JP5579904B2

JP5579904B2 - 不織状の組織支持骨格

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Publication number: JP5579904B2
Application number: JP2013145279A
Authority: JP
Inventors: ステファニー・エム・クラダキス; ジョセフ・ジェイ・ハマー; ダヌラジ・シェティ; スリデビ・ダナラジ
Original assignee: DePuy Mitek LLC
Current assignee: DePuy Mitek LLC
Priority date: 2004-04-20
Filing date: 2013-07-11
Publication date: 2014-08-27
Anticipated expiration: 2025-04-19
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Description

本発明は一般に半月板の欠損を修復するための方法および装置に関連しており、特に、改善された特性を有する組織修復用の支持骨格装置に関連している。

半月板は一定の関節の骨の間に見られる特徴づけられた組織である。例えば、膝において半月板は脛骨と大腿骨との間の関節の周辺部分に存在している繊維軟骨の一定のＣ字形状の部分である。この組織は関節の安定性を付加して、衝撃を吸収し、関節に対して潤滑性および栄養を送達することを含む関節の健康において重要な機能を果たしている。この結果、半月板の傷害は変形性関節症等のような消耗性の状況を引き起こす可能性がある。

半月板の傷害、特に断裂は比較的に一般的な傷害である。このような傷害は落下、仕事に関連する行動中、一定の競技大会の途中、または他の多くの状況および／または活動の何らかの一つにおける過剰動作等のような急なねじれの種類の傷害により生じる可能性がある。加えて、断裂は年齢と共に徐々に進展する可能性がある。いずれの場合においても、断裂は半月板の外側の厚い部分の中または内側の薄い部分の中のいずれにも生じる可能性がある。また、断裂が半月板の一定の小さな部分のみを含む場合もあり、ほとんど全体の半月板に影響する場合もあり得る。

不都合にも、一定の損傷した半月板は身体の他の部分において生じる正常な治癒の過程を受けることができない。半月板と滑膜の連結部分における半月板の周縁部分はかなり脈管が多いが（赤色領域）、半月板の内側の２／３の部分は完全に脈管が存在しておらず（白色部分）、これらの間にわずかな遷移部分が存在している（赤色−白色領域）。機能の部分的または完全な損失を生じる半月板に対する消耗性または傷害性の断裂は組織が再生のための能力をほとんど持っていない上記白色領域の中において生じる場合が多い。このような断裂は重度の関節の痛みおよびかみ合いを生じ、長期の間に、変形性関節症を引き起こす半月板機能の損失を生じる。

幾つかの治療方法が現在において半月板の傷害のために存在しているが、これらの治療の選択肢は半月板の修復または再生のための機会をほとんど与えない。大部分の半月板の傷害は一定の部分的な半月板切除術中にその不安定な組織を除去することにより治療されている。そして、この組織が除去された後に、さらに治療が行なわれることは全く無い。たいていの患者は短期間においてはこの治療に対して満足な応答を示すが、その手術の数年後に（すなわち、約１０年以上の後に）消耗性の関節の病気を発生する場合が多い。すなわち、除去した組織の量が消耗または退化の程度および速度に関連している。半月板の組織の大部分が傷害に関連している場合に、全体的な半月板切除術が行なわれる。その後、その患者が有意義な関節の退化を伴わずに全体的な半月板切除術の後に痛みを経験すれば、半月板の同種移植片の二次的な治療が可能である。このような同種移植片の使用は組織の入手の可能性および狭い適用範囲により限られている。

半月板の脈管の有る領域内において安定化できる半月板断裂の場合に、これらの断裂はラピッドロック（RapidLoc）（デピュイ・マイテック社（DePuy Mitek））およびファスト・フィックス（FasT Fix）（スミス・アンド・ネプヒュー社（Smith & Nephew））等のような縫合糸または等価な半月板修復装置により修復できる。これらの修復はそれぞれの場合の約６０乃至８０％において成功するが、修復された状態の基準を満たす傷害の割合は１５％またはそれ以下である。なお、この修復の基準は血管の分布および断裂の種類だけでなく半月板の安定性および完全性、膝の安定性および年齢および活動等のような患者の要因に基づいている。さらに、上記の修復が失敗すれば、次の治療の可能な過程は一定の部分的なまたは全体的な半月板切除になる。

既存の技法に関わらず、半月板組織の再生を促進できる新規な組織修復装置ならびにこれらの組織修復装置を使用するための方法に対する一定の要望が当業界において存在し続けている。

本発明は一定の半月板の中における一定の欠損部分に接触した状態で配置されることに適合している一定の生体適合性の組織修復用の支持骨格を備えている一定の生体適合性の半月板修復装置を提供している。この支持骨格は一定の不織状の材料により形成されており、さらに、この支持骨格は一定の発泡体の部品を付加的に含むことができる。一例の態様において、上記材料は一定の高密度の不織材料である。

好ましくは、本発明の支持骨格の不織材料はグリコリド、ラクチド、カプロラクトン、トリメチレン・カーボネート、ポリビニル・アルコール、およびジオキサノンから成る群から選択される１種類以上のモノマーから誘導されている少なくとも１種類のポリマーを含む１種類以上の生体適合性のポリマーにより形成されている。一例の実施形態において、上記の支持骨格は生体吸収性のポリマーにより構成されている。

上記支持骨格を形成している不織状の材料は種々の合成ポリマー繊維を用いる一定のドライ・レイ（dry lay）法により形成した材料を含む。好ましくは、上記不織材料は連続状のフィラメント糸をけん縮糸に加工した後にそのけん縮糸を均一な長さの短繊維に切断することにより製造されている。その後、好ましくは、上記の短繊維は針で穴あけした一定のバットまたはウエブに梳かれる。さらに好ましくは、この結果として得られる不織材料は一定の等方性の繊維の延伸方向を有している。

上記支持骨格を形成している不織材料は好ましくは一定の半月板修復装置としてその効力を高める望ましい材料特性を有している。本発明の一例の態様において、上記支持骨格の不織材料は約０．１ＭＰａよりも高い、さらに好ましくは約１．５ＭＰａよりも高い一定の弾性率、約６Ｎよりも高い一定の縫合糸引出強さ（suture pull-out strength）、および／または約０．２ＭＰａよりも高い、さらに好ましくは２ＭＰａよりも高い一定の最大応力を有している。さらに、これらの特性の好ましい範囲は約２ＭＰａ乃至４０ＭＰａの範囲内の弾性率、約６Ｎ乃至４５Ｎの範囲内の縫合糸引出強さ、約２ＭＰａ乃至１４ＭＰａの範囲内の最大応力をそれぞれ含む。加えて、上記支持骨格の厚さは好ましくは約０．５ｍｍ乃至１．５ｍｍの範囲内である。

本発明の別の態様において、上記修復装置はさらに細胞増殖を刺激するための少なくとも１種類の生体活性な物質を備えている。好ましくは、この生体活性な物質は一定の高濃度血小板血漿、軟骨由来形態発生蛋白、組換え型ヒト増殖因子、およびこれらの種々の組み合わせ物から成る群から選択される。また、別の実施形態において、上記の修復装置は上記組織修復用の支持骨格の上に配置されてその組織修復用の支持骨格の近くの自然な組織に組み込むために有効な一定の生育可能な組織サンプルを含む。

従って、本発明によれば、半月板組織の再生を促進できる新規な組織修復装置ならびにこれらの組織修復装置を使用するための方法が提供できる。

本発明は以下の添付図面に基づく詳細な説明によりさらに明らかになる。

本発明は一定の半月板の中の欠損部分に接触した状態で配置されることに適合している一定の生体適合性の組織修復用の支持骨格を有する半月板修復装置を提供している。この支持骨格は、好ましくは、約１．５ＭＰａよりも高い一定の弾性率、約２ＭＰａよりも大きい一定の最大応力、および約６Ｎよりも高い一定の縫合糸保持強度を含む有利な機械特性を伴う一定の高密度の不織高分子材料を含む。さらに、この支持骨格は一定の生体適合性の発泡材を含むことができる。

半月板の断裂部分等のような小寸法の半月板の欠損部分はその組織の欠損部分の中にまたはこれに近接して位置決めするための同様に小さな修復装置を必要とする。不都合にも、このような欠損部分を修復するための従来の装置を構成するために用いられている材料の多くはその修復装置を半月板の組織の中において無傷の状態で維持することを可能にしながらその膝の関節が受ける応力に耐えるために必要とされる強度に欠けている。この結果、移植した装置が欠損部位から移動したり移植後に分解するために、半月板の欠損部分を治療するための多くの試みがこれまで失敗していた。本発明はこのような不都合を解消し、半月板の修復のために寸法付けられていて引き裂きおよび負所望な劣化に対抗するために十分な物理的特性を有している一定の支持骨格を提供している。

本発明の修復装置は一定の不織状の材料を含む一定の支持骨格を含む。好ましいと考えられる不織材料は種々の繊維、フィラメント、またはフィルム様のフィラメント構造の相互に組み合っている層または網状構造により製造されている柔軟で多孔質な構造を含む。また、このような不織材料は既に調製または形成されている種々の繊維のウエブ、フィラメント、または加工されて一定の所望の網状構造に構成されている種々のフィルムにより形成できる。

一般に、上記の不織材料は一定の形成用または搬送用の表面の上にその構成成分（通常において繊維）を付着または堆積させることにより形成されている。これらの成分は一定の乾燥状態、湿潤状態、急冷状態、または溶融状態にすることができる。従って、上記の不織材料は乾式、湿式、または押出方式の材料の形態にすることができ、あるいは、これらの種類の不織材料の混成物も形成可能である。このような不織材料を作成できる繊維またはその他の材料は一般的に合成または天然に存在する種々のポリマーである。

当業界における熟練者であれば、乾式の支持骨格が乾燥状態において乾燥した繊維を集めて、梳き、さらに／または空気力学的に操作することにより形成されている上記のような不織材料を含むことが認識できる。加えて、湿式の不織材料は一定の移動しているコンベヤ等のような一定の表面の上に堆積した一定の繊維を含有しているスラリーにより形成されることが良く知られている。さらに、上記のような不織ウエブはその水性の成分を除去して繊維を乾燥した後に形成される。また、押出方式の不織材料は不織繊維、メルト・ブロー処理した繊維、および多孔質フィルムの組織により形成されている材料を含む。さらに、これらの不織材料の混成物は種々の積層技法により異なる種類の不織材料の１個以上の層を組み合わせることにより形成できる。

上記用語の「不織（材料）（nonwoven）」は本発明において用いられているように、さらに、当業界における熟練者において理解されているように、織り状、編み状、またはメッシュ状の布地を含まない。加えて、本発明の不織材料は好ましくは半月板の修復を増進するために理想的である機械特性を得るように設計されている一定の密度を有している。一例の実施形態において、上記不織材料の密度は約１２０ｍｇ／ｃｃ乃至３６０ｍｇ／ｃｃの範囲内である。

本発明の支持骨格は好ましくは一定の生体適合性のポリマーにより形成されている。さらに、種々の生体適合性のポリマーが本発明による生体適合性の不織材料および／または生体適合性の発泡材料を形成するために使用できる。このような生体適合性のポリマーは種々の合成ポリマー、天然ポリマーまたはこれらの組み合わせ物とすることができる。なお、本明細書において用いられているように、用語の「合成ポリマー（synthetic polymer）」は、そのポリマーが天然に存在している種々の生物材料により作成されている場合でも、天然において見られないポリマーを意味する。また、用語の「天然ポリマー（natural polymer）」は天然に存在しているポリマーを意味する。

上記支持骨格が少なくとも１種類の合成ポリマーを含む場合の実施形態において、適当な生体適合性の合成ポリマーは種々の脂肪族ポリエステル、ポリ（アミノ酸）、コポリ（エーテル−エステル）、ポリアルキレン・オキサレート、ポリアミド、チロシン誘導型ポリカーボネート、ポリ（イミノカーボネート）、ポリオルソエステル、ポリオキサエステル、ポリアミドエステル、種々のアミン基を含むポリオキサエステル、ポリ（酸無水物）、ポリホスファゼン、ポリ（プロピレン・フマレート）、ポリウレタン、ポリ（エステル・ウレタン）、ポリ（エーテル・ウレタン）、およびこれらの種々の混合物およびコポリマーから成る群から選択されるポリマーを含むことができる。さらに、本発明において使用するための適当な合成ポリマーはコラーゲン、ラミニン、グリコスアミノグリカン、エラスチン、トロンビン、フィブロネクチン、デンプン、ポリ（アミノ酸）、ゼラチン、アルギネート、ペクチン、フィブリン、酸化セルロース、キチン、キトサン、トロポエラスチン、ヒアルロン酸、シルク、リボ核酸、デオキシリボ核酸、プロペプチド、蛋白質、多糖類、ポリヌクレオチドおよびこれらの種々の組み合わせ物において見られる種々のシーケンスに基づく生体合成ポリマーも含むことができる。

本発明の目的において、上記脂肪族ポリエステルはラクチド（Ｄ−、Ｌ−およびメソ型のラクチドを含む）、グリコリド（グリコール酸を含む）、ε−カプロラクトン、ｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）、トリメチレン・カーボネート（１，３−ジオキサン−２−オン）、トリメチレン・カーボネートのアルキル誘導体、δ−バレロラクトン、β−ブチロラクトン、γ−ブチロラクトン、ε−デカラクトン、ヒドロキシブチレート、ヒドロキシバレレート、１，４−ジオキセパン−２−オン（この二量体の１，５，８，１２−テトラオキサシクロテトラデカン−７，１４−ジオン）、１，５−ジオキセパン−２−オン、６，６−ジメチル−１，４−ジオキサン−２−オン、２，５−ジケトモルホリン、ピバロラクトン、α，αジエチルプロピオラクトン、エチレン・カーボネート、エチレン・オキサレート、３−メチル−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン、３，３−ジエチル−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン、６，６−ジメチル−ジオキサン−２−オン、６，８−ジオキサビシクロオクタン−７−オンおよびこれらの混合物のホモポリマーおよびコポリマーを含むがこれらに限定されない。さらに、本発明において用いる脂肪族ポリエステルは一定の線形、分枝状または星形の構造を有する種々のホモポリマーおよびコポリマー（ランダム型、ブロック型、セグメント型、テーパー・ブロック型、グラフト型、トリブロック型等）とすることができる。別の有用なポリマーはＬ−ラクチド、Ｄ，Ｌ−ラクチド、乳酸、グリコリド、グリコール酸、パラ−ジオキサノン、トリメチレン・カーボネートおよびε−カプロラクトンのポリホスファゼン、コ−モノマー、タ−モノマーおよびさらに高次のモノマーを含む。

上記の支持骨格が少なくとも１種類の天然のポリマーを含む実施形態において、これらの天然ポリマーの適当な例は種々のフィブリン基材型の材料、コラーゲン基材型の材料、ヒアルロン酸基材型の材料、糖蛋白基材型の材料、セルロース基材型の材料、シルクおよびこれらの組み合わせ物を含むがこれらに限定されない。さらに、非限定的な例として、上記生体適合性の支持骨格は一定のコラーゲン基材型で小形の腸粘膜下組織を含むことができる。

当業界における熟練者は本発明の生体適合性の支持骨格を形成するための一定の適当な材料の選択が幾つかの要因により決まることが認識できる。これらの要因は生体内の機械的な性能、すなわち、細胞の接着、増殖、移動および分化に関する物質に対する細胞応答、生体適合性、および随意的に、生体吸収（または生体分解）速度を含む。さらに別の関連する要因は上記ポリマーの化学的な組成、各成分の立体的な分布、分子量、および結晶化の程度を含む。

図１Ａおよび図１Ｂは本発明の修復装置として有用な一定の例示的な不織状の支持骨格の走査電子顕微鏡写真を示している。図１Ａは２７５．５ｍｇ／ｃｃの一定密度を伴う一定のポリジオキサノン（「ＰＤＳ」）の不織状の材料の上面図であり、図１Ｂは同一の不織状の材料の断面図を示している。また、図２Ａおよび図２Ｂは２３６．６ｍｇ／ｃｃの一定密度を伴う一定の５０／５０ＰＤＳ／ビクリル（ＶＩＣＲＹＬ）（「ビクリル（ＶＩＣＲＹＬ）」はポリグリコール酸およびポリ乳酸の一定のコポリマー）のポリマーを含む別の例示的な不織状の材料の上面図および断面図をそれぞれ示している。

一例の実施形態において、本発明の支持骨格は不織状の材料に結合している一定の生体適合性の発泡体の成分を含む。一例の態様において、この発泡材料は不織状の材料の片面または両面の上の一定の層として形成されている。あるいは、上記の発泡材料および不織材料はこの発泡体の成分がその不織材料の中に組み込まれてその発泡体の気孔が不織材料の中に浸透することによりその不織材料の成分に対して相互連結するように連結できる。好ましいと考えられる発泡材料は一定の連続気泡型の気孔構造を有する材料である。

図３Ａ乃至図３Ｄは２４０ｍｇ／ｃｃの一定密度のＰＤＳの不織材料およびこの不織材料に結合している６５／３５のポリグリコール酸（「ＰＧＡ」）／ポリカプロラクトン（「ＰＣＬ」）の発泡体を含む一定の複合体の発泡材料／不織材料の支持骨格を示している。さらに、図３Ａおよび図３Ｂは上面図および下面図をそれぞれ示している。また、図３Ｃおよび図３Ｄは９０倍および２５０倍の倍率における断面図をそれぞれ示している。これらの断面図により示されているように、上記不織材料の各繊維は発泡体の中に延在していて、この発泡体に相互連結している。

本発明の一例の実施形態において、上記発泡材料は、例えば、ヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）中における０．１グラム／デシリットル（ｇ／ｄＬ）の溶液中において２５℃で決定した場合に、約１．２ｄＬ／ｇ乃至４ｄＬ／ｇ、さらに好ましくは約１．２ｄＬ／ｇ乃至２ｄＬ／ｇ、最も好ましくは約１．４ｄＬ／ｇ乃至２ｄＬ／ｇの範囲内の一定の固有粘度を有するポリマー等のような種々のエラストマーのコポリマーを含む。また、適当なエラストマーは好ましくは一定の高い割合の伸び率および低い弾性率を示すと共に、良好な引張強さおよび良好な回復特性を有している。本発明の好ましい実施形態において、上記エラストマーは約２００パーセント（％）よりも高い、好ましくは約５００％よりも高い一定の伸び率を示す。さらに、これらの伸び率および弾性の特性に加えて、上記エラストマーは約５００ｐｓｉ（３．４５×１０⁶ Ｐａ）よりも大きい、好ましくは約１，０００ｐｓｉ（６．９×１０⁶ Ｐａ）よりも大きい一定の引張強さ、および約５０ポンド／インチよりも大きい、好ましくは約８０ポンド／インチよりも大きい一定の引裂強さも有する必要がある。

例示的な生体適合性のエラストマーは約３５：６５乃至約６５：３５、さらに好ましくは４５：５５乃至３５：６５のグリコリドに対するε−カプロラクトンの一定のモル比率を有するε−カプロラクトンおよびグリコリドの弾性コポリマー、ラクチドに対するε−カプロラクトンのモル比率が約９５：５乃至約３０：７０、さらに好ましくは４５：５５乃至３０：７０または約９５：５乃至約８５：１５であるε−カプロラクトンおよびラクチド（Ｌ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、これらの混合物、および乳酸の種々のポリマーおよびコポリマーを含む）の弾性コポリマー、ラクチドに対するｐ−ジオキサノンのモル比率が約４０：６０乃至約６０：４０であるｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）およびラクチド（Ｌ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、これらの混合物、および乳酸の種々のポリマーおよびコポリマーを含む）の弾性コポリマー、ｐ−ジオキサノンに対するε−カプロラクトンのモル比率が約３０：７０乃至約７０：３０であるε−カプロラクトンおよびｐ−ジオキサノンの弾性コポリマー、トリメチレン・カーボネートに対するｐ−ジオキサノンのモル比率が約３０：７０乃至約７０：３０であるｐ−ジオキサノンおよびトリメチレン・カーボネートの弾性コポリマー、グリコリドに対するトリメチレン・カーボネートのモル比率が約３０：７０乃至約７０：３０であるトリメチレン・カーボネートおよびグリコリド（ポリグリコール酸を含む）の弾性コポリマー、ラクチドに対するトリメチレン・カーボネートのモル比率が約３０：７０乃至約７０：３０であるトリメチレン・カーボネートおよびラクチド（Ｌ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、これらの混合物、および乳酸の種々のポリマーおよびコポリマーを含む）の弾性コポリマー、およびこれらの混合物を含むがこれらに限定されない。さらに、別の適当な生体適合性のエラストマーの例が米国特許第５，４６８，２５３号において記載されている。

上記生体適合性の発泡材料はまた組織の内部成長を可能にするための複数の気孔または孔を有する薄いエラストマーまたは弾性体のシートも含むことができる。このようなシートはポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、およびポリジオキサノン（ＰＤＳ）の種々の混合物またはコポリマーにより形成することが可能である。

別の実施形態において、上記発泡体の成分は３５：６５のε−カプロラクトンおよびグリコリドの一定のコポリマーであるエラストマーを含む。さらに別の実施形態において、上記の組織支持骨格において用いる発泡体は４０：６０のε−カプロラクトンおよびラクチドの一定のコポリマーとすることができる。さらに別の実施形態において、上記発泡体の成分はε−カプロラクトンおよびグリコリドの３５：６５のコポリマーとε−カプロラクトンおよびラクチドの４０：６０のコポリマーとの一定の５０：５０の混合物である。

また、一定の勾配様の構造で一つの組成から別の組成に遷移している種々のポリマー混合物を使用することが望ましい場合もあり得る。このような勾配様の構造を有する支持骨格は軟骨等のような天然に存在する組織の構造を修復または再生するための組織工学の用途において特に有利である。例えば、ε−カプロラクトン−コ−グリコリドとε−カプロラクトン−コ−ラクチドとの一定のエラストマーを（例えば、約５：９５の一定のモル比率において）混合することにより、例えば、軟骨から骨に到る変化または遷移に類似している一定の様式で、一定の比較的に軟質のスポンジ状の物質から一定の比較的に硬質の剛性の物質に遷移している一定の支持骨格が形成できる。明らかに、当業界における熟練者であれば、上記勾配の作用を調節するために、または異なる勾配（例えば、異なる吸収特性、応力応答特性、または異なる弾性の程度）を形成するために別のポリマーの混合物が使用可能であることを認識できる。

上述したように、本発明の支持骨格は多数の望ましい特性を有している。一例の実施形態において、本発明の装置は６Ｎよりも大きい、好ましくは約６Ｎ乃至４５Ｎの範囲内の一定の縫合糸引出強さを有している。上記支持骨格は好ましくは０．１ＭＰａよりも大きい、さらに好ましくは２．０ＭＰａよりも大きく、一例の実施形態において、約２ＭＰａ乃至４０ＭＰａの範囲内である一定の弾性率を有している。さらに、上記支持骨格の別の望ましい特性は最大応力および剛性を含む。好ましくは、この最大応力は０．２ＭＰａよりも大きく、さらに好ましくは２ＭＰａよりも大きく、一例の実施形態において約２ＭＰａ乃至１４ＭＰａの範囲内である。また、この支持骨格の剛性は０．５Ｎ／ｍｍよりも大きいことが好ましい。従来の半月板移植装置に比べて、上記の特性は本発明の支持骨格を膝関節内において望まれる諸条件に対して比較的に良好に適合させ、移植片の移動およびほぐれの危険性を比較的に少なくしてその位置を固定できる。

本発明の不織材料は種々のモノフィラメント、より糸、糸、組み糸、またはこれらの束または組み合わせ物等のような種々の繊維を含むこともできる。これらの繊維は、例えば、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリジオキサノン（ＰＤＳ）、トリメチレン・カーボネート（ＴＭＣ）、およびこれらの種々のコポリマーまたは混合物等のような生体吸収性の材料を含む上述した生体適合性の材料の任意の物により構成できる。これらの繊維はまたシルクおよびコラーゲン基材の種々の材料を含む天然ポリマーに基づく任意の生体適合性の材料により作成することも可能である。また、上記の繊維は、例えば、ポリエチレン、ポリエチレン・テレフタレート、ポリ（テトラフルオロエチレン）、ポリカーボネート、ポリプロピレンおよびポリ（ビニル・アルコール）等のような非吸収性の任意の生体適合性の繊維により作成することも可能である。一例の好ましい実施形態において、上記繊維はポリジオキサノンにより形成されている。

また、別の実施形態において、上記生体適合性のポリマーは一定の連続気泡型の気孔構造を伴う気孔を有する一定の高分子の発泡体の成分を形成するために用いられている。この気孔寸法は変更可能であるが、好ましくは、これらの気孔は組織の内部成長を可能にするように寸法付けられている。さらに好ましくは、上記の気孔寸法は約２５乃至１０００ミクロンの範囲内、さらに好ましくは約５０乃至５００ミクロンの範囲内である。

一定の生育可能な組織も本発明の支持骨格の中に含むことができる。この供給源は変更可能であり、その組織は多様な形態を採ることができるが、一例の実施形態において、この組織は細かく切り刻んだ組織の断片の形態であり、このような形態は組織の再成長の効果を高めて一定の治癒性の応答を助長する。また、別の実施形態において、上記の生育可能な組織は組織の再生および／または再造形が可能な生育可能な細胞を含む健康な組織から採集した一定の組織の断片または細片の形態にすることができる。

上記のような生育可能な組織を得るために使用できる適当な組織は、例えば、軟骨組織、半月板組織、靭帯組織、腱組織、皮膚組織、骨組織、筋肉組織、骨膜組織、心膜組織、滑膜組織、神経組織、脂肪組織、腎組織、骨髄、肝組織、膀胱組織、膵臓組織、脾臓組織、椎間板組織、胎芽組織、歯根膜組織、脈管組織、血液、およびこれらの種々の組み合わせ物を含む。さらに、一定の好ましい実施形態において、上記生育可能な組織は半月板組織である。

上記の生育可能な組織はまた随意的に、一定のゲル様キャリアまたは一定の接着剤等のような種々のキャリアを含む多様な別の材料と共に組み合わせることができる。非限定的な例において、上記ゲル様のキャリアはヒアルロン酸、フィブリン接着剤、フィブリン凝固物、コラーゲン・ゲル、コラーゲン基材の接着剤、アルギネート・ゲル、架橋アルギネート、キトサン、合成アクリレート基材のゲル、高濃度血小板血漿（ＰＲＰ）、低濃度血小板血漿（ＰＰＰ）、ＰＲＰ凝固物、ＰＰＰ凝固物、血液、血液凝固物、血液成分、血液成分凝固物、マトリゲル（Matrigel）、アガロース、キチン、キトサン、多糖類、ポリ（オキシアルキレン）、ポリ（エチレン・オキシド）−ポリ（プロピレン・オキシド）の一定のコポリマー、ポリ（ビニル・アルコール）、ラミニン、エラスチン、プロテオグリカン、可溶化基底膜、またはこれらの種々の組み合わせ物等のような一定の生物学的なまたは合成のヒドロゲルとすることができる。また、適当な接着剤はヒアルロン酸、フィブリン接着剤、フィブリン凝固物、コラーゲン・ゲル、コラーゲン基材の接着剤、アルギネート・ゲル、架橋アルギネート、ゼラチン−レゾルシン−ホルマリン基材の接着剤、イガイ基材の接着剤、ジヒドロキシフェニルアラニン（ＤＯＰＡ）基材の接着剤、キトサン、トランスグルタミナーゼ、ポリ（アミノ酸）基材の接着剤、セルロース基材の接着剤、多糖類基材の接着剤、合成アクリレート基材の接着剤、高濃度血小板血漿（ＰＲＰ）、低濃度血小板血漿（ＰＰＰ）、ＰＲＰ凝固物、ＰＰＰ凝固物、血液、血液凝固物、血液成分、血液成分凝固物、ポリエチレン・グリコール基材の接着剤、マトリゲル、モノステアロイル・グリセロール・コ−スクシネート（ＭＧＳＡ）、モノステアロイル・グリセロール・コ−スクシネート／ポリエチレン・グリコール（ＭＧＳＡ／ＰＥＧ）コポリマー、ラミニン、エラスチン、プロテオグリカン、およびこれらの種々の組み合わせ物を含むがこれらに限定されない。

上記の生育可能な組織はまたその生育可能な組織の周囲の細胞外基質からの組織の移動を容易にするために一定の基質消化酵素に接触させることができる。すなわち、この酵素は細胞基質からの組織欠損部分または傷害部分または支持骨格材料の中への細胞の移動の速度を高めるために使用できる。本発明において使用可能な適当な基質消化酵素はコラーゲナーゼ、コンドロイチナーゼ、トリプシン、エラスターゼ、ヒアルロニダーゼ、ペプチダーゼ、サーモリジン、基質メタロプロテイナーゼ、ゼラチナーゼおよびプロテアーゼを含むがこれらに限定されない。好ましくは、上記ゲル様キャリアの中の切り刻んだ組織粒子の濃度は約１乃至１０００ｍｇ／ｃｍ³ の範囲内、さらに好ましくは約１乃至２００ｍｇ／ｃｍ³ の範囲内である。

本発明の別の実施形態において、一定の生体活性な物質を上記組織の支持骨格の中に組み込むかこれに対して適用することができ、さらに／または、この物質を上記の生育可能な組織に対して適用できる。好ましくは、この生体活性な物質は上記の生育可能な組織を支持骨格に添加するまえにその支持骨格の中に組み込むかその上に塗布される。この生体活性な物質は、傷害部分の部位に存在する時にその影響を受けている組織の治癒および／または再生を助長する、種々のイフェクターの中から選択できる。さらに、治癒を実際に助長して促進する配合物または物質であることに加えて、上記のイフェクターは感染を予防する配合物または物質（例えば、抗菌剤および抗生物質）、炎症を減少する配合物または物質（例えば、抗炎症剤）、酸化再生セルロース（例えば、エシコン社（Ethicon, Inc.）から入手可能なインターシード（INTERCEED）（登録商標）およびサージセル（SURGICEL）（登録商標））等のような接着の形成を防ぐか最少にする配合物、ヒアルロン酸、および免疫系統を抑制する配合物または物質（例えば、免疫抑制剤）を含むこともできる。

非限定的な例として、本発明の移植片の中に存在している別の種類のイフェクターは種々の異種または自己の増殖因子、蛋白質（基質蛋白質を含む）、ペプチド、抗体、酵素、血小板、高濃度血小板血漿、糖蛋白質、ホルモン、サイトカイン、グリコスアミノグリカン、核酸、鎮痛薬、ウイルス、ウイルス粒子、および細胞型を含むことができる。さらに、同一のまたは異なる機能の１種類以上のイフェクターを上記移植片の中に組み込むことができることが理解されると考える。

適当なイフェクターの例は傷害を受けたまたは損傷した組織の治癒および／または再生を助長することが知られている多数の異種または自己の増殖因子を含む。これらの増殖因子は上記支持骨格の中に直接的に組み込むことができ、あるいは、この支持骨格は、例えば、血小板等のような種々の増殖因子の一定の供給源を含むことができる。「生体活性な物質（bioactive agents）」は、本明細書において用いられているように、以下の、すなわち、種々の走化性の物質、治療剤（例えば、抗生物質、ステロイド系および非ステロイド系の鎮痛薬および抗炎症薬、免疫抑制剤および抗癌薬等のような抗拒絶薬）、種々の蛋白質（例えば、短期間ペプチド、骨形態発生蛋白質、糖蛋白質およびリポ蛋白質）、細胞接着媒体、生物学的に活性なリガンド、インテグリン結合性シーケンス、リガンド、種々の増殖用および／または分化用の物質およびそのフラグメント（例えば、表皮増殖因子（ＥＧＦ）、肝細胞増殖因子（ＨＧＦ）、脈管内皮増殖因子（ＶＥＧＦ）、線維芽細胞増殖因子（例えば、ｂＦＧＦ）、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）、インスリン由来増殖因子（例えば、ＩＧＦ−Ｉ、ＩＧＦ−ＩＩ）および形質転換増殖因子（例えば、ＴＧＦ−βＩ−ＩＩＩ）、副甲状腺ホルモン、副甲状腺ホルモン関連ペプチド、骨形態発生蛋白質（例えば、ＢＭＰ−２、ＢＭＰ−４、ＢＭＰ−６、ＢＭＰ−１２）、ソニック・ヘッジホッグ（sonic hedgehog）、増殖分化因子（例えば、ＧＤＦ５、ＧＤＦ６、ＧＤＦ８）、組換ヒト増殖因子（例えば、ＭＰ５２）、軟骨由来形態発生蛋白質（ＣＤＭＰ−１）、特異的な増殖因子のアップレギュレーションに影響する小分子、テネイシン−Ｃ、ヒアルロン酸、硫酸コンドロイチン、フィブロネクチン、デコリン、トロンボエラスチン、トロンビン由来ペプチド、ヘパリン結合性ドメイン、ヘパリン、硫酸ヘパラン、ＤＮＡフラグメントおよびＤＮＡプラスミドの内の１種類以上を含むことができる。同様に、適当なイフェクターは上記の物質の種々のアゴニストおよび拮抗質も含む。さらに、上記の増殖因子はそれぞれの増殖因子の種々の組み合わせ物も含むことができる。加えて、上記の増殖因子は血液中の血小板により供給される自己の増殖因子とすることができる。この場合に、この血小板からの増殖因子は種々の増殖因子の不確定な混合物になる。さらに、他の上記のような物質が整形外科の分野において治療的価値を有する場合には、それらの物質の少なくとも一部が本発明において有用性を有することが予想され、これらの物質は他に明らかに限定されていない限りにおいて、「一定の生体活性な物質（bioactive agent）」または「種々の生体活性な物質（bioactive agents）」の意味に当然に含まれる。

上記イフェクターとして使用するために適当な生物学的に誘導した物質は以下の、すなわち、骨（自己移植片、同種移植片および異種移植片）および骨の種々の誘導体、例えば、半月板組織を含む軟骨（自己移植片、同種移植片および異種移植片）およびその種々の誘導体、例えば、粘膜を含む腸管組織（自己移植片、同種移植片および異種移植片）、例えば、粘膜を含む胃の組織の種々の誘導体（自己移植片、同種移植片および異種移植片）、例えば、粘膜を含む膀胱組織の種々の誘導体（自己移植片、同種移植片および異種移植片）、例えば、粘膜を含む消化組織の種々の誘導体（自己移植片、同種移植片および異種移植片）、例えば、粘膜を含む呼吸組織の種々の誘導体（自己移植片、同種移植片および異種移植片）、
例えば、粘膜を含む生殖組織の種々の誘導体（自己移植片、同種移植片および異種移植片）、例えば、肝臓の基底膜を含む肝組織の種々の誘導体（自己移植片、同種移植片および異種移植片）、皮膚組織の種々の誘導体、高濃度血小板血漿（ＰＲＰ）、低濃度血小板血漿、骨髄吸引液、鉱物質除去した骨の基質、インスリン誘導型の増殖因子、全血、フィブリンおよび血液凝固物の１種類以上を含む。精製したＥＣＭおよびその他のコラーゲンの供給源はまた適当な生物学的に誘導した物質でもある。さらに、他の上記のような物質がこの整形外科の分野において治療的価値を有していれば、これらの物質の少なくとも一部が本発明において有用性を有することになり、このような物質は他に明らかに限定されていない限りにおいて、「生物学的に誘導されている一定の物質（biologically derived agent）」および「生物学的に誘導されている種々の物質（biologically derived agents）」の意味に当然に含まれる。

生物学的に誘導した物質もまた生体再造形可能なコラーゲン質の組織基質も含む。これらの用語の「生体再造形可能なコラーゲン質の組織基質（bioremodelable collageneous tissue matrix）」および「天然に存在している生体再造形可能なコラーゲン質の組織基質（naturally occurring bioremodelable collagenous tissue matrix）」は皮膚、動脈、静脈、心膜、心臓弁、硬膜、靭帯、骨、軟骨、膀胱、肝臓、胃、筋膜および腸管、その他の任意の供給源から成る群から選択される天然組織から誘導した基質を含む。さらに、上記用語の「天然に存在している生体再造形可能なコラーゲン質の組織基質（naturally occurring bioremodelable collagenous tissue matrix）」は浄化、加工処理、滅菌処理、および随意的に架橋されている基質材料を意味することを目的としており、天然の繊維を精製してその精製した天然の繊維から一定の基質材料を再生するための天然に存在している生体再造形可能なコラーゲン質の組織基質の定義の範囲内に含まれない。

上記移植片の中に存在することのできる蛋白質は、例えば、その移植片の中に収容されている一定の血小板、ならびに、一定の単離されている形態でその移植片の中に存在している血小板等のような一定の細胞またはその他の生物学的な供給源から分泌される種々の蛋白質を含む。この蛋白質の単離されている形態は一般的に純度において約５５％またはそれ以上に高く、他の種々の蛋白質、分子、破片等から単離されている蛋白質である。さらに好ましくは、上記の単離した蛋白質は少なくとも６５％の純度であり、最も好ましくは、少なくとも約７５乃至９５％の純度である。なお、上記のことにかかわらず、当業界における熟練者であれば約５５％よりも低い一定の純度を有する種々の蛋白質も依然として本発明の範囲に含まれると考えられることが認識できると考える。本明細書において用いられているように、用語の「蛋白質（protein）」は種々の糖蛋白質、リポ蛋白質、プロテオグリカン、ペプチド、およびこれらのフラグメントを含む。さらに、上記イフェクターとして有用な蛋白質の例はプレイオトロフィン、エンドセリン、テネイシン、フィブロネクチン、フィブリノゲン、ビトロネクチン、Ｖ−ＣＡＭ、Ｉ−ＣＡＭ、Ｎ−ＣＡＭ、セレクチン、カドヘリン、インテグリン、ラミニン、アクチン、ミオシン、コラーゲン、マイクロフィラメント、中間フィラメント、抗体、エラスチン、フィブリリン、およびこれらの種々のフラグメントを含むがこれらに限定されない。

細胞接着において一定の役割を果たす高度に荷電した多糖類であるグリコスアミノグリカンもまた本発明によりイフェクターとして作用できる。イフェクターとして有用な例示的なグリコスアミノグリカンは硫酸ヘパラン、ヘパリン、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、ケラタン硫酸、ヒアルロナン（ヒアルロン酸として知られている）、およびこれらの種々の組み合わせ物を含むがこれらに限定されない。

本発明の組織支持骨格はまたその中に含まれている細胞も有することができる。本発明によりイフェクターとして作用できる適当な細胞型は種々の骨細胞、骨芽細胞、破骨細胞、線維芽細胞、幹細胞、多能性細胞、先祖軟骨細胞、軟骨細胞、内皮細胞、マクロファージ、白血球、脂肪細胞、単核細胞、プラスマ細胞、マスト細胞、臍帯細胞、間質細胞、間葉幹細胞、内皮細胞、筋芽細胞、腱細胞、靭帯線維芽細胞、神経、骨髄細胞、骨膜細胞、胎芽肝細胞、脂肪組織から誘導された前駆体細胞、抹消血液先祖細胞、成人組織から単離した幹細胞、遺伝的に形質転換した細胞、軟骨細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、骨細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、骨膜細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、骨髄細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、間葉細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、間質細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、幹細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、胎芽幹細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、成人組織から単離した前駆体細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、抹消血液先祖細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、成人組織から単離した幹細胞およびその他の細胞の組み合わせ物、遺伝的に形質転換した細胞およびその他の細胞の組み合わせ物を含むがこれらに限定されない。さらに、別の細胞がこの整形外科の分野において治療的価値を有することが分かった場合には、それらの細胞の少なくとも一部が本発明において有用性を有することが予想され、これらの細胞は他に明らかに限定されていない限りにおいて、「一定の細胞（cell）」または「種々の細胞（cells）」の意味に当然に含まれる。

細胞は一般的にそれぞれの表面のレセプター分子を有しており、これらの分子は一定の同先祖のリガンド（例えば、一定の刺激因子）に対して応答する。さらに、一定の刺激因子はその同先祖のレセプターに接触する時に特異的な生物学的作用を生じるレセプターを有する細胞を誘発する。例えば、一定の刺激因子（リガンド）に応答して、一定の細胞がＣａ⁺²のような有意義な量の二次的なメッセンジャーを生じることができ、これらのメッセンジャーはさらにプロテイン・キナーゼＣ（本発明者の実施例に相応している）等のような蛋白質のリン酸化等の種々の細胞の過程に影響を及ぼす。一部の例において、一定の細胞が適当な刺激因子により刺激されると、その細胞は通常において一定の蛋白質（種々の糖蛋白質、プロテオグリカン、およびリポ蛋白質）の形態で一定の細胞のメッセンジャーを分泌する。このような細胞のメッセンジャーは一定の抗体（例えば、血漿細胞から分泌される）、一定のホルモン（例えば、一定のパラクリン、オートクライン、または外分泌ホルモン）、一定のサイトカイン、またはこれらの天然または合成のフラグメントとすることができる。

本発明の組織支持骨格はまた種々の核酸、ウイルス、またはウイルス粒子が一定の関連の遺伝子を送達する遺伝子療法の技法において使用することも可能であり、この遺伝子は関連の少なくとも１種類の遺伝子産物を特定の細胞または細胞型にコード化する。従って、この生物学的なイフェクターは一定の核酸（例えば、ＤＮＡ、ＲＮＡ、または一定のオリゴヌクレオチド）、ウイルス、ウイルス粒子、または非ウイルス・ベクターとすることができる。これらのウイルスおよびウイルス粒子は種々のＤＮＡまたはＲＮＡのウイルスとすることができ、これらのウイルスから誘導することも可能である。好ましくは、関連の遺伝子産物は種々の蛋白質、ポリペプチド、インターフェアレンス・リボ核酸（ｉＲＮＡ）およびこれらの種々の組み合わせ物から成る群から選択される。

上記のような適用可能な核酸および／またはウイルス性の物質（すなわち、種々のウイルスまたはウイルス粒子）が上記組織修復装置の生体適合性の支持骨格の中に組み込まれた後に、その装置は一定の生物学的な応答を導き出すために特定の部位の中に移植することが可能になる。上記の核酸またはウイルス性の物質は種々の細胞により採取することが可能であり、これらの細胞がコード化するいずれの蛋白質もこれらの細胞により局所的に生成できる。一例の実施形態において、上記の核酸またはウイルス性の物質は切り刻んだ組織の懸濁液の組織フラグメントの中の細胞により採取することができ、あるいは、一定の代替的な実施形態において、上記の核酸またはウイルス性の物質は傷害を受けた組織の部位の周囲の組織の中における細胞により採取できる。当業界における熟練者であれば、生成される蛋白質が上述した種類の一定の蛋白質にすることができ、一定の傷害または一定の病気を治癒して、一定の感染を抑制し、あるいは、一定の炎症性の応答を減少するための組織の能力を高めることを助長する一定の類似の蛋白質にすることができることを認識できる。核酸はまた一定の組織修復の過程またはその他の正常な生物学的な過程において否定的に影響する可能性のある望ましくない遺伝子産物の発現を阻止するために使用することもできる。すなわち、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびウイルス性の物質は遺伝子発現ノック・アウト機能としても知られている上記のような発現阻止機能を達成するために用いられる場合が多い。

当業界における熟練者であれば、上記の活性な物質の確認は医療科学の種々の原理および適用可能な治療目的に基づいて一定の医者により決定できることが認識できる。また、上記の生体活性な物質または組織修復装置のイフェクターがその組織支持骨格の製造の前、その途中、またはその後に、あるいは、その装置の外科的な配置の前、その途中、またはその後にその組織支持骨格の中に組み込むことができることも理解できる。

外科的な配置の前に、上記の組織支持骨格は生体活性な物質を含む一定の適当な容器の中に配置できる。その後、一定の適当な時間の経過後および適当な条件下において、上記の支持骨格は生体活性な物質により含浸される。あるいは、上記の生体活性な物質は、例えば、その生体活性な物質を上記の支持骨格の中に注入するための一定の適当なゲージの注釈を用いることにより、その支持骨格の中に組み込むことができる。また、別の実施形態において、上記の活性な物質は一定の凍結乾燥処理中に上記の支持骨格の中に組み込むことができる。さらに、混合、加圧、塗布、遠心処理および上記の生体活性な物質を支持骨格の中に配置する等のような、当業界における熟練者において良く知られている別の方法が一定の支持骨格に一定の適当な生体活性な物質を装填するために適用できる。あるいは、この生体活性な物質は上記の支持骨格の中に注入する前に一定のゲル様のキャリアと共に混合できる。

上記の外科的な配置の後に、生体適合性の支持骨格に生体活性な物質が全く存在していない一定の装置に生物学的な物質を浸み込ませることが可能であり、あるいは、支持骨格が少なくとも１種類の生体活性な物質を含む装置に一定の補給量の生体活性な物質を増加できる。一定の外科的に備えられている装置の中に一定の生体活性な物質を組み込む一例の方法は一定の適当なゲージの注射器を用いて注入する方法である。

上記生体適合性の支持骨格に含まれる生体活性な物質の量はその支持骨格の大きさ、支持骨格を作成している材料、支持骨格の多孔度、生物学的な成分の性質、その組織修復装置の目的用途を含む種々の要因に応じて変化する。なお、当業界における熟練者であれば、組織の治癒を容易にして促進するために一定の用途において一定の生体適合性の支持骨格の中に含むための生体活性な物質の適当な量を容易に決定できる。また、上記の生体活性な物質の量は、もちろん、その生体活性な物質の性質およびその用途に応じて変化する。

以下の非限定的な例は本発明の原理および実施の例証である。さらに、本発明の範囲および趣旨に含まれる多数の別の実施形態が当業界における熟練者において明らかになる。

実施例１
本発明により作成した支持骨格は、以下において説明されているように、一連の縫合糸の保持および剛性の試験においてそれぞれ調査されて従来の種々の移植片に対して比較されている。シリーズ１において、テーパー状の針を伴う３−０ポリプロピレン縫合糸（エシコン社（Ethicon），８６６５Ｈ）を５ｍｍ×１１ｍｍの長方形の支持骨格の中に入れた。図４において示されているように、縫合糸２０は１．５ｍｍのバイト距離（Bite-Distance）２２を有しており、一定のクランプ２４が下部に沿って配置されている。この支持骨格の長方形の部分の半分を即時に機械的に試験し、その残りの半分をＤＰＢＳ（ギブコ社（Gibco），カタログ番号：３４１９０−１３６）の中に置いて試験前に２週間にわたり３７℃で培養した。

さらに、シリーズ２および３において、２−０エシボンド（Ethibond）縫合糸を図５において示されている７ｍｍ×１１ｍｍの長方形の支持骨格の中に配置した。その後、上記シリーズ１に類似している実験の組み立てにおいて、縫合糸２０を１．５ｍｍのバイト距離に配置して、クランプ２４を支持骨格の下部に沿って配置した。この場合においても、支持骨格の長方形の部分の半分を即時に機械的に試験し、その残りの半分をＤＰＢＳ（ギブコ社（Gibco），カタログ番号：３４１９０−１３６）の中に置いて試験前に２週間にわたり３７℃で培養した。

次に、ＭＴＳ・スプリング動作グリップを備えている一定の短軸インストロン装置（１００−０３９−８４７Ａ）を用いて機械的な試験を行なった。５ｍｍ／分の一定のひずみ速度を加えて、その力および移動を記録した。

上記シリーズ１において、その支持骨格は６０ｍｇ／ｃｃの一定密度および１ｍｍの一定の厚さを有する一定のＰＤＳ不織材料と共に組み合わせた一定の６５／３５のＰＧＡ／ＰＣＬの発泡成分である。この支持骨格は一定の従来の編み状の発泡体の移植片に対して比較されている。これらの縫合糸の保持試験の結果が図６Ａおよび図６Ｂにおいてそれぞれ示されており、縫合糸の引き出しにおける最大の負荷が図６Ａに示されていて、剛性が図６Ｂに示されている。

上記の結果は本発明の不織状の支持骨格が０日目において編み状で発泡体の移植片よりも高い縫合糸の引出強さを有しており、１４日目において同様の結果を有することを示している。また、剛性試験は初期の試験においてそれぞれ匹敵する結果を示し、１４日目において編み状／発泡体の移植片においてわずかに有利であることが示されている。

シリーズ２および３において、１２個のサンプルが試験されており、これらの内の３個は発泡体を伴う二重編み状の材料、発泡体を伴う一定の編み状の材料、および発泡体を伴うポリプロピレンのメッシュを含む従来の材料により構成されている。この場合に、半月板の組織の一定のサンプルも試験した。他の８個のサンプルは４種類の支持骨格により本発明に従って構成した修復装置であり、それぞれが一定の発泡体の成分を伴うか伴わない状態で試験されている。上記４種類の支持骨格はそれぞれＰＤＳまたはＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬのいずれかの繊維を含み、１２０ｍｇ／ｃｃ、２３６．６ｍｇ／ｃｃ、２７５．５ｍｇ／ｃｃおよび２４０ｍｇ／ｃｃの密度を有する不織材料である。また、これらの支持骨格の厚さは０．５ｍｍまたは１ｍｍのいずれかである。この場合の、縫合糸の保持試験の結果が図７において示されており、縫合糸の引き出しにおける最大の負荷を示している。また、図８は剛性試験の結果を示している。

９５％の信頼区間を伴う２種類のファクターのアノーバ（ANOVA）により、上記サンプルの幾つかの縫合糸の引出強さの間の統計的な有意差が０日目と１４日目とのおけるそれぞれの実験において見られた。すなわち、０日目における縫合糸の引出試験は発泡体を伴うＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料および発泡体を伴うＰＤＳの２７５．５ｍｇ／ｃｃの不織材料が別のサンプルよりも縫合糸を引き出すために大きな負荷を必要とすることを示している。また、半月板に比べた場合に、別のサンプルは統計的に等価である。初期の試験はまた不織材料の支持骨格に対する発泡体の付加が全ての場合において最大の負荷を高めていることも示している。

１４日目において、ＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料は全ての他のサンプルよりも大きな引出負荷を有しており、発泡体を伴うＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料およびＰＤＳの２７５．５ｍｇ／ｃｃの不織材料がこれに続いている。また、発泡体を伴うＰＤＳの１２０ｍｇ／ｃｃの不織材料および発泡体を伴う両面編みの材料は自然な半月板よりも小さい最大の引出負荷を必要としている。さらに、全ての別のサンプルは統計的に等しい。また、この１４日目の試験は発泡体を伴う全てのサンプルが２週間後において比較的に小さい最大の負荷を有することも示している。

０日目の剛性試験において、発泡体を伴うＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料および発泡体を伴うＰＤＳの２７５．５の不織材料は別のサンプルよりも統計的に大きな剛性を有している。さらに、発泡体の負荷は０日目において改善された結果をそれぞれ示している。一方、１４日目において、剛性の結果はＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬのサンプルが別のサンプルよりも優れている剛性の特性を有していること、および発泡体を伴うＰＤＳの２７５．５ｍｇ／ｃｃの不織材料および発泡体を伴わない同一の材料も同様に優れていることを示している。上記の結果はまた０日目の結果に対して比べた場合に、発泡体を伴う各サンプルが一般に一定の発泡体成分を伴わないサンプルよりも１４日目における剛性においてさらに劇的な減少を示すことも示している。

２４０ｍｇ／ｃｃの不織材料（発泡体を伴うか伴わない）の例外を除いて、比較的に高い密度の不織材料は一般に比較的に低い密度の不織材料よりも優れていて従来の移植片よりも優れている性能を示している。また、２４０ｍｇ／ｃｃの不織材料における試験結果はサンプルの減少した厚さにより説明できる。すなわち、２４０ｍｇ／ｃｃの不織材料は別のサンプルの１ｍｍの厚さに比べて０．５ｍｍだけの一定の厚さを有している。

実施例２
本発明の支持骨格の引張強さの特性が調べられていて、従来の半月板の移植装置に対して比べられている。一定の発泡体成分を伴うか伴わない種々の密度の不織材料の支持骨格がＰＤＳおよびＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの繊維によりそれぞれ構成されている。さらに、従来の発泡体により補強したＰＤＳのメッシュ材料が比較のために用いられている。また、各実験はアメリカン・ソサイエティ・フォー・テスティング・アンド・マテリアルズ（American Society for Testing and Materials）（Ｄ６３８−０２，テスト・メソッド・フォー・テンシル・プロパテイーズ・オブ・プラスチック・アンド・Ｄ１７０８−０２ａ，スタンダード・テスト・メソッド・フォー・テンシル・プロパテイーズ・オブ・プラスチック・バイ・ユース・オブ・マイクロテンシル・スペシミンズ（D638-02, Test Method for Tensile Properties of Plastics and D1708-02a, Standard Test Method for Tensile Properties of Plastics By Use of Microtensile Specimens）の基準に従って行なわれている。

上記のサンプルはそれぞれの材料のシートをダイ切断することにより一定の犬の骨の形状で調製されている。この結果として得られたサンプルは５ｍｍの幅および種々の厚さを有していた。さらに、各サンプルを一定のインストロン（INSTRON）装置（モデル４２１０）の中に配置して一定速度のクロスヘッドの移動を行なった。その後、ビデオ式伸び計を用いて伸びた状態の試料における２点間の距離を測定した。

上記の結果に基づいて、以下の計算を行なった。先ず、極限の引張強さを試料の元の断面積により最大負荷を割ることにより計算した。また、最大応力におけるひずみを初期の長さにより最大負荷における長さと初期の長さとの間の差を割った後に１００を掛けることにより計算した。さらに、最大ひずみを初期の長さにより最大の変異と初期の長さとの間の差を割った後に１００を掛けることにより計算した。また、弾性率をひずみにおける対応する差により応力−ひずみ曲線の初期の線形部分の任意の部分における差を割ることにより計算した。この場合に、それぞれの材料の複合的な性質により、弾性率の曲線において関係する２個以上の線形の部分が存在する可能性がある。

種々のサンプルにおける引張試験の結果が図９（この図は最大応力のグラフを示している）、図１０（この図は先心領域（toe region）内の弾性率のグラフを示している）、および図１１（この図は第２の領域内の弾性率のグラフを示している）においてそれぞれ示されている。

上記最大応力試験の結果は発泡体により補強した従来のＰＤＳメッシュ材料に比べて発泡体を伴う２４０ｍｇ／ｃｃの密度におけるＰＤＳの不織材料および発泡体を伴う２４０ｍｇ／ｃｃの密度を有するＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬ材料において有意義に高い負荷を示している。さらに、発泡体を伴う１２０ｍｇ／ｃｃの密度におけるＰＤＳ不織材料もまた従来の移植片よりも優れた性能を示している。

また、弾性率試験の結果は先心領域において不織材料および発泡体のそれぞれの支持骨格が発泡体を伴うＰＤＳメッシュ材料よりも有意義に優れていることを示している。加えて、比較的に厚く密度の高い不織材料ほど他のサンプルよりも優れた性能を示している。また、第２の領域において、種々の不織材料および発泡体の支持骨格の弾性率もＰＤＳのメッシュおよび発泡体のサンプルよりも優れた性能を示している。

実施例３
本発明の支持骨格の引張強さの特性が異なる厚さおよび材料組成の種々の支持骨格について調べられている。第１および第２の支持骨格はＰＤＳおよびＶＩＣＲＹＬの５０／５０の一定の混合物により構成されていて、１ｍｍおよび０．５ｍｍの厚さをそれぞれ有している。また、第３の支持骨格はＰＤＳおよびＶＩＣＲＹＬの４０／６０の一定の混合物により構成されていて、０．７ｍｍの厚さを有している。さらに、これらの不織材料の支持骨格は全て２４０ｍｇ／ｃｃの一定密度を有しており、発泡体成分を含まない。それぞれの実験はアメリカン・ソサイエティ・フォー・テスティング・アンド・マテリアルズ（American Society for Testing and Materials）（Ｄ６３８−０２，テスト・メソッド・フォー・テンシル・プロパテイーズ・オブ・プラスチック・アンド・Ｄ１７０８−０２ａ，スタンダード・テスト・メソッド・フォー・テンシル・プロパテイーズ・オブ・プラスチック・バイ・ユース・オブ・マイクロテンシル・スペシミンズ（D638-02, Test Method for Tensile Properties of Plastics and D1708-02a, Standard Test Method for Tensile Properties of Plastics By Use of Microtensile Specimens）の基準に従って行なわれている。

上記実施例２と同様に、各サンプルはそれぞれの材料のシートをダイ切断することにより一定の犬の骨の形状で調製されている。この結果として得られたサンプルは５ｍｍの幅および種々の厚さを有していた。さらに、各サンプルを一定のインストロン（INSTRON）装置（モデル４２１０）の中に配置して一定速度のクロスヘッドの移動を行なった。その後、ビデオ式伸び計を用いて伸びた状態の試料における２点間の距離を測定した。

上記の結果に基づいて、最大負荷を各支持骨格について計算した。加えて、極限の引張強さを試料の元の断面積により最大負荷を割ることにより計算した。また、最大応力におけるひずみを初期の長さにより最大負荷における長さと初期の長さとの間の差を割った後に１００を掛けることにより計算した。さらに、最大ひずみを初期の長さにより最大の変異と初期の長さとの間の差を割った後に１００を掛けることにより計算した。また、弾性率をひずみにおける対応する差により応力−ひずみ曲線の初期の線形部分の任意の部分における差を割ることにより計算した。なお、実施例３による結果においては、弾性率の曲線において関係する１個のみの線形部分が存在していた。

種々のサンプルにおける引張試験の結果が図１２（この図は最大負荷のグラフを示している）、図１３（この図は最大応力のグラフを示している）、図１４（この図は最大応力におけるひずみのグラフを示している）、および図１５（この図は弾性率のグラフを示している）においてそれぞれ示されている。

上記引張試験の結果は特に比較的に厚い不織材料の支持骨格において望ましい支持骨格の特性を示している。特に、５０／５０のＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの１ｍｍの支持骨格は４０Ｎを超える一定の最大負荷、１０ＭＰａを超える一定の最大応力、および約１１ＭＰａを超える一定の弾性率を有していた。

実施例４
ＰＲＰ単独に比較した場合の５０／５０のＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料の治癒能力が調査されている。１２体の成熟した動物体が４体の動物体の３個のグループに分けられ、それぞれが一定の不織材料の支持骨格および高濃度血小板血漿（「ＰＲＰ」）またはＰＲＰ単独のいずれかの修復に対応している。グループ１は３５％／６５％のＰＧＡ／ＰＣＬのコポリマーの発泡体および０．５ｍｌのＰＲＰを伴う一定の５０％／５０％のＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料の支持骨格（２３６．６ｍｇ／ｃｃ）（１ｍｍの厚さ）により移植されており、グループ２は０．５ｍｌのＰＲＰを伴う一定の５０％／５０％のＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料の支持骨格（２３６．６ｍｇ／ｃｃ）（１ｍｍの厚さ）により移植されており、グループ３は０．５ｍｌのＰＲＰにより移植されている。移植の６週間後に治癒応答を全体的に且つ組織学的に評価した。

上記の調査において用いた動物体はヌビア産のヤギであり、１３５ポンド（６１．３ｋｇ）から１９０ポンド（８６．３ｋｇ）の間の体重であった。この場合に、膝関節に対する医療処置を行なった。すなわち、内側側副靭帯の両側の関節包を切除した。次に、内側側副靭帯を分離して中央部分を切断した。その後、一定の生検パンチを用いて、中央半月板の脈管の無い部分の中に一定の全層の欠損部分（長さ１０ｍｍ）を作成した（バケツ柄状断裂の一定のモデル）。それぞれの動物体について、約５５ｍｌの血液を手術の前に採取した。血液内の血小板を濃縮してＰＲＰを形成し、一定の凝固物をＰＲＰの単独によるかＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料の上に形成した。その後、このＰＲＰはＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料と共に欠損部分の中に配置されるか、ＰＲＰがその不織材料を伴わずに欠損部分の中に配置される。次に、これらのＰＲＰの凝固物が、上記の不織材料を伴うか伴わずに、一定の改良したインサイド−アウト技法を用いて２本のポリプロピレンの水平なマットレス縫合糸により安定化されている。すなわち、上記の内側側副靭帯は一定の係止用ループの縫合糸パタンにより２本の縫合固定手段（スーパー・クイックアンカー・プラス・ウイズ・エシボンド＃２（Super QuickAnchor Plus with Ethibond #2），マイテック・ワールドワイド社（Mitek Worldwide），ノーウッド（Norwood），マサチューセッツ州）により安定化されている。次に、関節包が一定の連続的な縫合糸パタンにより閉じられている。さらに、皮膚を閉じた後に、その足部が一定の改良したシュレーダー−トーマス副子の中に配置されている。これらの副子は手術後の約２８日においてそれぞれの動物体から除去されている。

全体的な分析および組織学的な調査において、上記のヤギを手術後の６週間において犠牲にした。それぞれの半月板を除去して１０％の中性の緩衝液化したホルマリンの中に固定した。各サンプルをパラフィン中に処理して、断片に切断し、ヘマトキシリン・エオシンおよびトリクロームにより染色した。

上記の調査による結果は動物体の大部分においてＰＤＳ／ＶＩＣＲＹＬの不織材料の支持骨格のほとんど完全な保持状態が存在していることを示している。この場合に、各支持骨格における脈管の侵入は主に軸から離れている表面（半月板の「付着している（attached）周縁のエッジ部分に向かって」から軸方向の表面（遊離のエッジ部分に向かって）に対して行なわれている。血管は軸方向の縁（固定用の縫合糸の経路にことのできる血管を含む支持骨格の中を通して成長している血管により、あるいは各エッジ部分から軸方向の表面部分に侵入している大腿骨または頸骨の表面のパンヌスのいずれかに付随している血管により）に沿って時々見られた。

上記治癒性の半月板の欠損部分の組織におけるコラーゲンと自然な半月板組織との「組み込み（integration）」は上記６週間の部位のいずれにおいても進行していないが、この特徴は全体的にグループ１におけるよりもグループ２において進行度が高い。さらに、この組み込みは治癒性の組織がそれぞれの欠損部分を充填している３個のグループ３（ＰＲＰ）の部位の内の２個においても進行している。さらに、修復組織内における炎症はグループ１および２の中のすべての部位にわたり痕跡の程度からわずかな量の範囲であったが、その組織の反応は発泡体の付加的な存在のために予想されるようにグループ１においてわずかに高かった。さらに、発泡体における複屈折性のフラグメントが生体内の存在において６週間目の上記の材料に対して予想されるように偏光下に全ての部位において依然として見ることができた。また、６週間目において予想されたように、上記ポリマーの支持骨格は依然として存在していた。さらに、それぞれの部位のいずれにおいても感染の証拠は全く存在しなかった。

上記実験の結果は上記の動物体モデルにおける支持骨格によるこれまでの努力に対して有意差の有る支持骨格の保持性を示している。さらに、グループ２（ＰＲＰを伴う不織材料の支持骨格）において特に見られる別の有望な特徴はその支持骨格の隙間の中への線維脈管組織の内部成長の量である。

また、各グループの組織充填特性もまたそれぞれの半月板の欠損部分における３個の部分の画像を撮影することにより調査されている。さらに、欠損部分の中心を通る狭い領域の中への組織の充填の割合がそれぞれの領域について計算されている。これらの領域の平均値が上記の組織充填特性として報告されている。図１６乃至図２３はグループ１乃至３におけるサンプルにした半月板の欠損部分の顕微鏡写真である。

上記の結果は不織材料の支持骨格（グループ１および２）がＰＲＰを安定化して比較的に一貫している組織の充填を行なうために役立つことを示している。一方、ＰＲＰ単独の場合（グループ３）の組織充填特性は図１６における１０％（不十分）および図１７における７０％（良好）の状態を含む混ざった結果を示した。これに対して、グループ２における不織材料およびＰＲＰはＰＲＰを安定化して図１８乃至図２０において示されているように良好なまたは極めて良好な結果を一貫して示している。さらに、グループ１の不織材料および発泡体およびＰＲＰは一例のアウトライアーを伴うが一般に良好な組織充填を生じている。このグループ１の結果は図２１乃至図２３において示されている。

当業界における熟練者は上記の各実施形態に基づいて本発明のさらに別の特徴および利点を認識できる。従って、本発明は、添付の特許請求の各項により示されている内容を除いて、本明細書において特定的に図示および説明されている内容により限定されない。また、本明細書において引用されている全ての公開物および参考文献はそれぞれの内容全体において特別に本明細書において参考文献として含まれる。

本発明は一定の半月板の中における一定の欠損部分に接触した状態で配置されることに適合している一定の生体適合性の組織修復用の支持骨格を備えている一定の生体適合性の半月板修復装置に適用できる。上記の支持骨格は一定の不織状の材料により形成されており、さらに、この支持骨格は一定の発泡体の部品を付加的に含むことができる。一例の態様において、上記材料は一定の高密度の不織材料である。

本発明の具体的な実施態様は以下のとおりである。
（１）生体適合性の半月板修復装置において、
一定の半月板の中における一定の欠損部分に対して接触して配置されることに適合している一定の生体適合性の組織修復用の支持骨格を備えており、この支持骨格が一定の不織状の高分子材料を含み、さらにこの支持骨格が約１．５ＭＰＡよりも高い一定の弾性率おおよび約６Ｎよりも大きい一定の縫合糸引出強さを有している修復装置。
（２）前記組織修復用の支持骨格が約２ＭＰａよりも大きい一定の最大応力を有している実施態様１に記載の修復装置。
（３）前記組織修復用の支持骨格が約４５Ｎよりも小さい一定の縫合糸引出強さを有している実施態様１に記載の修復装置。
（４）前記組織修復用の支持骨格が約４０ＭＰａよりも小さい一定の弾性率を有している実施態様１に記載の修復装置。
（５）前記組織修復用の支持骨格が約０．５ｍｍ乃至１．５ｍｍの範囲内の一定の厚さを有している実施態様１に記載の修復装置。

（６）前記組織修復用の支持骨格がさらに前記不織状の高分子材料に結合している一定の生体適合性の発泡材料を含む実施態様１に記載の修復装置。
（７）前記不織状の高分子材料が一定の合成ポリマーを含む実施態様１に記載の修復装置。
（８）前記組織修復用の支持骨格が生体吸収性である実施態様１に記載の修復装置。
（９）前記不織状の高分子材料が一定の乾式法により形成されている一定の材料を含む実施態様１に記載の修復装置。
（１０）前記不織状の高分子材料がグリコリド、ラクチド、カプロラクトン、トリメチレン・カーボネート、ポリビニル・アルコール、およびジオキサノンから成る群から選択されるモノマーから誘導されている少なくとも１種類のポリマーにより形成されている実施態様１に記載の修復装置。

（１１）前記不織状の高分子材料がポリジオキサノンを含む実施態様１０に記載の修復装置。
（１２）前記不織状の高分子材料がポリグリコール酸およびポリ乳酸の一定のコポリマーを含む実施態様１０に記載の修復装置。
（１３）さらに、細胞の増殖を刺激するために有効な少なくとも１種類の生体活性な物質を備えている実施態様１に記載の修復装置。
（１４）前記生体活性な物質が一定の高濃度血小板血漿、軟骨由来型形態発生蛋白質、組換え型ヒト増殖因子、およびこれらの組み合わせ物から成る群から選択されている実施態様１３に記載の修復装置。
（１５）さらに、前記組織修復用の支持骨格の上に配置されてその組織修復用の支持骨格の近くの自然な組織に組み込むために有効な一定の生育可能な組織サンプルを備えている実施態様１に記載の修復装置。

（１６）前記不織状の高分子材料がけん縮した合成ポリマーの繊維を含む実施態様１に記載の修復装置。
（１７）前記不織状の高分子材料がヒート・セット型である実施態様１に記載の修復装置。
（１８）前記不織状の高分子材料の繊維の配向が等方性である実施態様１に記載の修復装置。
（１９）生体適合性の半月板修復装置において、
一定の半月板の中における一定の欠損部分に対して接触して配置されることに適合している一定の生体適合性の組織修復用の支持骨格を備えており、この支持骨格が
（ａ）一定の高密度で乾式の不織状の高分子材料、および
（ｂ）一定の生体適合性の発泡体を含み、
この場合に、前記支持骨格が高められた縫合糸引出強さを賦与する修復装置。
（２０）前記組織修復用の支持骨格が約２ＭＰａ乃至１４ＭＰａの範囲内の一定の最大応力を有している実施態様１９に記載の修復装置。

（２１）前記組織修復用の支持骨格が約６Ｎ乃至４５Ｎの範囲内の一定の縫合糸引出強さを有している実施態様１９に記載の修復装置。
（２２）前記組織修復用の支持骨格が約１．５ＭＰａ乃至４０ＭＰａの範囲内の一定の弾性率を有している実施態様１９に記載の修復装置。
（２３）前記組織修復用の支持骨格が約０．５ｍｍ乃至１．５ｍｍの範囲内の一定の厚さを有している実施態様１９に記載の修復装置。
（２４）前記不織状の高分子材料が一定の合成ポリマーを含む実施態様１９に記載の修復装置。
（２５）前記組織修復用の支持骨格が生体吸収性である実施態様１９に記載の修復装置。

（２６）さらに、細胞増殖を刺激するために有効な少なくとも１種類の生体活性な物質を備えている実施態様１９に記載の修復装置。
（２７）前記生体活性な物質が一定の高濃度血小板血漿、軟骨由来型形態発生蛋白質、組換え型ヒト増殖因子、およびこれらの組み合わせ物から成る群から選択されている実施態様２６に記載の修復装置。
（２８）さらに、前記組織修復用の支持骨格の上に配置されてその組織修復用の支持骨格の近くの自然な組織に組み込むために有効な一定の生育可能な組織サンプルを備えている実施態様１９に記載の修復装置。
（２９）半月板の欠損部分を外科的に修復する方法において、
約１．５ＭＰＡよりも高い一定の弾性率および約６Ｎよりも大きい一定の縫合糸引出強さを有している一定の生体適合性の組織修復用の支持骨格を供給する工程、
前記組織修復用の支持骨格を一定の半月板の中の一定の組織欠損部分に対して接触した状態で配置する工程、および
前記組織修復用の支持骨格の位置を縫合糸により固定する工程を含み、
この場合に、前記修復用の支持骨格が高められた縫合糸引出強さを賦与することにより、半月板の治癒を促進する方法。
（３０）細胞増殖を刺激するために有効な少なくとも１種類の生体活性な物質を前記組織修復用の支持骨格と共に移植する実施態様２９に記載の方法。

（３１）前記生体活性な物質が一定の高濃度血小板血漿、軟骨由来型形態発生蛋白質、組換え型ヒト増殖因子、およびこれらの組み合わせ物から成る群から選択されている実施態様３０に記載の方法。

本発明に従って構成されている一定の組織修復装置の顕微鏡写真（１００倍）である。図１Ａにおいて示されている組織修復装置の一定の断面の顕微鏡写真（１００倍）である。本発明に従って構成されている組織修復装置の別の実施形態の上面の顕微鏡写真（１００倍）である。図２Ａにおいて示されている組織修復装置の断面の顕微鏡写真（１００倍）である。本発明の組織修復装置のさらに別の実施形態の上面の顕微鏡写真（２５倍）である。図３Ａにおいて示されている組織修復装置の底面の顕微鏡写真（２５倍）である。図３Ａにおいて示されている組織修復装置の断面の顕微鏡写真（９０倍）である。図３Ａにおいて示されている組織修復装置の断面のさらに別の顕微鏡写真（２５倍）である。実施例１におけるシリーズ１に対応する実験構成の概略図である。実施例１におけるシリーズ２および３に対応する実験構成の概略図である。実施例１におけるシリーズ１の縫合糸の保持結果を示しているグラフである。実施例１におけるシリーズ１の剛性結果を示しているグラフである。実施例１によるシリーズ２および３の縫合糸の保持結果を示しているグラフである。実施例１によるシリーズ２および３の剛性結果を示しているグラフである。実施例２による最大応力の結果を示しているグラフである。実施例２による先心領域内の弾性率の結果を示しているグラフである。実施例２による第２の領域内の弾性率の結果を示しているグラフである。実施例３における支持骨格に対する最大負荷を示しているグラフである。実施例３における支持骨格に対する最大応力を示しているグラフである。実施例３における支持骨格に対する最大応力におけるひずみを示しているグラフである。実施例３における支持骨格に対する弾性率を示しているグラフである。実施例４によるグループ３の結果の顕微鏡写真である。実施例４によるグループ３の結果の別の顕微鏡写真である。実施例４によるグループ２の結果の顕微鏡写真である。実施例４によるグループ２の結果の別の顕微鏡写真である。実施例４によるグループ２の結果のさらに別の顕微鏡写真である。実施例４によるグループ１の結果の顕微鏡写真である。実施例４によるグループ１の結果の別の顕微鏡写真である。実施例４によるグループ１の結果のさらに別の顕微鏡写真である。

Claims

生体適合性の半月板修復装置において、
半月板における欠損部分に接触して配置されることに適合している生体適合性の組織修復用の支持骨格であって、（ａ）少なくとも１２０ｍｇ／ｃｃの密度の乾式の不織状の高分子材料と、（ｂ）生体適合性の発泡体と、を含む支持骨格と、
前記組織修復用の支持骨格の上に配置された生育可能な組織サンプルであって、該組織修復用の支持骨格の近くの自然組織に組み込むのに有効な生育可能な組織サンプルと、
を含み、
前記支持骨格が、約６Ｎ乃至４５Ｎの範囲内の縫合糸引出強さを賦与し、かつ、約１．５ＭＰａ乃至４０ＭＰａの範囲内の弾性率を有し、
前記不織状の高分子材料が、ポリジオキサノンとポリグリコール酸およびポリ乳酸のコポリマーとからなるポリマーを含んでなり、
前記生体適合性の発泡体が、ポリグリコール酸とポリカプロラクトンとからなるポリマーを含んでなる、修復装置。
前記組織修復用の支持骨格が約２ＭＰａ乃至１４ＭＰａの範囲内の最大応力を有している、請求項１に記載の修復装置。
前記組織修復用の支持骨格が約０．５ｍｍ乃至１．５ｍｍの範囲内の厚さを有している、請求項１に記載の修復装置。
前記組織修復用の支持骨格が生体吸収性である、請求項１に記載の修復装置。
細胞増殖を刺激するために有効な少なくとも１種類の生体活性な物質をさらに備えている、請求項１に記載の修復装置。
前記生体活性な物質が、高濃度血小板血漿、軟骨由来型形態発生蛋白質、組換え型ヒト増殖因子、およびこれらの組み合わせ物から成る群から選択されている、請求項５に記載の修復装置。