JP2002531193A - 生きた組織を再生するための方法および物品 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 生きた組織の不足を含む数多くの医学的状況があり、生きた組織量の増加が望まれる。生きた細胞および組織により浸透されうる形状化された、シェル様手段が空間を設けるような方法でほ乳動物の体内に移植される方法が記載され、その空間はその手段により少なくとも部分的に境界づけられる。手段の形状は、設けられた空間の形状が組織不足の治療が望まれる生きた組織の形状と本質的に同一である。少くとも１つの組織鼓舞分子物質が、設けられた空間内で所望の生きた組織の成長を刺激する目的で設けられた空間内に置かれる。上述の成分からなる、所望の生きた組織を発生するためのキットも開示される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 発明の分野 本発明は、一般的にいって生きた宿主における組織再生に関する。もっと詳し
くは、本発明は組織鼓舞物質（ｔｉｓｓｕｅ ｓｔｉｍｕｌａｔｏｒｙ ｓｕｂ
ｓｔａｎｃｅｓ）と共同して多孔質重合体物質を用いる組織再生に関する。 発明の背景 余分な組織を治療する外科的選択は、組織の量を減少させ正常な組織形態を修
復するという所望の目的を達成するのがうまくいっているのが一般的である。こ
の種の方法は骨切除、乳房切除、部分的および全部の肝切除を含む。しかしなが
ら、組織欠乏が存在し、そして組織の量を増加する必要もしくは要望があるとき
、治療の選択は、もっと複雑で、結果がもっと確実でなくなる。組織の量を増加
させる選択は、自家移植片、同種移植片、異種移植片およびアロプラスト材料の
使用を含む。自家移植片は、患者の１部からもう１人の患者へ移すこと（血管新
生移植片として、もしくは非血管新生移植片として）を含む。自家移植片療法の
主な不利は；移植に利用しうる組織の限られた量、ドナーの部位の病的状況、そ
してある場合には利用しうるもしくは適切なドナーの場所の完全な不足である。
加えて、非血管新生骨移植片の場合には移植される組織の吸収は、減少した組織
量、ならびに不適切な機能および／または美的結果をもたらす。

【０００２】 自家移植片組織が利用できないとき、同種移植片が使用されうることが多い。
同種移植は同一種の２つの個体間での組織の移植を含む。しかし、そのような方
法は問題がないわけではない。この方法に関連した問題はドナーの不足、宿主の
免疫応答、移植組織の免疫拒絶反応を防止するための免疫抑制の必要、宿主によ
る組織片物質の再活力化、およびドナー組織から受取人への病気の移植の可能性
を含みうる。異種移植療法（１つの種からもう１つの種への移植）は同種移植片
に関する組織供給問題を避けて通るが、異種移植の免疫拒絶反応の問題はまだ解
決されなければならない。異種移植細胞のカプセル化を含む免疫−分離法はある
用途において、特に新陳代謝細胞に関連するものに、有望であるが、まだ臨床的
な有効に到達しなければならない。

【０００３】 組織の発生もしくは再生の潜在能力には多くの留意がなされてきた。自己再生
の可能性をいくらか有する組織（たとえば骨、軟骨および神経）の場合には、通
常生分解性である多孔質材料が直接組織形成に使用されてきた。しかし、これら
の再生プロセスは、手段（ｄｅｖｉｃｅ）の意匠と個体の生物学的プロセスに固
有な再生潜在能力との両方に依存し、制限される。この依存性は形成速度、量お
よび得られる組織の構造に影響を及ぼす。骨の場合、コラリン、ヒドロキシアパ
タイトおよび自家移植骨のいくらかの調製のような、多孔質材料が骨の欠損への
組織成長を促進するための足場（骨格）として用いられてきた。このアプローチ
は小さい欠損に関連する場合にうまくいっているが、多くの臨床に関連した大き
な欠損において結果の所望の予測可能性に欠ける。多孔質マトリックスとの宿主
細胞の相互作用、たとえばいわゆる異物反応も、速度、量および手段内に形成さ
れる組織の構造を制約する。

【０００４】 さらに、最近の研究は組織形成を刺激する潜在能力を有する生物活性分子もし
くは移植細胞の使用に集中している。細胞もしくは生物活性分子単独の局部的投
与は不十分であり、組織量の予測しうる再生をもたらさない（Bessho 1996)。し
たがって、研究成果は生物活性分子を送り込み、もしくは移植細胞のための骨格
（ｓｃａｆｆｏｌｄｓ）として作用する担体の使用に集中している。このような
担体は、三次元多孔質ネットワーク、ゲル、微小球もしくは粒状材料のような、
空間充填手段（ｄｅｖｉｃｅ）の形態をとるのが通常である。組織再生のための
空間を創出し維持する膜も生物活性分子のための担体として用いられてきた。

【０００５】 空間充填手段は骨形成を刺激するために知られている生物活性分子のための担
体として作用させるために骨再生の分野で広く用いられてきた（Wolfe とCook,
1994）。骨形成が要求される空間を充填するために用いられる材料は、その構造
形状および機械的性質において広く変動し、多孔質ヒドロキシアパタイト、自家
移植骨、コラーゲンスポンジおよび分解性ポリマー発泡体、骨格（Brekke、米国
特許第５，６８３，４５９号明細書）および微小球を含む。骨再生へのこれらの
種々のアプローチはそれぞれ１つ以上の欠点を有する。

【０００６】 たとえば、多孔質コラリンヒドロキシアパタイトのような比較的強くて堅い物
質は、まわりの軟組織、傷の拘縮（ｃｏｎｔｒａｃｔｕｒｅ）および局部的な負
荷誘発応力により創出される力に耐えうる。これらの物質は物質により示される
幾何学的形状の崩壊に耐え、したがって多孔質マトリックスにより占められる空
間の最初の形態を維持する能力を有する。しかしながら、これらの物質も、さも
なければ新しく形成される骨により占められるであろう空間の有意の割合をふさ
ぐ。結果として、このような物質は骨形成を妨げ、骨と生物物質の間に潜在的に
有害な界面をもたらす。骨内に挿入された生物物質の存在は、正常な骨改造過程
を妨げることができ、そしてついには骨吸収もしくは応力骨折（ｓｔｒｅｓｓ
ｆｒａｃｔｕｒｅｓ）をもたらしうる（Spector 1991）。加えてポリ（ａ−ヒド
ロキシエステル）のような合成分解性ポリマーから構成される骨格もしくは担体
とともに、比較的低い気孔率を生じる比較的大量の物質が十分な強度を有する構
造をつくるのに要求される。したがって。骨形成および有意に比較的大量の分解
生成物のために利用しうる空間は比較的小さい。これらの分解生成物は骨形成を
妨げ得、そして骨吸収をもたらしうる（Bostman 1992）。

【０００７】 これらの問題の多くは、コラーゲンスポンジのような担体の使用により避けて
通られることができ、それは物質の分解段階の間でさえ、骨形成もしくは改造を
有意には妨げないようにみえる。たとえば、Ksander ら（米国特許第４，９５０
，４８３号明細書）、Chu ら（米国特許第５，０２４，８４１号明細書）および
Chu ら（米国特許第５，２１９，５７６号明細書）は、傷の治ゆを促進するため
に生物活性剤とともに使用されうる３５μｍより大きい細孔を有する空間充填コ
ラーゲンスポンジについて記述する。しかしながら、コラーゲンスポンジ、特に
適切な分解時間構成を有するものは上述の生体内応力に耐えられないのが通常で
あり、したがって充填空間の大きさおよび形状を維持できない。その結果、新た
に創出される組織は不都合に示された形状をとり、スポンジの最初の形態と同一
ではなく、適切な、もしくは最適の機能もしくは治療のためにならない。このよ
うな結果が、骨再生のための骨形成（ｏｓｔｅｏｇｅｎｉｃ）タンパクと結合さ
れたコラーゲンスポンジの使用について記述するOppermann ら（米国特許第５，
３５４，５５７号明細書）により報告されている。Wolfe およびCook (1994) も
、骨形成タンパクを用いて形成される骨の形状を制御することの困難さを認識し
、「タンパクの骨形成誘導効果は、特に半固体担体ベヒクルを用いて、限られた
解剖学的領域に制約することが困難でありうる」ことを述べる。この同一の現象
は分解性合成ポリマー構造でもみられ、それらは移植時に適切な機械的応力で設
計されうるけれども、生体内応力に耐える能力を次第に失ない、分解の間のある
時点で崩壊する。

【０００８】 Kubokiら（1995）は骨形成を研究するために平たい、空間充填の不織ガラスフ
ィブリル膜とともに生物活性分子を使用した。この場合、形成された大多数の組
織は、膜のミクロ構造内に位置された軟骨であった。したがって、所望の骨組織
は形成されず、発生した軟骨組織は天然組織の望ましい性質に悪く影響しそうな
非分解性物質と組合わされていた。Chu ら（米国特許第５，２１９，５７６号明
細書）は厚さ１〜２０mmおよび孔径少くとも３０mmを有する空間充填コラーゲン
マトリックスについて記述する。マトリックスは皮膚（ｓｋｉｎ）／皮膚創傷（
ｄｅｒｍａｌ ｗｏｕｎｄ）の治療および組織再生のための使用に意図され、生
物活性分子とともに使用されうる。Chu らの方法はその発明の物品および方法に
より発生した組織の形状を制御する必要性には向けられていない。

【０００９】 これらの組織再生法の改良が誘導（ｇｕｉｄｅｄ）組織再生分野で見出された
。誘導組織再生は歯根膜の組織および骨、特にあごを再生することを目的とする
療法アプローチである。それは選択的な組織除去と患者の組織の自然再生潜在能
力を最適化しようとする試みのコンセプトにもとづく。再生空間からの望ましく
ない繊維質組織の除去は細胞および組織に実質的に不浸透性である不活性（ｐａ
ｓｓｉｖｅ）物理的バリアとして働く膜の使用により達成される。加えて、膜は
組織が再生されるときまで再生空間を維持する。この方法は歯槽骨および歯根膜
組織再生療法の分野を進歩させるのに多くの役割を果たしたが、この方法の広範
囲の使用は、もっとも臨床的に挑戦的な状況での予測可能性の問題のために十分
に実現されているとはいえない。

【００１０】 Scantlebury ら（米国特許第５，０３２，４４５号明細書）は、組織を除去し
た誘導組織再生膜と生物活性の組合わせについての潜在能力について記述した。
このコンセプトは種々の生物活性分子とともに使用されうる分解性、ミクロ細孔
骨再生膜を記述するGolgolewski （米国特許第５，６７６，６９９号明細書）に
よりくり返された。さらに、膜は「骨再生を促進し保護する組織セパレータ」と
して使用された。Golgolewski によれば、ミクロ細孔の本質的機能は、それが「
栄養物流体に浸透しうる」ことである。この記述は最も好適な孔径範囲０．１〜
５．０mmと一致している。同様のコンセプトがSottosanti（米国特許第５，５６
９，３０８号明細書）、Dunnら（米国特許第５，０７７，０４９号明細書）、Je
rnberg（米国特許第５，０５９，１２３号および５，１９７，８８２号明細書）
およびHehli （米国特許第５，３８３，９３１号明細書）により報告されている
。Saffran （米国特許第５，４４６，２６２号明細書）はたとえば、組織修復用
の生物活性分子を直接的に送り込むための２層の、組織除去膜を記述する。生物
活性分子と共同した２層組織除去膜も神経再生のためにAebischer ら（米国特許
第５，０１１，４８６号明細書）により記述されている。

【００１１】 生物活性分子と誘導組織再生膜の共同も、ZellinおよびLinde (1997)によりウ
サギ長骨での小さな実験的欠損において研究された。このモデルにおいて、生物
活性分子を、細胞と組織を除去した膜と組合わせると、骨欠損を再生するのがう
まくいった。しかしCochran ら（1997）らの研究は、あごにおける骨形成は生物
活性分子とともに、細胞および組織を除去した膜の使用により妨害されることを
示す。加えて、HednerとLinde による研究（1995）は、細胞および組織を除去し
た膜と生物活性分子との組合せは生物活性分子単独よりもあごの欠損において骨
の回復を刺激する効果が少ないことを見出した。生物活性分子、ならびに再生空
間から細胞および組織を除去する膜を使用して、予測しうる骨再生はまだ示され
ていない。

【００１２】 Khouriら（1991）は、血管を新生した筋肉皮弁（ｖｏｓｃｕｌａｒｉｚｅｄ
ｍｕｓｃｌｅ ｆｌａｐ）と無機質の脱落した（ｄｅｍｉｎｅｒａｌｉｚｅｄ）
骨マトリックスで満たされた非多孔質シリコーンゴム成型物とともに、骨形成タ
ンパクの使用について記述する。この方法の難点の１つは、生きた自原性組織、
すなわち、現存する生きた組織を外科的に傷つけることを要求する筋肉皮弁の使
用を要求することである。加えて、血管を新生した筋肉組織は、特に患者の他の
機能に有意に影響することなく、口腔のような特定の領域に移植するのに利用さ
れ得ない。

【００１３】 Boyne (1996)は、サルのあごのモデルにおいて骨を再生させるためにチタン製
の矯正板メッシュ（Ｔｉメッシュ）とともにｒｈＢＭＰ−２を使用した。このメ
ッシュは孔径２．２mmを有し、骨の端を安定化するために機械的な支持体として
のみ用いられた。使用されたメッシュ物（ｍｅｓｈ ｄｅｖｉｃｅ）は、再生さ
れる骨のための所望の大きさおよび形態を有する空間の形状を規定しない。Boyn
e からのいくつかの組織片はメッシュの境界を超えて広範な骨形成を示す。

【００１４】 Thompsonら（ＷＯ ８９／０７９４４）は、生物活性剤とともに生体適合性（
ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｌｅ）の支持体（形状および構造は定義されていない）
を使用することにより血管組織の形成を刺激し差し向けるための装置および方法
を記述する。この文献は特定の構成もしくは形状の組織ではなく無定形の血管床
の創出を教示する。

【００１５】 組織を除去していない膜の使用は、長管再生のためにPinedaら（1996）により
研究された。この研究は、膜が、細胞および組織の除去を生じない比較的大きな
孔径で利用されるとき、誘導骨再生の原理およびメカニズムは作動しないことを
示した。したがって、有意に比較的少ない骨形成が細胞および組織を除外しない
大きな孔径の膜で生じる。Haris （米国特許第４，７８７，９０６号明細書）は
、成長による組織を考慮して設計された多孔管内に含まれる不活性粒子を利用す
る顎提（ａｖｅｏｌａｒ ｒｉｄｇｅ）増加のための類似システムを記述する。
Haris の教示はその管への線維血管（ｆｉｂｒｏｖａｓｃｕｌａｒ）の侵入を具
体的に説明するが、この発明は骨誘導剤の使用を教示していない。

【００１６】 Tepic （米国特許第５，２１１，６６４号およびＥＰ ０５５１６１１）は、
支柱により互いに連結された２つの同心で、平行な管状シェルからなる長骨再生
用の構造の使用を教示する。２つのシェルの１つは、互いに連結されたミクロポ
アを備えていてもよく、したがって著者によれば、「拡散だけでも、再血管新生
（ｒｅｖａｓｃｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）が起こる前に危機的（ｃｒｉｔｉｃａ
ｌ）段階で移植された新陳代謝を維持するのに十分である」。さらに著者は同心
管状構造のシェルも「周囲の組織から血管の内部伸長を許す」「０．１〜２mmの
範囲の比較的大きな開口」を有すると述べる。しかし、著者は、膜もしくはシー
ト構造が、軟組織および膜により創出される空間からの軟組織の内部伸長を実質
的に排除するのに用いられる誘導組織再生に関する上述の教示を強く支持する。
実際、最も好適な態様は、誘導組織再生の教示と一致し、０．１〜５．０mmの範
囲の孔径を有する同心性膜構造の使用を明記する。その構造も骨移植用片もしく
は種々の生物活性剤の容器として役立つように意図される。

【００１７】 長骨再生のための自家移植骨とともにマクロ細孔膜の使用は、GelberおよびGo
lgolewski (1996)、そして後にGugalaおよびGolgolewski (1997)により研究され
た。これらの研究において、長骨の欠損は自家移植骨で充填され、マクロ細孔膜
で被覆された。これらの研究はこのような方法で骨を再生することが可能である
ことを示したが、このアプローチも移植片の大量吸収をもたらす。望ましくない
吸収の結果を改良するために、２つの同心円マクロ細孔膜が必要とされた；１つ
は骨髄管に挿入され、もう１つは自家移植骨で充填された環状空間を有する欠損
の周囲に置かれた。長骨欠損は自家移植および単一のマクロ細孔膜の組合わせを
用いて、長い期間適切には直らないことが明らかである。さらに、長骨欠損にお
いて自家移植骨の再生潜在能力を適切に利用するために、同心マクロ細孔膜を含
む高度に特殊な手段の意匠が要求される。この方法のさらなる難点は、それが欠
損を充填するのに少くとも十分な量で自家移植組織の使用を必要とすることであ
る。

【００１８】 Lemperleら（1996）は、自家移植骨のための封じ込め（ｃｏｎｔａｉｎｍｅｎ
ｔ）系としてチタンメッシュの使用を研究した。これらの研究は、この系により
、空の欠損にわたって置かれたチタンメッシュを用いて再生されるだけ多くの骨
を４ケ月以上もの間、再生することが可能であることを示した。Holmes (1997)
も、骨移植の封じ込め系として吸収しうるマクロ細孔シートの使用を前提とし、
そしてPatyk （ＤＥ ９１１５３４１）は骨代用物質のために類似の系を説明す
る。しかし、GugalaおよびGolgolewski の研究が示すように、自家移植骨ととも
に単一のマクロ細孔シートの使用は少くとも長骨の使用については満足すべき長
期間の治療応答を生じない。加えて、このアプローチも欠損を充填するために自
家移植組織の使用を要求する。

【００１９】 TeixeiraおよびUrist (1997)は、長骨再生のためにウシ由来の骨形態発生タン
パクと関連する非コラーゲン骨マトリックスタンパクの混合とともに、径０．５
mmの孔を有するマクロ細孔膜の使用を記述する。

【００２０】 Lemperle（ＷＯ ９８／０７３８４）は、組織再構成のためのマクロ細孔膜構
造を記述する。この文献は、骨および他の組織の再生は、周りの軟組織の脱垂（
ｐｒｏｌａｐｓｅ）を妨げ、そして血管および結合組織の内部伸長を可能にする
マクロ細孔膜の使用により単独で達成されうることを教示する。しかし、Pineda
ら（1996）の長骨再生研究が示すように、誘導骨再生の原理およびメカニズムは
、膜が細孔および組織除外をもたらさない比較的大きい孔径で利用されるときに
は、作動しない。有意に比較的小さい骨再生は、細胞および組織を除外しない大
きい孔径膜で生じる。

【００２１】 Lemperleの文献は、組織および骨の再生においてマクロ細孔膜構造の利点に焦
点をあてているが、骨および血管のような異なる組織の再生を促進する物質で膜
を含浸する可能性についても言及がなされている。膜からの生物活性物質の送り
込みは、魅力的な提案のようにみえるが、このアプローチについては有意の生物
学的および技術的な欠点がある。膜から適切な生物活性分子の治療上有効な量の
送り込みを達成するのは技術的に困難である。たとえば、とくにもし膜が疎水性
物質から構成されているならば、膜表面上に分子の簡易な吸着に頼ることにより
、膜上に十分な量の生物活性剤を装着することは必ずしも可能ではない。性質が
疎水性である物質は、膜を構成するのにもっとも多く使用される。なぜなら、そ
れらはコラーゲンのような親水性物質よりも機械的特性に優れるからである。

【００２２】 膜の十分な装着が達成しえたとしても、次の障害は適切な送り込みプロフィー
ルを備えることである。一般に、生物活性剤は、有意の組織形成を刺激するため
に数日間宿主に生物学的に利用しうるようにつくられなければならない。これは
十分な期間にわたって生物活性剤を送り込むために他の組織発生のアプローチが
制御されたもしくは維持された放出手段をなぜ使用するかである（Bessho, 1996
）。しかし、膜から生物活性分子の単純な吸着および脱着によりこのような維持
された放出プロフィールを得ることは一般的に可能ではない。吸着−脱着メカニ
ズムはいわゆる「突発効果」（“ｂｕｒｓｔ ｅｆｆｅｃｔ”）を生じ、そこで
は生物活性物質の大部分は移植後、最初の１〜２日間で放出される。

【００２３】 膜から生物活性剤を適切に送り込むことを達成するのに伴う技術的困難に加え
て、組織欠損の周辺を囲む、マクロ細孔で組織浸透性膜からの生物活性分子の送
り込みが、所望の組織を再生するのに効果的であることをそれは示さなかった。
膜中のマクロ細孔の存在は生物活性分子の拡散を欠損中心の方へ内側に、そして
、まわりの軟組織の方へ外側に、の両方に許す。これには２つの明らかな不利が
ある。第１に、膜の外側表面近くで高濃度の生物活性分子の存在は、望ましい組
織を膜の外側に形成させそうであり、したがって発生した組織形状の制御不足を
もたらす。第２に、欠損中心の方向の内側への生物活性分子の拡散は欠損を囲む
組織から、間葉（ｍｅｓｅｎｃｈｙｍａｌ）幹細胞のような細胞の移行のために
逆の濃度勾配を生じる。局部的濃度勾配への応答における細胞の移行は化学走性
（ｃｈｅｍｏｔａｘｉｓ）として知られており、化学走性物質の最高濃度の方向
への細胞の移行に関係するが通常である。生物活性分子を送り込まれる膜の場合
には、最低濃度は欠損中心であり、最高濃度は膜の表面である。したがって、間
葉組織の幹細胞は膜の方向への移行を期待され、それらが組織再生を促進するた
めに必要な欠損中心の方向ではない。

【００２４】 要するに、非マクロ細孔の、組織を除去した膜を生物活性剤とともに用いて研
究がされてきた（Cochran ら（1997）ならびにHednerおよびLinde (1995)）。そ
れぞれの場合において、組織を除去した膜の中で空間を充填する担体物質から適
切な方法で送り込まれる生物活性剤は所望の骨再生の成果を達成しなかった。加
えて、所望の骨再生は、細胞および組織除去を生じないマクロ細孔膜が単独で用
いられるときには、達成されない（Pinedaら（1996））。マクロ細孔膜を生物活
性分子で含浸することは（Lemperle（ＷＯ ９８／０７３８４））骨形成を生じ
うるが、再生組織は膜の形状に規定される所望形状に適合する見込みがない。

【００２５】 現在、個体内で所望の生きた組織を予測可能に再生させ、そして自家移植組織
を用いないで再生組織の形状を制御することの必要性がある。したがって、組織
浸透性手段をその手段で定着された空間から送り込まれる組織刺激分子状物質を
有し、再生された生きた組織の形状を制御することができるのに、所望の生きた
組織の予測しうる再生を生じることから強く望まれている。 発明の要約 生きた組織の不足を含み、かつ生きた組織量の増加が要望される、数多くの医
学的状況が存在する。本発明はほ乳動物（該ほ乳動物はヒトを含む）で所望の形
状を有する所望の生きた組織を再生する方法を記載するものであり、該方法は： 多数の孔を有する部分からなる組織浸透性手段（ＴＰ手段）を備え、該孔は細
胞および血管構造を該組織浸透性手段により成長させることを可能にし、該組織
浸透性手段は手段を所望の形状に配列させ、実質的に該所望の形状に保持させる
機械的性質を有すること； ほ乳動物において該組織浸透性手段を有する空間を、該空間と該空間をとり囲
む該ほ乳動物の解剖学的構造の間に、境界が該組織浸透性手段により少くとも部
分的に形成されるように設け、そこで該空間はその中で発生される所望の生きた
組織と本質的に同一形状を有すること； 該空間に少くとも１つの組織鼓舞分子物質（ＴＳＭＳ）を置くこと； 該ほ乳動物からの細胞および血管を該孔を通って該空間に該組織浸透性手段を
通過させること；ならびに 該空間内に該所望の生きた組織を発生させること、 を含む。

【００２６】 再生された所望の生きた組織の制御された形状は、再生された生きた組織がＴ
Ｐ手段の移植により設けられた空間と本質的に同一の形状を有するときに、達成
されうる。

【００２７】 ＴＰ手段は所望の形状に形づくられている本質的に生体適合物質で構成された
平たい部分からなる。移植されると、ＴＰ手段は、ほ乳動物の生きた組織と設け
られた空間との間に多孔質の浸透性境界を与える。したがって、ＴＰ手段は多孔
質の浸透性のシェルの形態をとる。ＴＰ手段は空間の全境界の輪郭を形成し得、
もしくは空間の１部のみの輪郭を形成し得る；境界の残りの部分はほ乳動物の組
織により輪郭を形成される。手段の移植により設けられた空間の形状（大きさお
よび形態）は、ほ乳動物の機能的および／または美的治療のために望ましい生き
た組織の形状と本質的に等しい。好適には、所望の生きた組織の再生はＴＰ手段
により設けられた空間の外側には実質的には生じない。

【００２８】 ＴＰ手段は手段の壁厚を通過する多数の細孔を備える。細孔の重要な特徴は、
それらが手段により設けられた空間の周辺の生きた組織に由来する血管および細
胞を手段の壁厚を通って十分に成長させ、その結果、手段により設けられた空間
に浸透することである。好適には、細孔は手段の壁を直接的に通過するように構
成される。本発明のＴＰ手段は約３μｍ〜約３０００μｍの範囲、の名目的な大
きさを有する。好ましくは、細孔の名目的な大きさは約５０〜約１０００μｍの
範囲、そして最も好ましくは約１５０μｍ〜約５００μｍの範囲であるべきであ
る。

【００２９】 ＴＳＭＳは、所望の生きた組織の成長および発生を直接にもしくは間接に開始
し、刺激しおよび／または支える能力を有する分子性物質である。本発明の最も
好適な方法はＴＳＭＳを適切な担体中に置き、そして担体および一緒のＴＳＭＳ
をＴＰ手段により設けられた空間内に置くことである。

【００３０】 多くの状況において、コラーゲンもしくはヒアルロン酸のような担体物質はＴ
ＳＭＳの送り込みに好適である。

【００３１】 さらに本発明は、ほ乳動物において所望の形状を有する所望の生きた組織を再
生するためのキットを記載し、該キットは：孔を有する部分からなる組織浸透性
手段からなり、該孔は細胞および血管構造を該組織浸透性手段により成長させる
ことを可能にし、該組織浸透性手段は手段を所望の形状に配列させ、実質的に該
所望の形状に保持させる機械的性質を有し；そして少くとも１つのＴＳＭＳ、か
らなる。 発明の詳細な説明 生きた組織の不足を含み、かつ生きた組織量の増加が要望される、数多くの医
学的状況が存在する。本発明はほ乳動物（該ほ乳動物はヒトを含む）で所望の型
の生きた組織の再生、および発生する生きた組織の形状を制御する、ための方法
および要素を記載する。

【００３２】 ここで発生は、ほ乳動物の体内での生きた組織の産生（ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ
）、修復（ｒｅｓｔｏｒａｔｉｏｎ）もしくは再生（ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ
）を意味する。ここで生きた組織は類似の種類の細胞の単純な集合体（ａｇｇｒ
ｅｇａｔｉｏｎ）のレベルを超えた生物有機体（ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｏｒｇ
ａｎｉｚａｔｉｏｎ）のレベルをいう。生きた組織は類似した、関連のある細胞
ならびにほ乳動物の作用、外観および安寧に重要な特定の機構およびプロセスを
有する相互細胞物質から構成される。大部分の生きた組織は多くの細胞の種類お
よび構造を含む。たとえば、骨組織の大部分の成分は、鉱物化されたコラーゲン
のマトリックス内に通常位置される骨細胞；骨細胞のために栄養物を供給する血
管；を含み、そして血液成分のもとである脂肪質の骨髄および／または細胞を含
みうる。

【００３３】 制御された形状を有する所望の生きた組織の発生は組織浸透性（ＴＰ）手段を
外科的に移植することにより達成され、その移植はほ乳動物の体内に所望の形状
の空間を設ける。さらに、ＴＰ手段はその手段により設けられた空間内に置かれ
る１つ以上の組織鼓舞分子物質（ＴＳＭＳ）とともに移植される。

【００３４】 生きた組織の発生が期待される各状況において、所望の生きた組織の種類は機
能、すなわち発生した生きた組織がほ乳動物のために果たすことが要求される機
能による。所望の生きた組織は、ほ乳動物に必要な機能を与える細胞および特別
の細胞マトリックスの有機体から構成される。したがって所望の生きた組織の発
生は臨床的治療のために要求される必要な機能を与え、そして生きた組織不足に
より示される臨床的問題を解決するのに役立つ。発生した組織の制御された形状
は、発生した所望の生きた組織が、ＴＰ手段の移植により設けられた空間と本質
的に同一形状を有するときに達成される。

【００３５】 ＴＰ手段は所望の形状に形づくられている本質的に生体適合物質で構成された
平たい部分からなる。その手段の形状は、手段の構築の間に生じうる。あるいは
、手段は構築の後に、たとえば移植の間に配列されうる。移植されると、ＴＰ手
段は、ほ乳動物の生きた組織と設けられた空間との間に多孔質の浸透性境界を与
える。したがって、ＴＰ手段は多孔質のシェルの形態をとり、そして空間の全境
界の輪郭を形成し得、もしくは空間の１部のみの輪郭を形成し得る；境界の残り
の部分はほ乳動物の組織により輪郭を形成される。手段の移植により設けられた
空間の形状（大きさおよび形態）は、ほ乳動物の機能的および／または美的治療
のために望ましい生きた組織の形状と本質的に等しい。好適には、所望の生きた
組織の再生はＴＰ手段により設けられた空間の外側には実質的には生じない。

【００３６】 ＴＰ手段は手段の壁厚を通過する多数の細孔を備える。これらの細孔は形態も
しくは曲折のような変動する特徴を有しうる。しかし細孔の重要な特徴は、それ
らが手段により設けられた空間の周辺の生きた組織に由来する血管および細胞を
手段の壁厚を通って十分に成長させ、その結果、手段により設けられた空間に浸
透することである。好適には、細孔は手段の壁を直接的に通過するように構成さ
れる。

【００３７】 ＴＰ手段の細孔構造は、ここでは称呼細孔径を用いて述べられる。これらの称
呼細孔径は測定しうるパラメータに関するので、実際的で正確な方法が本発明の
範囲を規定するのに用いられうる。

【００３８】 本発明のＴＰ手段は約３μｍ〜約３０００μｍの範囲、の称呼大きさを有する
。好ましくは、細孔の称呼大きさは約５０〜約１０００μｍの範囲、そして最も
好ましくは約１５０μｍ〜約５００μｍの範囲であるべきである。エタノール泡
立ち点（ｂｕｂｂｌｅ ｐｏｉｎｔ）により確定されるように、約３μｍ〜約２
０μｍの称呼大きさの範囲の比較的小さい細孔は、所望の生きた組織の発生に作
用するのに十分に小さな血管の内部伸長をさせうる。しかし、約２０μｍ〜約３
０００μｍの範囲の比較的大きい細孔は、設けられた空間で所望の生きた組織の
もっと迅速な発生をしだいに支えることのできる比較的大きい血管の貫通成長（
ｔｈｒｏｕｇｈ−ｇｒｏｗｔｈ）を助長すると考えられる。さらに、約３０００
μｍより大きい称呼の孔径を有する非常に大きい細孔は、ある場合には、ＴＰ手
段のまわりの軟組織を設けられた空間に突き出させ、その結果、空間内で発生し
た所望の生きた組織の形状を制御する能力を低下させることがあると考えられる
。

【００３９】 ＴＰ手段の細孔は、上述の範囲の称呼大きさをすべて有することができ、ある
いは細孔の１部のみが約３〜３０００μｍの範囲の称呼大きさを有しうる。重要
な特徴は、ＴＰ装置が上述の範囲の称呼大きさを有する多数の細孔を備えること
である。細孔の１部のみが上述の範囲の称呼大きさを有するとき、細孔の残りの
部分は約３μｍより小さい称呼大きさを有するのが好適である。

【００４０】 数多くの方法が孔径の特徴づけのために存在する。しかし、本発明の称呼細孔
径範囲全体にわたって正確で、かつ実用的である実用方法は発明者に知られてい
ない。したがって本発明の細孔径は２つの方法を用いて特徴づけられる；標準的
なエタノール泡立ち測定法が比較的小さい細孔径（約３μｍ〜約１５０μｍの称
呼細孔径）の範囲を特徴づけるのに用いられ、そしてろ過法が比較的大きい細孔
径の範囲（約１５０μｍより大きく、約３０００μｍまで）を特徴づけるのに用
いられる。これらの方法が使用されうる細孔径の範囲はＴＰ手段およびその細孔
構造を構築するのに用いられる物質に依存して変動する。

【００４１】 約３〜約１５０μｍの比較的小さい範囲は、ＡＳＴＭ Ｆ３１６−８６に記載
される標準泡立ち点測定法を用いて特徴づけられる。簡単には、代表的な部分少
くとも１cm² がＴＰ手段から切除される。その代表的な部分はＴＰ手段の称呼細
孔径範囲の細孔を含むと思われるように選ばれるべきである。低い表面張力およ
び低い蒸気圧のいくつかの液体の１つが、この実験に用いられうる；これは水、
石油蒸留物、変性アルコール、エタノールおよび鉱油を含むが、これらに限定さ
れない。十分なぬれが試験の前に達成されなければならず、液体は試料をぬらす
ことができるように選ばれる。適切に設計された容器が液体が試料をとおって漏
れないように用いられうる。試料をこえて液体の水準を通り抜ける空気流が最初
にみられるまで空気圧が試料の上流への付加を増加される。これが発生する圧力
は泡立ち点圧力として知られ、試料の最大細孔径を規定する。泡立ち点圧力は、
円形断面を有する毛細管細孔の前提に基づくＷａｓｈｂｕｒｎの式を用いて等価
の細孔径に変換されうる（ＡＳＴＭ Ｆ３１６−８６）。細孔径分布も上流圧力
を増加させ、乾および湿膜を通る、得られる空気流を記録して乾流および湿流曲
線を得ることにより特徴づけられる。ＴＰ手段が所与の泡立ち点圧力よりも低い
２つ以上の細孔を備えることを示すために、上述の泡立ち点実験が同一のＴＰ手
段からのもう１つの代表的試料を用いてくり返される。２つの実験のセットはさ
らに追加の２つのＴＰ手段についてくり返される。ついで、各ＴＰ手段について
測定された２つの泡立ち点圧力の高い方がＴＰ手段の平均泡立ち点圧力を計算す
るために用いられる。たとえば、３つの各ＴＰ手段からの２つの試料は、次の泡
立ち点圧力を有することがわかった：手段＃１−第１試料について約６．５kPa
（０．９５psi ）、そして第２試料について約６．９kPa （１．０psi ）、手段
＃２−０．９psi および０．８５psi 、手段＃３−０．７５psi および０．８ps
i 。平均泡立ち点圧力は１．０，０．９および０．８psi の平均、すなわち（１
．０＋０．９＋０．８）／３＝０．９psi （約６．２kPa ）である。

【００４２】 いくつかのＴＰ手段について、泡立ち点試験を実施するのが可能ではないこと
がある。たとえば、大きい細孔（約１５０μｍより大きい称呼細孔径）を有する
ＴＰ手段については、ある場合には、試料に置かれる液体が細孔を通って流出し
、適切な泡立ち点測定がされるのを妨げる。もし泡立ち点試験が実施され得ない
ならば、その試料は泡立ち点圧力０psi を与えられ、ろ過法が最大細孔径を測定
するために実施される。泡立ち点試験がうまくいってもいかなくても、それに続
いて、ビードろ過試験が実施される。

【００４３】 称呼細孔径約１５０μｍ〜約３０００μｍの比較的大きい細孔径の範囲は、ビ
ードろ過法を用いて特徴づけられる。ビードろ過法はＡＳＴＭ Ｆ７９５−８８
に記載されている方法および実施に基づく。少くとも１cm² の代表的な部分がＴ
Ｐ手段から切除される。その代表的な部分はＴＰ手段の称呼細孔径範囲の細孔を
含むと思われるように選ばれるべきである。代表的試料は細孔構造に最小の崩壊
を生じさせるような手段を用いて平たくされ、適切なハウジング内に装着される
。代表的な試料が採取され得ない場合にはＴＰ手段全体は特別に設計された容器
中に装着されうる。代表的試料が平たくされ得ない場合には、特別に設計された
容器が使用されうる。装着法および容器の意匠の重要な特徴は流出が試料をバイ
パスすることが許されないことである。液体は試料を十分にぬらすように選ばれ
る。装着の前に、試料は懸濁液体を用いるか、または試験を開始する前に懸濁液
体により置換される異なる液体を用いることにより予めぬらされる。固体ビード
は本質的に球形であり、懸濁液体に本質的に中立的に浮遊し、そして本質的に均
一な粒径分布を有する。加えて、それらは懸濁流のいかなる点でも、または試料
を通過するときに、形態および大きさは本質的に変らない。ビードは液体の容積
の１％以下を構成し、少くとも１０mlの懸濁液が使用されるべきである。加えて
、本質的に均一な懸濁液は実験中ずっと維持される。ついで懸濁液は重力による
流れもしくは懸濁液を試料にポンプに送り込むこと、もしくは懸濁液表面に空気
圧を加えることにより試料を通過して流れる。もしポンプが用いられるならば、
ポンプがビードをすり砕いて粒径分布を変えることがないように選ばれるべきで
ある。ろ液は捕集され、試料を通過したビーズの形跡を視覚的に分析される。実
験はビードのないろ液を生じる最小ビードが同定されるまで次第に大きなビード
を用いてくり返される。１つの実験から次の実験のビード径の増分変化は細孔径
の測定に要求される精度の程度に依存して選ばれる。したがって、ろ過法で測定
された細孔径はビーズのないろ液を生じる最小ビード径として定義される。たい
ていの場合、ビード径の増分変化の間で試料を洗浄（試料の構造を有意に変化さ
せない、逆洗法もしくは他の適切な洗浄法を用いて）するのが適切である。適切
に洗浄され得ない試料については一連の試験は洗浄なしに実行されるか、または
新たな代表的試料が実験が行なわれる度にＴＰ手段から切除される。

【００４４】 ここまで述べられた試験は、ＴＰ手段中の最大細孔径を測定するのにまさに十
分である。ＴＰ手段が所与の径より小さい２つ以上の細孔を備えることを示すた
めに、上述の一連の実験が同一ＴＰ手段からのもう１つの代表的試料を用いてく
り返された。ついでこの方法は各手段からの２つの試料を用いて２つの追加のＴ
Ｐ手段についてくり返された。ついで、各ＴＰ手段について測定された２つの細
孔径の高い方がＴＰ手段の平均細孔径を計算するのに用いられる。たとえば、３
つの各ＴＰ手段からの２つの試料は、ビードろ過試験で測定した次の細孔径を有
することがわかった：手段＃１−第１試料について４５０μｍ、そして第２試料
について５００μｍ、手段＃２−４００μｍおよび４５０μｍ、手段＃３−４０
０μｍおよび３５０μｍ。したがって、ビードろ過試験により測定した平均最大
細孔径は、５００，４５０および４００μｍの平均、すなわち（５００＋４５０
＋４００）／３＝４５０μｍである。

【００４５】 上で概要を述べた特徴づけ方法を用いて、本発明のＴＰ手段は２つの測定しう
る変数に関して代わりに述べられうる；泡立ち点圧力およびビードろ過法により
測定される最大細孔径。

【００４６】 したがって、本発明のＴＰ手段は、約５psi より小さいエタノール泡立ち点、
ならびにビードろ過法により測定された約１０００μｍより小さい最大細孔径を
有するような多数の細孔を有する。好適には、本発明のＴＰ手段は約０．３２ps
i より小さいエタノール泡立ち点、ならびにビードろ過法により測定された約１
０００μｍより小さい最大細孔径を有する。最も好適には本発明のＴＰ手段は約
０．０６psi より小さいエタノール泡立ち点、ならびにビードろ過法により測定
された約５００μｍより小さい最大細孔径を有する。

【００４７】 ＴＰ手段は生体適合物質から構築される。このような物質の例は、ポリテトラ
フルオロエチレン、フッ素化エチレンプロピレンのようなペルフルオル化ポリマ
ー、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリエチレンテレフタレート、シリコーン
、シリコーンゴム、ポリスルフォン、ポリウレタン、非分解性ポリカルボキシレ
ート、非分解性ポリカーボネート、非分解性ポリエステル、ポリアクリル、ポリ
ヒドロキシメタクリレート、ポリメチルメタクリレート、ポリエステルアミドの
ようなポリアミド、およびコポリマー、ブロックコポリマー、ならびにそれらの
物質のブレンドを含むが、これらに限定されない。

【００４８】 さらに、ＴＰ手段は非高架橋コラーゲン、非高架橋ヒアルロン酸、ポリ乳酸お
よびポリグリコール酸のような加水分解しうるポリエステル、ポリオルソエステ
ル、分解性ポリカーボネート、分解性ポリカルボキシレート、分解性ポリカプロ
ラクトン、ポリ無水物、およびコポリマー、ブロックコポリマー、ならびに上記
物質のブレンドから構成されうる。

【００４９】 好適には、ＴＰ手段の細孔物質は膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦ
Ｅ）で構成される。ｅＰＴＦＥは非常に不活な生体適合物質であり、医学的移植
の使用の歴史を有する。米国特許第３，９５３，５６６および４，１８７，３９
０号明細書は、その開示は引用によりここに組入れられるが、本発明における使
用に適したｅＰＴＦＥを製造する方法を教示する。

【００５０】 上述の物質は当業者に公知のいかなる方法によっても多孔質に製造され得、手
段により設けられた空間に細胞および血管が貫通成長するのを許すことのできる
手段を与える。このような方法は：制御された大きさのビードを注意深く焼成す
ること；多孔質構造を残すために生体内でもしくは生体外で吸収し、もしくは吸
収されうる、部分的に吸収しうる移植物とその物質を結合すること；繊維を一緒
に織りもしくは編んで織物様材料を形成すること；処理の間、発泡剤を用いて、
材料が硬化するにつれて気泡を形成させ、そして細孔を残すこと；溶媒／溶液相
−分離；レーザーエッチング：イオンビームエッチング：そして粒子をこして、
塩もしくはゼラチンのような粒子を材料の構造に組入れ、そして粒子を溶解除去
して多孔質ボイドを残すこと、を含むが、これらに限定されない。

【００５１】 ＴＰ手段はこのような方法で構築され、移植に先立って、所望の形状に配列さ
れ得、しかも空間内で所望の生きた組織を実質的に発生させるのに必要な時間、
設けられた空間の所望の形状を実質的に保持するような機械的性質を備える。あ
るいは、ＴＰ手段は移植の間に配列されうるように構造されうる。ほ乳動物の体
内に所望の設けられた空間を確立し保持することはＴＰ手段を有する補強手段の
利用を要求しうる。補強手段の例は、支柱（ｓｔｒｕｔ）、ワイヤ、もしくはメ
ッシュの形態をとりうる。補強手段は、ＴＰ手段とともに一体に（ｉｎｔｅｇｒ
ａｌｌｙ）構築される適切な生体適合物質からなる。このような一体の構築法は
、積層、鋳込みおよび共押出しを含むがこれらに限定されない。あるいは、補強
手段は設けられた空間内に生体適合多孔性マトリックスもしくは骨格を配置する
ことにより与えられ得、骨格はＴＰ手段の形状を維持する機械的支持体を与える
。

【００５２】 設けられた空間を実質的に保持するのに必要な時間は、発生されるべき所望の
生きた組織の種類、発生されるべき所望の生きた組織の量および大きさ、および
／または供給される特定のＴＳＭＳに依存して変動しうる。たとえば生きた骨組
織の発生は、もっと急速に発生されうる生きた脂肪組織もしくは繊維質結合組織
のような生きた組織の類似形状に比べて、設けられた空間の所望形状を実質的に
保持する比較的長い時間を要求しうる。設けられた空間を実質的に保持するのに
要求される機械的性質は、分解性物質がＴＰ手段もしくは補強部分の構築に用い
られるとき特に重要である。これらの分解性物質は早まって所望の設けられた空
間を維持する能力を失ってはいけない。

【００５３】 移植時には、ＴＰ手段の移植により設けられた空間は、ほ乳動物の生きた組織
を含有しない。ＴＰ手段の配置時にもしくはすぐ後に、ＴＰ手段の移植によりほ
乳動物の体内に設けられた空間は、ＴＳＭＳを与えるためにそこに配置された、
分解性もしくは非分解性の担体物質を含有する。担体物質はＴＰ手段に機械的支
技を付加的に与える。

【００５４】 さらに、その物質は発生プロセスの間、ほ乳動物の生きた組織に由来する細胞
および血管の移行のための骨格として役立つ、設けられた空間に配置されうる。
この骨格はＴＰ手段の移植に続く通常の過程では空間を充填する血液凝塊（ｃｏ
ａｇｕｌｕｍ）と同様に簡易でありうる。あるいは、その骨格は本発明の方法お
よびキットの１部として与えられてもよく、コラーゲン、ヒアルロン酸、多孔性
もしくは粒子リン酸カルシウムもしくは炭酸カルシウムのような公知の物質を含
みうる。さらに物質は発生される生きた組織の機能的構造を指示するために、設
けられた空間内に配置される。たとえば靭帯および腱における機能的構造は長さ
方向に配向された線維芽細胞およびコラーゲン束により与えられる。長さ方向に
配向したコラーゲンもしくはヒアルロン酸繊維は結果として腱もしくは靭帯を発
生する線維芽細胞により産生される線維芽細胞およびコラーゲンマトリックスの
配向を指示するために本発明の手段により設けられた空間に配置されうる。

【００５５】 ほ乳動物内に所望の形状を有する所望の生きた組織を発生するこの方法に必要
な成分は、所望の生きた組織の成長および発達を直接もしくは間接に、開始させ
、刺激しおよび／または支えることのできる１つ以上の分子性物質をＴＰ手段に
より設けられた空間内に供給することである。これらの分子性物質はここでは組
織鼓舞分子物質（ＴＳＭＳ）といわれる。ＴＳＭＳは自原性、同種異系、もしく
は外因性の組織移植片を含まないが、これらは一般的には特徴づけられていない
多様な細胞もしくは非細胞物質を含み、ある場合には潜在的な病源有機体を含む
。ＴＳＭＳは所望の生きた組織の発生のために必要な、ほ乳動物の特定ターゲッ
ト細胞、組織および生理学的系を刺激することを得やすく、そしてできるような
方法および形態で供給されなければならない。ＴＳＭＳは精製された、もしくは
部分的に精製された形態で供給され得、治療されるほ乳動物の外側に産生される
。ＴＳＭＳは数多くの方法により産生され得、組換タンパク技術、化学的方法、
製薬法もしくは組織抽出法を含むが、これらに限定されない。組織抽出されたＴ
ＳＭＳは自原性、同種異系、もしくは外因性組織由来であり得、骨、軟骨、ぞう
げ質、肝臓、骨髄もしくは血を含むがこれらに限定されない。抽出法は組織の細
胞および非ＴＳＭＳ成分の実質的部分を除去すべきである。あるいは、ＴＳＭＳ
はＴＳＭＳを産生するように変成され、そして移植時に空間内に置かれる細胞に
よって産生されうる。冷凍保存は上述の細胞を供給する１つの方法である。組織
成長および発育を刺激することが知られているＴＳＭＳはある細胞に、１）もう
１つの種類の細胞に変化する（分化）；２）増殖する（有糸分裂誘発）（ｍｉｔ
ｏｇｅｎｅｓｉｓ）；ある方向に移行する（化学走性）；もしくは４）コラーゲ
ンのような細胞外（ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ）マトリックス物質を産生する
（マトリックス合成）；ように、またはこれらの作用の組合わせを、刺激するこ
とにより作用しうる。加えて１つ以上のＴＳＭＳが、異なるけれども称賛の鼓舞
をする成果を達成するように供給され、たとえば１つはＴＳＭＳは有糸分裂誘発
を刺激し、そしてもう１つは化学走性を刺激する。

【００５６】 細胞へ所望の分化、ミトゲンの、化学走性、もしくはマトリックス合成作用を
及ぼすことが知られるＴＳＭＳは、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）の二量体、
インスリン様成長因子（ＩＧＦ−１）、ＩＧＦ−２、塩基性繊維芽細胞成長因子
（ｂＦＧＦ）、酸性ＦＧＦ、血管内皮細胞増殖因子（ＶＥＧＦ）、内皮増殖因子
（ＥＧＦ）、インスリン、インターロイキン１（ＩＬ−１）、腫瘍壊死因子アル
ファ（ＴＮＦ−α）、結合組織増殖因子（ＣＴＧＦ）、形質転換増殖因子−α（
ＴＧＦ−α）、副甲状腺ホルモン（ＰＴＨ）、プロスタグランジン（ＰＧＥ）、
マクロファージコロニー刺激因子（ＭＣＳＦ）、コルチコステロイド（たとえば
、デキサメタゾン、プレドニソロン、コルチコステロン）、ならびにＴＧＦ−β
１，ＴＧＦ−β２、米国特許第５，０１３，６４９号明細書に開示される骨形態
発生タンパク−２（ＢＭＰ−２）、ＢＭＰ−１，ＢＭＰ−３，ＢＭＰ−４，ＢＭ
Ｐ−５，ＢＭＰ−６およびＢＭＰ−７（たとえば米国特許第５，１０８，９２２
、５，０１３，６４９、５，１１６，７３８、５，１０６，７４８、５，１８７
，０７６、および５，１４１，９０５号明細書に開示される）、ＢＭＰ−８（米
国特許第５，６８８，６７８号明細書に開示される）、ＢＭＰ−９（米国特許第
５，６６１，００７号明細書に開示される）、ＢＭＰ−１０（米国特許第５，７
０３，０４３号明細書に開示される）、ＢＭＰ−１１（米国特許第５，６３９，
６３８号明細書に開示される）、ＢＭＰ−１２もしくはＢＭＰ−１３（米国特許
第５，６５８，８８２号明細書に開示される）、ＢＭＰ−１５（米国特許第５，
６３５，３７２号明細書に開示される）を含むタンパクの上位区分（ｓｕｐｅｒ
ｆａｍｉｌｙ）である形質転換増殖因子−β（ＴＧＦ−β）の種々の一員である
。有用でありうる他のタンパクは、Ｖｇｒ−２、ならびに米国特許第５，８０８
，００７号明細書〔ＧＤＦ−３〕、米国特許第５，８０１，０１４号明細書〔Ｇ
ＤＦ−５〕、および米国特許第５，８２１，０５６号明細書〔ＧＤＦ−９〕、な
らびにＰＣＴ出願ＷＯ ９５／０１８０１〔ＧＤＦ−６〕，ＷＯ ９５／０１８
０２〔ＧＤＦ−７〕，ＷＯ ９４／２１６８１〔ＧＤＦ−８〕，ＷＯ ９５／１
０５３９〔ＧＤＦ−１０〕，ＷＯ ９６／０１８４５〔ＧＤＦ−１１〕，ＷＯ
９６／０２５５９〔ＧＤＦ−１２〕等に記載されるものを含む種々の成長・分化
因子〔ＧＤＦ〕を含む。さらに本発明で有用でありうるのはＢＩＰ（ＷＯ ９４
／０１５５７に開示される）およびＭＰ５２（ＰＣＴ出願ＷＯ ９３／１６０９
９に開示される）である。上述の出願のすべての開示はここで引用により組入れ
られる。

【００５７】 本発明の好適な態様において、ＴＳＭＳは適切な担体物質中に配置され、ＴＰ
手段により設けられた空間内に位置される。担体物質は、ほ乳動物の適切な細胞
、組織および生理的系を刺激することのできる方法および形態でＴＳＭＳを供給
するベヒクルとして役立つ。ＴＰ手段により設けられた空間内からＴＳＭＳを供
給することは、現在までにみられた所望の形状を有する所望の生きた組織の最も
うまくいく発生を達成する。担体物質は、ＴＰ手段の移植に続く通常の過程で空
間を充たす血液凝塊と同様に簡易でありうる。担体物質は多孔性、非多孔性、ゲ
ルもしくは粒子（たとえばミクロ球）であってもよく、そして種々の物質から構
成され得、分解性および非分解性ポリマー、コラーゲン、ヒアルロン酸、ならび
にリン酸三カルシウムのようなカルシウム塩物質、硫酸マグネシウム、炭酸カル
シウムおよびヒドロキシアパタイトセラミックを含むが、これらに限定されない
。担体は空間内で組織の発生を実質的に妨げ、もしくは干渉すべきではない。し
たがって、ＴＳＭＳは、設けられた空間の小さい割合もしくは部分を劣化させる
か占める多孔性もしくは粒子マトリックス中に置かれるのが好適である。

【００５８】 ある場合には、設けられた空間内で発生する特定の組織はほ乳動物の生きた組
織に由来する。この方法は供給されるＴＳＭＳの種類、および所望の組織の種類
および位置に依存する。

【００５９】 他の場合に、空間内で所望の組織の種類の前駆体である細胞を、好ましくは治
療されるほ乳動物から得られ、離されて、配置することが望ましい。これらの前
駆体細胞および供給されるＴＳＭＳは生きた組織の種類および発生する組織を決
定する。たとえば、脂肪組織の発生については、空間内で発生される所望の生き
た組織が脂肪組織であることを確実にするために、設けられた空間が移植時にプ
レ脂肪細胞を「接種」（“ｓｅｅｄｅｄ”）されることが望ましい。もし本発明
方法が、組織発生の過程でプレ脂肪細胞に寄与するのに利用しうる組織がほとん
ど、もしくは全くないような部位で使用されるならば、これは特に重要である。
未分化の間葉幹細胞は所望の生きた組織を発生させるのに利用されうる細胞の例
である。これらの前駆体細胞を供給する１つの方法は、凍結保存による。

【００６０】 移植処置の間、ＴＰ手段は体内で移植しうる物品を固定するための縫い糸、ホ
ッチキス、びょう、ねじ、生体適合接着剤、もしくは他の外科分野で公知の方法
を用いて、ほ乳動物の組織まわりの場所に固定されうる。あるいは、その手段は
固定のための特別の方法なしにほ乳動物の体内に外科的に簡易に配置されうる。

【００６１】 本発明を用いて発生されうる所望の生きた組織の種類は、骨の場合のように、
特殊であり得、または１つ以上の種類の組織からなるが、機能的な目的を与える
、たとえば歯根膜の支持構造（これらの組織は歯を固着させ支える）、を含んで
いてもよく、それはあごの歯槽骨、歯根膜靭帯および歯根セメント質から構成さ
れる。

【００６２】 本発明の方法および成分を用いて発生されうる組織は、骨組織、歯根膜組織、
脂肪組織、腱組織、靭帯組織、ガラス状（ｈｙａｌｉｎｅ）軟骨組織、関節軟骨
組織、筋組織、および結合組織を含むが、これらに限定されない。

【００６３】 所望の生きた組織は、生きた組織量の増加が望まれるほ乳動物の部位で発生さ
れる。あるいは所望の生きた組織は生きた組織量の増加が望まれる部位から離れ
た部位でほ乳動物内に発生され、ついで当業者に知られた外科的移植法を用いて
所望の部位に移入されうる。

【００６４】 好適な態様において、ＴＰ手段は膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦ
Ｅ）のシートを用いて構築される。ＧＯＲＥ−ＴＥＸ（登録商標）Regenerative
Material Submerged Configurations（浸水構造の再生材）（W.L.Gore and Ass
ociates, Inc., Flagstaff, AZ）の外側部分のミクロ構造と同一のｅＰＴＦＥが
出発物質として十分である。称呼径３００μｍの細孔がレーザーエッチングを用
いてシートに構築される。レーザーエッチングされたｅＰＴＦＥシートは、ポリ
プロピレンメッシュ（Conwed 6065; Conwed Plastics, Inc. Minneapolis, MN,
米国）に積層することにより補強される。補強の構成部分が、手段を形づくり、
手段により設けられる空間の維持を助けるために付加される。任意には積層ｅＰ
ＴＦＥシートは、顎骨稜、長骨および脂肪組織のような用途のための所望の形状
に加熱成型することにより形づくられうる。

【００６５】 積層および形づくられるＴＰ手段の構築に用いられるｅＰＴＦＥ物質は次のよ
うな多孔質特性を示す：エタノール泡立ち点から計算された平均最大細孔径６．
１μｍ；および平均エタノール流動圧から計算された平均細孔径１．７μｍ。シ
ートの顕微鏡評価は、物質の壁厚により比較的蛇行した管を形成する節間の空間
で、約５μｍ〜約４０μｍ（称呼２０〜２５μｍ）の節間距離を示す。レーザー
エッチングされた細孔は約３００μｍ径の大きさを有し、ＸおよびＹ両軸におい
て約０．８mm離れた中心に位置する。これは、表面積の約１１％が３００μｍの
細孔で占められることを生じる。レーザーで形成された孔の大きさおよび間隔は
、レーザーで形成された孔の有意の部分が積層につづくポリプロピレンメッシュ
により妨げられないことを確保するポリプロピレンメッシュに関して相殺される
ように選択された。ついで各シートの補強領域は雄型および雌型アルミニウムダ
イを用いて永久的形状に加熱成型される。ダイ表面間の間隔はポリプロピレンメ
ッシュの構造変形を防止し、ｅＰＴＦＥにおけるレーザーエッチング孔をおそら
く遮断するためにシム（ｓｈｉｍ）の使用により維持される。

【００６６】 この態様において、組換ヒト骨形態発生タンパク−２（Genetics Institute,
Inc., Cambridge, MA 、およびWangらにより発行された米国特許第５，０１３，
６４９号明細書の教示による。引用によりここに組み入れられる。）は、ｒｈＢ
ＭＰ−２のための担体として作用するウシ由来の多孔質コラーゲンスポンジと結
合される。ＨＥＬＩＳＴＡＴ（登録商標）Absorbable Collagen Hemostatic Spo
nge （吸収性コラーゲン止血スポンジ）（COLLA-TEC, Inc., Plainsboro, NJ ）
は満足しうる担体である。

【００６７】 上述のＴＰ手段は外科的に移植されるので、空間がほ乳動物の体内に設けられ
る。ｒｈＢＭＰ−２を運ぶ吸収性コラーゲンスポンジは設けられた空間に置かれ
る。手術の創傷は標準的な外科用の閉じる方法および物品を用いて閉じられる。

【００６８】 イヌを用いた実験は、本発明の上述の態様の方法および物品を用いて、生きた
骨組織が大きな顎骨欠損に発生されることを示す。発生した生きた骨組織は移植
後４〜８週間で予め形成されたＴＰ手段により設けられた空間を実質的に充填し
た。これらの実験で用いられたＴＰ手段は非分解性膨張ポリテトラフルオロエチ
レン膜およびポリプロピレン補強メッシュから構成され、そして用いられたＴＳ
ＭＳはヒト組換骨形態発生タンパク−２（ｒｈＢＭＰ−２）であった。刊行文献
からの証拠は、ｒｈＢＭＰ−２への応答における骨生成の時間枠はイヌよりもヒ
トのほうが長いことを示唆する。

【００６９】 もう１つの態様において、ＴＰ手段は生体適合分解性物質で構成される。Ｈａ
ｙｅｓ（引用によりここに組入れられる米国特許出願Ｓｅｒ．Ｎｏ．０８／９４
２３７１）の教示にしたがって処理されたポリ（グリコリド：トリメチレンカー
ボネート）（ＰＧＡ：ＴＭＣ）ブロックコポリマーから構成される多孔質不織ウ
ェブを含む出発物質は、この目的に十分である。そのウェブ物質は約０．０６３
psi より大きいエタノール泡立ち点値を有する。この泡立ち点値は約１５０μｍ
より小さい細孔径に対応する。ＰＧＡ：ＴＭＣウェブ物質は生きた骨もしくは歯
根膜組織発生のために所望の形状を加熱成型されうる。さらなる態様は約０．０
６３psi より大きいエタノール泡立ち点平均値を有する上述のＰＧＡ：ＴＭＣウ
ェブ出発物質を含むが、それはさらにレーザーエッチングされ約２００μｍより
大きく、約４００μｍより小さいまさに多数の細孔を構成する。レーザーエッチ
ングはウェブを所望の形状に加熱成型することにつづいて行なわれる。さらに、
適切な担体およびＴＳＭＳ、たとえば吸収性コラーゲンスポンジにおけるｒｈＢ
ＭＰ−２は、ＴＰ手段の移植により設けられた空間に配置される。 実施例 はしがき： 歯槽骨およびセメント質の再生は治療されるほ乳動物の体内の空間の設置に
決定的に(critically)依存するようにみえることを研究に示した。この空間は、
繊維質結合組織の内部伸長を妨げる不活性バリアとして作用し、そしてその中へ
骨もしくは歯根膜組織が成長するのが望まれる空間を設ける、組織除外（ＴＥ）
膜手段の外科的配置により設けられる。ＷｉｋｅｓｊｏおよびＮｉｌｖｅｕｓ（
Ｊ．Ｐｅｒｉｄｏｎｔａｌ １９９１；１８：４９〜５９頁）に記載されている
イヌの臨界的な大きさの(critical-sized)歯根膜欠損モデルにおいて、非補強Ｔ
Ｅ ｅＰＴＦＥ膜手段は設けられた空間の量の相伴う減少とともに、上にある軟
組織からの圧力に応答して崩壊する傾向を示す。ＴＥ手段は膜により設けられた
境界の外側で軟組織に由来する組織貫通成長を実質的に防止する小さい孔径を有
する膜である。臨界的大きさの欠損は、ある種類の有意の介入なしに動物の生涯
にわたって自然には再生しない。空間の崩壊が実質的に完全であるとき、骨再生
はほとんど、もしくは全く起こらない。崩壊が不完全で、限定された容量の空間
が設けられる状況においては、歯槽骨再生は進行し、手術につづく４週間以内に
、利用しうる空間の大部分を充たす（Ｈａｎｅｙら、Ｊ．Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａ
ｌ １９９３；８８３〜８９０頁）。形づくられ補強された膜シェルで設けられ
た比較的大きい容積の空間の存在下で、歯槽骨は５ｍｍの歯槽上の歯根の膜欠損
の平均して７５％である歯表面に適応する「生理的」（”physiologic”）形態
をとる。傷空間の残りは密な繊維質結合組織で充たされる（Ｓｉｇｕｒｄｓｓｏ
ｎらのＪ．Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ １９９４；６５：３５０〜３５６頁）。臨
界的大きさの歯根膜欠損における固有の再生潜在力は、ＴＥ膜により有意に向上
されうるけれども量は限定されるようにみえる。加えて、歯根膜構造の形態は個
々の固有の生物学的潜在力をのみ頼りにすることにより制御されうる。組織貫通
成長を許すのに十分大きい細孔を有する膜を用いて固有の再生潜在能力に関して
このモデルに利用しうる情報はなかった。 実施例１ 組織除外および組織浸透性手段を用いる歯根膜組織再生 目的： この検討の目的は、外科的に創出された歯槽上の臨界的大きさの欠損において
歯根膜組織を再生する能力について、組織除外（ＴＥ）および組織浸透性（ＴＰ
）手段を比較することである。その手段は歯と外科的に創出される欠損を囲む空
間を設けるために用いられる。この検討において、生きた組織の再生は被実験動
物（subject）の固有の生物学的再生潜在能力に依存する。外因ＴＳＭＳは、実
験もしくは対照部位のいずれにおいても、手段の移植により設けられた空間に置
かれない。

【００７０】 血管構造および軟組織細胞を設けられた空間に浸透させることのできるＴＰ手
段の使用は、ＴＥ手段に等しい歯根膜構造の再生を生じさせることが仮定される
。 材料および方法： ６頭の雄性ビーグル犬（１８−２４ヶ月齢、重さ約１５ｋｇ）は、押合い（cr
owding）もしくは歯周疾患のない完全な下顎小臼歯（Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４）を示し
、ＵＳＤＡ承認の業者から入手されたものであり、この検討に用いられる。

【００７１】 この検討における対照（ＴＥ）は補強され、予め形づくられたｅＰＴＦＥ手段
を利用するか、それらはイヌの歯槽上の臨界大きさの歯根膜欠損のために特別に
設計されている。これらの手段は、その手段により創出された境界の外側に位置
する軟組織に由来する細胞および血管をその手段で設けられた空間に浸透させる
ことから実質的に除去するミクロ構造を備える。

【００７２】 実験（ＴＰ）部位は空間を設けるように設計され対照と同一の形状を有する、
類似のｅＰＴＦＥ手段で処理される。実験の手段は歯肉軟組織に由来する細胞お
よび血管を貫通成長させるのに十分な、比較的大きい（称呼３００μｍ径）孔を
くまなく備える。

【００７３】 明確な３次元形状を有する、予め形づくられたＴＥおよびＴＰ補強ｅＰＴＦＥ
手段が次の方法により構築される： 膨張ＰＴＦＥ出発物質は、引用によりここに組入れられる、Ｓｃａｎｔｌｅｂ
ｕｒｙらの米国特許第５，０３２，４４５号明細書の実施齢１に記載される方法
にしたがって製造される。これらの出発物質を用いて、圧縮ｅＰＴＦＥの５ｃｍ
×８ｃｍの平たいシートが、引用によりここに組入れられる、Ｓｃａｎｔｌｅｂ
ｕｒｙらの米国特許第５，０３２，４４５号明細書の実施例８に記載される方法
にしたがって製造される。圧縮ｅＰＴＦＥシートは密度約０．６ｇ／ｃｃ〜１．
４ｇ/ｃｃ、および厚さ約０．１３〜０．２５ｍｍ(約０．００５〜０．０１０イ
ンチ)を示す。数多くのロットの気孔率測定試験は、積層された手段の構築に用
いられたｅＰＰＴＦＥについて次の値を示す：エタノール泡立ち点から計算され
た平均最大細孔径６．１μｍ；および平均エタノール流動圧から計算された平均
細孔径１．７μｍ。このシートの顕微鏡評価は物質の壁厚により比較的蛇行した
管を形成する節間の空間を伴う約５μｍ〜約４０μｍ（称呼２０〜２５μｍ）の
節間距離を示した。

【００７４】 ポリプロピレンスクリムメッシュ（Ｃｏｎｗｅｄ ６０６５；Ｃｏｎｗｅｄ
Ｐｌａｓｔｉｃｓ，Ｉｎｃ．Ｍｉｎｎｅａｐｏｌｉｓ，ＭＮ．米国）の２４ｍｍ
×２４ｍｍシートは、ｅＰＴＦＥシート上に集められ、２つの材料は一緒に加熱
積層される。得られるポリプロピレン積層ｅＰＴＦＥシートは集められステンレ
ス鋼フレームクランプに締められる。締められたフレームは熱いプレート上に置
かれ、シートは加熱されてポリプロピレン成分を軟化させる。いったん加熱され
ると、シートは「バスタブ」（“bathtub”）形状の雄型雌型アルミニウムダイ
の間でプレスに急いで置かれ、ダイは閉じられる。ダイ表面間の間隔はポリプロ
ピレンメッシュの構造をさらに変形させないようにシム(shims)の使用により維
持される。加熱シートはついで冷却され、シートの形状を「バスタブ」形状に固
着させる。各手段のバスタブ形状領域は長さ約２４ｍｍ、高さ１０ｍｍの大きさ
を有し、非補強をｅＰＴＦＥの周辺「スカート」（”skirt”）を含む。バスタ
ブの先端（apex）での曲率半径は約２ｍｍであり、先端は約４ｍｍの径を有する
アーチ形を形成する。この形状はイヌのあごの歯槽峰の高さおよびアーチ形に一
般的に再降伏し、この動物モデルの欠損に特別に適応するように設計される。こ
れらの構造物はＴＥ手段の意匠を含む。

【００７５】 ＴＰ手段を構築するために、同一の圧縮ｅＰＴＦＥの５ｃｍ×８ｃｍシートが
基材として使用される。くまなく、孔は各ｅＰＴＦＥシートの中心の２４ｍｍ×
２４ｍｍ領域にレーザーで開けられる（Ｍｏｄｅｌ １７２０Ｃ、Ｕｎｉｖｅｒ
ｓａｌ Ｌａｓｅｒ Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｓｃｏｔｔｓｄａｌｅ，ＡＺ．米国）。
開けられた孔（細孔）は径が約３００μｍの目標寸法を有し，ＸおよびＹ軸とも
に約０．８ｍｍ離れて中心に位置される。これは３００μｍ細孔により占められ
る２４ｍｍ×２４ｍｍの表面領域の約１１％に帰着する。孔のレーザー開けにつ
づいて、ポリプロピレンメッシュの２４ｍｍ×２４ｍｍシートはレーザー穴開け
領域にわたって直接におかれ、ｅＰＴＦＥシートに加熱積層され、そして上述の
ように補強領域は加熱成型される。レーザー穴開けされた孔の大きさおよび間隔
はポリプロピレンメッシュ構造に関して相殺するように選ばれ、レーザー穴開け
された孔の有意の部分が積層化につづくポリプロピレンメッシュにより妨げられ
ないことを確実にする。

【００７６】 すべての手段はＥａｇｌｅＰａｃ（登録商標）殺菌のう中に一括され、移植に
先立って殺菌された。

【００７７】 これらの用途のために設計された小さな医用グレードのチタン合金びょう（Ｉ
ＭＺ（登録商標）Ｂｏｎｅ Ｔａｃｓ，ＩＮＴＥＲＰＯＲＥ ＩＮＴＥＲＮＡＴ
ＩＯＮＡＬ．Ｉｒｖｉｎｅ，ＣＡ．米国）が下顎の骨に手段を固定するのに用い
られた。 手術前の処置： 各動物が手術のために用意され、予防の抗生物質（セファゾリン；２２〜４４
ｍｇ／ｋｇ ｉｖ）が手術の１時間以内に投与され、そして手術中に３時間毎に
再投与される。非ステロイド抗炎症剤（バナミン；１ｍｇ／ｋｇ ｉｖ）が手術
前にただちに投与される。

【００７８】 すべての手術処置は、一般的な麻酔下で動物について実行され、誘導のために
テラゾール３．０ｍｇ／ｋｇ ｉｖを用い、つづいて気管内挿管により、そして
手術処置中はハロセンガスで維持する。リドカイン：エピネフリン（１：１００
，０００ ＮＯＶＯＣＯＬ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌ ｏｆ Ｃａｎａｄ
ａ，Ｉｎｃ．，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，Ｏｎｔａｒｉｏ，カナダ）による局部的浸
潤が手術後の痛みを低下させ、止血するために与えられる。 手術方法： 第１、第２および第３の上顎小臼歯が外科的に抜歯され、第４の小臼歯は軟組
織の水準まで高さを減少され、そしてさらされた歯髄腔は閉じられる（Ｃａｖｉ
ｔ（登録商標）、ＥＳＰＥ，Ｓｅｅｆｅｌｄ／Ｏｂｅｒｂａｙｅｒｎ，ドイツ）
。上顎の歯列（dentition）のこの減少は、治療中に実験の顎の部位と衝突する
上顎歯からの外傷の可能性を防止する。抜歯の後に、皮弁は再配置され、縫合し
て閉じられる。

【００７９】 この検討で用いられる、歯槽上の臨界的大きさの歯根膜欠損モデル、およびそ
の変形は、Ｗｉｋｅｓｊｏら（Ｊ．Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ １９９４；６５：
１１５１〜１１５７頁）により記載されている。臨界的大きさの欠損は、ある種
類の有意の介入なしには動物の生涯にわたって自然には再生しない。簡単には、
歯槽上の臨界的大きさの歯根膜欠損は各動物の右および左あご四分円の第３（Ｐ
３）および第４（Ｐ４）のあご小臼歯のまわりに創出される。縁および溝の切開
は犬歯から第２小臼歯になされる。これらの切開から、ほほおよび舌の粘膜骨膜
皮弁（mucoperiosteal flaps）が上昇され、第１（Ｐ１）および第２（Ｐ２）小
臼歯が抜歯される。チゼル（chisels）および水冷高速ロータリーバー（burs）
を用いて、歯槽骨は分岐部（furcation）領域およびＰ３およびＰ４の周辺まわ
りからセメント質エナメル接合部の下、５ｍｍ〜６ｍｍの水準まで、除去される
。さらされた歯根表面は外科用キューレット（curettes）、チゼルおよび高速回
転ダイアモンドにより平らにされ歯根中心を除去される。第１の顎大臼歯(molar
)(Ｍ１)はＰ３およびＰ４部位で見られる低下した歯槽骨の水準まで切除され、
Ｐ２の位置に骨の高さと同様の水準に低下される。これはセメント質―エナメル
質接合部から低下した歯槽峰の水準まで測定して約６ｍｍの臨床的歯根膜欠損を
生じる。実験の歯（Ｐ３およびＰ４）の頂部はセメント質―エナメル質接合部ま
で約１〜２ｍｍの冠状に切除され、歯髄腔は上述のように閉じられる。

【００８０】 欠損の調製につづいて、ＴＥもしくはＴＰ手段が２つの実験歯にわたって配置
される。建造物の適切な配置は歯と歯根膜のまわりの空間を設ける。手段の移植
は「バスタブ」形状を軟化し、歯にわたって配置することにより達成される。予
め形づくられたｅＰＴＦＥは個々の部位にできるかぎり密接に適合するようにト
リミングされ、膜と骨の間で密接に適合するように企てる（図８）。手段はこの
目的のために設計された小さなチタン合金の骨用びょうを用いてほほ側であご骨
の不活性部分に固着される。

【００８１】 膜により設けられた空間における血塊（blood clot）の生成を確実にするため
に、静脈血が動物から抜かれ、手段により設けられた空間に注入される。静脈血
は滅菌シリンジおよび針を用いて静脈カテーテルから無菌的に抜かれる。約３ｍ
ｌの血がシリンジに抜かれ、新しい滅菌針が備えられ、そして血液は膜の下に空
間へ注入される。

【００８２】 実験条件は一貫した動物の左および右のあご四分円の間で交替され、各動物は
対側性の四分円で組織切除および組織浸透性処理を受ける。

【００８３】 手段配置および設けられた空間への充填につづいて粘膜骨膜の軟骨皮弁は張力
のない皮弁並置をさせるために、皮弁基底近くで骨膜を注意深く切除することに
より可動化される。皮弁は配置された手段の上方へ引張られ、皮弁縁は手段に３
〜４ｍｍの冠称に適合され、縫合せられる（ＧＯＲＥ−ＴＥＸ（商標）縫合糸Ｃ
Ｖ５，Ｗ．Ｌ．Ｇｏｒｅ & Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ Ｉｎｃ．，Ｆｌａｇｓｔ
ａｆｆ，ＡＺ）． 手術後のケア： 放射線写真が手術直後に、そして手術後４および８週後に取られる。

【００８４】 動物は手術後の最初の１４日間缶入りの軟らかいドッグフード食餌が与えられ
た。その後、動物は完全に軟らかくなるまで温水に浸された標準実験ドッグフー
ドペレットを得た。鎮痛剤が手術後の痛みコントロールのために投与される。広
域スペクトルの抗生物質が手術後１４日間、手術後の感染コントロールのために
投与される（エンロフロキサシン、２．５ｍｇ／ｋｇ、ｉｍもしくはｉｖ，ｂｉ
ｄ）．歯肉の縫合糸は手術後約１０日間で鎮静下に除去される。

【００８５】 化学的プラークコントロールは、歯肉縫合糸の除去まで２％クロールへキシジ
ン（グルコン酸クロルへキシジン２０％、Ｘｔｔｒｉｕｍ Ｌａｂｏｒａｔｏｒ
ｉｅｓ，Ｉｎｃ．，Ｃｈｉｃａｇｏ，Ｉｌ：２％溶液４０ｍｌ）の１日２回の局
所投与により維持され、その後は検討の終了まで毎日１回（月〜金）である。 結果および評価： 動物は手術後８週間で麻酔され、安楽死される。安楽死につづいて、歯がまわ
りの軟および硬組織とともに全体で除去された。組織のブロックは、３〜５日間
１０％緩衝ホルマリン内に置かれ、８〜１０週間、５％ギ酸中で脱カルシウムさ
れ、トリミングされ、そしてブチルメタクリレート−パラフィン中に埋め込まれ
る。７μｍ厚さの連続した断片が歯の近心−遠心（mesial-distal）拡張を通る
ほほ−舌の面で切断される。１４番目の切片毎に１００μｍの間隔で観察を考慮
に入れてＭａｌｌｏｒｙにより変成したＬａｄｅｗｉｇ結合組織染色法で染色し
た、 放射線写真が結果に続いてただちにブロックについて取られる。検体ブロック
は未露光の放射線写真デンタルフィルム（Ｋｏｄａｋ Ｕｌｔｒａｓｐｅｅｄ
ａｅ ＤＦ−５０，サイズ４）上で直接に舌表面に置かれる。デンタルＸ線装置
（Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｈｅｌｉｏｄｅｎｔ ａｅ Ｍｏｄｅｌ ３７２４８６１
Ｄ３１０４）が７０ＫＶ、７ｍＡ，露光時間０．３２秒に設定された。円錐体は
フィルムに直角で検体の上方に直接に配置される。

【００８６】 新しい骨の再生は次の方法で測定される。Ｍｉｔｕｔｏｙｏ（商標）測定ダイ
アルカリパス（metric dial caliper）(精度±０．０１ｍｍ)が、放射線写真か
ら直接に測定するのに用いられる。次のパラメータが測定される： １．欠損高さ（Ｄ）−親もしくは予め存在した骨の峰（比較的高い放射線不透過 （radio-opacity）で区別される）からセメント質―エナメル質接合点（頂 部エナメル質が歯根象牙質と出会う点で放射線不透過における差異により区 別される）までの距離。各歯根の近心および遠心表面における欠損高さは各 四分円に対し合計８つの寸法について測定される（四分円につき２つの歯、 歯につき２つの歯根、および歯根について２つの表面）。四分円に対する平 均欠損高さはこれら８つの寸法の合計から計算される。 ２．隣接面の新しい骨の高さ（ＩＰ）−歯間の空間において親骨の水準から再生 された新しい骨の最頂範囲への距離（比較的低い放射線不透過により区別さ れる）。

【００８７】 指数（Ｉ）は各歯および各四分円に対する隣接面骨再生の相対量で計算される
。この指数は、ＩＰ値を各歯についてのＤで割算することにより算出される。こ
の方法は、Ｘ線および／または放射線フィルムの方向に対する組織ブロックの可
能な差異を考慮に入れて検体の比較を考慮に入れる。平均「Ｉ」値、および平均
の標準偏差は、各実験群（ＴＰおよびＴＥ）ならびに各歯群（たとえばＴＰ；Ｐ
３およびＴＰ；Ｐ４）について計算される。

【００８８】 繊維のガラススライドの定性的な観察も行なわれた。第３および第４小臼歯に
対する各歯根の最も中心の染色された区分は歯根管(root canal)の大きさにより
固定される。区分は骨再生について評価された。 結果： 臨床的観察： 検討において６頭の動物の４頭がＴＥの露髄（exposure）を示し、露髄された
四分円の３つは炎症および感染により手段の除去を必要とする。２頭の露髄され
ない手段については、１つは８週間の治療期間、腫脹（swelling）および浮腫（
edema）を示す。

【００８９】 ６つの組織浸透性手段について、１つは露髄されたが、この手段は、８週間の
時間枠での結果まで、比較的無症状でもとの場所のままであった。 概括的組織観察： 次の観察が処理期間中露髄（exposed）されなかった部位についてなされた。

【００９０】 すべての非露髄部位について、手段により設けられた空間は８週間の時間枠内
に組織で充填される。新しい組織の主要成分は、予め存在する骨に連続して、そ
して歯根表面と密接に関連する、種々の量の不可欠の骨、ならびに手段の内部表
面と新しい骨の歯表面の間に通常位置する、適切に組織され、かつ血管新生化さ
れた線維質結合組織からなるのが通常である。定性的には、あらゆる部位で、新
しい骨組織は手段により設けられた空間の５０％未満を占める。

【００９１】 ｅＰＴＦＥ膜の３つ毎のくまない孔の少なくとも２つは手段の周囲の軟組織か
ら手段により設けられた空間に通過する大きい血管（５０μｍ径より大きい）を
示す。 放射性写真評価： 放射性写真評価の結果が表Ａに示される。このモデル系においてＴＥもしくは
ＴＰ手段を配置することなく軟組織皮弁を簡易に冠状配置すること、および縫合
することは、歯槽骨再生に対して非常に限定された潜在能力を示す（Ｗｉｋｅｓ
ｊｏ ｅｔ．ａｌ．，Ｊ．Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ １９９４；６５：１１５１
〜１１５７）。

【００９２】 この検討において、６つのＴＥ部位の１つのみが８週間の治療期間無症状のま
まであり、６つの部位の３つは露髄および感染のために早期の除去を必要とした
。唯一の非露髄、無症状ＴＥ部位は新しい骨指数０．９６を示した。ある種の炎
症合併症（inflammatory complication）を示す残りの５つの部位は、新しい骨
指数０．３２〜０．６１、平均０．４８を示す。これは、このモデルにおいてＴ
Ｅ手段を用いた従来の検討と一致し、そこでは研究者はＴＥ部位の露髄および感
染は歯根膜再生を損なうと結論した（Ｓｉｇｕｒｄｓｓｏｎら、Ｊ．Ｐｅｒｉｏ
ｄｏｎｔａｌ １９９４；６５：３５０〜３５６頁）。加えて、Ｓｉｇｕｒｄｓ
ｓｏｎらは、損なわないＴＥ部位は歯槽骨再生の約７５％を示す（新しい骨指数
０．７５に対応する）ことを見出した。

【００９３】 この検討において、６つのＴＰ手段の５つは８週間、非露髄で無症状のままで
あり、新しい骨指数０．４〜０．８、平均０．５８を示す。もし損なわれていな
いＴＰ手段についての再生潜在能力が損なわれていないＴＥ手段について示され
るそれと類似したならば、ＴＰ手段についての新しい骨の平均指数は少なくとも
０．７５に近づくことが期待される。 結論： これらの結果は、ＴＰ手段での処置は手段なしの処置に比べて増加した再生潜
在能力を有し、そしてＴＥ手段に比べて低下した再生潜在能力を有する。これら
の観察は、歯肉結合組織に由来する線維結合組織細胞は歯根膜欠損における歯槽
骨再生を妨げる潜在能力を有することを述べる誘導組織再生のコンセプトと一致
する。そのＴＰ手段は称呼３００μｍのレーザーで開けた孔のために、線維質結
合組織細胞をその手段の外科的移植により設けられた空間に近づかせる。ＴＥも
しくはＴＰ部位のいずれもその手段の形状により決定される形状を有する歯根膜
組織を再生しなかった。

【００９４】 ＴＰ手段の使用は、ＴＥ手段に比較して、このモデル系における合併症に関す
る露髄の見込みを低下するようにみえる。

【００９５】

【表１】

【００９６】 実施例２： 膜対ＴＳＭＳ ｒｈＢＭＰ−２の空間分布送り込み 目的： この実験の目的はｅＰＴＦＥおよびＰＧＡ：ＴＭＣ膜からのＴＳＭＳ、ｒｈＢ
ＭＰ−２の放出プロフィール（膜送り込み）を測定することである。加えて、膜
は種々の剤で処理され、それらをもっと容易にぬらし、それらの表面の化学的性
質を変え、もしくは異なる種類の結合（たとえばイオンもしくは共有）によりタ
ンパクを固定させる。これらの処理から得られる膜放出プロフィールはコラーゲ
ンスポンジおよびヒアルロン酸フェルト（ＨＡ）に関するものと比較されるが、
それらはＴＰ手段により設けられた空間からＴＳＭＳを送り込む（空間送り込み
）ために適切な担体として選ばれる。空間的送り込み対膜送り込みの相対的効率
がこのように測定される。 材料および方法： 材料の説明 ４つの材料がこの放出実験における担体として使用された：膨張ポリテトラフ
ルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、ポリ（グリコリド：トリメチレンカーボネー
ト）（ＰＧＡ：ＴＭＣ）ブロックコポリマー（Ｈａｖｅｓの米国特許出願Ｓｅｒ
．Ｎｏ．０８／９４２３７１、引用によりここに組入れられる）、コラーゲンス
ポンジ（ＡＣＳ；Ｈｅｌｉｓｔａｔ（商標）吸収性止血コラーゲンスポンジ、Ｃ
ＯＬＬＡ−ＴＥＣ，Ｉｎｃ．，Ｐｌａｉｎｓｂｏｒｏ，ＮＪ）およびヒアルロン
酸フェルト。ｅＰＴＦＥ膜はＳｃａｎｔｌｅｂｕｒｙらの米国特許第５，０３２
，４４５号明細書の実施例１０に記載された方法により製造されたが、引用によ
りここに組入れられる。ＰＧＡ：ＴＭＣ膜はＨａｙｅｓの教示（引用によりここ
に組入れられる米国特許出願Ｓｅｒ．Ｎｏ．０８／９４２３７１）にしたがって
製造されたが、ウェブ構造の形態であり、繊維径３０〜３５ｍｍ、ウェブ密度０
．４８ｇ／ｃｃおよび平均細孔径約９０μｍである。 膜の処理 上述の４つの実験群に加えて、追加の６つの群がこの実験に含められた。ｅＰ
ＴＦＥおよびＰＧＡ：ＴＭＣ膜の両方が３つの方法で処理された：（ｉ）イソプ
ロピルアルコール（ＩＰＡ）に浸される；（ii）エチレングリコールビス〔サク
シンイミドーサクシネート〕（ＥＧＳ）で架橋されたポリエチレンイミン（ＰＥ
Ｉ）で被覆され、つづいてＤＥＩは表面にアミノ実験基を創出する（処理）；（
iii ）ＰＥＩで被覆され、つづいてＥＧＳ，つづいてＰＥＩ，そして次にｒｈＢ
ＭＰ−２をスルホーＥＧＳとともにその表面（ＸＬ）に加え、可逆的にｒｈＢＭ
Ｐ−２を架橋する（Ｇｅｎｅｔｉｃｓ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ，Ｉｎｃ．，Ｃａｎ
ｂｒｉｄｇｅ，ＭＡ，そしてＷａｎｇらの米国特許第５，０１３，６４９号明細
書の教示によるが、引用によりここに組入れられる）。方法（ii）は膜およびタ
ンパクの間にイオン相互作用を与えた。方法（iii ）は膜およびｒｈＢＭＰ−２
の間に加水分解的に不安定な共有結合を形成した。方法（ii）および（iii ）は
Ｄｒｕｍｈｅｌｌｅｒ，すなわち米国特許出願Ｓｅｒ．Ｎｏ．０８／６６０，６
９８；１９９６年６月３日出願；（ＰＣＴ／ＵＳ９０／０１４８６の対応出願）
引用によりここに組入れられる、の教示にしたがってｅＰＴＦＥのために実施さ
れた。ＰＧＡ：ＴＭＣのための工程（ii）および（iii ）は１９９７年５月３０
日に出願されたＣｏｏｋらの米国特許出願Ｎｏ．０８／８６５，８００（ＰＣＴ
／ＵＳ９７／０９６３５の対応出願）の教示にしたがって実施され、それは引用
によりここに組入れられる。

【００９７】 手段の大きさ ｅＰＴＥＦおよびＰＧＡ：ＴＭＣ膜のすべてがｒｈＢＭＰ−２の装着の前に５
×５ｍｍ正方形に切断された。この検討に用いられるコラーゲンスポンジは、厚
さが、３．４ｍｍである吸収型Ｉウシコラーゲンスポンジ（Ｈｅｌｉｓｔａｔ（
商標）吸収性止血コラーゲンスポンジ、ＣＯＬＬＡ−ＴＥＣ，Ｉｎｃ．，Ｐｌａ
ｉｎｓｂｏｒｏ，ＮＪ）の形態であった。各コラーゲン試料はｒｈＢＭＰ−２の
装着の前に８×８ｍｍに切断された。ヒアルロン酸フェルト（ＨＹＡＦＦ１１p
８０）がＦｉｄｅａ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ （Ａｂａ
ｎｏ Ｔｅｒｍｅ，Ｐａｄｕａ，イタリ―）により供給され、厚さ１．５ｍｍで
あった各ＨＡ試料はｒｈＢＭＰ−２の装着の前に２８×４ｍｍに切断された。

【００９８】 ｒｈＢＭＰ−２の放射線標識化 各手段からのｒｈＢＭＰ−２の吸収および放出が放射能からこれを用いて測定
された。ｒｈＢＭＰ−２は次のプリントコールしたがって¹²⁵Ｉで標識化された
。１．５ｍｌのシリコーン化ミクロ遠心分離管（Ｆｉｓｈｅｒ）が２０ｍｇ／ｍ
ｌ Ｉｎｄｏ−Ｇｅｎ試薬２００ｍｌで充填し、一夜乾燥させることにより前も
ってＩｎｄｏ−Ｇｅｎ（Ｐｉｅｒｃｅ）試薬で被覆された。管は使用されるまで
４℃で貯蔵された。ヨウ素化の日に、反応管はＰＢＳ（Ｇｉｂｃｏ／ＢＲＬ）で
洗浄され、ついで３０ｍｇのｒｈＢＭＰ−２（４ｍｇ／ｍｌで７．５ｍｌのＢＭ
Ｐ−２），５ｍｌのＮａ¹²⁵Ｉ（１ｍＣｉ，Ａｍｅｒｓｈａｍ），そして４４ｍ
ｌのＰＢＳ、ｐＨ７．２が反応容器に添加された。管は２５分間、優しく攪拌さ
れ、ついで全溶液はＰＢＳ，ｐＨ７．２で予め平衡化されたＮＡＰ−５精製カラ
ム（Ｐｈａｒｍａｃｉａ）に移された。１０個の２００ｍｌ画分が重力滴下によ
り別々のミクロ遠心分離管中に捕集され、１度に２００ｍｌの溶出物を添加し、
そしてカラムが処理の前に滴下を停止するまで待った。画分をヨウ素化されたタ
ンパクと固定するために、各画分から１ｍｌがＢＳＡ溶液（ＰＢＳ中に１０ｍｇ
／ｍｌ）３３ｍｌに添加され、それにトリクロロ酢酸（ＴＣＡ）溶液（蒸留水中
に１００ｍｇ／ｍｌ）３３３ｍｌが添加された。試料は４℃で１時間インキュベ
ートされ、くもった溶液を形成した。試料は遠心分離され、液体画分は新しい管
に移され、そして固体および液体の両区分はガンマーカウンターを用いて放射能
を測定された。個体区分中の有意の放射能（＞９５％）を有する試料は適切な程
度にヨウ素化されたとみなされ、対応する２００ｍｌ溶出画分が一緒にされ、必
要とされるまで４℃で貯蔵された。このヨウ素化ｒｈＢＭＰ−２はこの検討にお
いて試験される手段を装着するのに用いられたｒｈＢＭＰ−２貯蔵溶液に少量添
加された。十分にヨウ素化されたｒｈＢＭＰ−２のみが装着および放出実験の間
、統計的に測定しうるカウントを得るために用いられた。 手段装着 すべての試料は三重に行なわれた。膜および予め処理された膜群は各群につい
てｒｈＢＭＰ−２の同様の初期装着（各試料につき１６ｍｇ）を達成するために
異なる濃度で装置された。未処理膜は４．０ｍｇ／ｍｌのｒｈＢＭＰ−２溶液２
４０ｍｌに１０分間浸された。ＩＰＡ試料はＩＰＡに１分間予め浸され、ついで
２．０ｍｇ／ｍｌのｒｈＢＭＰ−２溶液２４０ｍｌに１０分間置かれる前に、す
ぐに蒸留水に１分間移された。処理された、およびＸＬの試料の両方が２．０ｍ
ｇ／ｍｌのｒｈＢＭＰ−２溶液２４０ｍｌに１０分間置かれた。ＡＣＳ試料は０
．２ｍｇ／ｍｌのｒｈＢＭＰ−２溶液８０ｍｌで浸漬され、スポンジ内にタンパ
クを組入れさせるのに１０分間保持された。ＨＡ試料は１．４３ｍｇ／ｍｌの濃
度でｒｈＢＭＰ−２の１４０ｍｌで浸漬され、フェルトタンパクを結合させるた
めに１０分間保持された。 吸収および放出の測定 コラーゲンおよびＨＡ試料からの放射能カウント（分毎にカウントで測定（ｃ
ｐｍ））がガンマカウンターで測定された。これらの試料に添加されたｒｈＢＭ
Ｐ−２の量は既知であったので、これらのデータは比放射能（specific activit
y）［ｃｐｍ／ｍｇ］を計算するために用いられた。ｒｈＢＭＰ−２の装着後す
ぐに、全試料はｐＨ４．５緩衝液０．５ｍｌを含む別々のガラス試験管内に置か
れた。ついで各試料からの放射能が測定され、比放射能は移された各試料に装着
されたｒｈＢＭＰ−２の量を計算するのに使用された。

【００９９】 ２４時間毎に、試料は除去され、緩衝液０．５ｍｌを含む新ガラス試験管内に
置かれた。もとの試験管内に残された緩衝液からの放射能カウントが測定され放
出されたｒｈＢＭＰ−２の量に変換された。新試験管における試料からの放射能
カウントが測定され、試料に残存するｒｈＢＭＰ−２量に変換された。これらの
測定は両方ともマスバランス計算が一致することを確かめるために行なわれた。
放射能カウントをｒｈＢＭＰ−２の量に変換するのに用いられる比放射能値は^{12 5} Ｉ標識の放射能崩壊を説明するために毎日修正された。

【０１００】 ついで各試料が放出されるｒｈＢＭＰ−２の量は各試料に装着されるｒｈＢＭ
Ｐ−２の初期量の％として計算された。 結果： この放出実験から得られた結果は下のグラフＡに示される。すべての８つの膜
群に対して、結果は本質的に同一であった。各膜に装着されたｒｈＢＭＰ−２の
９３％超が最初の２４時間で放出された。装着された初期ｒｈＢＭＰ−２の０．
５％未満が、３日間試料を採取されるとき、上記の２４時間にわたり膜送り込み
手段から放出された。大きい％の装着剤が所望放出期間の初期部分で放出される
とき、突発効果（burst effect）と呼ばれる。本発明の適用において、生体内で
実質的な誘導骨形成を達成するために数日間にわたってｒｈＢＭＰ−２の放出を
維持するのが望ましい。９３％より大きいｒｈＢＭＰ−２が最初の２４時間で放
出されるので、ここで述べるもののような膜送り込み手段の使用は実質的な骨も
しくは歯根膜組織形成を達成する必要な数日間、宿主系（host system）にｒｈ
ＢＭＰ−２（もしくは他のＴＳＭＳ）を供給するのは期待されない。受け入れら
れるｒｈＢＭＰ−２送り込みプロフィールは試験されたいかなる膜送り込み手段
を使用しても達成されなかった。

【０１０１】 対照して、コラーゲンスポンジおよびＨＡフェルトのみからの初期２４時間の
放出はそれぞれ初期装着の２９．３％および３３．３％を構成した７日後さえ、
装着された初期ｒｈＢＭＰ−２の２．６％および３．０％が、上記の２４時間に
わたって、コラーゲンスポンジおよびＨＡフェルトからそれぞれ放出された。ｒ
ｈＢＭＰ−２（もしくは他のＴＳＭＳ）のための担当として用いられるとき、コ
ラーゲンスポンジもしくはＨＡフェルトは生体内で実質的な骨もしくは歯骨膜組
織形成を達成するのに十分な生物学的に受け入れられる送り込みプロフィールを
示すことが期待されうる。 結論： この検討で用いられたコラーゲンおよびヒアルロン酸担体は数日間にわたって
ＴＳＭＳ（ｒｈＢＭＰ−２）の維持された放出を示した。コラーゲンおよびヒア
ルロン酸担体の両方が生体内で所望の生きた組成、特に骨もしくは歯根膜組織、
、の発生を導く受け入れられる送り込みプロフィールを達成することが期待され
うる。対照して、ＴＳＭＳ（ｒｈＢＭＰ−２）で含浸された膜は生体内で所望の
生きた組織、特に骨もしくは歯根膜組織、の発生を導く受け入れられる送り込み
プロフィールを達成することは示されなかった。

【０１０２】

【表２】

【０１０３】 実施例３ 目的： この検討の目的は、ＴＳＭＳである組換えヒト骨形態発生タンパク−２（上述
のｒｈＢＭＰ−２）の影響下で生体内で発生された、臨界的大きさの歯槽上の歯
根膜欠損と関連する歯槽骨の形状（大きさおよび形態）は、誘導タンパクがその
手段により設けられた空間中に分布されるときに予め形づくられたＴＰ，ｅＰＴ
ＦＥ手段の使用により予測的に制御されうるかどうかを測定することである。

【０１０４】 ＴＰ ｅＰＴＦＥ手段の移植は、手段により設けられた空間内から送りこまれ
るとき、歯槽骨組織の発生が、所望の形態を有する骨組織の形成をもたらすよう
に、予測的に制御されうるような方法でターゲット宿主の細胞および組織とｒｈ
ＢＭＰ−２の相互作用させると仮定される。

【０１０５】 材料および方法： ４頭の雄性および雌性の異種繁殖された成犬（１０〜１２月齢、重さ２０ｋｇ
以上）がＵＳＤＡ承認の業者から得られた。動物は押合いもしくは歯周疾患のな
い完全な下顎小臼歯（Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４）歯列を示す。

【０１０６】 実施例１で記載されるように製造されたＴＰ手段はイヌの歯槽上の臨界大きさ
の歯根膜欠損を囲む空間を設けるために使用される。 ｒｈＢＭＰ−２（Ｇｅｎｅｔｉｃｓ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ，Ｉｎｃ．， Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，ＭＡ，そして引用によりここに組入れられるＷａｎｇらの
米国特許第５．０１３．６４９号明細書の教示による）が骨形成を誘導するのに
使用される。減菌凍結乾燥されたｒｈＢＭＰ−２が貯蔵安定な緩衝液（ＭＦＲ−
８４２、Ｇｅｎｅｔｉｃｓ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，ＭＡ.,
そして引用によりここに組入れられるＹｉｍらの米国特許第５．３８５．８８７
号明細書による）中で、手術移植量の１．０ｍｌにつき０．２ｍｇのｒｈＢＭＰ
−２濃度で再構成され、配合される。吸収性Ｉ型ウシコラーゲンスポンジ（ＡＣ
Ｓ；Ｈｅｌｉｓｔａｔ（登録商標）吸収性止血コラーゲンスポンジ、ＣＯＬＬＡ
ＴＥＣ、Ｉｎｃ．，Ｐｌａｉｎｓｂｏｒｏ，ＮＴ）に緩衝溶液を加えて、骨誘導
タンパクのための担体として使用される。

【０１０７】 移植物のすべての成分は外科移植のために殺菌して用意される。

【０１０８】 これらの適用のために設計された小さい医用グレードチタンびょう（ＩＭＺ（
登録商標）骨用びょう、ＩＮＴＥＲＰＯＲＥ ＩＮＴＥＲＮＡＴＩＯＮＡＬ、Ｉ
ｒｖｉｎｅ、ＣＡ.米国）が下顎の骨にシェルを固定するのに用いられる。

【０１０９】 この検討はイヌの臨界大きさの歯槽上の歯根膜欠損モデルを利用し、そしてこ
の検討における手術前、手術後ならびに結果および評価手法は実施例１に記載さ
れたものと同一である。

【０１１０】 すべての手術手法が、手術処置の間に気管内挿管および、ハロセンガスで維持
することにより続けられる誘導のためにテラゾール３．０ｍｇ／ｋｇＩ．Ｖ．を
利用する通常麻酔のもとで動物に実行される。リドカイン：エピネフリン（１：
１００，０００；ＮＯＶＯＬＣＯＬ Ｐｈａｒｍａｃｅｎｔｉｃａｌ ｏｆ Ｃ
ａｎａｄａ，Ｉｎｃ.，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，Ｏｎｔａｒｉｏカナダ）での局部
的浸透が手術後の痛みを低下し、そして止血のために与えられる。 手術手法： 手術手法は次の例外を除いて実施例に記載されているものに従う。

【０１１１】 ４頭の各イヌは下顎四分円において、ＴＰ手段およびＡＣＳ担体下に送り込ま
れる約０．４ｍｇのｒｈＢＭＰ−２（０．２ｍｇ／ｍｌｒｈＢＭＰ−２溶液の約
２ｍｌ）での処置を受ける（ＴＰ＋ｒｈＢＭＰ−２＋ＡＣＳ）。 対照として、各逆側（contralateral）四分円はＴＰ＋ＡＣＳ＋緩衝液（２．０
ｍｌＭＦＲ−８４２緩衝液でぬらされたＡＣＳ）をｒｈＢＭＰ−２なしに受ける
。その群内で、処置はつづく動物で左および右あご四分円の間で交替される。

【０１１２】 手段により設けられた空間内でのｒｈＢＭＰ−２の分布は次のように達成され
る。ＡＣＳの５細片（２８ｍｍ×１０ｍｍ×３．４ｍｍ；乾燥大きさ）が殺菌器
具および方法を用いて比較的大きい殺菌シートが切断される。中心におかれた２
４ｍｍ長さのスリットがこれらの細片の３つに形成される。残りの２つの細片は
半分に切断され長さ１４ｍｍの４つの短かめの細片を生じる。手術の間、２ｍｌ
のｒｈＢＭＰ−２（０．２ｍｇ／ｍｌ）が担体中にかなり均一に分布するように
するためにＡＣＳ細片上に滴下される。これは、実験部位に送り込まれるｒｈＢ
ＭＰ−２の０．４ｍｇ合計量を生じる。ぬれたＡＣＳスポンジの量は約２ｍｌで
あり、バスタブ形状手段の「洗面器」（“basin”）の量より少し大きい。ぬれ
た細片はコラーゲンにタンパクの結合させるために少なくとも１０分間保持され
る。ｒｈＢＭＰ−２を受けない部位については、２．０ｍｌの緩衝液がＡＣＳ細
片に添加される。

【０１１３】 ＡＣＳ細片はそれぞれの露出された小臼歯分岐部に短い細片の１つを置くこと
により歯表面に適合される。ついで長い細片は、長さ方向のスリットを歯にわた
ってすべらせ、細片が骨の表面に沿い，そして歯根表面の外側（lateral）およ
び内側（medial）に配置されるように配置することにより適合される。ついで短
い細片は歯間の空間に置かれ，第２の長い細片は第１の頂部に適合される。最後
の層は歯と歯の上方の第３の長い細片との間に第２の短い細片を置くことを含む
。配置が終了すると、ぬれたスポンジはＣＥＪの、もしくはその上方の水準で歯
根表面を十分におおい、あご峰よりも少し広く、そしてＰ３の前およびＰ４の後
に２〜３ｍｍ延びる。

【０１１４】 予め形づくられたＴＰｅＰＴＦＥ手段は、手段と骨表面の間でかなり密接な適
合を得るように試みるために個々の部位とできるだけ密接に適合するようにトリ
ミングされる。手段の移植は「バスタブ」形状を転化し、歯およびぬれたＡＣＳ
細片の上方にそれを置くことにより達成され、細片は歯に適合され、そして小さ
な殺菌医用グレードチタン合金びょう（ＩＭＺ（登録商標）骨用びょう、ＩＮＴ
ＥＲＰＯＲＥ ＩＮＴＥＲＮＡＴＩＯＮＡＬ．Ｉｒｖｉｎｅ，ＣＡ．米国）でほ
ほの骨に固定されている。手段の適切な配置は、手段の内側の全空間を実質的に
充填するぬれたＡＣＳ担体を有する、歯および歯根膜欠損を囲む空間を設ける。

【０１１５】 手段の配置の完了に続いて、粘膜骨膜軟組織皮弁は実施例１に記載されるよう
に可動化され、閉じられる。 手術後のケア： 歯肉縫合糸が手術後５日〜８日の間に除去されることを除いて、手術後のケア
が実施例１に記載されたとおりに従う。加えて、化学的プラークコントロールが
縫合糸除去まで１日２回維持される。いったん歯肉治療が安定化されると、化学
的プラークコントロールは、感染もしくは炎症のコントロールを必要とするよう
な臨床的条件が生じないかぎり終了される。 結果および評価： 安楽死、検体の回収（specimen harvest）および検体の放射線写真は実施例１
において先に記載された手法に従う。

【０１１６】 安楽死に続いて、歯、骨、軟組織および移植材料を含むブロック区分が、鋭い
解剖および往復運動する骨のこぎり（Stryker）を用いて除去され、骨再生を評
価するために放射能写真を取られる。ブロック区分は冷い水道水で洗浄され、最
小限５日間、１０％緩衝ホルマリン中に置かれる。

【０１１７】 ４頭の動物の２頭からの検体はランダムに選びとられ、Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌ
ｅｃｔｒｉｃ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ ＣＴスキャナーを用いてコン
ピューターエイド断層撮影法スキャン（ＣＴスキャン）で評価される。ＣＴスキ
ャン評価のための、検体は断面「切片」（”cuts”）が形成されている場所を決
定するために側面から放射線写真でみられる。比較のために使用される切片は歯
の間の前方面において形成される。各スキャンからのデータはディジタル的にテ
ープカセットに蓄積され、放射線写真フィルムに変換される。画像は最良の解像
度のためにエッジを誇張され、各スキャンは記憶され、１：１の直線比で放射線
フィルムに変換される。

【０１１８】 各動物からの標準的Ｘ線フィルムおよびランダムに選ばれた動物からのＣＴス
キャン画像が定性的に比較される。標準的なＸ線フィルムおよびＣＴスキャン画
像の両方において治療中に形成された新しい骨はあごのもとの骨よりも低い放射
線不透過性（放射線写真で比較的密でない）により明確に同定される。この現象
はイヌの下顎における両性ＧＴＲ法で形成される新しい骨について一般的である
。歯の間からのＣＴスキャン画像は比較のために使用される。

【０１１９】 各検体について歯のＣＥＪに関する骨の高さ（欠損高さの％として表わされる
）が標準フィルムおよびＣＴスキャンの両方から測定される。加えて、新しい骨
の断面形態がＣＴスキャンから測定される。膜の位置もポリプロピレン補強メッ
シュの存在から生じる連続した網状放射線輝線の存在により同定される。軟組織
を含むすべての他の組織はある程度の放射性不透過性を示す。この比較の結果は
表Ｂ；１群に示される。 結果： 評価されたすべての動物は８週間の生存期間に合併症のない治ゆを示した。放
射線写真上のコントロール（ＴＰ＋ＡＣＳ＋緩衝液）は、試験部位（ＴＰ＋ＡＣ
Ｓ＋ｒｈＢＭＰ−２）に比較して実質的に少ない骨再生（約２５％）を示し、そ
の４つすべては１００％の骨高さ形成、およびＴＰｅＰＴＦＥにより設けられた
空間の実質的に完全な充填、を示す（表Ｂ）。新しい骨形成は、手段のアーチ型
形状を取る（図１４、１群）。骨形成は試験部位における手段の外側でほとんど
、ないしは全く観察されない。

【０１２０】

【表３】

【０１２１】 結論： この検討の結果は、８週間の時間枠内で予め形づくられたＴＰｅＰＴＦＥ手段
を用いて、存在するあご骨と軟口部組織の間に空間を設けること、そして空間に
あまねく骨誘導タンパクを分布させることにより、ｒｈＢＭＰ−２の活性により
形成される新しい歯槽骨の形状を予測的に制御することができることを示す。形
成された新しい歯槽骨はＴＰｅＰＴＦＥ手段により設けられた空間の形状をかな
り正確に示すことが重要である。さらに、この結果はこの検討において４頭すべ
ての個体で得られることも重要である。 実施例４ 目的： この検討の目的は、臨界大きさの歯根膜欠損に関連し、ＴＳＭＳ，ｒｈＢＭＰ
−２の影響下で生体内で発生された、歯槽骨の形状が、手段によって設けられた
空間内（完全に全体には分布されない）に誘導タンパクが配置されるとともに、
ＴＰｅＰＴＦＥ手段の使用で制御されうるかどうかを測定することである。加え
て、ＴＰ＋ｒｈＢＭＰ−２＋ＡＣＳ部位から得られる結果はＴＰ手段の配置なし
にｒｈＢＭＰ−２＋ＡＣＳのみで処置された部位と比較される。 材料および方法： ４頭の雄性および雌性異種繁殖された成犬（１０〜１２月齢、重さ２０ｋｇ以
上）がＵＳＤＡ承認業者から入手された。この検討は前述されたイヌの臨界大き
さの歯槽上の歯根膜欠損モデルを利用し、この検討における手術前、手術後、な
らびに回収および評価の手法は実施例１に記載されたものと同一である。実施例
１で述べられるように、ＴＰ手段は歯槽上の臨界大きさの歯根膜欠損を囲む空間
を設けるのに用いられる。 手術の方法： すべての手術手法は次の例外を除いて実施例３で述べられたものに従う。

【０１２２】 この検討において各動物は試験四分円においてＴＰ＋ＡＣＳ＋ｒｈＢＭＰ−２
（０．４ｍｇ）を受けるが、タンパクは移植時に手段により与えられる空間にく
まなくは分布されない。むしろ０．４ｍｇのｒｈＢＭＰ−２が空間内に置かれる
が利用しうる空間の半分よりも少ない量で送り込まれる。簡単には殺菌手法を用
いて３つのＡＣＳ細片が比較的大きい殺菌シートから切断される。これらの細片
の２つはおよそ１２ｍｍ×１０ｍｍ×４ｍｍの大きさを有する。第３の細片の大
きさは、およそ２４ｍｍ×１０ｍｍ×４ｍｍである。中心におかれる長さ方向ス
リット（およそ20ｍｍ長さ）が２つの実験歯にわたって配置するように比較的長
い細片に切断される。実験部位へのＡＣＳスポンジ細片の配置の前に、ｒｈＢＭ
Ｐ−２溶液（２４０μｌ：１．４３ｍｇ／ｍｌ）が細片の上に滴下され、コラー
ゲン基質に骨誘導タンパクを結合させるために少くとも１０分間保持させる。湿
潤後に、実施例１に述べられる配置法に類似して、短い細片は実験歯の分岐部に
置かれ、そして長い方の細片は、歯の上方をすべらされる。ＴＰ eＰＴＦＥ手
段は適合するようにトリミングされ、ぬれたＡＣＳ細片および歯の上方に置かれ
、前述のような位置に固定される。ぬれた細片の量はＴＰ手段により設けられた
空間を完全に充たすほど十分には大きくない。したがって、細片は、空間内に配
置された骨誘導タンパクの源を供給するが、はじめに空間にくまなくは分布され
ない。

【０１２３】 逆側面四分円（対照）において、殺菌ＡＣＳの細片は実施例３に述べられるよ
うに用意される。２ｍｌのｒｈＢＭＰ−２（０．２ｍｇ／ｍｌ）が細片上に滴下
され少なくとも１０分間保持されるぬれた細片は実施例３に述べるように歯に適
合されるが、ＴＰ手段にこれらの欠損にわたっては置かれない。ぬれた細片の量
はおよそ２．４ｍｌである。

【０１２４】 移植物質の配置後に、軟組織皮弁は実施例１に述べるように可動され、閉じら
れ、そしてこの部位は８週間の治療を受ける。 回収および評価： 回収方法は実施例１で述べているとおりである。実施例３で述べるように、各
動物からの標準Ｘ線フィルムおよびランダムに選ばれた２頭の動物からのＣＴス
キャン画像が定性的に比較される。歯の間からのＣＴスキャン画像が比較のため
に使用される。ｒｈＢＭＰ−２+ＡＣＳを有するがＴＰ手段で保護されない部位
において、この配置は機械的外傷および軟組織圧力から最も保護され、したがっ
て対照のための最良の結果に有利である。 結果および結論： 評価される全動物は軟組織中に流動体に充たされた障害（lesions）を示すい
くつかのＡＣＳ+ｒｈＢＭＰ−２部位を除けば合併症なしの治療を示す。

【０１２５】 ＴＰ+ＡＣＳ+ｒｈＢＭＰ−２部位はこれらの障害が現われない。すべての障害
は結局、解決し、組織の健康は損傷のまえの常態に戻る。

【０１２６】 すべての場合にＴＰ手段およびｒｈＢＭＰ−２で処理された部位（ＴＰ+ＡＣ
Ｓ+ｒｈＢＭＰ−２）は欠損高さの１００％もしくはそれ以上の水準への骨再生
を示す（表Ｂ）。タンパクが設置空間にくまなくは分布されていなくとも、ｒｈ
ＢＭＰ−２が存在するとき、骨組織はＴＰ手段内の空間を大いに充たした（表Ｂ
、II群）。タンパクにより誘導される骨形成の形態は、手段のアーチ形形状を呈
し、その形状は、手段の形態により制御され、骨形成は手段により設けられた空
間の外側ではほとんど、もしくは全く起こらない。

【０１２７】 ＡＣＳ+ｒｈＢＭＰ−２で処理された部位はＣＥＪの水準もしくはそれ以上の
骨形成を示す（欠損高さの１００％以上）（表Ｂ、II群）。しかし、峰の断面形
態はかなり部位によって変動し、通常の歯槽峰の全体のアーチ形態は予測的には
得られない（図14、II群）。代わりに、再生骨の断面形態はおよそ三角形である
。 結論： 予測しうる形状を有する成育可能な（viable）骨の発生はＴＰ手段の移植によ
り空間を設けること、そして設けられた空間内に骨誘導タンパクを配置すること
により達成される。タンパクが利用しうる空間の1部分に分布されるときにこれ
は生じる。骨の形状の予測しうる制御は骨誘導タンパクおよび担体だけの配置に
よっては得られない。 実施例5−歯槽上の移植物周辺の欠損における骨の発生 目的： この検討の目的は、骨誘導タンパクが、ＴＰ手段の移植により設けられた空間
にくまなく分布される、イヌの臨界大きさとの歯槽上の移植物周辺の欠損におい
て、ＴＰ手段およびＴＳＭＳ、ｒｈＢＭＰ−２を用いて、制御された形状を有す
る歯槽骨を予測的に発生させる能力を評価することである。 物質および方法： 手術前、手術後および回収手法は、検体ブロックがメチルメタクリレートポリ
マー中に埋め込まれ、組織区分がのこぎりおよび研削して調製されるのを除いて
、実施例1で記載されているものに従う。 手術方法： 上顎の歯列が実施例１に述べるように減少される。歯槽上の臨界大きさの移植
物周辺欠損が４頭の異種繁殖猟犬(成犬)において左および右あごの四分円の下顎
小臼歯領域に外科的に調製される。

【０１２８】 歯肉皮弁調製が実施例１に述べるように達成される。歯槽骨は、チゼルおよび
水冷回転砥石で下顎小臼歯の周囲まわりＣＥＪから６ｍｍの水準まで除去される
。第１、２、３および４の下顎小臼歯が抜歯され、第１臼歯は低下した骨の水準
で切除される。

【０１２９】 各四分円で、３つのあつらえられた１０ｍｍのねじ山付き円筒形チタンデンタ
ル移植物（３．２５ｍｍ Internal Hex MINIPLANT, Implant Innovations Inc.
,Palm Beach Gardens,FL）が標準最小限外傷治療法を用いて残りの歯槽骨に５ｍ
ｍ深さに配置される。これは低下した骨の水準より上方に位置される上方５ｍｍ
の各デンタル移植物を生じる。露出されるデンタル移植物表面はここで歯槽上の
、臨界大きさの移植物周辺欠損と称される。

【０１３０】 実施例３における歯槽膜欠損について述べられるものと同一の試験および対照
四分円のための処置設計は移植物周辺欠損に適用される。試験四分円はＴＰ+Ａ
ＣＳ+０．４ｍｇ ｒｈＢＭＰ−２（０．２ｍｇ／ｍｌで２．０ｍｌ）を受け、そ
して逆側面の対照は、ＴＰ+ＡＣＳ+緩衝液（２．０ｍｌ）を受ける。この検討設
計において骨誘導タンパクはＴＰ手段により与えられる空間にくまなく分布され
る。組織を閉じるのは実施例１に説明されるようにして行なわれる。 評価： 各動物からの標準的なＸ線フイルム、および２つのランダムに選ばれる動物か
らのＣＴスキャン画像は,実施例３に述べるように定性的に比較される。デンタ
ル移植物間からのＣＴスキャン画像は比較のために用いられる。 結果： 全動物は合併症なしの治ゆを示す。放射線写真分析は、ＴＰ+ｒｈＢＭＰ+ＡＣＳ
で処理された歯周移植物欠損は無機化された組織で手段により設けられた空間を
完全に充たしていること（14図III 群）、そしてデンタル移植物高さの100％以
上であること（表Ｂ、III 群）を示す。新しい骨の形状はＴＰ手段の形状に類似
する断面がアーチ形である（表Ｂ、III 群）。対照部位（ＴＰ+ＡＣＳ+緩衝液）
はデンタル移植物高さの10％にすぎない無機化された組織成長および手段により
設けられた利用しうる空間を示す（表Bおよび図１４、III 群）。

【０１３１】 試験部位の定性的組織観察（図15A）は、TP手段により与えられた空間の大部
分を占める新しい骨形成にもとづく放射線写真の結果を確認する。一般に、無機
化された骨の小柱（trabeculae）は設けられた空間の大部分をある変動密度で占
める。加えて、局部的領域で手段の外側表面に位置する通常非常に薄い（約１５
０μｍ以下）骨の板、ならびに設けられた空間および手段の内側表面に位置する
新しい骨の小柱の間に位置する未熟線維質結合組織の薄い（約300μｍ以下）層
がある。大きい血管はeＰＴＦＥ物質における300μｍレーザーエッチング孔を浸
透して通常観察される。手段により設けられた空間の80％より大きい部分が骨組
織により占められると評価される。対照部位は骨形成の実質的な高さを示すが、
形状は断面がおよそ三角形であり、発生骨組織の形状を制御する無能力を示す。
（図15Ｂ）。 結論： 予め形づくられたＴＰeＰＴＦＥ手段で空間を設け、そしてその空間にくまな
くｒｈＢＭＰ−２を分布させることにより、空間の形状で生育可能な骨組織がこ
のモデルで8週間で予測的に形成されることが結論される。 実施例６ 目的： この検討の目的は、予め形づくられたＴＰ手段およびｒｈＢＭＰ−２を用いて
イヌの臨界大きさの歯槽上の移植物周辺欠損において制御された形状で予測的に
骨を発生する能力を評価することであり、そこでは骨誘導タンパクはＴＰ手段の
移植により設けられた空間内に置かれるが、空間内に完全にくまなくは分布され
ない。ＴＰ手段およびｒｈＢＭＰ−２で処理された部位の結果は、ｒｈＢＭＰ−
２がＴＰ手段の利益なしに投与される部位と比較される。 物質および方法： 手術前、手術後および回収手法は,検体ブロックがメチルメタクリレートポリ
マーに埋め込まれ、そして組織切片がのこぎりおよび研削により調製されるのを
除いて、実施例１で述べられているものに従う。

【０１３２】 ４頭の異種繁殖ハウンド成犬がこの検討に用いられる。上顎の歯列は実施例１
に述べるように減少される。臨界大きさの歯槽上の移植周辺欠損が実施例5に述
べるように下顎の小臼歯領域で両側に調製される。実施例1に述べるのと同一の
ＴＰ手段が外科的に調製された移植物周辺欠損を囲む空間を設けるのに用いられ
る。 試験四分円はＴＰ+ＡＣＳ+ｒｈＢＭＰ−２（０．４ｍｇ合計投与）を受ける。Ｔ
Ｐ+ｒｈＢＭＰ−２+ＡＣＳ構成物は実施例４に述べるように調製され、ぬれたＡ
ＣＳ細片は膜により与えられる空間の半分より小さく充たす。

【０１３３】 対照四分円はＡＣＳ+０．４ｍｇｒｈＢＭＰ−２（実施例1に述べるようにぬれ
たＡＣＳ容量およそ２．４ｍｌ中に０．４ｍｇ）を受けるが、ＴＰ手段のカバー
は受けない。移植物質の配置後に、軟組織皮弁は実施例１に述べるように可動化
、並置、そして縫合される。部位は８週間、治療される。

【０１３４】 各動物からの標準Ｘ線フィルム、およびランダムに選ばれた２頭の動物からの
ＣＴスキャン画像は実施例3で述べるように定性的に比較される。デンタル移植
物間からのＣＴスキャン画像は比較のために用いられる。ｒｈＢＭＰ−２を有す
るが膜を有さない対照部位において、この配置は機械的外傷および軟組織圧力か
ら最も保護され、したがって対照のために最良の結果に有利である。 結果： 評価された全動物は、軟組織に流動体を充たされた障害があらわれたいくつか
のＡＣＳ+ｒｈＢＭＰ−２部位を除いて合併症なしの治ゆを示した。これらの障
害は結局解決され、組織の健康は損傷の前に戻る。

【０１３５】 １頭を除外して、全試験部位（ＴＰ+ＢＭＰ+ＡＣＳ）はＴＰ手段により与えら
れた空間にくまなく新しい骨形成、ならびに１００％以上の移植物欠損高さを示
す（表Ｂ、IV群）。 唯一の例外は非常に大量の骨を形成する試験および対照四分円でタンパクへの過
増殖（exuberant）応答として説明されうるものを示す動物である。この動物は
ＣＴスキャンで評論されなかったので、なぜこの個体がこの明らかに常軌をはず
れた（aberrant）応答を示すかはわからない。

【０１３６】 ＡＣＳ+ｒｈＢＭＰ−２で処理された対照部位は、かなりの高さの骨形成（移
植高さの80％〜100％、表Ｂ、IV群）を示すが、あごの峰はナイフの刃の外観を
有し、新しい骨の形状は歯槽峰の特徴的なアーチ形態を有しない（図１４、IV群
）。臨床的にはこれは3つの移植物の有意部分が骨より軟組織により並置される
ことを示す舌の様相についてもっとも明らかである。定性的な組織観察は放射線
写真の結果を大いに確認する。すべての試験部位において、新しい骨形成はTP手
段により設けられた空間を占め、手段の境界の外側の軟組織に骨形成に伴う1つ
の部位を含む。試験部位の３つにおいて、骨形成は、実施例5で前述のとおり手
段表面の外側に隣接して位置される局部的で薄い骨の板のみで設けられた空間に
多いに制限される。さらに、空間内の新しい骨小柱と内部の手段表面の間にはさ
まれた未熟な線維質結合組織の薄層があり、空間の80％以上の領域が骨組織で占
められていると評価される。放射線写真の分析で述べた一つの試験部位の例外は
軟組織領域で手段の境界を越える実質的な骨形成、ならびに設けられた空間内の
骨形成を示さない。

【０１３７】 ４つの対照部位（ＡＣＳ+ｒｈＢＭＰ−２）の３つは、移植後の主にほお表面
に位置され、そして移植物の間に比較的薄いナイフ刃の外観を有する、限られた
変動しうる骨形成を示す。デンタル移植物の舌表面は、歯肉の線維質結合組織に
より並置されるのが通常である。新しい骨の形成は試験四分円において観察され
るものの約20％より小さいと評価される。残りの対照部位は、比較的薄い(約１
ｍｍ以下)無機化骨外部を有する中空シェルならびに包のう様（cyst-like）の外
観を有するシェルの内部を有する比較的大容量の骨形成を示す。デンタル移植物
は包のうのある領域内に位置する。この部位における骨の高さはデンタル移植物
欠損高さの１００％より大きい。 結論： この検討の結果は、空間を設けるためにＴＰｅＰＴＦＥ手段を用いること、そ
してその空間内に、しかし完全にくまなく分布するのでなく、骨誘導タンパクを
供給することは、制御された形状を有する骨組織の予測しうる発生を可能にする
ことを示す。新しい骨の形状は手段により設けられる空間の形状により大いに決
定される。これに対する１つの例外は、なお対照部位での明白な常軌をはずれた
応答を示す動物でみられ、したがってタンパクに異常に敏感であり得た１頭の動
物による異常応答として説明され得る。 総括的結論：実施例１，３，４，５および６から ｒｈＢＭＰ−２が、設置空間に供給されないとき、ＴＰ手段の使用はせいぜい
、ＴＥ手段よりもよくない再生結果を得るようにみえる。実際に、実施例からの
証拠は、手段の配置のないイヌ歯槽上の臨界大きさ歯根膜モデルからの刑行され
た情報に比較してＴＰ手段は歯根膜骨再生を高めるようにみえるが、再生能力は
ＴＥ手段での処理に比べて少し減少しうることを示唆する。ｒｈＢＭＰ−２なし
のＴＰもしくはＴＥ部位において、制御された再生歯根膜骨の形状はない（実施
例１）。

【０１３８】 対照的に、ＴＰ手段およびｒｈＢＭＰ−２で処理された部位は、タンパクが、
設けられた空間にくまなく完全に分布されるか否かにかかわらず、歯もしくはデ
ンタル移植物の高さの１００％の水準までの骨再生を示す（表Ｂ）。最も重要な
のは、ｒｈＢＭＰ−２が空間内に置かれるとき骨組織はＴＰ手段で、利用しうる
空間を大いに充たしたという観察である（表Ｂおよび図１４）。有意に、タンパ
クにより誘導される骨形成の形態は、手段の形態で決定され、骨形成は手段によ
り設けられた空間の外側でほとんどもしくは全く生じなかった。これは歯根膜お
よび移植物周辺部位の両方に当てはまった。このように、ｒｈＢＭＰ−２の活性
により形成される新しい骨の形態および容量は手段の形状により密接に決定され
た。１６部位の１５においてタンパクにより誘導された骨形成の形態はＴＰｅＰ
ＴＦＥ手段の形状により与えられアーク形状を示す。制御された形状を有する１
５部位において、設けられた空間の約８０％より大きい部分が新たに発生した生
きた骨組織であると評価される。

【０１３９】 ＴＰ手段およびＡＣＳで処理されるがｒｈＢＭ−２なしの対照部位は、ＴＰ＋
ＡＣＳ＋ｒｈＢＭＰ−２部位もしくはＡＣＳ＋ｒｈＢＭＰ−２部位（実施例３，
４，５および６）と比べて実質的に少ない骨再生を示す。これは歯根膜欠損（２
５％）および移植物周辺部位（１０％）にあてはまった。

【０１４０】 ｒｈＢＭＰ−２＋ＡＣＳで処理されるかＴＰ手段なしの歯根膜部位はＣＥＪ以
上の水準までの骨形成を示す。しかし、峰の断面形態はかなり部位により変動し
、形成される新しい骨の容量はＴＰｅＰＴＦＥ手段およびｒｈＢＭＰ−２で処理
された部位よりも通常小さく、そして正常歯槽峰の全体アーチ形態は予測的に得
られない。

【０１４１】 ｒｈＢＭＰ−２＋ＡＣＳで処理されたデンタル移植物欠損は骨形成のかなりの
高さ（移植物の８０％〜１００％を示すが、新しい骨の峰は、ナイフ刃の形状を
有し、適切な歯槽の峰形状は得られない。

【０１４２】 これらの検討はＴＰｅＰＴＦＥ手段により設けられた空間内にｒｈＢＭＰ−２
を配置することは手段境界により規定されるほとんど正確な大きさおよび形態で
新しい骨組織で、比較的短期間に、その空間を実質的に完全に充たすことを予測
的にもたらす。実施例３，４，５および６についての新しい骨形状のうまくいく
制御の割合は９４％（１６部位の１５）。対照部位において、ｒｈＢＭＰ−２の
影響下に、しかしＴＰ手段の利益なしに形成された新しい骨は、変動しうる容量
および形態を示す。

【０１４３】 これらの結果は、本発明の方法および物品の使用によって、実質的にいかなる
骨格の形態も得ることができ、手段により設けられた空間の形状に依存すること
を暗示する。さらに、これらの結果は、本発明の方法および物品は、組織の不足
の治療に望まれる生きた組織の種類および形状に特異な、ＴＰ手段物質および形
状、ＴＳＭＳならびにＴＳＭＳ担体を選択することによって、種々の身体位置で
種々の生きた組織を発生させるのに使用されうることを示す。 実施例７−円筒形状の生きた脂肪組織の発生 目的： この実験の目的は、生きた脂肪組織（脂肪生成および脂肪細胞（アジポサイト
およびプレアジポサイト）になるように分化される自原性細胞の成長を促進する
ＴＳＭＳとともにｅＰＴＦＥ ＴＰ手段を移植することにより、所望の形状を有
する脂肪組織を生体内で発生させることである。脂肪生成ＴＳＭＳは、ＴＰ手段
で規定される空間を少くとも部分的に充たす吸収性コラーゲンスポンジ内に含ま
れるミクロ球から送り込まれる。コラーゲンスポンジも手段に種をまかれたアジ
ポサイトおよびプレアジポサイト細胞のための一時的骨格として作用する。

【０１４４】 脂肪生成ＴＳＭＳのＰＤＧＦ（「ｂｂ」ホモダイマー）、ＩＧＦ−１、塩基性
ＦＧＦおよびコルチコステロンがこの検討において使用される。ＴＳＭＳのイン
スリン様成長因子−１（ＩＧＦ−１）、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）および
線維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）はミトゲンおよび分化剤の両方として作用する。
コルチコステロンホルモンはプレアジポサイトの分化を刺激する。ＴＳＭＳは剤
を分解性ミクロ球に組入れることにより送り込まれる。アジポサイトおよびＴＳ
ＭＳを装着されたミクロ球担体はＴＰ手段により規定される空間を少くとも部分
的に充たす吸収性コラーゲンスポンジに注入される。 物質および方法： ２４頭の雄性の同種繁殖Ｌｅｗｉｓラット（およそ２００〜３００ｇ）がこの
検討に使用される。

【０１４５】 この検討に使用されるＴＰ手段は実施例１に述べるようにポリプロピレンメッ
シュに積層されたｅＰＴＦＥ膜から製造される。ＴＰ手段は内径４mmおよび長さ
２０mmの円筒形状に形づくられる。円筒はシリコーンゴムプラグ（SILASTIC, Do
w Corning Corp. Midland MI）により、１端にふたをかぶせられ、吸収性コラー
ゲンスポンジ（Helistat（登録商標）、COLLA-TEC, INC., Plainsboro, NJ. 米
国）で充たされる。ＴＳＭＳは手段により規定される空間からこれらの剤の制御
された送り込みを得るための担体として作用する分解性ポリ（Ｄ，Ｌ−ラクティ
ック−ＣＯ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）に組入れられる。薬剤装着ＰＬＧＡの
製造はAlonsoら（Vaccine 1994; 12: 299〜306頁）およびDev ら（Catheterizat
ion and Cardiovascular Diagnosis 1997; 41: 324〜332 頁）に記載されている
。

【０１４６】 これらのミクロ球は、移植時に管内に種を入れられたプレアジポサイト細胞を
増殖するための基質を与える多孔質吸収性コラーゲンスポンジに注入される。移
植前にすぐにＴＰ円筒の開放端は縫合して閉じられる。 実験設計： 合計２４頭の動物が使用された。これらの動物の６頭はプレアジポサイト単離
のための脂肪パッドを得るのに用いられる。残りの動物は動物あたり４手段で移
植される。この検討に用いられるいくつかのＴＳＭＳは潜在的な全身に及ぶ（ｓ
ｙｓｔｅｍｉｃ）効果を有する。全身に及ぶ効果によりＴＳＭＳなしに手段の結
果に影響するＴＳＭＳの可能性を消去するために、ＴＳＭＳを含む手段がＴＳＭ
Ｓを含まないこれらの手段から別々の動物に移植される。実験設計は次のとおり
である： 群１．９頭の動物がＴＳＭＳを含むＴＰ手段で移植される： 動物あたり２つの試験移植物、それぞれはＴＰ手段、コラーゲンスポンジ、プ
レアジポサイトおよびＴＳＭＳ（ＩＧＦ−１，ＰＤＧＦｂｂ，ｂＦＧＦ、コルチ
コステロン）を含むミクロ球からなる。

【０１４７】 動物あたり２つの対照移植物、それぞれはＴＰ手段、コラーゲンスポンジおよ
びＴＳＭＳ（ＩＧＦ−１，ｂＦＧＦ，ＰＤＧＦｂｂ、コルチコステロン）を装着
したミクロ球からなるが、プレアジポサイトはない。 ２群：９頭の動物がＴＳＭＳなしにＴＰ手段で移植される。

【０１４８】 動物あたり２つの対照移植物、それぞれはＴＰ手段、コラーゲンスポンジおよ
びプレアジポサイトからなる。

【０１４９】 動物あたり２つの対照移植物、それぞれはＴＰ手段およびコラーゲンスポンジ
からなる。移植部位は各群内で１つの動物から次へ交替される。 移植期間： 各群において３頭の動物は３週、６週、および１２週で回収される。 手術前手法： 動物は標準的な実験室用食餌および水に接近でき、安楽死および同定のための
標準的プロトコールにより手術が用意される。 手術手法： Ａ：ラット脂肪組織からのプレアジポサイト／アジポサイトの単離： イソフルラン麻酔下で、精巣上体および後腹膜の脂肪パッドの回収が雄性同系
繁殖の成年Ｌｅｗｉｓラットを用いて殺菌条件下の手術室で実行される。プレア
ジポサイトの単離は殺菌手法を用いて薄層の空気流フード下に実施される。

【０１５０】 各動物からの脂肪パッドはアジポサイトおよび／またはプレアジポサイトの単
離のために一緒にされる。大きな血管を含む各脂肪パッドのおよそ１／３の部分
が除去され、残りのパッドは細かく切りきざまれる。赤血球を除去するためにＨ
ａｎｋｓのバランス塩溶液（ＨＢＳＳ）で２回洗浄した後に、脂肪パッドは３７
℃で２５分間優しく振とうして２mg／ml ＢＳＡを含む１mg／ml １Ａ型粗コラ
ゲナーゼで消化される。細胞懸濁液はＨＢＳＳ−ＢＳＡ溶液で２回洗浄され、つ
いでＲＢＣリーシス緩衝液で再懸濁される。室温で１０分間インキュベートした
後に、細胞懸濁液は未消化組織を除去するためにＢｅｃｋｔｏｎ／Ｄｉｃｋｓｏ
ｎ ７０mm細胞ストレーナでろ過される。ろ液はＤＭＥＭおよび抗生物質を含む
媒体で３回洗浄される。得られるペレットは１０⁵ 細胞／mlで再懸濁され使用さ
れるまで（約１〜２時間）氷に保持される。 Ｂ：手段の移植： 動物はうつぶせに位置する。細胞は移植のちょうど前に単離され、コラーゲン
スポンジは各手段に置かれる。ミクロ球はプレアジポサイト細胞懸濁液と混合さ
れ、この混合物１００〜２００μｌが各手段の長さ方向の中心線に沿ってコラー
ゲンスポンジに注入される。皮膚切開がなされ、手段は背の中央線の片側および
平行に２つ移植される。すべての手段は皮下の筋膜もしくは下にある筋肉筋膜に
据つけられる。皮膚切開は縫合もしくはホッチキスで閉じられる。 回収および評価： 回収された手段は周りの組織から解放され、検体は１０％中性緩衝ホルマリン
内に置かれる。

【０１５１】 手段のブロックはトリミングされ、脱水され、そしてパラフィンに埋込まれる
。標準的な５〜７μｍ厚さの組織区分はいくつかの断面に切断されＨ ＆ Ｅお
よびＯｉｌ Ｒｅｄ Ｏ染色法で染色される。 結果： ＴＳＭＳならびにアジポサイトおよびプレアジポサイトを備える手段について
、期待される結果は組織的に正常で生育可能な脂肪組織が組織浸透性手段により
設けられた実質的に全部の空間を充たし、適応することである。新たに発生した
脂肪組織の形状は円筒形ＴＰ手段により設けられた空間の形状を示す。さらに、
血管はＴＰ手段の隅々の孔を浸透するのが観察されることも期待される。

【０１５２】 対照手段は、ＴＳＭＳならびにアジポサイトおよびプレアジポサイトを備えて
いないが、血管が、手段により設けられた空間内に隅々の孔を浸透することを組
織的に示すことが期待される。これらの手段は生育しうる線維質結合組織を主に
含むことも期待される。さらに、この線維質結合組織は空間の形状に適応するこ
とも期待される。これらの手段は組織的に正常な脂肪組織を示さない。 結論： 結論として、この検討の期待される結果は、脂肪組織の円筒形状の発生が円筒
形ＴＰ手段の移植による円筒空間の設置、空間への少くとも１つのＴＳＭＳの配
置、ならびにアジポサイトおよびプレアジポサイトでこの空間に種をまくこと、
を必要とすることである。これらの条件なしに、組織は空間を充すが、組織は望
まれる種類の組織ではない。 実施例８−イヌの臨界大きさ断片の尺骨欠損における骨の発生 目的： この検討の目的はイヌの臨界大きさ尺骨欠損において制御された形状を有する
骨を予測的に発生させることであり、それにより外科的切除により除去された骨
の形状を有する骨端を橋かけして再構成する。 物質および方法： ４頭の組織的に健康な雄性もしくは雌性の異系繁殖された成犬（約２０kgをこ
える）がこの検討に用いられる。

【０１５３】 ポリプロピレン補強ＴＰｅＰＴＦＥシートおよそ４．５cm×６cmが実施例１で
述べるのと同様な方法で構成される。ＡＣＳ担体中に０．２mg／mlの濃度のｒｈ
ＢＭＰ−２は骨形成を誘導するために用いられる。標準的なステンレス鋼の骨用
プレートおよびネジは治療期間に尺骨の内部固定に使用される。小さな骨用ネジ
はＴＰｅＰＴＦＥの固定に使用される。 手術前手法： 各動物は実施例１に述べるように手術に用意され麻酔される。各動物は横向き
に位置され、尺骨の中央軸に直接に上方の皮膚はそられ、消毒され、殺菌カバー
でおおわれる。 手術手法： 切開は尺骨に直接上方の皮膚で行なわれ、鋭く、そして鈍い解剖が骨表面で行
なわれる。すべての筋肉付着物は、骨膜エレベーターを用いておよそ６〜８cmの
距離で中央軸から注意深く上昇される。水冷高速回転器具を用いて、尺骨の骨幹
の３．５cm断片がおおよそ中央軸で除去される。これは骨幹径の約２．５倍の断
片欠損を生じ臨界大きさの欠損を示す。除去された断片の径は治療の間に形成さ
れる新しい骨と比較のために中央点で測定される。

【０１５４】 試験部位において、尺骨を位置に保持させて、ＴＰｅＰＴＦＥシートが尺骨に
現在存在する断片欠損の下方に置かれる。０．２mg／ml ｒｈＢＭＰ−２溶液約
２．５mlが約３．０mlの容量を与えるためにＡＣＳ担体上に滴下され、そしてぬ
れた担体は約１０分間保持される。試験部位はｒｈＢＭＰ−２の約０．５mgの合
計投与を受ける。ぬれた担体は骨の欠損内に配置され、ＴＰｅＰＴＦＥシートは
骨および担体のまわりを包み、骨の末端で約１．０cm重なり、そして一端で残り
を越えて約１cm重なる。これは今や担体で充たされる欠損空間の境界を囲み、設
ける。尺骨の骨末端は標準的な骨用プレートおよびネジで配置され、場所を固定
され、ＴＰｅＰＴＦＥシート手段は小さな骨用ネジで場所を固定される。

【０１５５】 対照肢はＡＣＳ担体中のおよそ０．５mg ｒｈＢＭＰ−２、ならびに骨プレー
ト固定を受けるが、空間を設けるＴＰｅＰＴＦＥ手段はない。軟組織は吸収性縫
合糸を用いて層に閉じられ、皮膚は手術用ホッチキスもしくは縫合により閉じら
れる。

【０１５６】 抗生物質および鎮痛剤は痛みを防止するのに投与され、部位は２４週間治療さ
れる。 回収および評価： 動物は麻酔され、手術後２４週で安楽死される。尺骨は注意深く解剖され骨プ
レートを自由に除去されるが、軟組織およびＴＰｅＰＴＦＥ手段は無傷のままに
される。各尺骨は放射線写真を取られ、ＣＴスキャンが欠損部分を通って１cm間
隔で取られる。 結果： ＴＰｅＰＴＦＥ手段およびｒｈＢＭＰ−２で処理された試験部位は、欠損の完
全な橋かけ、ならびに新しい生きた骨組織で、手段により設けられた空間を実質
的に完全に（８０％以上）充すことを示す、ことが期待される。これらの欠損で
形成される新しい骨の径はもとの骨幹の径の８０％以上である。加えて、手段の
外部表面には、ほとんど、もしくは全く骨形成がないことが期待される。

【０１５７】 対照部位も欠損の橋かけを示すことが期待されるが、形成される新しい骨の形
状の実質的な多様性があることが期待され、全体観察によれば、形成される新し
い骨はもとの骨の骨幹径よりも小さい径を有する。 結論： 骨誘導タンパクとともに、空間を設けるＴＰｅＰＴＦＥ手段の使用は、形成さ
れる新しい骨の形状の制御を伴なって、イヌの臨界大きさ欠損を橋かけする、予
測しうる骨発生を示すことが結論づけられる。 実施例９ 目的： この検討の目的は、タンパクが手段により創出される空間にくまなく分布され
るとき、ＴＳＭＳ，ｒｈＢＭＰ−２の影響下に生体内で発生した歯根膜骨の形状
が、ポリ（グリコシド：トリメチレンカーボネート）（ＰＧＡ：ＴＭＣ）ブロッ
クコポリマーウェブから構成される予め形づくられたＴＰ手段の使用で予測的に
制御されうるかどうかを測定することである。 物質および方法： ＰＧＡ：ＴＭＣ膜ウェブはＨａｙｅｓ（引用によりここに組入れられる米国特
許出願Ｓｅｒ．Ｎｏ．０８／９４２３７１）により記載される方法を用いて構成
される。これらのウェブは実施例１に述べるのと同一の形状を有する加熱アルミ
ニウム型を用いてバスタブ形状に形成される。加熱成形も手段の形状を固定する
。手段の成型部分の大きさはおおよそ長さ２４mm×高さ１０mmでアーチの頂部で
４mmの径を有する。加熱成型後に、３００μｍの隅々までの孔がバスタブの側面
にレーザーで孔開けされる（Model 1720C, Universal Lazer Systems, Scottsda
le, AZ. 米国）。手段の各側には３列の孔があり、列はおおよそ長さ２４mmであ
り、孔は１．７５mm中心に位置する。各手段は周囲に孔開けされていないスカー
トを有する。予め形づくられ、レーザーで孔開けされた手段はホイル袋に詰めら
れ、移植前にガンマ線殺菌される。

【０１５８】 ９頭の雌性ビーグル成犬がこの研究で使用される。各動物において、臨界大き
さの歯根膜欠損が実施例１に記載される手術手法に従って下顎の両側に創出され
る。

【０１５９】 手術前、手術、手術後および回収の手法は実施例１に記載されるように実行さ
れる。

【０１６０】 この検討において、フェルトに配合されるヒアルロン酸（HA; HYAFF 11p80, F
idea Research Laboratories (Abano Terme, Padua, イタリ））が過誘導タンパ
クのための担体として使用される。検討は、ＨＡはＡＣＳ（グラフＡ、実施例２
）に類似するｒｈＢＭＰ−２に対する吸収および放出プロフィールを示したこと
を示す。

【０１６１】 試験四分円について、ＨＡ＋ｒｈＢＭＰ−２移植物は殺菌手法を用いて用意さ
れる。２．０mlのｒｈＢＭＰ−２／緩衝溶液（０．２mg／ml）がＨＡ細片上に滴
下され、少くとも１０分間保持される。欠損に送り込まれる合計ｒｈＢＭＰ−２
は０．４mgである。欠損の調製後に、ぬれた細片は実施例３に記載される歯に適
応される。

【０１６２】 ＴＰＰＧＡ：ＴＭＣ手段が欠損に適合するようにトリミングされ、歯とぬれた
ＨＡの上方に置かれ、そして実施例１に記載されるように小さなチタン合金びょ
うで骨に場所を固定される。ぬれたＨＡはＰＧＡ：ＴＭＣ手段内で利用しうる空
間の実質的にすべてを充たす。

【０１６３】 対側性の四分円は、ｒｈＢＭＰ−２なしで２．０ml緩衝液でぬれたＨＡ細片を
受け、ＴＰＰＧＡ：ＴＭＣ手段に適合する。

【０１６４】 回収ブロックのＣＴスキャンは実施例３に記載されるように得られる。これら
のスキャンの定性的観察が示される。 結果： 動物の２頭が、軟組織腫脹および浮腫、もしくは感染に由来する合併症を経験
し、試験および対照部位の露髄を生じたので、これらの動物は検討から除外され
る。残りの動物の４頭は８週間の治療期間とされ、そして３頭の動物は移植につ
づく２４時間で犠牲となる。

【０１６５】 ７つの対照四分円の６つは手術後４日〜２時間で部位の露髄を経験し、そして
１つの対照部位は動物が生存する２４週間、被覆されたままである。

【０１６６】 残る試験部位の７つ全ては手術につづく少くとも８週間被覆されたままである
。すべての試験部位は手術後約２週で始まる触診（ｐａｌｐａｔｉｏｎ）に非常
に堅固である。一般に手術後約６週で始まる試験部位における組織量の非常にゆ
るやかな減少がある。この減少はゆっくりしているので週毎ではほとんど検知で
きない。２４週までに、その部位は手術前の形状近く回復する。

【０１６７】 定性的な放射線写真観察は、手術後４週間で試験部位に実質的な骨形成を示す
。８週〜２４週の期間で骨密度の一般的増加がある。さらに、時間によって骨高
さの非常にゆっくりとした減少もあるが、歯のセメント質−エナメル質接続点よ
り低く進行することはない。ＣＴスキャンは新しい骨形状のある多様性を示すが
、スキャンは試験部位における実質的な骨再生をまさに示す。一般に、骨の形状
は、実施例３，４，５および６で観察されるように制御されない。

【０１６８】 ２４週間被覆されたままの１つの対照部位は歯の欠損高さの約７５％以内の骨
形成を示したが、歯間の骨はこの水準に達していなかった。一般に、ＴＰＰＧＡ
：ＴＭＣ手段およびｒｈＢＭＰ−２で処理された部位に比べて対照部位で形成さ
れる骨は実質的に少ない。 総括的結論 我々が知るかぎり、この改良された結果に必要な生物学的な、生体物質および
バイオテクノロジー成分を従来誰も説明していないが、ここにＴＳＭＳにより刺
激された所望の生きた組織形成を制御する作用をする手段についての明細書が与
えられ、またはこれらの教示が実施される。

【図面の簡単な説明】

【図１Ａ】 厚さ（６）を有する物質（２）に多数の孔（４）を有する本発明の成分（１）
を示す。

【図１Ｂ】 境界を定められた空間（１０）を形成するように形づくられた図１Ａの本発明
の成分（８）を示す。

【図２Ａ】 補強部分（２２）をその中に有する物質（２４）に多数の孔（４）を有する本
発明の成分（２０）を示す。

【図２Ｂ】 境界を定められた空間（１０）を形成するように形づくられた図２Ａの本発明
の成分（２６）を示す。

【図３Ａ】 パターンで多数の孔（４）を有する本発明の成分（３０）を示す。

【図３Ｂ】 パターンで多数の孔（３６）を有する本発明の成分（３４）を示す。

【図３Ｃ】 パターンで多数の孔（４）を有する本発明の成分（３８）を示す。

【図４】 物質（４４）、補強部分（２２）および境界を定められた空間（１０）に多数
の孔（４）を有する本発明の成分（４０）を示す。物質（４４）のミクロ構造の
分解組立図（４２）も示す。

【図５Ａ】 物質（５２）に多数の孔（４）を有する本発明の成分（５０）の成分を示し、
物質（５２）は物質（５４）とし物質（５６）の積層である。

【図５Ｂ】 物質（５２）に多数の孔（４）を有する本発明の成分（６０）を示し、物質（
５２）は物質（５４）と物質（５６）の積層であり、物質（５２）は凹形（６２
）、凸形（６６）、および不規則形状（６４）を有する。

【図６】 本発明の隅から隅の孔（４）により成長する宿主血管（６３）を有する宿主（
６８）の組織に置かれる本発明の態様（６１）を示す。細胞（６８）も孔（４）
を通過することを示す。組織鼓舞分子物質（６９）を有する担体マトリックス（
６７）も示される。

【図７】 末端を結ばれている管状の本発明の態様（７０）を示す。

【図８】 本発明の孔（４）により成長する宿主血管（６３）を有する宿主の組織に置か
れる本発明の態様（７４）を示す。組織鼓舞分子物質（６９）を有する担体マト
リックスもＴＰ手段（１２）および宿主（６４）の生きた組織により規定される
境界を定められた空間（１０）内に置かれる。

【図９】 本発明の孔（４）により成長する宿主血管（６３）を有する宿主の組織に置か
れる本発明の態様（７８）を示す。組織鼓舞分子物質を製造するために変成され
た細胞（７１）を有する担体マトリックス（６７）もＴＰ手段（１２）および宿
主（６４）の生きた組織により規定される境界を定められた空間（１０）内に置
かれる。

【図１０】 本発明の孔（４）により成長する宿主血管（６３）を有する宿主の組織に置か
れる本発明の態様（８０）を示す。組織鼓舞分子物質（６９）を有する担体マト
リックス（６７）も厚さ（６）を有する管状ＴＰ手段（１２）により規定される
境界を定められた空間（１０）内に置かれる。

【図１１】 本発明の孔（４）により成長する宿主血管（６３）を有する宿主の組織に置か
れる本発明の態様（８２）を示す。組織鼓舞分子物質（６９）を有する担体マト
リックス（６７）もＴＰ手段（１２）と下顎（８４）で規定される空間（１０）
内に置かれる。発生した骨（８５）はＴＰ手段（１２）と下顎（８４）で規定さ
れる空間と本質的に同一形状を有する。

【図１２】 本発明の態様（８６）を示し、開放構造のケージ（８８）が下顎の骨欠損の修
復を作用する宿主組織にＴＰ手段（１２）の下に置かれる。ケージ（８８）はＴ
Ｐ手段（１２）および下顎（１２）で規定される空間にＴＰ手段（１２）の崩壊
を防止することを目的とする。

【図１３Ａ】 本発明の態様（９０）を示し、キットは形状化しうるＴＰ手段（１２）および
組織鼓舞分子物質（６９）を含む。

【図１３Ｂ】 本発明の態様（９２）を示し、キットは形を付与しうる形状化されたＴＰ手段
（１２）、担体マトリックス（６７）および組織鼓舞分子物質（６９）を含む。

【図１３Ｃ】 本発明の態様（９４）を示し、キットは形状化しうるＴＰ手段（１２）、担体
マトリックス（６７）および凍結保存細胞（９５）を含む。

【図１４】 実施例３，４，５および６で述べられる試験および対照部位のための歯もしく
はデンタル移植物の間の断面ＣＴスキャンの模式図を示す。

【図１５Ａ】 ＴＰ手段、ＨＥＬＩＳＴＡＴ（登録商標）吸収性コラーゲン止血スポンジ担体
および組換ヒト骨形態発生タンパク−２を受ける移植物周辺試験部位（実施例５
で述べられる）の組織断面を示す。

【図１５Ｂ】 ＨＥＬＩＳＴＡＴ（登録商標）吸収性コラーゲン止血スポンジ担体および組換
ヒト骨形態発生タンパク−２を受ける移植物周辺対照部位（実施例５で述べられ
る）の組織断面を示す。

【図１６】 隅から隅の孔（４）を備え、ヒトの胸部の解剖学的形状にきわめて似る三次元
空間を規定する本発明の態様（９８）を示す。切除部分（７５）は厚さ（６）を
有するＴＰ手段（１２）により規定される境界を定められた空間内に置かれる組
織鼓舞分子物質（６９）を有する担体マトリックスを示す。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ， ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，Ｃ Ｈ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ， ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，Ｌ Ｋ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ， ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，Ｔ Ｍ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 クリーク，ロバート エル． アメリカ合衆国，アリゾナ 86004，フラ ッグスタッフ，ノース ストーン クレス ト 3613 (72)発明者 クック，アロンゾ ディー． アメリカ合衆国，アリゾナ 86001，フラ ッグスタッフ，ウエスト ユニバーシティ ハイツ ドライブ サウス 1665 (72)発明者 トムソン，ロバート シー． アメリカ合衆国，アリゾナ 86001，フラ ッグスタッフ，ノース レロー ストリー ト 623 (72)発明者 メーン，シリカント エム． アメリカ合衆国，アリゾナ 86001，フラ ッグスタッフ，ウエスト ユニバーシティ ハイツ ドライブ サウス 1738 Ｆターム(参考） 4C081 AB11 AB18 CA02 CA08 CA10 CA16 CA17 CA20 CA21 CA23 CA27 CD08 CD11 CD12 CD26 CD27 CD29 CD34

Claims (62)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 ほ乳動物において所望の形状を有する所望の生きた組織を再
   生する方法であり、該方法は： 多数の孔を有する部分からなる組織浸透性手段を備え、該孔は細胞および血管
   構造を該組織浸透性手段により成長させることを可能にし、該組織浸透性手段は
   手段を所望の形状に配列させ、実質的に該所望の形状に保持させる機械的性質を
   有すること； ほ乳動物において該組織浸透性手段を有する空間を、該空間と該空間をとり囲
   む該ほ乳動物の解剖学的構造の間に、境界が該組織浸透性手段により少くとも部
   分的に形成されるように設け、そこで該空間はその中で発生される所望の生きた
   組織と本質的に同一形状を有すること； 該空間に少くとも１つの組織鼓舞分子物質を置くこと； 該ほ乳動物からの細胞および血管を該孔を通って該空間に該組織浸透性手段を
   通過させること；ならびに 該空間内に該所望の生きた組織を発生させること、 を含む方法。
2. 【請求項２】 該孔が約３μｍ〜約３，０００μｍの径を有する請求項１記
   載の方法。
3. 【請求項３】 該孔が約５０μｍ〜約１，０００μｍの径を有する請求項１
   記載の方法。
4. 【請求項４】 該孔が約１５０μｍ〜約５００μｍの径を有する請求項１記
   載の方法。
5. 【請求項５】 該組織浸透性手段が非分解性物質からなる請求項１記載の方
   法。
6. 【請求項６】 該組織浸透性手段が、ポリテトラフルオロエチレン、フッ素
   化エチレンプロピレンのようなペルフルオル化ポリマー、シリコーンエラストマ
   ー、ポリウレタン、ポリエチレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリスルフォ
   ン、非分解性ポリカルボキシレート、非分解性ポリカーボネート、非分解性ポリ
   エステル、ポリプロピレン、ポリ（ヒドロキシメタクリレート）、ポリメチルメ
   タクリレート、およびポリエステルアミドのようなポリアミド、ならびにコポリ
   マー、ブロックコポリマー、ならびにそれらのブレンドからなる群より選ばれる
   非分解性物質からなる請求項１記載の方法。
7. 【請求項７】 該組織浸透性手段が膨張ポリテトラフルオロエチレンである
   請求項１記載の方法。
8. 【請求項８】 該組織浸透性手段が分解性物質である請求項１記載の方法。
9. 【請求項９】 該組織浸透性手段が、非高架橋コラーゲン、非高架橋ヒアル
   ロン酸、ポリ乳酸およびポリグリコール酸のような加水分解しうるポリエステル
   、ポリオルソエステル、分解性ポリカーボネート、分解性ポリカルボキシレート
   、ポリカプロラクトン、ポリ無水物、およびコポリマー、ブロックコポリマー、
   ならびにそれらのブレンドからなる群より選ばれる分解性物質からなる請求項１
   記載の方法。
10. 【請求項１０】 該組織浸透性手段がポリ（グリコリド：トリメチレンカー
    ボネート）コポリマーである請求項１記載の方法。
11. 【請求項１１】 該組織浸透性手段が補強手段を備える請求項１記載の方法
    。
12. 【請求項１２】 該補強手段がポリプロピレンメッシュからなる請求項１１
    記載の方法。
13. 【請求項１３】 さらに該空間に生きた細胞を置くことを含む請求項１記載
    の方法。
14. 【請求項１４】 該生きた細胞が未分化幹細胞である請求項１３記載の方法
    。
15. 【請求項１５】 該細胞が凍結保存された細胞である請求項１３記載の方法
    。
16. 【請求項１６】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質を担体物質に供給する
    ことをさらに含む請求項１記載の方法。
17. 【請求項１７】 該担体物質がコラーゲン、ヒアルロン酸、炭酸カルシウム
    、リン酸三カルシウム、ヒドロキシアパタイトセラミック、硫酸マグネシウムお
    よびポリエステルからなる群より選ばれる請求項１６記載の方法。
18. 【請求項１８】 該担体物質がコラーゲンからなる請求項１６記載の方法。
19. 【請求項１９】 該担体物質がヒアルロン酸からなる請求項１６記載の方法
    。
20. 【請求項２０】 マトリックス物質を該空間にさらに供給し、該マトリック
    ス物質は発生した該所望の生きた組織の機能的構造を指示する請求項１記載の方
    法。
21. 【請求項２１】 少くとも１つの組織鼓舞分子物質が：血小板由来増殖因子
    （ＰＤＧＦ）の二量体、インスリン様成長因子（ＩＧＦ−１）、ＩＧＦ−２、塩
    基性繊維芽細胞成長因子（ｂＦＧＦ）、酸性ＦＧＦ、血管内皮細胞増殖因子（Ｖ
    ＥＧＦ）、内皮増殖因子（ＥＧＦ）、インスリン、インターロイキン１（ＩＬ−
    １）、腫瘍壊死因子アルファ（ＴＮＦ−α）、結合組織増殖因子（ＣＴＧＦ）、
    形質転換増殖因子−α（ＴＧＦ−α）、副甲状腺ホルモン（ＰＴＨ）、プロスタ
    グランジンＥ１およびプロスタグランジンＥ−２のようなプロスタグランジン、
    マクロファージコロニー刺激因子（ＭＣＳＦ）、ならびにデキサメタゾン、プレ
    ドニソロンおよびコルチコステロンのようなコルチコステロイド、からなる群よ
    り選ばれる請求項１記載の方法。
22. 【請求項２２】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がＰＤＧＦ二量体から
    なる請求項１記載の方法。
23. 【請求項２３】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がＩＧＦ−１からなる
    請求項１記載の方法。
24. 【請求項２４】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がｂＦＧＦからなる請
    求項１記載の方法。
25. 【請求項２５】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がコルチコステロイド
    からなる請求項１記載の方法。
26. 【請求項２６】 該所望の生きた組織が歯根膜組織、結合組織、筋組織、骨
    組織、腱組織、靭帯組織、軟骨組織、および脂肪組織からなる群より選ばれる請
    求項１記載の方法。
27. 【請求項２７】 該所望の生きた組織が歯根膜組織である請求項１記載の方
    法。
28. 【請求項２８】 該所望の生きた組織が骨組織からなる請求項１記載の方法
    。
29. 【請求項２９】 該所望の生きた組織が脂肪組織からなる請求項１記載の方
    法。
30. 【請求項３０】 該所望の生きた組織が軟骨組織からなる請求項１記載の方
    法。
31. 【請求項３１】 該所望の生きた組織が腱組織からなる請求項１記載の方法
    。
32. 【請求項３２】 該所望の生きた組織が靭帯組織からなる請求項１記載の方
    法。
33. 【請求項３３】 ほ乳動物において所望の形状を有する所望の生きた組織を
    再生するためのキットであり、該キットは： 多数の孔を有する部分からなる組織浸透性手段からなり、該孔は細胞および血
    管構造を該組織浸透性手段により成長させることを可能にし、該組織浸透性手段
    は手段を所望の形状に配列させ、実質的に該所望の形状に保持させる機械的性質
    を有し；ならびに 少くとも１つの組織鼓舞分子物質、 からなるキット。
34. 【請求項３４】 該孔が約３μｍ〜約３，０００μｍの径を有する請求項３
    ３記載のキット。
35. 【請求項３５】 該孔が約５０μｍ〜約１，０００μｍの径を有する請求項
    ３３記載のキット。
36. 【請求項３６】 該孔が約１５０μｍ〜約５００μｍの径を有する請求項３
    ３記載のキット。
37. 【請求項３７】 該組織浸透性手段が非分解性物質からなる請求項３３記載
    の方法。
38. 【請求項３８】 該組織浸透性手段が、ポリテトラフルオロエチレン、フッ
    素化エチレンプロピレンのようなペルフルオル化ポリマー、シリコーンエラスト
    マー、ポリウレタン、ポリエチレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリスルフ
    ォン、非分解性ポリカルボキシレート、非分解性ポリカーボネート、非分解性ポ
    リエステル、ポリプロピレン、ポリ（ヒドロキシメタクリレート）、ポリメチル
    メタクリレート、およびポリエステルアミドのようなポリアミド、ならびにコポ
    リマー、ブロックコポリマー、ならびにそれらのブレンドからなる群より選ばれ
    る非分解性物質からなる請求項３３記載のキット。
39. 【請求項３９】 該組織浸透性手段が膨張ポリテトラフルオロエチレンであ
    る請求項３３記載のキット。
40. 【請求項４０】 該組織浸透性手段が分解性物質である請求項３３記載のキ
    ット。
41. 【請求項４１】 該組織浸透性手段が、非高架橋コラーゲン、非高架橋ヒア
    ルロン酸、ポリ乳酸およびポリグリコール酸のような加水分解しうるポリエステ
    ル、ポリオルソエステル、分解性ポリカーボネート、分解性ポリカルボキシレー
    ト、ポリカプロラクトン、ポリ無水物、およびコポリマー、ブロックコポリマー
    、ならびにそれらのブレンドからなる群より選ばれる分解性物質からなる請求項
    ３３記載のキット。
42. 【請求項４２】 該組織浸透性手段がポリ（グリコライド：トリメチレンカ
    ーボネート）コポリマーである請求項３３記載のキット。
43. 【請求項４３】 該組織浸透性手段が補強手段を備える請求項３３記載のキ
    ット。
44. 【請求項４４】 該補強手段がポリプロピレンメッシュからなる請求項４３
    記載のキット。
45. 【請求項４５】 凍結保存された細胞をさらに含む請求項３３記載のキット
    。
46. 【請求項４６】 担体物質をさらに含む請求項３３記載のキット。
47. 【請求項４７】 該担体物質が分解性である請求項４６記載のキット。
48. 【請求項４８】 該担体物質がコラーゲン、ヒアルロン酸、炭酸カルシウム
    、リン酸三カルシウム、ヒドロキシアパタイトセラミック、硫酸マグネシウムお
    よびポリエステルからなる群より選ばれる請求項４６記載のキット。
49. 【請求項４９】 該担体物質がコラーゲンからなる請求項４６記載のキット
    。
50. 【請求項５０】 該担体物質がヒアルロン酸からなる請求項４６記載のキッ
    ト。
51. 【請求項５１】 少くとも１つの組織鼓舞分子物質が：血小板由来増殖因子
    （ＰＤＧＦ）の二量体、インスリン様成長因子（ＩＧＦ−１）、ＩＧＦ−２、塩
    基性繊維芽細胞成長因子（ｂＦＧＦ）、酸性ＦＧＦ、血管内皮細胞増殖因子（Ｖ
    ＥＧＦ）、内皮増殖因子（ＥＧＦ）、インスリン、インターロイキン１（ＩＬ−
    １）、腫瘍壊死因子アルファ（ＴＮＦ−α）、結合組織増殖因子（ＣＴＧＦ）、
    形質転換増殖因子−α（ＴＧＦ−α）、副甲状腺ホルモン（ＰＴＨ）、プロスタ
    グランジンＥ１およびプロスタグランジンＥ−２のようなプロスタグランジン、
    マクロファージコロニー刺激因子（ＭＣＳＦ）、ならびにデキサメタゾン、プレ
    ドニソロンおよびコルチコステロンのようなコルチコステロイド、からなる群よ
    り選ばれる請求項３３記載のキット。
52. 【請求項５２】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がＰＤＧＦ二量体から
    なる請求項３３記載のキット。
53. 【請求項５３】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がＩＧＦ−１からなる
    請求項３３記載のキット。
54. 【請求項５４】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がｂＦＧＦからなる請
    求項３３記載のキット。
55. 【請求項５５】 該少くとも１つの組織鼓舞分子物質がコルチコステロイド
    からなる請求項３３記載のキット。
56. 【請求項５６】 該所望の生きた組織が歯根膜組織、結合組織、筋組織、骨
    組織、腱組織、靭帯組織、軟骨組織、および脂肪組織からなる群より選ばれる請
    求項３３記載のキット。
57. 【請求項５７】 該所望の生きた組織が歯根膜組織からなる請求項３３記載
    のキット。
58. 【請求項５８】 該所望の生きた組織が骨組織からなる請求項３３記載のキ
    ット。
59. 【請求項５９】 該所望の生きた組織が脂肪組織からなる請求項３３記載の
    キット。
60. 【請求項６０】 該所望の生きた組織が軟骨組織からなる請求項３３記載の
    キット。
61. 【請求項６１】 該所望の生きた組織が腱組織からなる請求項３３記載のキ
    ット。
62. 【請求項６２】 該所望の生きた組織が靭帯組織からなる請求項３３記載の
    キット。