向模塑件10(其晶体形式为其中的晶体平行于大 量的参考轴而取向)相比，这种通过拉伸而获得的模塑件的各向异性很大 并且其机械强度通常很小。
(9)根据聚合物材料类型，可能在比玻璃转变温度(Tg)更低的温度下 进行胚段1的冲压装料，但是当考虑到冲压装料的简单化、分子链(晶体) 的取向效应、结晶度的调整等等时，需要通过在处于玻璃转变温度(Tg) 和熔融温度(Tm)之间的结晶温度(Tc)下、在圆筒形容器部分2a中加热胚 段1而使其冲压装入空腔2c。
通过冲压装料而实施塑性变形的温度为60到160℃，对于前面所述 的聚乳酸胚段1的情形，优选为80到110℃。
(10)同时，冲压装料的压力为100到4,000kg/cm2，优选为200到2,500 kg/cm2。
当冲压装料在超出4,000kg/cm2的高压下进行，由于其中产生的剪 切力和热分子量显著降低，故很难获得具有高强度的压缩-取向模塑件 10。同时，当冲压装料的压力低于100kg/cm2时，很难将胚段冲压装入 截面积小于其2/3的空腔2c中，故不能获得具有高强度和硬度的压缩- 取向模塑件。
(11)冲压装料的速度可以为8到800mm/分钟，当使用通常使用的 模具或没有进行可以提高金属表面滑移的特殊表面处理时，优选为40到 60mm/分钟。
当冲压装料的速度低于8mm/分钟时，在冲压装料时没有进入到空腔 2c的胚段1的那部分由于结晶过程而硬化，故冲压装料过程变很困难。 另一方面，当冲压装料的速度高于80mm/分钟时，出现了蠕动并且模塑 件变得不规则，故这种速度是不理想的。
通过以上述方式将胚段1冲压装入空腔2c而获得的压缩-取向模塑 件10的结晶度，是根据在冲压装料时该模塑件10的变形程度和温度、 压力、时间(冲压装料速度)等等条件而变化，并且当变形程度R变大、 温度变高、压力变高和时间变长时，结晶度通常变大。
(12)压力-取向模塑件10的理想的结晶度为30到60％的范围内， 优选为40到50％。
由于对具有上述范围内结晶度的压力-取向模塑件10进行切割加工 等等处理过程而获得的螺钉和其他用于骨接合术的材料在聚合物的晶相 与无定形相的比率上具有合适平衡，通过晶相而提高强度和硬度与通过 无定形相的韧性能很好地协调起来，因此不产生脆性(对于只有晶相的情 形极为常见)和无强度的柔性(对于只有无定形相的情形极为常见)。因 而，模塑件通常成为具有韧性和足够高的强度的用于骨接合术的材料。
当结晶度低于30％时，一般不能期望通过晶体提高其强度。
另一方面，当结晶度提高时强度提高，但是当结晶度超出60％时， 由于缺乏韧性它产生了显著脆性，即当受到冲击力或其他作用时容易引 起破碎。
此外，众所周知本发明所用的聚合物材料在生物体内发生水解变成 小分子时其结晶度逐渐增大，并且当结晶度增大水解速度减小，所以它 水解成能被生物体吸收的足够小的分子这一过程并不容易进行，但是， 当聚合物具有上述的30到60％的结晶度时，它在生物体内引起水解速 度减小的可能性不大，因为水解产物通过来自生物体外的力可以同时在 生物体内变为更小的片。
由于这些原因，需要通过将在冲压装料时该模塑件10的变形程度和 温度、压力、时间等等条件控制在上述的范围内、或者通过在冲压装料 后在结晶温度(例如，温度为90到160℃)下进行短时间的加热而使压力 -取向模塑件10的结晶度调整为30到60％。
(13)当胚段1的冲压装料完成时，将压力-取向模塑件10冷却并从 模具2中取出，切掉压力-取向模塑件10的未取向的边缘部分10a，将 所得的物体进行如切割、螺纹切削、切片等等处理过程从而获得装有螺 钉轴部分31、螺钉帽部分32和旋转夹塞入孔33的用于骨接合术的螺钉 30(如图6所示)。
用于骨接合术的螺钉可以具有与图6所示不同的其他各种外形，事 实上，模塑件可以通过切割、螺纹切削、穿孔、切片等等处理过程加工 成为不同于螺钉的骨接合术各种所需的其他形状，例如板、钉、纽扣形、 圆筒形等等产品。
在这方面，当切掉了未取向的边缘部分10a后得到的细的、圆柱形 的压缩-取向模塑件直接用作骨接合术的棒时，不需要进行上述处理过程 (如切割加工等等)。
由于以上述方式制备的用于骨接合术的螺钉30通过处理(如切割加 工等等)高密度的压力-取向模塑件10(粘均分子量为100,000到 400,000，结晶度为30到60％)而获得的产物，该模塑件10的晶体形式 为其中的晶体基本上平行于大量的参考轴而取向，而且模塑件10具有 1.5到6.0的变形程度R，所以当与以前的单一轴拉伸的骨接合术的材料 相比，螺钉具有很小的各向异性(从强度来看)以及优越的机械性质如弯曲 强度、弯曲模量、压缩强度、抗张强度、扯裂强度、剪切强度、扭转强 度、表面硬度等等，而且，由于具有合适的水解抵制能力，它可以在生 物体内保持类似于生物骨的强度达2到4个月(骨愈合所需的时间)，然后 逐渐降解和吸收，其降解速度很合适以至于不引起炎症反应，因此它是 一种几乎理想的植入材料。
(14)在前面所述的操作方式中，曾把如下构造的模具作为成形模具2 使用：即通过外形为朝下的锥形并且四周具有相同的圆锥倾斜角θ的直 径减小部分20a，将外形为圆筒形并具有较大半径的圆筒形容器部分2a 与外形为圆筒形并具有较小半径的空腔2c连接起来。
但是，当制备板形的骨接合术材料如用于骨接合术的一块板时，可 以通过使用一种成形模具来进行，该模具中是具有长方形截面的柱形容 器部分通过直径减小部分与具有相似的较小的长方形截面的空腔连接。
在这种情况下，当直径减小部分的锥形在四边排列时，获得了一种 从四边向垂直轴以对角线形式取向的板形模塑件，但是，当直径减小部 分的锥形只在纵轴方向的两边排列时，就获得了一种从两边向含有轴的 垂直面以对角线形式取向的板形模塑件。
(15)虽然在上述的柱形物体的操作过程中直径减小部分的倾斜角θ 是固定的，当该角度遍及整个周围或部分地改变时、或者当棱柱形模塑 件的纵轴方向上的两边的倾斜角θ改变时，成为机械中心的轴L或含有 所说的轴L的面M从中心发生移位，因此向已移位的轴L或面M发生 对角线形式的取向。
例如，如图9所示，当通过使用成形模具2进行压力模塑将具有很 大截面积长方形胚段1制成了的长方形压缩-模塑模塑件，该模具2的 直径减小部分20a在左边和右边具有不同倾斜角θ1和θ2(θ1＜θ2)，获得了 其中面M向右移位的取向模塑件。
如图10所示，这种取向模塑件的晶体是与以对角线形式从两边向面 M(已向右边移位)倾斜的参考轴N及N′平行而取向。
由于这种压缩-取向模塑件在左边和右边具有不同的晶体取向角 度，它成为一种在两边具有不同强度的板形模塑件，因此当需要使用在 两边具有不同强度的骨接合术材料时这种模塑件是合适的。
由于两边的强度可以通过倾斜角θ的各种变化引起面M的移位来偏 移，因此它们可以相应于各自的用途而随意调整。
如上所述，成形模具的类型可根据将要生产的骨接合术材料的自身 的外形及其应用来选择。
(c)锻造取向模塑件
图7是表明在将胚段1冲压装入成形模具2的空腔2c之前的状态的 剖面图，为本发明的另一种操作方式即锻造取向模型。
(1)在这种操作方式中使用的成形模具里，具有圆筒或(多)角棱柱形 状的柱形容器部分2a放置在空腔2c的中心部分之上，该空腔2c具有中 空的圆盘形或中空的多面体形(多晶型形状)并且其投影面积比所说的柱 形部分2a的截面积更大，在柱形容器部分2a的上部装有活塞(压头)或其 他加压工具2b。
在这种情形下，其基本条件是空腔2c的粗度(在冲压装料方向上的截 面积)比圆筒形容器部分2a的直径(截面积)更小。需要这一条件的原因是 锻造方法同时也通过压力进行基体取向。
上述的条件可以在空腔2c的一部分或全部范围得到满足。为了将将 要成形的材料装入空腔2c的所有空间，胚段1的体积必须比空腔2c的 体积更大。
具体的，当这一条件得到部分满足(在其中一部分)(即为这样的模具 的情形，其中空腔2c的一部分的厚度(直径)比胚段1的直径大，其他部 分比胚段1的直径小或相等)时，胚段1的体积必须比空腔的总体积大 得多，从而将材料冲压装入模具的所有空间。
(2)对于如图7所示的操作方式，通过将聚合物材料熔融模塑成圆 筒或棱柱形(多晶型形状)(其截面形状与柱形容器部分2a的截面相同并 且其体积比比空腔2c的体积大)而获得的胚段1被装在柱形容器部分2a 中，通过压缩工具2b连续或间歇性的加压，然后在低温下通过加热以及 从具有大的投影面积的空腔2c的中心位置向其周围部分扩张来进行胚段 1的冲压装料，因此获得了具有圆盘形或(多)角板形(多晶型外形)的锻造 -取向模塑件。
与前面描述的压缩-取向模塑件不同，以这种方式获得的锻造-取向 模塑件其中的分子链和晶体从空腔2c的中心部分向周围部分取向、具有 大量的径向轴、并且基本上于与大量的参考轴平行取向。因此，这是一 种具有与简单的单一轴拉伸产物明显不同的取向形式的模塑件。
(3)对于具有圆筒形、(多)角板形、纽扣形或其他含有孔的外形的骨 接合术材料或具有不同厚度的多晶型板形的假骨材料(填充物)的生产，这 一操作方法尤其有效。
(4)图7中所示的带有虚线的空腔2d表示了当空腔接近其末端R逐 渐增大的例子。此即为，这就是在同一模具不同部分其R值在2/3到1/6 范围内变化的例子。
在这种情况下，取向轴形成了这样一种状态，即当它接近于空腔2d 的末端时它切入厚度方向(向底部)，所以获得的产物成为具有复杂取向形 式的模塑件，其中这样的状态与上述的从成形空腔2c的中心部位向其周 围径向取向的状态相互缠结。
(5)在压缩取向模塑件(b)的情形中描述的各种条件也可以在锻造取 向模塑件(c)中使用。
(E)植入材料的制备
本发明的植入材料的制备方法基本上包括以下步骤(a)预先制备一 种混合物，其中生物陶瓷基本上均匀地混合及分散于可生物降解和生物 吸收的结晶热塑聚合物上，(b)接着通过将该混合物熔融-模塑来制备前 模塑材料即胚段，以及(c)通过将前模塑材料冲压装入一个其底部基本 封闭的并具有狭小空间的成形模具的空腔来实施在低温下的塑性变形， 从而将该前模塑材料制成压缩-取向模塑件(对于压缩取向的情形)；或者 将它冲压装入一个成形模具的狭小空间，该空间的截面积、厚度或宽度 整体上或部分比前模塑材料更小，或将其装入一个空间比装有前模塑材 料的空间更小的成形模具(对于锻造取向的情形)。
(a)聚合物和生物陶瓷粉末的混合物的制备
(1)为了有效的进行在基体聚合物上相对较容易发生聚集的生物陶 瓷粉末的均一混合和分散，需要使用这样一种方法，其中将生物陶瓷粉 末充分地分散在溶解在如二氯甲烷、氯仿等等溶剂中的基体聚合物中， 并且通过加入乙醇、甲醇等等非溶剂将分散体系沉淀而制成混合物。
在这种情况下，可以根据聚合物的类型和聚合程度决定溶解的聚合 物的浓度和溶剂与非溶剂的比例。
(2)生物陶瓷粉末基体聚合物的混合比例为重量比10％到60％，优 选为重量比20到50％，更优选为重量比30到40％。
当混合比例低于10％的重量比时，生物陶瓷的体积比例很小，故受 生物陶瓷影响的性质如与骨的直接结合、骨诱导和骨传导不容易实现， 并且与只有聚合物的情形相似，被生物骨取代也相对较慢。
同时，当重量比超过60％时，由于在热成形时混合体系的流动性不 足模塑不易实现。另外，由于在模塑件中聚合物的量不足而导致合适的 结合效应不能获得，填充物和聚合物易于分离，从强度的角度来看产物 变脆。
并且，由于骨接合术材料在生物体内降解时处于骨接合术材料表面 的生物陶瓷粉末暴露得很快，故有可能对生物体产生毒性。
当混合比例在在这一范围内时，从复合材料的结构和功能两方面来 看，生物陶瓷粉末和聚合物基体的理想性质都得到了显著体现。
(b)熔融模塑
(1)虽然本发明的复合材料属于粒子-增强型复合材料，但是含有大量 的生物陶瓷粉末的聚合物体系，如本发明的植入材料的情形，其粘度通 常很差，所以难以进行热成形。
由于必须考虑到植入材料对生物体的安全性，故在这种情况下当能 显著有效地提高流动性的钛偶联试剂不能使用时，热成形更难进行。
当具有差的流动性的复合材料通过挤压模塑(一种模塑方法，其中在 揉混和熔融时施加剪切力)或其他模塑方法进行热成形时，聚合物自身 以起始的流动特性进行变形流动，但引入的无机填充物由于热增塑不具 备流动的性质，故由于在成形中的流动变形传递时聚合物和填充物粒子 之间的面产生了裂口而导致形成空隙，故其结果是形成了密度低的模塑 件，并且不可避免地产生了降低模塑件强度的趋势。
(2)当对一种含有大量的填充物如生物陶瓷粉末或其他填充物的聚 合物体系进行首次模塑时(通过熔融模塑获得前模塑材料)，如本发明的情 形，使用一种活塞(杵)类型的熔融挤压模具是有利的，但是当考虑到上述 的产生空隙的问题时，使用其他特殊类型的模塑方法如模塑、压塑等等 也是有效的。
此即为，为了制备胚段而实施的熔融模塑可以在聚合物的熔点下或 略高的温度条件下进行，但是当温度太高时分子量会显著降低，所以需 要在比熔点略高的温度下进行熔融模塑以避免热老化和空隙的产生。
例如，当使用的聚合物是粘均分子量大约为150,000到700,000的聚 乳酸时，通过选择处于其熔点到200℃的温度条件，优选为大约190℃， 以及通过预先对聚合物进行彻底干燥、除水，在熔融模塑后其粘度平均 分子量可维持在100,000到600,000的水平。
在同一方式下，为了避免由于摩擦生热导致分子量降低，需要使用 能进行熔融模塑的最低压力条件，例如，300kg/cm2或更低，优选为150 到250kg/cm2。
但是，这些条件可根据具体情形而改变，因为它们根据前模塑材料(胚 段)的组成、大小(厚度、直径、长度)等等而变化很大。
(3)需要以如此的方式进行胚段的熔融模塑，即其截面形状与在压缩 取向模塑中使用的成形模具的空腔的截面形状接近，并且，当空腔具有 圆形截面时，需要以如此的方式进行胚段的熔融模塑，即使它成为具有 更大圆形截面的柱形物体。
当胚段的截面形状与空腔的截面形状接近时，胚段可通过周围的均 匀压力进行塑性变形而冲压装入空腔，因此可以获得具有均匀变形程度 的压缩-取向模塑件。
(4)在这种情形下，需要在如此条件下进行胚段的熔融模塑，即希望 胚段的截面积是空腔截面积的1.5到5.0倍。当胚段的截面积比空腔截面 积的1.5倍小时，由于在冲压装料时分子链和晶体取向的压缩比率低，很 难获得具有高强度和硬度的压缩-取向模塑件；而且，当胚段的截面积比 空腔截面积的5.0倍大时，很难进行冲压装料，即使可以装入，将由于聚 合物过量取向而引起纤维化并且纤维之间容易破裂。
在以这种方式的压缩取向二次处理步骤结束后，通过第三步处理如 切割加工等等获得了所需要的形状。
(5)在某些情况下(尤其在复杂截面外形的情况下)，作为前模塑材料 的胚段需要进行切割加工以获得适用于下一步通过压力取向如锻造取向 或压缩取向而进行的二次模塑所需的外形。
(c)在密闭型模具中的压力模塑
沿着多个轴取向的模塑件可以通过使用密闭型模具使作为首次模塑 的胚段进行压力模塑来获得。
关于二次模塑步骤，(1)压塑和(2)锻塑的变形程度、塑性变形温度、 塑性变形压力、压力取向行为等等与前面关于骨接合术材料的制备方法 中的各种条件相似。
根据这种方法如(1)压塑或(2)锻塑，在模塑件取向时外力为朝向材料 本身的向内的方向，此与拉伸的方向相反，所以材料成为高密度的状态。
因此，生物陶瓷微粒与基体聚合物之间的面变成更为紧密的状态， 甚至通过存在于表面的空气而在混合步骤中形成的微观上的空隙也消失 了，故获得了高密度。即为，两种材料变成了更完整的整体结合结构。
除此以外，由于分子链和晶体相是在基体聚合物中取向的，所获得 的复合物表现了显著的高强度。
由于其方式可以用前面的图15的图解(c)[粒子-增强+基体增强类 型]来说明，故这一方式与前面的通过将材料复合的增强方式明显不同。
当胚段通过压力取向而形成时，在模塑步骤中取向时产生晶化。结 晶度根据模塑时间和温度而变化，而且，对于含有大量的生物陶瓷粉末 作为填充物的复合材料的情形(如本发明的情形)，基体聚合物的晶体的生 长受到生物陶瓷的阻碍并且在塑性变形时晶体由于受到压力而容易碎成 小片，所以结晶度比基体聚合物单独为相同的取向而模塑的情形略低。 从降解速度和生物体内的组织反应的角度来说这是所希望的现象。
(F)植入材料的特性如物理性质等
(a)由于在模塑时受力压缩，故本发明的压力-取向模塑件具有高密 度，并且当晶体取向所沿的参考轴的数目增加时，以强度表达的各向异 性降低。
即为，当参考轴是单一轴时，晶体(分子链)与参考轴的方向平行均匀 地取向。
因此，由于匹配良好的机械性质如弯曲强度、弯曲模量、抗张强度、 扯裂强度、剪切强度、扭转强度、表面硬度等等，本发明的压力-取向模 塑件破碎的情况很少发生。
(b)物理性质
根据生物陶瓷的装料量、变形程度和分子量，本发明的植入材料具 有150到320MPa的弯曲强度和6到15GPa的弯曲模量。
关于其他物理性质，可以获得具有抗张强度为80到180MPa、剪切 强度为100到150MPa以及压缩强度为100到150MPa的材料，并且这 些值与通常的人的皮质骨的强度类似，比合成的人的皮质骨的强度高， 所以可以说它接近于理想的植入物。
例如，当把一种通过将平均粒径为5μm的HA以30％的重量比均 匀地混合和分散到具有上述范围内的起始粘均分子量的L-乳酸的均聚物 上而获得的混合物进行熔融模塑时，再将获得的胚段在低温下以如下条 件通过压力变形进行取向模塑，该条件为变形程度R＝So/S为1.5或 更大，从而获得了具有250MPa或更大的弯曲强度的压力-取向模塑件， 其强度足以超出皮质骨的强度。
当可改变取向程度的变形程度R变大时，在机械方向上的复合材料 的机械强度获得提高。并且，当生物陶瓷粉末的装料量也同时增加时， 获得了具有高的弯曲模量的产物。
以这种方法，可以获得弯曲强度超过300MPa和弯曲模量接近于皮 质骨的值即15GPa的植入物。
由于单位是GPa，从数字的观点有人会认为弯曲模量在6到15GPa 的范围内并没有很大的差别。但是，当该值是10GPa或更大时，当实际 使用时，根据在插入时对弯曲或偏移的抵抗力(当板变形时的抵抗力或其 刚性)，与低于上述水平的值相比，将会引起很大的差别；所以，当它被 使用如作为骨接合术材料时，根据物理用途，就会发现不仅仅是数值上 的差别。
(c)通过切割加工或其他加工处理方法进一步将其切割成最终模塑 件，可以从本发明的、压力-取向的、高强度的、并具有条形或其他外形 的复合模塑件获得医用的植入物。
(d)植入物的特点
本发明的植入物具有以下特点。
(i)由于植入物含有重量比为10到60％处于均一状态的粒径为0.2 到50μm的微小粒子或其聚集体(簇和物)，当它通过切割或其他加工方法 刮割后，大量的生物陶瓷粒子暴露在表面，所以它表现出良好的生物相 容性，并且生物陶瓷在植入后的初期就与生物骨直接结合，其结果是提 高了起始的固定能力。
(ii)由于它是通过一种新型的增强方法来制备的，该方法通过基体聚 合物(其中具有合适分子量及分布的聚合物的分子链或晶体被取向)同时 也通过生物陶瓷来增强材料，所以它可以以引入高的起始强度的方式来 设计，并且至少在2到4个月(骨愈合所需的时间)中保持几乎相同的强 度，然后以不引起组织反应的速度逐渐降解。
(iii)由于生物陶瓷粉末是连续地分散在复合材料的内部，通过逐渐 降解使粉末暴露在材料的表面，从而使材料与生物骨结合。
同时，由于生物陶瓷增强了骨诱导和骨传导，并且最后很快填充了 聚合物消失后形成的空腔，故可使生物骨的取代有效进行。
(iv)由于生物陶瓷的微小粒子是大量地包含在复合材料中，故可通 过简单的X射线照相而获得适当的照片，所以利用X射线观察治疗状况 和进程可有效的进行，对于只有聚合物的情形这一点是不可能实现的。
除此以外，基体聚合物和生物陶瓷在临床领域具有实际使用的结 果、在生物体内很安全、并具有生物相容性。因此，可以说这种用作植 入物的复合材料是一种理想的生物材料。
附图简述
图1为用于骨接合术的圆筒形材料的取向条件的图解说明，并且图 1(A)表明其纵截面的取向条件，图1(B)是表明其取向条件的水平图。
图2为用于骨接合术11的板形材料的取向条件的图解说明，图2(A) 表明其纵截面的取向条件，图2(B)是表明其取向条件的水平图。
图3图解表明了模塑件的纵截面上的晶体的取向条件，并且图3(A) 表明当成为机械中心的轴或面位于中心位置或到两边距离相同的位置时 的取向条件，图3(B)表明当上述的轴或面离开中心位置或离开到两边距 离相同的位置时的取向条件，图3(C)表明当上述的轴或面完全离开时的 取向条件，图3(D)表明传统单一轴拉伸的模塑件的取向条件。
图4是表明在将胚段冲压装入成形模具的空腔之前，通过压缩变形 进行的取向模塑件的状况的剖面图。
图5是表明在将胚段冲压装入成形模具的空腔之后，通过压缩变形 进行取向模塑件的状况的剖面图。
图6是表明通过最后的切割加工得到的用于骨接合术的螺钉例子的 垂直剖面图。
图7是表明在将胚段冲压装入成形模具的空腔之前，通过锻造变形 进行取向模塑件的状况的剖面图。
图8是描述在取向模塑件中通过压缩变形进行晶体取向的机理的解 说性剖面图。
图9是描述在将胚段冲压装入成形模具的空腔之前，通过使用成形 模具压缩变形的取向模塑件的状况的解说性剖面图，该成形模具中直径 减小部分的两个倾斜角彼此不同。
图10为表明用于骨接合术的板形材料的取向条件的图解说明，并且 图10(A)表明其纵截面的取向条件，图10(B)是表明其取向条件的水平 图。
图11(A)是用于验证性测试(1)的胚段的侧视图，图11(B)是其水平 图。
图12是在验证性测试(1)中通过压缩变形进行取向模塑后的圆条的 侧视图。
图13(A)是用于验证性测试(2)的胚段的侧视图，图11(B)是其水平 图。
图14是在验证性测试(2)中通过压缩变形进行取向模塑后的模塑件 的侧视图。
图15一个解说性图，其中本发明的复合材料的内部结构与以前的复 合材料的内部结构，作有关复合物增强方法的比较。
[符号说明]
符号1表示胚段，2表示模具，2a表示柱形容器部分，2b表示加压 工具，2c和2d表示空腔，10表示一种压缩-取向模塑件，10a表示 边缘部分，11表示用于骨接合术的材料或植入材料，11a表示传统的植 入材料，12表示白色的、不透明的针，20a表示直径减小部分，30表 示用于骨接合术的螺钉，31表示螺钉轴，32表示螺钉顶部以及33表示 旋转夹塞入孔。
实施本发明的最佳方法
下文以解说性而不是限制性的方法给出了本发明的实施例。
各种物理值的测量方法如下描述。
(i)弯曲强度和弯曲模量：根据JIS-K-7203(1982)程序测量。
(ii)抗张强度：根据JIS-K-7113(1981)程序测量。
(iii)剪切强度：根据R.Suuronen等[R.Suuronen，T.Pohjonen et al.， J.Mater.Med.，(1992)426]的方法测量。
(iv)密度：根据JIS-K-7112(1980)程序测量。
(v)结晶度：从使用差分扫描量热计(DSC)测得的熔融峰焓值计算。
(vi)极限扭矩：通过扭矩测量仪(Neji Tester，由Sinpo Kogyo制造)测 得的值。
(实施例1)<通过压缩变形而取向的实施例；情形1>
使用一个挤压机，将粘均分子量为400,000的聚L-乳酸在190℃下 熔融-挤压，得到一个大小为高度×宽度＝60mm×60mm、长度为 50mm、并且粘均分子量为300,000的棱柱形胚段。将这个胚段装入具有 相同的截面形状的成形模具的柱形容器部分，在110℃加热，然后在 2,000kg/cm2的压力下经过直径减小部分冲压装入 高度×宽度×长度＝ 35mm×35mm×120mm的空腔。冷却后，从成形模具中取出获得的棱 柱形压缩-取向模塑件(变形程度R＝3)，切割掉其边缘部分，然后将该 模塑件在纵轴方向上切成厚度为30mm的板形，于是制得了用于骨接合术 的板。
将所获得的用于骨接合术的板的物理性质与具有同样形状的用于骨 接合术的板形对比例的物理性质进行比较，该对比板是从聚乳酸通过在 纵轴方向上进行三倍拉伸而获得的，其比较结果列入下表1。在这一联 系下，于冲压装料前测量了胚段的密度并列入表1。
                                             表1   模塑方法   变形程度   (拉伸比率)   密度   (g/cm3)   结晶度   (％)   弯曲强度   (MPa)   弯曲模量   (GPa)   剪切模量   (MPa)  实施例1   压缩取向   变形程度3.0   1.26   50.3   300   6.5   96   胚段   -   1.24   -   -   -   -  对比例1   单一轴拉   伸取向   拉伸比率   3.0   1.24   53.3   260   6.0   90
在这一联系下，对比例的拉伸板是在110℃的石蜡油浴中通过在纵 轴方向上对同一胚段进行三倍拉伸而获得的。
如表1所示，与由单一轴拉伸物体制成的用于骨接合术的板相比， 由压缩-取向模塑件制成的用于骨接合术的板具有高的密度和高的弯曲 强度、弯曲模量以及剪切强度，并且其密度当然比冲压装料前的胚段的 密度要高。
此即为，可以想到，与那些通过拉伸取向而获得的质稀的单一轴取 向物体相比，通过本发明的制备方法获得的用于骨接合术的板的强度从 整体上得到了提高，这是因为本发明的板的晶体是在将胚段冲压装入成 形模具的空腔时，由于受到通过直径减小部分表面的摩擦产生的剪切 力，而基本上沿着直径减小部分的表面、从周围向中心轴对角线地进行 取向，所以它变得质地致密并且不存在以强度表达的各向异性。
此外，由于选择了合适的模塑温度和塑性变形速度，其结晶度控制 在相对较低的水平上。因此，这种板具有良好的韧性并且其降解速度在 不引起生物反应的范围内。
(实施例2)<通过压缩变形而取向的实施例；情形2>
使用一个挤压机，将粘均分子量为400,000的聚L-乳酸在190℃下 熔融-挤压，得到一个直径为13mm、长度为50mm、并且粘均分子量为 300,000的柱形胚段。如图4所示，将这个胚段装入具有直径为13mm的 圆筒形状的成形模具的柱形容器部分，在110℃加热，然后在1,800kg/cm2 的压力下冲压装入直径为8.5mm、长度为92mm的空腔，同时进行塑性 变形。于是获得了与空腔大小相同的圆筒形压缩-取向模塑件(变形程度R ＝2.3)。
然后，将压缩-取向模塑件进行切割加工处理以制成直径为3.2mm、 长度为40mm的用于骨接合术的针，其物理性质通过与实施例1相同的 方法来测试。
其极限扭矩也通过扭矩测量仪来测定，结果列入下表2。
作为对比例，通过在纵轴方向上拉伸同一胚段，从聚乳酸制得了具 有同样形状以及拉伸比率为2.3的用于骨接合术的针，其物理性质被测量 并加以对比，其比较结果列入下表2。
                                                  表2   模塑方法 变形程度 (拉伸比率)   密度   (g/cm3)   结晶度   (％)   弯曲强度   (MPa)   弯曲模量   (GPa) 剪切模量 (MPa)   极限扭矩   (kg·cm)  实施例2   压缩取向 变形程度 2.3   1.25   47.0   260   6.3 95   6.6  对比例2   单一轴拉   伸取向 拉伸比率 2.3   1.24   50.0   220   5.2 88   5.8
如表2所示，与由拉伸制成的用于骨接合术的针相比，通过本发明 制备方法获得的用于骨接合术的针具有高的弯曲强度和弯曲模量并且具 有高密度。同时，可以看到本发明的针具有很大的极限扭矩值，所以比 对比例的针具有更高的抗扭转强度。
如前面所描述，这些结果证明了，由于以强度表达的各向异性降低， 故本发明的针围绕纵轴方向对抗扭转的强度很大，这是因为其晶体轴基 本上沿着直径减小部分的表面、从用于骨接合术的针的外围向中心轴的 斜线方向进行取向，而对比例的针的晶体轴只在纵轴方向上单一轴取 向。
(实施例3)<通过压缩变形而取向的实施例；情形3>
使用一个挤压机，将粘均分子量为300,000的聚L-乳酸在188℃下 熔融-挤压，得到一个直径为13mm、长度为50mm、并且粘均分子量为 220,000的圆柱形胚段。如图4所示，将这个胚段装入具有直径为13mm 的圆筒形状的成形模具的柱形容器部分，在100℃加热，然后在400kg/cm2 的压力下冲压装入直径为10.6mm、长度为60mm的空腔，于是获得了 与空腔大小相同的圆柱形压缩-取向模塑件(变形程度R＝1.5)。然后， 将压缩-取向模塑件进行切割加工处理以制成直径为3.2mm、长度为 40mm的用于骨接合术的针，其物理性质通过与实施例1相同的方法来 测试。
结果列入下表3。
(实施例4)<通过锻造变形而取向的实施例；情形1>
使用一个挤压机，将粘均分子量为250,000的聚L-乳酸在188℃下 熔融-挤压，得到一个直径为50mm、长度为43mm(包括边缘材料)、并 且粘均分子量为200,000的圆柱形胚段。如图7所示，使用如图4所示的 成形模具(其中直径为50mm的圆筒形容器部分与在同一轴上的直径为 100mm、厚度为10mm的圆盘形空腔连接)、将这个胚段装入圆筒形容 器部分，在100℃下加热，然后在2,500kg/cm2的压力下冲压装入的空腔， 同时进行塑性变形。于是获得了与空腔大小相同的圆盘形锻造-取向模塑 件(直径方向上的变形程度R＝2.0)。
然后，在中心圆筒以外，沿半径方向将锻造-取向模塑件切割得到测 试片，测定了其物理性质。
结果列入下表3。
与上面的实施例3平的晶面不同，这一测试片是具有大的面取向的 模塑件，其中大量的取向轴从圆盘的中心位置向其外围进行辐射取向。
(实施例5)<通过压缩变形而取向的实施例；情形4>
通过在与实施例2中的方法相同的条件下，将粘均分子量为400,000 的聚L-乳酸在188℃下熔融-挤压，得到粘均分子量为300,000的胚段。 然后，将这个胚段装入具有直径为13mm的圆筒形状的成形模具的柱形 容器部分，再在80kg/cm2的压力以及与实施例2相同的条件下将胚段冲 压-装入直径为11.9mm、长度为46mm的空腔，于是获得了变形程度R 为1.2的压缩-取向模塑件。
然后，将压缩-取向模塑件进行切割加工处理以制成直径为3.2mm、 长度为40mm的用于骨接合术的针，其物理性质通过与实施例1相同的 方法来测试。
结果列入下表3。
                                          表3   模塑方法  密度  (g/cm3)   结晶度   (％)   弯曲强度   (MPa)   弯曲模量   (GPa) 剪切模量 (MPa)   极限扭矩   (kg·cm)   实施例3   压缩取向  1.25   43.3   165   5.0 90   5.8   实施例4   锻造取向  1.25   40.5   208   6.0 93   -   实施例5   压缩取向  1.25   42.0   148   5.0 88   5.5   实施例7   压缩取向  1.25   35.6   210   5.1 80   4.8
其弯曲强度和密度比那些在与变形长度R相同的拉伸比率下由单 一轴拉伸而制成的拉伸物体更高。但是，这种模塑件的弯曲强度低于150 到200MPa的下限值，该值为通常皮质骨的强度。因此，看来为了获得 150MPa或更高的强度，象实施例2中的情形变形长度R至少为1.5或 更高是必需的。
(实施例6)<通过压缩变形而取向的实施例；情形5>
通过将与实施例5中获得的相同的聚乳酸胚段装入具有直径为 13.0mm的圆筒形状的成形模具的柱形容器部分、再在与实施例2相同 的条件下将胚段冲压-装入直径为5.3mm、长度为220mm的空腔来尝 试制备具有6.0的变形程度的压缩-取向模塑件。但是，为进行冲压装 料，10,000kg/cm2的高压力是必需的。并且，在所得模塑件上发现了裂 口。
以同一方法，对于变形程度为5.5的情形进行了另一尝试，所得模 塑件部分上具有裂口，不足以使人满意。
但是，当直径减小部分的倾斜角减小(15°)以及模塑件经过某种方法 处理而使其表面滑溜时，获得了性质良好的压缩-取向模塑件。
(实施例7)<通过压缩变形而取向的实施例；情形6>
使用粘均分子量为400,000的聚L-乳酸和聚乙醇酸的共聚物(摩尔 比＝95∶5)，通过与实施例2相同的方法得到了圆筒形的压缩-取向模 塑件，测定了其物理性质，结果列入表3。
由于共聚物的结晶度降低到比均聚物更低的程度，其强度也降低到 比均聚物略低的程度，但是这种压缩-取向模塑件具有足够的强度而可以 用作骨接合术的材料，并且还具有在生物体内比均聚物的情形降解得更快 的优点。
<验证性测试>
下面的实验是为了证实本发明获得的取向模塑件具有与通过在纵轴 方向上拉伸而获得的单一轴取向的模塑件不同的取向形式而进行的。
(1)如图11所示，在通过上述的方法得到的透明聚L-乳酸胚段上扎 一串2.0mmφ的孔，然后塞入白色、不透明的具有相同直径的聚L-乳酸针 12完全填充该孔，该针是通过将相同的聚L-乳酸和无机白色染料混合而 获得的。
将其装入实施例中所述的模具并且通过相同的方法进行压缩取向模 塑，其中直径减小部分的倾斜角为45°，变形程度为2.8。其结果是，获 得了图12形状的针12。
具有较小直径的白色、不透明的圆条形成以中心位置为边的角度为θm ＝28°的弯曲情况。在聚L-乳酸透明物体中的圆条的厚度不是在直径方向 而是在纵轴方向上变形(成为与变形程度相应的厚度)。
(2)与(1)的情形相似，如图13所示，在透明聚L-乳酸胚段的底部扎 了三个φ2.0×10mm的小孔，并且将(1)中所用的白色、不透明的聚L-乳 酸针12塞入每一个孔。
然后，在2.8的变形程度下进行压缩取向。其结果是，获得了如图14 所示形状的模塑件。塞入胚段中心位置的较小直径的圆条B和相同直径的 塞入与外围靠近的部分的圆条A与C形成角度θm＝28°，B到达底面， 但A和C呈现从底面浮起的状态，如图14所示。
虽然受到成形模具(1)和(2)的锥部的倾斜角度(这种情况下为45°)和变 形程度(这种情况下为2.8)的影响，角度28°与从理论公式tanθm＝ tanθ/[A(A0.5-1)](这种情况下，θ＝45°，A＝2.8)得到的θm＝30°相近。
从试验(1)和(2)可明确的知道，使用如图4所示模具通过压缩变形获得 的取向模塑件中，当具有相同直径的胚段上的一部分材料接近于中心位置 并且其他接近外围的材料后进入模塑件空腔时，前者在模塑件空腔中先于 后者变形。
于是，证实了中心材料对周围材料的角度受到锥面的倾斜角的影响， 但它与相应于变形程度的理论角度θm接近。
此即为，相同直径上的材料形成“锥形”的取向面，就象蚁狮做的 凹坑，其中具有角度θm的取向轴连续辐射，同时也形成一种取向方式， 其中这些取向面在纵轴方向上连续。
这种方式显然与通过在纵轴方向上拉伸而获得的简单的单一轴取向 不同。很容易理解在图10获得了其应用方式，更复杂的取向方式在图7 的锻造取向中获得。
(实施例8)<压缩模塑件；情形7>
将最大粒径为31.0μm、最小粒径为0.2μm、平均粒径为1.84μm(于 900℃烧结)的羟基磷灰石(HA)悬浮在乙醇中，加入溶有4％重量比的粘 均分子量为400,000的聚L-乳酸(PLLA)的二氯甲烷，搅拌混合物从而使 在不引起HA二次聚集的条件下进行均匀分散。在搅拌的同时，进一步 加入乙醇，使PLLA与HA共沉淀。接着，过滤并充分干燥以获得PLLA 的微粒，其中具有上述粒径的HA以20、30、40、50或60％重量比 均匀分散。
使用挤压机在185℃下将其熔融模塑以得到粘均分子量为250,000、 直径为13.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图4和图5所示，将这个胚段在具有13.0mm的孔的圆筒 形容器部分中于110℃下加热，再通过冲压-装入一个具有直径为 7.8mm、长度为90mm的孔的空腔进行模塑，该空腔通过一个直径减小 部分与圆筒形容器部分相连接，于是获得了与空腔具有相同的形状的取 向模塑件，其中PLLA和HA是复合的并且HA均匀分散。在这种情况 下，θ＝15°。
当将如此获得的模塑件的截面积定义为S，塑性变形前的胚段的截 面积定义为So，变形长度R＝So/S＝2.8。
表4表示了这样获得的HA/PLLA复合物(样品号2，3，4，5，6) 压缩-取向模塑件的物理性质与只含有PLLA、变形程度为2.8的压缩- 取向模塑件(样品号1：参比例1)以及含有30％重量比的HA、未经过 压缩取向处理的非取向模塑件(样品号3′：参比例2)的物理性质的比较。
如表4所示，含有HA的复合PLLA的压缩-取向模塑件的机械物理 性质获得了显著的提高。
                                                         表4   1   2   3   3′   4   5   6   7   组成   PLLA   HA 0wt％   压缩取向   PLLA   HA 20wt％   压缩取向   PLLA   HA 30wt％   压缩取向   PLLA   HA 30wt％   没有取向   PLLA   HA 40wt％   压缩取向   PLLA   HA 50wt％   压缩取向   PLLA   HA 60wt％   压缩取向   PLLA   HA 30wt％   单一轴拉伸   弯曲强度   (MPa)   260   273   280   148   284   230   175   145   弯曲模量   (GPa)   6.5   7.1   7.8   4.9   9.5   12.5   14.3   3.3   抗张强度   (MPa)   157   168   175   92   172   165   160   65   剪切强度   (MPa)   96   104   113   98   177   120   125   61   结晶度(％)   49   44.2   42.5   2.3   43.6   43.8   44.0   43.5   密度1)   (g/cm3)   1.265   1.415   1.505   1.505   1.606   1.723   1.857   0.924   PLLA2)的   比例(％)   100   89.5   83.3   83.3   76.2   68.1   58.7   -
注1)：密度是从生物陶瓷的真实比重量换算过来的理论值，以下与此相同
注2)：当只含有PLLA的模型的重量定义为100时，在相同外形的含HA的压缩取向模型中的PLLA的重量。
作为另一参比例，通过传统的单一轴拉伸(其中取向力在离开材料的 方向上施加，与本发明的压缩取向的方向相反，取向方式也不同)制备的 拉伸取向模塑件样品号7，其物理性质也列入表4。拉伸是在与110℃ 在液体石蜡中加热后进行的。
由于这种模塑件的填充物和聚合物在拉伸变形时从材料的界面开始 发生不同的移动，它是一件很差的产品，其中材料表面发生纤维化而被 撕裂，从这两种材料的表面形成了无数的大的和小的空隙。
因而，没有获得可能重复生成的物理量，并且其值很低。在这类样 品中，表4中的样品7显示了最好的值。
同时，它是一种稀疏的物体，由于形成了无数的空隙而具有0.924的 低密度，所以可以设想物体外部的生物体液能够很容易地渗透进来，其 降解将会很快。
基于这些结果，证实了具有本发明意图的物理性质的植入材料不能 通过单一轴拉伸来获得。此外，其强度很低以至于不能用作植入物。
(对比例3)<压缩模塑件>
利用粘均分子量为400,000的PLLA和最大粒径为100μm、平均粒 径为60μm(于900℃烧结)的HA，通过与实施例8相同的方法以及在相 同的条件下获得其中HA以30％重量比分散的PLLA微粒。以实施例8的 相同方式使用挤压机熔融挤压得到的PLLA微粒以得到粘均分子量为 250,000、直径为13.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，通过与实施例8相同的方法和相同的条件，将这个胚段冲压- 装入成形模具的孔中，于是获得了复合HA/PLLA的压缩-取向模塑件， 其变形程度R＝2.8，其中HA均匀分散。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与实施例8中的含有30％ 重量比的HA的模塑件(样品号3)进行对比，结果列入下表5。
                  表5   HA的平均粒径  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   60  250  7.0   1.84  280  7.8
与平均粒径为1.84μm实施例8(样品号3)的情形相比，平均粒径为 60μm的对比例3表现出较低的强度。在弯曲强度测试中，对比例3中达 到了屈服点并且在最大的负载时破碎，但实施例8(样品号3)没有破碎。
导致这样的原因是，不管PLLA的高程度取向，由于HA的大粒子 或大的易碎的HA的聚集体以很大的量分布，故PLLA基体被HA中 断，所以不能实现其强度。
相反的，对于甚至含有最大粒径为31.0μm的HA聚集体的实施例 8(样品号3)的情形，在最大负载时并不发生破碎。在同一方式下，对于 实施例13的压缩-取向模塑件(将在下文中描述)，也不发生破碎，该模 塑件是含有最大粒径为45μm的未烧结羟基磷灰石粒子或其聚集体的复 合材料。
由于外力总是施加在骨接合术的植入材料上，不具备足够的压力以 对抗外力的材料在手术后到骨愈合的时期可能破碎。所以，我们感兴趣 的植入物除了高强度以外必须还具备韧性，并且在屈服时不引起破碎的 性质对于植入物极其重要。因而最大粒径为大约50μm或稍小些的粒子 或粒子聚集体对于成功地实施本发明并能满足这种机械性质是必需的。
(实施例9)<压缩模塑件；情形8>
利用粘均分子量为220,000和180,000的PLLA以及与实施例8相同 的HA，通过与实施例8相同的方法以及在相同的条件下获得其中HA 以30％重量比均匀分散的PLLA微粒，然后使用挤压机将其挤压得到粘 均分子量为150,000和100,000、直径为13.0mm、长度为40mm的圆柱 形胚段。
然后，将这个胚段冲压-装入与实施例8相同的成形模具，于是获得 了复合HA/PLLA的压缩-取向模塑件，其变形程度R＝2.8，其中HA 均匀分散。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与那些分子量分别相同、只 含有PLLA的压缩-取向模塑件参照例进行对比，结果列入下表6。
                            表6   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   PLLA-HA 30wt％   Mv＝150,000，   R＝2.8  245  7.0   44.6   PLLA 100％   Mv＝150,000，   R＝2.8  210  5.5   50.0   PLLA-HA 30wt％   Mv＝100,000，   R＝2.8  1991)  7.3   46.0   PLLA 100％   Mv＝100,000，   R＝2.8  190  4.5   52.0
(注1)在屈服点破碎
与实施例8的情形相比，从粘均分子量为150,000的胚段获得的模 塑件的强度略低，但其弯曲强度能足够应付作为骨接合术材料的用途。 而且，其强度和弹性模量比只含有PLLA的取向模塑件要高。
相反的，从粘度平均分子量为150,000的胚段获得的模塑件与只含有 PLLA的情形相比，其弯曲强度有所提高，但在屈服点时发生破碎。
然而，可根据生物陶瓷的装料量为10％重量比的条件来获得在屈服 时不破碎的模塑件。当聚合物的分子量降低时，其比强度通常也同时降 低。看来，粘均分子量为100,000的模塑件破碎是因为引入了大量的HA 而导致作为复合材料其韧性降低。
因而，可以认为甚至当引入了HA时，为了保证具有足够的强度(刚 性)和韧性，胚段的粘度平均分子量的下限为100,000。
(实施例10)<压缩模塑件；情形9>
利用粘均分子量为400,000的PLLA以及与实施例8相同的HA，通 过与实施例8相同的方法以及在相同的条件下获得HA以15％重量比均 匀分散的PLLA微粒，使用挤压机将其挤压得到粘均分子量为250,000、 直径为13.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图4所示，将这个胚段冲压-装入一个成形模具，该成形模 具中直径为13.0mm的圆筒形容器部分与直径7.0mm、长度为113mm的 空腔相连接，或者装入一个直径为14.5mm的圆筒形容器部分与直径 11.8mm、长度为57mm的空腔相连接的成形模具，于是获得了复合 HA/PLLA的压缩-取向模塑件，其变形程度R＝3.5和R＝1.5，其中 HA均匀分散。在这种情况下，θ＝15°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与那些R值分别为R＝3.5 和R＝1.5、只含有PLLA的压缩-取向模塑件参考例子进行对比，结果 列入下表7。
                              表7   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   PLLA-HA  15wt％   R＝3.5  307  8.0   50.7   PLLA 100％   R＝3.5  275  7.2   54.5   PLLA-HA 15wt％   R＝1.5  172  6.3   40.1   PLLA 100％   R＝1.5  165  4.8   44.6
从这些结果可以明显地看出，R＝3.5的模塑件具有高强度(刚性)和 高的韧性，远远超出了只含有PLLA、取向水平几乎同样高的压缩-取向 模塑件的弯曲强度。由于其结晶度低于只有PLLA的模塑件，它是一种 在生物体内对周围组织产生很低的刺激性和发炎性反应的材料。认为这 种由HA粒子的行为引起的效应阻碍了PLLA晶体的生长从而导致它们 微晶化。
虽然R＝1.5的模塑件的弯曲强度只比只含有PLLA的模塑件的弯曲 强度略高，但根据其应用已足够用作骨接合术材料。
(实施例11)<压缩模塑件；情形10>
利用粘均分子量为400,000的PLLA以及平均粒径为2.7μm的磷灰石 硅灰石玻璃陶瓷(AW-GC)，通过与实施例8相同的方法以及在相同的条 件下获得AW-GC以35％重量比均匀分散的PLLA微粒，使用挤压机熔 融挤压获得的PLLA微粒以得到粘均分子量为220,000、直径为14.5mm、 长度为45mm的圆柱形胚段。
然后，如图4所示，将这个胚段中压-装入一个成形模具，该成形 模具中直径为14.5mm的圆筒形容器部分与直径9.6mm、长度为83mm 的空腔相连接，与实施例8的方法和条件相同，于是获得了复合AW- GC/PLLA的压缩-取向模塑件，其变形程度R＝2.3，其中AW-GC均 匀分散。在这种情况下，θ＝20°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与那些R＝2.3、只含有 PLLA的压缩-取向模塑件参考例进行对比，结果列入下表8。
                                 表8   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   密度(g/cm3)   PLLA-AW-GC   35wt％   R＝2.3  267  7.9   40.3   1.594   PLLA 100％   R＝2.3  255  6.2   48.3   1.265
与只含有PLLA的模塑件相比，这样获得的模塑件的弯曲强度有所 提高。当通过切割加工使AW-GC暴露在材料的表面时，AW-GC引起 骨诱导并在几周后在表面上快速地形成HA层，故这可用作对骨连接、 骨结合以及骨取代显著有效的植入材料。
(实施例12)<压缩模塑件；情形11>
利用粘均分子量为400,000的PLLA以及最大粒径为22.0μm、平均 粒径为7.7μm的α-磷酸三钙(α-TCP)，通过与实施例8相同的方法以及 在相同的条件下获得α-TCP以25％重量比均匀分散的PLLA微粒，使用 挤压机熔融挤压获得的PLLA微粒以得到粘均分子量为250,000、直径为 13.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图4所示，将这个胚段冲压-装入一个成形模具，该成形模 具中直径为13.0mm的圆筒形容器部分与直径7.5mm、长度为96mm的 空腔相连接，与实施例8的方法和条件相同，于是获得了复合α- TCP/PLLA的压缩-取向模塑件，其变形程度R＝3.0，其中α-TCP均匀 分散。在这种情况下，θ＝15°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与那些R＝3.0、只含有 PLLA的压缩-取向模塑件参考例进行对比，结果列入下表9。
                                            表9   样品   弯曲强度(MPa)   弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   密度(g/cm3)   PLLA-α-TCP   25wt％   R＝3.0   287   8.4   46.5   1.471   PLLA 100％   R＝3.0   265   6.9   51.3   1.265
这样获得的模塑件具有与HA-复合的模塑件的情形类似的高强 度，其弯曲强度和弹性模量高于只含有PLLA的模塑件。由于α-TCP具 有比烧结的HA更高的生物活性，这种材料可用作对骨取代有效的高强 度植入物。
(实施例13)<压缩模塑件；情形12>
利用粘均分子量为360,000的PLLA以及最大粒径为45μm、平均 粒径为3.39μm的未烧结羟基磷灰石(u-HA)，通过与实施例8相同的方法 以及在相同的条件下获得u-HA以40％重量比均匀分散的PLLA微粒， 使用挤压机熔融挤压获得的PLLA微粒以得到粘均分子量为200,000、直 径为10.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
<活性测试>
为了测试活性是否很高，从用于实施例13中的PLLA制备了分别含 有40％重量比的烧结HA和未烧结HA的胚段，从每一种胚段制备一块 小测试片(10×10×2mm)，浸泡在模拟的体液中，观测沉淀在表面上的 磷酸钙的量。
其结果是，在第三天大量的晶体开始沉淀在未烧结的HA/PLLA上， 晶体层在第六天覆盖了整个表面。但是甚至在第六天晶体层也没有覆盖 烧结HA-PLLA的全部表面。
众所周知，烧结的HA粉末不被骨细胞吸收而消失，并且，在某些情 况下细胞在吞噬作用后产生粉末，因而指出了一种可能性即粉末有导致 组织反应的危险。
然而，未烧结的HA不存在这些问题，因为它具有可被完全吸收的性 质，即在生物体内被吸收而消失，并且它与分布在生物体内的HA在化 学上等同。由于未烧结的HA-PLLA的高强度的植入物还没有被发展， 因此这一例子是本发明具有新颖性、重要性和专利性的基础。
然后，如图4所示，将这个胚段冲压-装入一个成形模具，该成形模 具中直径为10.0mm的圆筒形容器部分与直径7.0mm、长度为76mm的 空腔相连接，与实施例8的方法和条件相同，于是获得了压缩-取向模 塑件，其变形程度R＝2.0，其中未烧结的HA均匀分散。在这种情况 下，θ＝30°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与那些R＝2.0、只含有 PLLA的压缩-取向模塑件参考例进行对比，结果列入下表10。
                               表10   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   密度(g/cm3)   PLLA-U-HA   40wt％   R＝2.0  250  8.0   40.3   1.606   PLLA 100％   R＝2.0  210  5.5   46.7   1.265
与实施例8的烧结HA复合的压缩-取向模塑件的情形相似，未烧结 的HA/PLLA复合物的压缩-取向模塑件的弯曲强度比只含有PLLA的模 塑件的取代更高。由于未烧结的HA被认为具有比烧结的HA更高的生 物活性，所以获得了一种具有很高的生物活性的复合高强度植入材料。
由于未烧结，故未烧结的HA本身是一种无机化合物而不是具有高强 度的粉末如陶瓷，但是由于没有通过烧结进行化学修饰，它是一种与生 物体内的生物羟基磷灰石非常类似的材料。
由于在本发明中基体聚合物得到了增强，未烧结的HA可以被制成复 合材料，其强度与由烧结的HA制备的材料类似。
(实施例14)<压缩模塑件；情形13>
利用粘均分子量为400,000的PLLA以及最大粒径为45μm、平均粒 径为2.91μm的β-磷酸三钙(β-TCP)，通过与实施例8相同的方法以及在 相同的条件下获得β-TCP以30％重量比均匀分散的PLLA微粒，使用挤 压机熔融挤压获得的PLLA微粒以得到粘均分子量为250,000、直径为 13.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图4所示，将这个胚段冲压-装入一个成形模具，该成形模 具中直径为13.0mm的圆筒形容器部分与直径8.6mm、长度为74mm或 直径为7.8mm、长度为90mm的空腔相连接，与实施例8的方法和条件 相同，于是获得了复合β-TCP/PLLA的压缩-取向模塑件，变形程度R 为2.3和2.8，其中β-TCP均匀分散。在这种情况下，θ＝15°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与实施例8中从分散有30 ％重量比的HA(900℃烧结)的复合HA/PLLA获得的、R＝2.8的压缩- 取向模塑件进行对比，结果列入下表11。
                                    表11   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   密度(g/cm3)   PLLA-β-TCP   30wt％   R＝2.3  260  7.4   40.7   1.536   PLLA-β-TCP   30wt％   R＝2.8  276  7.7   42.3   1.536   PLLA-HA   30wt％   R＝2.8  280  7.8   42.5   1.505
这样获得的模塑件比表8和表4所示的R分别为2.3和2.8、只含 有PLLA的模塑件具有更高的弯曲强度。同时，由于R＝2.8的模塑件与 相同R值的压缩-取向模塑件具有类似的弯曲强度，故这表明从复合β- TCP也可获得高强度的压缩-取向模塑件。
(实施例15)<压缩模塑件；情形14>
利用粘均分子量为400,000的PLLA以及最大粒径为30.0μm、平均 粒径为10.0μm的磷酸四钙(TeCP)，通过与实施例8相同的方法以及在相 同的条件下获得TeCP以15％和25％重量比均匀分散的PLLA微粒，使 用挤压机熔融挤压获得的PLLA微粒以得到粘均分子量为250,000、直径 为13.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图4所示，将含有15％重量比的TeCP的胚段冲压-装入 实施例10中的成形模具，将含有25％重量比的TeCP的胚段冲压-装入 实施例12中的成形模具，与实施例8的方法和条件相同，于是获得了 TeCP/PLLA的压缩-取向模塑件，其变形程度R分别为3.5和3.0，其中 TeCP均匀分散。在这种情况下，θ＝15°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与实施例10中从分散有15 ％重量比的HA(900℃烧结)的复合HA/PLLA获得的R＝3.5的压缩-取 向模塑件以及与实施例12中分散有25％重量比的α-TCP、R＝3.0的 压缩-取向模塑件进行对比，结果列入下表12。
                                表12   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   PLLA-TeCP 15wt％   R＝3.5  300  8.0   51.3   PLLA-HA 15wt％   R＝3.5  307  8.5   50.7   PLLA-TeCP 25wt％   R＝3.0  291  8.2   47.7   PLLA-α-TCP 25wt％   R＝3.0  287  8.4   46.5
这样获得的模塑件从其中所含的生物陶瓷的类型来说与实施例10 及实施例12是不同的，但它们的百分含量和R值是相同的。而且，每 一种模塑件表现出几乎相同的强度。当R为3.5，获得了超过300GPa的 极高弯曲强度。
(实施例16)<压缩模塑件；情形15>
利用粘均分子量为600,000的PLLA以及最大粒径为40.0μm、平均 粒径为5.60μm的无水二代磷酸钙(无水磷酸氢钙：DCPA)，通过与实施例 8相同的方法以及在相同的条件下获得DCPA以45％重量比均匀分散的 PLLA微粒，使用压塑机使其熔融以得到粘均分子量为460,000、直径为 8.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图4所示，将这个胚段冲压-装入一个成形模具，该成形模 具中直径为8.0mm的圆筒形容器部分与直径5.7mm、长度为76mm的空 腔相连接，与实施例8的方法和条件相同，于是获得了复合DCPA/PLLA 的压缩-取向模塑件，其变形程度R＝2.0，其中DCPA均匀分散。在这 种情况下，θ＝45°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质列入下表13。
                                     表13   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   密度(g/cm3)   PLLA-DCPA   45wt％   R＝2.0  251  9.1   40.0   1.679
虽然这种模塑件的粘度平均分子量很高，但它可以通过冲压装料进 行塑性变形，而且这种模塑件具有很高的弯曲强度和弹性模量，也具有 高的强度和韧性。
(实施例17)<压缩模塑件；情形16>
利用粘均分子量为400,000的PLLA以及最大粒径为22.0μm、平均 粒径为8.35μm的磷酸八钙(OCP)，通过与实施例8相同的方法以及在相 同的条件下获得OCP以10％和20％重量比均匀分散的PLLA微粒，使 用压塑机使其熔融以得到粘均分子量为250,000、直径为13.0mm、长度 为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图4所示，将含有10％重量比的胚段冲压-装入一个成形 模具，该成形模具中直径为13.0mm的圆筒形容器部分与直径6.1mm空 腔相连接，将含有20％重量比的胚段冲压-装入另一个成形模具，该成 形模具中直径为13.0mm的圆筒形容器部分与直径6.5mm空腔相连接， 分别在与实施例8相同的方法和条件下进行，于是获得了复合 OCP/PLLA的压缩-取向模塑件，其变形程度R为4.5和4.0，其中OCP 均匀分散。在这种情况下，θ＝15°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质列入下表14。
                               表14   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   PLLA-OCP 10wt％   R＝4.5  300  7.7   55.6   PLLA-OCP 20wt％   R＝4.0  310  8.1   52.0
两种模塑件都具有300MPa或更高的弯曲强度。含有20％重量比的 模塑件比含有10％重量比的模塑件的R值更低，但其强度和弹性模量比 后者高。然而，由于R很大，在冲压装料时需要大约10,000kg/cm2的压 力。
作为参考例，含有OCP占10％重量比的胚段(冲压装料相对较易)， 冲压装入可产生R为5.5的成形模具。但在冲压装料时需要高于 10,000kg/cm2的压力，并且在获得的模塑件中发现了大量的裂口。在这些 结果的基础上，可以认为对于含有生物陶瓷的压缩取向PLLA，R值为5 或更小是理想的。
(实施例18)<压缩模塑件；情形17>
利用粘均分子量为380,000的乳酸-乙醇酸共聚物[P(LA-GA](摩尔 比，90∶10)以及最大粒径为31.0μm、平均粒径为1.84μm的HA(于900 ℃下烧结)，通过与实施例8相同的方法以及在相同的条件下获得了R为 2.8的复合HA/P(LA-GA)的压缩-取向模塑件，其中HA以30％重量比均 匀分散。在这种情况下，θ＝15°。
这样获得的压缩-取向模塑件的物理性质与作为对比例的只含有 P(LA-GA)的压缩-取向模塑件进行对比，结果列入下表15。
                              表15   样品  弯曲强度(MPa)  弯曲模量(GPa)   结晶度(％)   P(LA-GA)-HA 30wt％   R＝2.8  235  6.5   35.2   P(LA-GA)100％   R＝2.8  200  5.0   39.5
这样获得的模塑件的强度比实施例8中表示的只含有PLLA的情形 略低。但是，已足够用作植入材料。
(实施例19)<锻造模塑件>
将最大粒径为31.0μm、最小粒径为0.2μm、平均粒径为1.84μm的 羟基磷灰石HA(于900℃烧结)悬浮在乙醇中，加入溶有4％重量比的粘 均分子量为400,000的PLLA的二氯甲烷，搅拌混合物从而使在不引起 HA二次聚集的条件下进行均匀分散。搅拌的同时，进一步加入乙醇，使 PLLA与HA共沉淀。接着，过滤并充分干燥以获得PLLA的微粒，其中 具有上述粒径的HA以30和40％重量比均匀分散。
使用挤压机使其在185℃下熔融模塑以得到粘均分子量为250,000、 直径为13.0mm、长度为40mm的圆柱形胚段。
然后，如图7所示，将这一胚段装入一个直径为100mm、厚度为 10mm的圆盘形的成形模具的圆筒形容器部分，该成形模具装备有一个 直径为50mm、从圆盘的中心位置凸出的圆柱体。在100℃下加热，然 后通过间歇性施加3,000kg/cm2的压力进行锻塑，于是通过锻造压缩取向 获得了具有与成形模具的圆盘形部分具有相同形状的HA/PLLA复合模 塑件。
为了测试其物理性质，在从获得的模塑件的半径方向上(除了圆筒部 分)切割下一片测试片。其结果为，它具有220MPa的弯曲强度、7.4GPa 的弯曲模量、1.505g/cm3的密度以及43.0％的结晶度。
与前面描述的实施例不同，这种由锻造取向获得的模塑件看来是具 有不同的晶面的取向物体，在晶面中大量的取向轴从圆盘的中心位置向 其周围方向取向。
(实施例20)<切割加工的实施例；表面观察和周期性变化>
通过车床切割加工将实施例8中获得的每一种HA/PLLA复合压缩 -取向模塑件进行处理得到外直径为4.5mm、齿根直径为3.2mm、长度 为50mm的螺钉和直径为3.2mm、长度为40mm的针。
同时，从实施例8的PLLA微粒(其中分散了30％重量比的HA)获 得了利用挤压机挤压成板形的胚段，然后，通过实施例8相同的方法和 条件，将胚段冲压-装入一个成形模具，该成形模具是通过将长方形截面 (板形)的柱形容器部分与具有较小截面积的长方形截面空腔相连接而制 成，于是获得了R＝2.8的板形模塑件。这一模塑件的表面使用切刀通 过切割处理获得厚度为2.0mm、长度为20mm、宽度为5mm的板。
这些螺钉、针和板的表面通过扫描电子显微镜来观测。在每一个经 过切割处理的产品中，HA的微小粒子以具有分散的状态暴露在表面， 没有由于二次聚集形成大的聚集体。同时，在每一种产品内部发现了它 们的均一分散。此外，当HA的含量增加时，更大量的HA暴露在表面上。
同时证实了这些植入物是致密的，没有空隙，生物陶瓷和聚合物彼 此很好的紧密结合在一起。这些事实表明了本发明的材料具有以下优点 的基础，即具有高强度、通过它们与生物陶瓷直接接触而与生物骨结合、 可通过在骨愈合的期间保持其强度而能有效的进行骨诱导和骨传导或骨 取代。
同时证实了实施例中获得的高强度聚合物-生物陶瓷复合材料的压 缩-取向模塑件于37℃在模拟体液中可保持等于或高于人皮质骨的强度 长达2到4个月(某些情况下6个月或更长)。此外，通过活体试验证实 了在骨愈合后该材料发生降解、吸收和骨取代的速度快于只含有聚合物 的情形，虽然降解行为根据材料的组成和结构而变化。
工业实用性
如前所述，本发明的用于骨接合术的材料和复合的高强度植入材料 是理想的生物材料，因为它们的机械强度类似于或高于皮质骨的强度， 并由于具有刚性和韧性能在起始对抗破碎。对于植入材料，它能在硬组 织通过被生物骨有效取代而愈合的时期保持其强度，由于生物陶瓷与生 物骨结合并增加骨诱导和骨传导的效应以及材料的生物降解和生物吸收 性质，所以它以缓慢的速度被降解和吸收以至于不对周围的骨产生毒 性，它消失后留下的空间很快被生物体填充，此外的一个好处就是在手 术后的状态可通过简单的X射线照相来观察。
同时，本发明的制备方法不需要特殊的设备和苛刻的条件即可进 行，因此它显然具有很高的实用价值。