JP6161042B2 - 脊椎椎体間融合に設計された無機物層被覆膜の分解性ケージ - Google Patents

Description

本発明は、隣接する骨又は隣接する骨表面の融合を促進するケージに関し、特に脊椎椎体間融合の分解性ケージに関する。本願は、2006年10月30日出願の米国特許仮出願60/855,235及び2007年10月29日出願の米国特許出願11/927,322に優先権を主張している。連邦政府支援研究に関する記述は無い。

脊椎系の不安定から起因する背痛が、米国では急速に増大する状況にある。脊椎融合は、2004年の40万件から2010年で55万件に増大すると予測される。これは、高齢化人口、肥満の増加、融合処置に対する患者の教育と認識の向上で後押しされている。現今の分節性の脊椎融合は、脊椎の不安定の除去で痛みを緩和するが、従来の金属ケージに付随する複雑性が、椎体間融合の効果を著しく低減する。例えば、修正の困難さ、負荷の増加による隣接する椎間の椎間板症の増加、インプラントの移動又は失敗、画像の不自然さ、応力遮蔽、及び、制限された骨移植術がある。非分解性の高分子材料（例、ポリエーテルエーテルケトンPEEK）を新しいケージ材料として導入してきた。これらの材料は、放射線を透過し、順応性が有り、後操作の画像モダリティと融合速度を高める。これらのケージを使用した臨床的に信頼できる報告は多くなく、問題点が残っている。滑膜炎及び吸収されない高分子破片のリンパ腺への拡がりが、関節内処置後に見出されることがある。
（参照）Cho et al.,"Preliminary experience using a polyetheretherketone (PEEK) cage in the treatment of cervical disc disease" Neurosurgery 52(3):693 2003 and Neurosurgery 51 :1343 2002、Parsons et al.,"Carbon fiber debris within the synovial joint. A time-dependent mechanical and histologic study", Clinical Orthopaedics & Related Research 1985:69-76

変性椎間板病、狭窄、脊椎分離症及び／又は脊椎すべり症等の脊椎筋骨格障害は、米国で報告されている筋骨格障害の過半数（51.7％又は15.4百万件）を示すと報告されている。米国では、1990年に279,000の脊椎関節固定が実行され、100,000人に26の腰椎融合を行なっている。
（参照）Andersson, "Epidemiological features of chronic low-back pain", Lancet 354:581-5, 19991995年には、約160,000の脊椎融合手術が行なわれた。
（参照）Praemer et al. "Musculoskeletal Conditions in the United States" Park Ridge: American Academy of Orthopaedic Surgeons, 19992000年の近況では、米国のみで、約360,000の患者が、幾つかの脊椎の関節固定術を受けている。
（参照）Sanhu, "Anterior lumbar interbody fusion with osteoinductive growth factors", Clinical Orthopaedics and Related Research 371 :56-60, 2000
ケージ素子の使用が、腰椎の変性疾患の椎体間融合の調整となっている。しかし、現在の金属ケージは、過剰な剛性が付随し、術後合併症の発生を増加する。例えば、応力遮蔽、ケージの移動又は損傷、偽関節、又は、合併副作用症候等がある。
（参照）van Dijk et al. "The effect of cage stiffness on the rate of lumbar interbody fusion: An in vivo model using poly(L-lactic acid) and titanium cages", Spine 27:682-8, 2002
金属ケージは、画像アーチファクトによる関節固定の見た目の評価及び脊柱管と神経孔の結合に干渉し得る。過剰な金属ケージの剛性に由来する応力遮蔽の環境は、ケージの内圧を低下する。
（参照）Kanayama et al., "In vitro biomechanical investigation of the stability and stress-shielding effect of lumbar interbody fusion devices", Journal of Neurosurgery 93:259-65, 2000
内圧低下は、無機質化の低下、骨の再吸収、長期に及ぶ著しい骨中無機質密度の減少に到る。
（参照）Cunningham et al., "A quantitative densitometric study investigating the stress- shielding effects of interbody spinal fusion devices: Emphasis on long-term fusions in thoroughbred racehorses", Trans Orthop Res Soc 23:250, 1998

これらの合併症を低減する現況の努力は、ポリ（α−ヒドロキシ）エステルポリマーの使用に注力している。この高分子は、従来のケージの設計加工している金属材料よりも更に低い剛性を備えている。
（参照）Kandziora et al., "Biomechanical analysis of biodegradable interbody fusion cages augmented with poly(propylene glycol-co-fumaric acid)", Spine 27:1644-51 , 2002、Toth et al.,"Evaluation of 70/30 poly (L-lactide-co-D,L-lactide) for use as a resorbable interbody fusion cage", Journal of Neurosurgery 97:423-32, 2002、van Dijk et al., "Bioabsorbable poly-L-lactic acid cages for lumbar interbody fusion: three-year follow-up radiographic, histologic, and histomorphometric analysis in goats", Spine 27:2706-14, 2002、van Dijk et al., "Bioabsorbable poly-L-lactic acid cages for lumbar interbody fusion: three-year follow-up radiographic, histologic, and histomorphometric analysis in goats", Spine 27:2706-14, 2002
分解性ケージは、全ての異物を最終的に除去する非分解性材料に対し、多くの重要な利点を備えている。異物は、神経根の炎症、応力遮蔽効果の軽減を引き起こす。分解性ケージの利点は、隣接する椎間板疾患及び画像アーチファクトを低減する。然しながら、元の設計に基礎材料の単なる置換えは、適切な安定性の付与が出来ない。生分解性高分子は、恒久的な材料よりも剛性／強度に劣り、分解時間に妥協が必要となる。更に、このポリ（α−ヒドロキシ）酸の初期分解産物は、骨形成を阻害する低pH環境を形成する。少しのpHのずれでも、増殖及び分化の骨髄間質細胞(BMSC)機能に著しい影響を及ぼす。
（参照）Kohn et al., "Effects of pH on human bone marrow stromal cells in vitro: Implications for tissue engineering of bone", Journal of Biomedical Materials Research 60:292-9, 2002
骨芽細胞の成長及び発育が、細胞外の微細環境のpH及び酸性度の調節に関連している。
（参照）Chakkalakal et al., "Mineralization and pH relationships in healing skeletal defects grafted with demineralized bone matrix" Journal of Biomedical Materials Research 28:1439-43, 1994、Green "Cytosolic pH regulation in osteoblasts", Mineral and Electrolyte Metabolism 20:16-30, 1994、Kaysinger et al., "Extracellular pH modulates the activity of cultured human osteoblasts", Journal of Cellular Biochemistry 68:83-913-15, 1998
従って、分解性高分子ケージは、非分解性ケージに対し、顕著な潜在力の有る利点を提供するが、解決すべき重大な障害物がある。例えば、適切な機械的性質の維持及び分解産物の低減である。

功を奏する関節固定の実行に生物学的誘導物質として出現する種々の骨移植片代替物は、制限された体積内の送達が重要になる。多くの有望な骨移植片代替物の中で、骨成長因子及び細胞に基づく取組みには、特に、適切な送達用賦形剤を必要とする。
（参照）Helm et al. "Bone graft substitutes for the promotion of spinal arthrodesis", Neurosurg Focus 10:1-5, 2000
幾つかの組み換えヒト骨形成タンパク(rh-BMP)を、特定の臨床応用に適用している。共通しているのは、吸収可能なコラーゲンスポンジを通して、骨誘導で関節固定を効果的に実行している。しかし、現在の送達方法は、骨再生に骨形成タンパクの直接的な送達が出来ない。

現在、市販で入手できる骨形成タンパクの送達システムは、骨形成溶液に浸したコラーゲンスポンジから成る。この溶液は、人体で生理学的に見出されるよりも百万倍を越える濃度の骨形成タンパクを含んでいる。この方法での骨形成タンパクの放出は、明らかに非常に大きなボーラス量からなり、その影響は全く不明である。骨形成タンパクが、周囲の骨続発性の初期骨変性も引き起こすと報じている。周囲の骨からスポンジに浸した骨形成タンパクへの骨形成原細胞の初期排液と見なされている。これが周囲の骨組織を最初弱め、支持インプラントの沈降を促進する。更に、高濃度の骨形成タンパクが、周囲の軟部組織の膨潤を引き起こし、嚥下及び呼吸困難に到る。制御されない骨形成タンパク放出の他の不利な点は、骨の異所性が形成される。骨形成を意図する場所から離れた骨形成は、硬膜内骨形成だけでなく神経根障害にもなる。

生分解性ケージ開発の第１の要求は、次の点である。多孔性の分解性ケージが、外科の固着力に持ちこたえ、体内で先ず背骨の力を支え、骨の融合が達成されるまで（通常３〜６ヶ月）支え、骨再生に不利に影響しない分解産物を有する、ことである。しかし、分解性構成での骨細胞技術は、上記記載の要求に加えて２つの新しい要求を引き起こしている。１つは、骨伝導能で、骨形成細胞の内部成長を促進及び支持する能力である。骨伝導能を整形外科のインプラント材料に与える最も共通の戦略は、骨塩と似たリン酸カルシウム基の無機物膜での被覆を伴う。これらの膜は、骨形成細胞タイプ（骨芽細胞及び骨芽細胞前駆物質）の内部成長及び適切な機能に明確な効果を有している。米国特許6,767,928（明細書では完全に参照している）には、リン酸カルシウム無機物被覆膜を多孔性の高分子足場の上で成長させる、無機物被覆膜が積極的に骨細胞成長に影響を及ぼす、ことが示されている。無機物被覆膜の成長を使用する技術は、自然の骨の無機質化プロセスに類似している。被覆膜は、ヒト骨無機物に類似した構造、無機物相及び元素組成を有している
（参照）Bunker et al., "Ceramic thin film formation on functionalized interfaces through biomimetic processing", Science 264:48-55, 1994、Mann et al., "Crystallization and inorganic-organic interfaces - biominerals and biomimetic synthesis", Science 261:1286-92, 1993、Murphy et al., "Bioinspired growth of crystalline carbonate apatite on biodegradable polymer substrata", JAm Chem Soc 124:1910-7, 2002、Ohgushi et al., "Stem cell technology and bioceramics: from cell to gene engineering", J Biomed Mater Res 48:913-27, 1999
これら骨様の無機物被覆膜は、整形外科のインプラント材料の骨伝導能を著しく向上するのが分かっている。
（参照）Ohgushi et al. Hench, "Bioceramics: From concept to clinic", Journal of the American Ceramic Society 74:1487-510, 1991、Murphy et al., "Bone regeneration via a mineral substrate and induced angiogenesis", J Dent Res 83:204-10, 2004
これらの骨伝導能に加えて、無機物被覆膜は、骨形成成長因子を送達する運搬手段の可能性も示している。
（参照）Seeherman et al., "Bone morphogenetic protein delivery systems", Spine 27:S16-23, 2002
BMP-2、IGF-1及びTGF-βを含む多重骨成長因子が、骨様の無機物基板と強力に相互に作用することが判明した。
（参照）Gittens et al., "Imparting bone mineral affinity to osteogenic proteins through heparin-bisphosphonate conjugates", J Control Release 98:255-68, 2004、Gorski et al., "Is all bone the same? Distinctive distributions and properties of non-collagenous matrix proteins in lamellar vs. woven bone imply the existence of different underlying osteogenic mechanisms", Crit Rev Oral Biol Med 9:201-23, 1998、Gorski et al., "Bone acidic glycoprotein-75 is a major synthetic product of osteoblastic cells and localized as 75- and/or 50-kDa forms in mineralized ph
ases of bone and growth plate and in serum", J Biol Chem 265:14956-63, 1990、Liu et al., "Bone morphogenetic protein 2 incorporated into biomimetic coatings retains its biological activity", Tissue Eng 10:101-8, 2004、Matsumoto et al., "Hydroxyapatite particles as a controlled release carrier of protein", Biomaterials 25:3807-12, 2004、Sachse et al., "Osteointegration of hydroxyapatite-titanium implants coated with nonglycosylated recombinant human bone morphogenetic protein-2 (BMP-2) in aged sheep", Bone37:699-710, 2005
リン酸カルシウム無機物基板を成長因子で被覆し、次に、その因子が、足場構築に成長する骨形成細胞に提供される。従来の研究が示したのは、ヒドロキシアパタイト無機物を足場基板として使用し、骨成長因子（特に、BMP-2）の結合と放出を可能にすること、及び、結合した成長因子が、体内で内部成長を誘発することである。
（参照）Gittens et al.; and Sachse et al.

細胞工学の先行する進歩にも関わらず、隣接する骨（例、椎骨）又は隣接する骨表面（例、開放骨折）の融合を促進する改善されたケージの要求がある。

発明者は、耐荷要求を満たす最適設計の分解性脊椎融合ケージを最適に作り出す必須の設計及び製作技術を開発し、固体自由形状製作技術(SFF)を使用し、生分解性高分子のポリカプロラクトン(PCL)から原型ケージも作成した。この先駆的な仕事は、設計された生分解性ケージの特性を示し、脊椎関節固定を促進する治療生体活性剤を組み込んだ最適の方法設計となる。

機械的負荷軸受の要求を満足する構造的に仕立てた設計は、革新的な無機化過程を取り込み、脊椎インプラントの生物活性を強化する。無機物被覆膜PCLケージも、コラーゲンスポンジのような現在の方法と比較して、優れた結合能と治療分子（例として骨形成タンパクBMP）の持続する送達を持つと考えられている。

本発明は、隣接する骨又は隣接する骨表面の融合を促進するケージを提供する。ケージは、高分子材料、金属材料、セラミック材料及び同混合物から選択される生体適合性材料及び必要に応じて生分解性材料から成る設計された多孔性微細構造体と、設計された多孔性微細構造体の少なくとも一部分上の骨伝導性無機物被覆膜と、生体適合性材料及び／又は被覆膜に関連する生体活性剤とを備える。生体活性剤は、隣接する骨又は隣接する骨表面間に骨化を誘発する量で、ケージに存在している。

本発明は、隣接する椎骨の融合を促進するケージを提供する。ケージは、
（１）生体適合性で生分解性高分子材料（例、ポリカプロラクトン）から形成する複数の相隔てた壁部又は設計された多孔性微細構造体と、
（２）一体化した板、釘又はスパイクを含む一体化固定突起部と、
（３）壁部の少なくとも一部分上の骨伝導性無機物被覆膜（例、カルシウム化合物）と、
（４）高分子及び／又は被覆膜に関連する生体活性剤と、を備えている。
生体活性剤は、隣接する椎体間の骨化を誘発する量で存在している。

ここで使用する「生体適合性」材料は、激しい又は増大する応答とは対照的に、緩やかで、しばしば一時的な移植応答を促進するものである。ここで使用する「生分解性」材料は、通常の生体内生理条件下で、代謝され排出される成分に分解するものである。ここで使用する、生体活性剤が、高分子及び／又は被覆膜と「関連」しているのは、生体活性剤が、直接的又は間接的に、物理的又は化学的に、高分子及び／又は被覆膜に結びついている場合である。生体活性剤は、生体活性剤の高分子及び／又は被覆膜網構造内への取り込み、埋め込み、又は、含むことで、高分子及び／又は被覆膜に物理的に結びついている。生体活性剤は、高分子及び／又は被覆膜に化学反応で化学的に結合し、生体活性剤が、高分子及び／又は被覆膜に共有的又はイオン的に結合している。従って、高分子及び／又は被覆膜内又はその上に、生体活性剤を関連させる種々の技術が考えられる。

ここで用いる「生体活性剤」は、制限するものでないが、生理学的又は薬理学的な活性物質で、体内で限定的又は組織的に作用する。生体活性剤は、病気又は疾患の処理、予防、診断、治療又は緩和に使用される物質、又は、体内の構造又は機能に影響を及ぼす物質、又は、生理学的に活性又は所定の生理学的環境に置かれた後、一層活性になる物質である。生体活性剤は、限定するものでないが、細胞、酵素、有機触媒、リボザイム、有機金属、タンパク質（例、組み換えヒト骨形成タンパクを含む骨形成タンパク）、脱ミネラル骨母材、骨髄穿刺液、糖タンパク質、ペプチド、ポリアミン酸、抗体、核酸、ステロイド分子、抗生物質、抗真菌、サイトカイン、フィブリン、コラーゲン、フィブロネクチン、ビトロネクチン、ヒアルロン酸、成長因子（例、線維芽細胞成長因子及び形質転換成長因子）、炭水化物、スタチン、 オレオフォビック、脂質、細胞外基質及び／又はその個々の成分、調合薬、及び、治療を含む。

発明の実施例では、生体活性剤は、骨形成タンパク、形質転換成長因子、線維芽細胞成長因子、インスリン様成長因子、血小板由来成長因子、血管内皮成長因子から選択される。生体活性剤が、骨形成タンパク(BMP)が好ましい。最も好ましい生体活性剤は、BMP-2、BMP-4、BMP-7、BMP-14、成長分化因子-5(GDF-5）、又は多血小板血漿(PRP)である。

これら本発明及び他の特徴、特性、利点は、次の詳細な記載、図面及び請求の範囲から一層理解が出来る。

図１Ａは、一体化した前方固定板及び設計された微細構造体を有する頚椎融合ケージ設計の右後方の斜視図を示す。図１Ｂは、図１Ａの頚椎融合ケージ設計の上正面左の斜視図を示す。 図２は、図１Ａ及び１Ｂの設計を使用した一体化前方板を有する頚椎融合ケージの原型の底部斜視図を示す。 図３は、ポリカプロラクタンをリン酸カルシウムで被覆した結果を示す。特に、図３は、ポリカプロラクタン足場の多孔性構造の走査型電子顕微鏡(SEM)の拡大写真で、左側の右上は、リン酸カルシウム非被覆膜、右側下は、リン酸カルシウム被覆膜を示す。 図４は、ポリカプロラクトン（Λ）足場上に成長させたヒドロキシアパタイト（※）のＸ線回折スペクトルを示す。挿入図は、ポリカプロラクトン足場上に成長しているリン酸カルシウム被覆膜の高倍率SEM画像を示す。 図５は、固定の一体化横方向板を有する腰椎融合ケージ設計の上正面左の斜視図を示す。

以下、同参照符号は、同様または類似した部品を表す。本発明の目的は、骨伝導能で生分解性の脊椎融合ケージから放出される生物学的に活性な骨形成タンパクで誘発される脊椎関節固定の実施に、骨形成の増進を行なう簡易で柔軟性のある方法の開発である。この研究の作用の前提は、ポリカプロラクトン脊椎融合ケージ上のリン酸カルシウム無機物被覆膜に取り込まれる骨形成タンパクが、一層速いそして完全な骨再生を誘発する。ケージ内に設けたコラーゲンスポンジから送達される骨形成タンパクと比較した場合である。ポリカプロラクタンケージ上のリン酸カルシウム無機物被覆膜を成長させる方法は、低温プロセスである。このプロセスは、無機物成長の後で、表面結合を経た活性骨形成タンパクの取り込みを可能にする。生じる複合材料ケージは、生物活性成長因子を含み、その成長因子は、ケージの無機物溶解及び／又は分解で放出される。骨形成タンパクを積み込んだ分解性ケージを、ユカタンミニブタ型の椎間腔に埋め込み、骨形成タンパク送達の現今モードと比較する。現今モードは、ケージ内に設けたコラーゲンスポンジ担体からの急速な放出を伴う。

設計された分解性の椎体間融合システムの発明は、椎間腔内の骨移植材料の積極的な支持（伝統的な密なケージ設計）から脊椎細胞工学の一層の挑戦的な戦略となる変移を示す。

１．椎体間融合ケージの設計

米国出願公開2003/0069718（米国特許7,174,282に該当）は、本明細書で引例として全体を引用している。米国出願公開は、内部の多孔性構造を備える生体材料足場を形成する設計方法論を提供している。この構造は、機械的剛性及び強度の要求を満たし、細胞移動及び組織再生の連結した孔の要求を満たしている。米国2003/0069718の設計方法は、画像ベースの設計を均質化理論で組合せ、材料微細構造体の有効な物理的性質依存性を計算している。最適化技術は、最適形状の計算に使用している。最終の最適化した足場幾何ボクセルトポロジーを、３次元解剖足場形状を現すボクセルデータセットと組合せる。その形状は、磁気共鳴画像(MR)、又は、MRとコンピュータ断層撮影(CT)の組合せ画像で得られる。解剖足場のボクセルデータベース内の密度分布は、マップとして使用し、異なる最適化する足場ボクセルトポロジーの置換場所をガイドする。最適化した内部構造を備える解剖的形状足場の最終ボクセル表示を自動的にソフトウェアで、表面表示又はワイヤフレーム表示に変換し、固形自由形状製作又は鋳込みにより、足場を形成する。

本発明の場合、椎体間融合ケージは、死体ユカタンミニブタの腰椎のCTスキャンに基づき設計している。一体化トポロジー最適化技術を利用して、米国2003/0069718の技術に基づいてケージ設計を生み出す。最適化プログラムを走らせ、分解の特徴の異なる時間点での密度を予測し、分解を設計に取り込む。分解の設計で、各要素の密度に分解の特徴で重みを付ける。提言する最適化方法は、分解中の選択した時間点に対し密度分布マップを形成する。異なる密度分布を、時間持続及び分解率係数を用いて、重ね合わせる。時間持続係数は、T_wt = (T_total - T_current)/T_totalで定義する。T_totalは、全体の分解持続時間、T_currentは、選択した点での時間。この係数は、足場構造の強化に於ける時間経過移植の影響を説明する。分解率係数は、E_wt = E⁰ _ijkl(T_current)/E^O _ijkl(T_initial)で定義す
る。係数は、選択した時間点での分解率に基づく重畳した材料密度に等しい元の材料の重量パーセントを示す。分解設計の最適の局地的／巨視的密度分布は、X_pw = ΣX_ptT_wtE_wtで取り込む。X_pwは、ベース材料の最終割合、X_ptは、選択時点に対応する減少／分解率の一時的係数である。方法は、特定の分解期間後で所望の剛性を維持するように設計されたケージを作り出した。

局地的分解トポロジー設計の分解能は粗すぎ、足場の点内に位置する特定の微細構造体を与えない。更に、固定した孔に特定の弾性特性を微細構造体に与えるために、均質化トポロジー最適化を微細構造体の設計に使用した。
（参照）Hollister et al. "Optimal design and fabrication of scaffolds to mimic tissue properties and satisfy biological constraints", Biomaterials 23:4095-103, 2002、Lin et al. "A novel method for internal architecture design to match bone elastic properties with desired porosity", Journal of Biomechanics 37:623-36, 2004
微視的又は２次スケールトポロジー最適化方法は、特定の微細構造体設計を与える。この設計は、所望の整合性を実践し、巨視的又は１次レベルトポロジー最適化の予測体積率に一致する。

内部ケージの微細設計で、米国2003/0069718の画像ベース法を使用し、目的の骨ヤング率に合致させるように最適化された内部構造を有する内部ケージを設計する。特に、内部ケージの最小及び最大ヤング率を、1及び15Gpaとする。生体高分子(E=1GPa)から生体セラミックス(E=15GPa)の範囲にある入手可能な足場材料のヤング率を反映している。骨成長の歪を最適化するためである。融合及び修復の標的とする骨梁及び椎間板のヤング率の範囲は、30-200MPa（骨）及び0.4-10MPa（椎間板）となる。

内部ケージ微細構造体設計に加えて、米国2003/0069718の画像ベース法を使用してケージの固定構造の設計も行なう。特に、前面の板固定と一体化した頚椎融合のケージを開発した。この設計の一例を図１Ａ、１Ｂに示す。

図１Ａ、１Ｂは、頚椎融合ケージ１０の画像ベースの多孔性微細構造体設計を示す。ケージ１０は、略矩形の横垂直断面を有する第１垂直壁部１２（第１壁部）を備えている。第１壁部１２は、第１壁部１２の垂直側面から略垂直に延びる突起部１３を有する。第１空隙１４が、第１壁部１２と略矩形の横垂直断面を有する第２垂直壁部１６との間に形成されている。第２壁部１６は、第２壁部１６の垂直側面から略垂直に延びる突起部１７を備えている。第２空隙１８が、第２壁部１６と略矩形の横垂直断面を有する第３垂直壁部２１との間に形成されている。第３壁部２１は、第３壁部２１の垂直側面から略垂直に延びる突起部２２を備えている。第３空隙２３が、第３壁部２１と略矩形の横垂直断面を有する第４垂直壁部２５との間に形成されている。第４壁部２５は、第４壁部２５の垂直側面から略垂直に延びる突起部２６を備えている。第４空隙２７が、第４壁部２５と略矩形の横垂直断面を有する第５垂直壁部２９との間に形成されている。第５壁部２９は、第５壁部２９の垂直側面から略垂直に延びる突起部３１を備えている。第５空隙３２が、第５壁部２９と略矩形の横垂直断面を有する第６垂直壁部３３との間に形成されている。第６壁部３３は、第６壁部３３の垂直側面から略垂直に延びる突起部３４を備えている。

図１Ａ及び１Ｂを参照すると、ケージ１０は、貫通孔３８ａ〜３８ｄを有する中央部３５を備えている。壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３は、固定板３５の中央部３７と一体化している。壁部１２, １６, ２１ , ２５, ２９, ３３は、固定板３５に略垂直である。固定板３５は、固定板３５の中央部３７から少し外側にはみ出た頂部４１を有する。頂部４１は、相隔てた締結孔４２ａ，４２ｂ及び頂部中央Ｕ字形の切欠部４３を有する。固定板３５は、固定板３５の中央部３７から少し外側にはみ出た底部４６を有する。底部４６は、相隔てた締結孔４７ａ，４７ｂ及び底部中央Ｕ字形の切欠部４８を有する。脊椎融合の使用には、ケージ１０の壁部１２, １６, ２１, ２５, ２９, ３３は、隣接する椎骨間の椎間板を除去しで形成される椎間腔に位置する。第１上部椎骨の前面取付けに、締め具を締結孔４２ａ，４２ｂに挿入し、隣接する第２下部椎骨の前面取付けに、締め具を締結孔４７ａ，４７ｂに挿入する。壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の上端面５１，５２，５３，５４，５５，５６は、第１上部椎骨の下面に接し、壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の反対側底端面は、第２下部椎骨の上面に接する。壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３は、第１上部椎骨及び第２下部椎骨間の機械的負荷軸受支持となる。

壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の垂直寸法は、種々の異なる椎間距離に応じて調整できる。同様に、固定板３５から壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の各々の反対側外端までの水平の長さも調整できる。壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の外端部が、第１上部椎骨と第２下部椎骨の周囲から延在しないようにする。各壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の幅、各内部空隙１４，１８，２３，２７の幅、及び、各突起部１３，１７，２２，２６，３１，３４の幅も、分解特性の制御に調整できる。突起部１３，１７，２２，２６，３１，３４が、隣接する壁部に付着しても良い。固定板３５の垂直及び水平寸法、及び、締結孔４２ａ，４２ｂ，４７ａ，４７ｂの位置も変更できる。変更により、第１上部椎骨及び第２下部椎骨に隣接する締結孔４２ａ，４２ｂ，４７ａ，４７ｂの適切な位置を確保し、ケージ１０を第１上部椎骨及び第２下部椎骨に固定する。壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の垂直及び水平寸法と、固定板３５の垂直及び水平寸法の変更で、外科医に選択をもたらす。

特定の高分子材料は、生理液で分解する。貫通孔３８ａ，３８ｂ，３８ｃ，３８ｄを固定板３５の中央部３７に設け、ケージ１０の内部空隙１４，１８，２３，２７への液の流れを可能にし、ケージ１０の内部を構成する壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３を分解する。貫通孔は、液体の組織閉塞に伴う問題を最小にする。状況に応じて、フラップ（図示せず）を固定板３５の頂部４１及び底部４６に設け、締め具（例、固定ねじ）からの後退を防ぐ。実施形態では、固定ねじを、同じ生体適合性及び生分解性材料を使用して形成できる。この材料は、骨伝導性無機物被覆膜と、生分解性材料及び／又は被覆膜を関連させた生体活性剤とを備える。

ケージ１０は、高分子材料、金属材料、セラミック材料及び同混合物から選択される生体適合性及び生分解性（必要に応じて）の多孔性材料から成る。１つの実施形態として、脊椎融合ケージ１０は、生体適合性及び生分解性高分子であるポリカプロラクトンで形成される。しかし、他の高分子として、ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリ（ラクチド−グリコリド）、ポリ（プロピレンフマレート）、ポリ（カプロラクトンフマレート）、ポリエチレングリコール、及び、ポリ（グリコライド−コ−カプロラクトン）が、ケージ１０の形成に都合が良い。

骨伝導能無機物被覆膜は、ケージ１０の少なくとも一部分上に形成する。骨伝導性無機物被覆膜は、複数の分離した島から成る、又は、無機物被覆膜をケージ１０の全表面に形成する。一例として、骨伝導性無機物被覆膜は、略均質な無機物被覆膜から成る。一例として、無機物被覆膜は、カルシウム及びリン酸塩を含む適切な被覆膜材料である。例として、ヒドロキシアパタイト、カルシウム欠損カーボネート含有ヒドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム、無定形リン酸カルシウム、リン酸八カルシウム、リン酸二カルシウム、リン酸カルシウム及び同類の物がある。無機物被覆膜は、異なる溶解特性の複数の層を備え、溶解順序、速度及び生体活性送達特性の制御をしても良い。生理学的条件では、リン酸カルシウム材料の溶解度は、無定形リン酸カルシウム＞リン酸二カルシウム＞リン酸八カルシウム＞リン酸三カルシウム＞ヒドロキシアパタイトである。従って、複数の種々のリン酸カルシウム層が、幅広い溶解パターンを与える。ブランク層（例、生体活性剤を含まないリン酸カルシウム層）の導入は、放出の遅延をもたらす。異なる濃度の生体活性剤を有する層の導入は、放出速度に変化をもたらす。

生体活性剤は、ケージ１０を形成する非被覆膜生体適合性材料及び／又はケージ１０の無機物被覆膜部に関連させ得る。生体活性剤の異なる放出速度が、ケージ１０の非被覆膜及び被覆膜領域から可能である。上記記載の種々の生体活性剤は、ケージ１０との使用に適しているが、一例として、生体活性剤を、骨形成タンパク、脱ミネラル骨母材、骨髄穿刺液及び同混合物から選択できる。骨形成タンパクは、成長する骨に優れており、粉末組み換えヒトBMP-2が、特定の商品で入手できる。脱ミネラル骨母材は、骨誘導性タンパク（例、骨形成タンパク）を含み、粒子又は繊維状で使用できる。骨髄穿刺液は、骨前駆細胞を含み、親の骨髄は、針で容易に取り込みができる。

生体活性剤は、隣接する骨又は隣接する骨表面間に骨化を誘発する量で存在する。ケージ１０の非被覆膜及び／又は被覆膜領域に含まれる生体活性剤の量は、種々の要因に依存する。例えば、生体活性剤の性質、生体活性剤の骨誘導性の潜在能力、及び、担体物質の性質（例、ケージ１０を形成する生体適合性材料又はケージ１０上の無機物被覆膜）である。研究から判明したのは、1-100ng/ml の濃度のBMPが骨発生を引き起こす。一例として、本発明のBMPは、10-50日で変化する時間枠で、ケージ１０から放出される。従って、発明を限定する意図はないが、骨形成タンパクでは、材料での約10-5000ng/cm³の骨形成タンパク濃度が、隣接する骨又は隣接する骨表面間の骨化の誘発に適していると考えられる。

ケージ１０の種々の領域が、被覆膜部及び関連する生体活性剤を含む。例えば、対向する椎骨付近に位置する壁部１２，１６，２１，２５，２９，３３の上端及び底端領域を、連続又は島状の被覆膜及び関連する生体活性剤で被覆し、骨成長を誘発させる。一方、ケージの内部部分は、被覆膜及び関連する生体活性剤を含まないで、繊維組織の成長を促進する。例として、図１Ｂの上端面５１, ５２，５３, ５４, ５５, ５６は、連続した無機物被覆膜及び関連する生体活性剤を含み、隣接する椎骨への骨固定が誘発される。一方、突起部１３，１７，２２，２６，３１，３４の近傍領域は、被覆膜及び関連する生体活性剤を含まず、この領域で繊維質成長が促進される。

生体活性剤（例、骨形成タンパク）を、ケージ１０の壁部１２，１６， ２１，２５，２９，３３を椎間板腔に挿入する前に、ケージ１０を形成する非被覆膜生体適合性材料及び／又はケージ１０の無機物被覆膜部分に関連させるのが好ましい。例えば、骨形成タンパクは、製造場で、リン酸カルシウム被覆膜に化学的（例、イオン結合又は共有結合）に結合させても良い。移植前及び／又は後で、外科医が、骨形成タンパクをリン酸カルシウム被覆膜に化学的に結合させても良い。外科医は、粉末の骨形成タンパクを滅菌水でもどし、それをケージ１０に塗布する。リン酸カルシウム層が、外科医が塗布するBMP-2を最も良く受けつけると予期される。

種々のケージ１０の選択できる特徴が有益である。ケージ１０の設置が、医療画像装置及び技術（透視観察）を用いて実施できるので、ケージ１０は、医療画像装置の視認性の増強をもたらすトレーサを含む少なくとも１つのマーキングを含んでも良い。例えば、蛍光透視の視認性強化をする放射線を透過しない物質の限定しない例は、硫酸バリウム、タングステン、タンタル、ジルコニウム、プラチナ、金、銀、ステンレス、チタン、同合金、同混合物から成る。放射線を透過しないマーキングは、ケージ１０の適切な位置合わせを確認する際の調整支援として使用できる。ケージ１０は、物質の無い又は放射線を透過する物質の領域を含んでも良い。この領域は、医療画像装置での画像窓からの視認性強化に画像窓を形成する。米国出願2003/0069718の画像ベース設計方法は有益である。画像窓が、ケージの強度に関係なくケージに配置できるからである。

腰椎融合の場合、固定に一体化した側板を有する経椎間孔(transforaminal)腰椎椎体間融合(TLIF)ケージを開発した。従って、１つの工程処理で、関連する固定を持つケージの移植ができる。この設計の一例を図５に示す。

図５は、画像ベースでの経椎間孔腰椎椎体間融合ケージ１１０の多孔性微細構造体設計を示す。ケージ１１０は、略矩形の横垂直断面を有する第１垂直壁部１１２を備えている。第１壁部１１２は、第１壁部１１２の垂直側面から略垂直に延びる突起部１１３を有する。第１空隙１１４が、第１壁部１１２と略矩形の横垂直断面を有する第２垂直壁部１１６の間に形成されている。第２壁部１１６は、第２壁部１１６の垂直側面から略垂直に延びる突起部１１７を有する。第２壁部１１６は、第２壁部１１６の反対側垂直側面から略垂直に延びる突起部１１８も有する。第１壁部１１２及び第２壁部１１６は、基部１２１に接続されている。

ケージ１１０は、少し弓形をした固定板１３５を備えている。壁部１１２，１１６及び基部１２１は、固定板１３５に対し略垂直である。固定板１３５は、固定板１３５の上部に相隔てた締結孔（図示せず）と、固定板１３５の底部に相隔てた締結孔（図示せず）とを備えている（図１Ａ，１Ｂのケージ１０と同様）。固定板１３５は、その中央部に貫通孔を含み（図１Ａ，１Ｂのケージ１０と同様）、ケージ１１０の内部空隙１１４に液体を侵入させ、ケージ１１０内部を構成するる壁部１１２，１１６の分解を可能にする。脊椎融合に使用の場合、ケージ１１０の壁部１１２，１１６は、隣接する椎骨間の椎間板の除去で形成される椎間腔に位置する。締め具は、第１上部椎骨の固定板１３５の側面取付けに使用し、隣接する第２下部椎骨の固定板１３５の側面取付けに使用される。壁部１１２，１１６及び基部１２１の上端面１２２，１２６，１３１は、第１上部椎骨の下面に接し、壁部１１２，１１６及び基部１２１の反対側の底端面は、第２下部椎骨の上面に接する。従って、壁部１１２，１１６及び基部１２１は、第１上部椎骨及び第２下部椎骨間に機械的負荷の軸受支持となる。ケージ１０と同様に、壁部１１２，１１６の垂直及び水平寸法及び固定板１３５の同寸法を変更させ、外科医に異なる大きさのケージ１１０の選択をもたらす。

ケージ１１０は、高分子材料、金属材料、セラミック材料及び同混合物から選択される生体適合性で生分解性（必要に応じて）の材料から成る。一例として、脊椎融合ケージ１１０は、ポリカプロラクタン（生体適合及び生分解性する高分子）で形成される。ポリラクチド、ポリグリコライド、ポリ（ラクチド−グリコライド）、ポリ（プロピレンフマレート）、 ポリ（カプロラクトンフマレート）、ポリ（グリコライド−コ−カプロラクトン）等の高分子もケージ１１０の形成に都合が良い。

骨伝導性無機物被覆膜をケージ１１０の少なくとも一部分上に形成する。この被覆膜は、複数の分離した無機物の島から成る、又は、被覆膜をケージ１１０の全表面に形成しても良い。一例として、骨伝導能の無機物被覆膜は、略均質の無機物被覆膜から成る。１つの実施形態として、無機物被覆膜は、カルシウムとリン酸塩を含む被覆材料である。例えば、ヒドロキシアパタイト、カルシウム欠損炭酸塩含有ヒドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム、無定形リン酸カルシウム、リン酸八カルシウム、リン酸二カルシウム、リン酸カルシウム及び同等の物質がある。無機物被覆膜は、異なる溶解特性を持つ複数の層を備え、溶解順序、速度、生体活性送達特性を制御する。

ケージ１１０を形成する非被覆膜生体適合性材料及び／又はケージ１１０の無機物被覆部に生体活性剤を関連させる。生体活性剤の異なる放出速度が、ケージ１１０の非被覆膜及び被覆膜領域から可能となる。生体活性剤が、隣接する骨間に骨化を誘発する量で存在する。上記の種々の生体活性剤は、ケージ１１０との使用に適している。一例として、生体活性剤は、骨形成タンパク質、脱ミネラル骨母材、骨髄穿刺液及び同混合物から選択される。

ケージ１１０の種々の選択できる特性は、有益である。例えば、医療画像装置からの視認性の強化もたらすトレーサを含む少なくともマーキングをケージ１１０に設ける。特に、蛍光透視の視認性強化をもたらす少なくとも１つの放射線を透過しないマーキングをケージ１１０に設ける。ケージ１１０は、物質の無い又は放射線を通す物質の領域を含むことができる。この領域は、医療画像装置による画像窓を通した視認性を強化する画像窓を形成する。同様に、ケージは、インプラント中の調整の少なくとも１つのマーキングを含むことが出来る。

米国特許出願2006/0276925の方法は、内部多孔性構造を有する生体材料足場を作り出す設計方法も提供する。これは、機械的剛性と強度の要求に合致し、細胞移動及び組織再生の接続された多孔性の要求に合致する。米国2006/0276925の方法は、設計された周期的な微細構造体を持つ腰椎椎体間融合ケージの生成に使用できる。この方法は、引例で取り込んで十分に記載している。微細構造体は、所望の安定性を持ち（歪み＜0.9mm）、応力遮蔽を避ける伸展性と、バイオファクター送達の大きな多孔性を維持する。

２．ケージ製作

椎間足場の画像設計データセットが形成されると、自動的にSTLファイルフォーマット（ステレオリソグラフィー小面データ）で表面表示に変換される。この方法で、直接又は間接方法の使用で、何れの固定自由形状製作(SFF)システムから椎間足場が製作できる。直接SFF方法は、限定するものでないが、１）選択レーザ焼結（SLS）、２）ステレオリソグラフィー(SLA)、３）溶融付着モデリング(FDM)、４）選択レーザ溶融(SLM)がある。本発明では、先細りケージの従来設計及び分解トポロジー最適化による新設計の双方を、STLファイルフォーマットのEOS Formega P100機械(3D Systems, Valencia, California, USA)に適用し、エプシロン−ポリカプロラクトン粉末のSLS処理で足場を構築する。ポリカプロラクトンの粒子形態は、融点が60℃、分子量が35,000-100,000ダルトンの範囲、粒子径が25-100μmの範囲である。マイクロサイズ粒子の代わりにナノサイズ粒子も適している。ポリカプロラクトン粉末のSLS処理は、粉末を49.5℃に予備加熱し、レーザを4.5Watt、1.257m/s(49.5inch/s)で走査する(450μmの焦点ビーム径）。ケージは、100μm厚の粉末層で多層に組立てる。SLS処理の完了後、ケージを機械処理室内で約1時間冷却し、部品床から取り除く。ケージ周囲の余分な粉末は、ブラシで落とし、圧縮空気の吹き出しで最終的に綺麗にし、未焼結の粉末をケージ隙間から1mm径の針金を挿入して物理的に除去する。図２は、SLS処理を使用して組立てたポリカプロラクトン頚部ケージの基本型を示す。図２の参照符号は、図１Ａ，１Ｂを適用している。別の手段として、リン酸カルシウム基粉末又は繊維を、焼結前のポリカプロラクトン粉末に加える。リン酸カルシウム基粒子又は繊維は、最終に形成されるケージ内で分散する。リン酸カルシウム基の粒子径は、ナノサイズ又はミクロサイズとする。

３．ポリカプロラクトンケージ上のリン酸カルシウム基無機物被覆膜の作成及び特性

リン酸カルシウム基無機物層の形成誘発に、ポリカプロラクトン試料を変性擬似体液(mSBF)内で定温放置し、無機物の核生成と成長をさせる。mSBF溶液は、血漿のイオン成分（2倍のカルシウム及びリン酸イオン）の濃度を含み、生理的温度及びpH 6.8に維持した。生体再吸収高分子母材にmSBF培養でリン酸カルシウム基無機物（特に骨様無機物）の成長を実証した。
（参照）Lin et al. "A novel method for internal architecture design to match bone elastic properties with desired porosity", Journal of Biomechanics 37:623-36, 2004、Murphy et al., "Bioinspired growth of crystalline carbonate apatite on biodegradable polymer substrata", J Am Chem Soc 124:1910-7, 2002、 Murphy et al., "Effects of a bone-like mineral film on phenotype of adult human mesenchymal stem cells in vitro", Biomaterials 26:303-10, 2005
図３，４は、リン酸カルシウムでポリカプロラクトンを被覆した結果を示す。図３は、ポリカプロラクトン足場の拡大した多孔構造の走査電子顕微鏡(SEM)写真で、リン酸カルシウムの非被覆膜（左側の右上）及びリン酸カルシウムの被覆膜（下側の右）を示す。図４は、ポリカプロラクトン（Λ）足場上に成長させたヒドロキシアパタイト（※）を示すＸ線回折スペクトルを示す。挿入図は、ポリカプロラクトン足場に成長させたリン酸カルシウム被覆膜の高倍率SEM画像である。従って、無機物被覆膜の成長に信頼できる方法として作用する。

mSBFの無機物形成は、カルシウム感度電極（Denver Instrument, Denver, CO）を使用し、溶液内のカルシウム濃度の変化を分析しても追跡できる。成長後、無機物母材は溶解され、カルシウム及びリン酸イオン量を分析し、無機物生成を定量化する。無機物結晶は、元素分析のNoran SiLi detectorを備える走査型電子顕微鏡（SEM）で形態学的及び組成的に分析する。化学組成をフーリエ変換赤外スペクトルで更に分析し、リン酸結合振動（570cm^-1, 962cm^-1,1050cm^-1）を定量化する。無機物層の溶解の特性を、トリス緩衝生理食塩水（37℃、pH 7.4）の培養中でのカルシウム及びリン酸イオンの放出で測定する。カルシウム及びリン酸塩濃度は、以前記載の比色アッセイで測定できる。
（参照）Murphy et al., "Bioinspired growth of crystalline carbonate apatite on biodegradable polymer substrata", JAm Chem Soc 124:1910-7, 2002
ここで記載する測定方法は、無機物材料分析の慣例で、リン酸カルシウム被覆膜の設計及び検査のFDAガイド実施と一致する。
（参照）Devices FDoGaR. Calcium phosphate coating draft guidance for preparation of FDA submissions for orthopedic and dental endosseous implants. 1997

リン酸カルシウム被覆を用いた整形外科インプラント材料に、骨伝導能及び骨誘導性を与えることが可能であることを示している。リン酸カルシウム基無機物被覆膜の明確な骨伝導能及び潜在力のある骨誘導性に基づき、ポリカプロラクトン脊椎融合ケージの被覆膜にリン酸カルシウム無機物成長の技術を用いる。この研究の仕事は、第一に、無機物被覆膜ポリカプロラクトン脊椎融合ケージを利用する効果を調べ、急速な骨再生の促進及びユカタンミニブタ融合型内の脊椎関節固定での新規構造の一体化を実行する。

４．骨形成タンパクの成長無機物被覆膜内及び上への組入れ、及び、組入れと放出の評価

融合ケージの効果を生体内実験で検査する前に、この方法の立証に幾つかの生体外実験を行なう。生体外作業の焦点は、骨形成タンパクBMP-2とリン酸カルシウム無機物被覆膜との間の相互作用の理解、被覆膜からのBMP-2の放出の測定、及び、放出されたBMP-2の生体活性の確認となる。次の段落は、生体外実験に特に正確に述べている。

放出の後のBMP-2の骨化したPCL足場への結合：BMP-2のリン酸カルシウム無機物被覆膜への結合の特性を示すために、¹²⁵I-labeled BMP-2 (ICN Biomedicals)を使用する。放射標識は、タンパク質結合及び放出の特性の決定する高感度で便利な方法の代表となる。
（参照）Murphy et al., "Bone regeneration via a mineral substrate and induced angiogenesis", J Dent Res 2004;83:204-10;、Murphy et al., "Growth of continuous bonelike mineral within porous poly(lactide-co-glycolide) scaffolds in vitro",. J Biomed Mater Res 50:50-8, 2000
無機物被覆膜をポリカプロラクトンケージ上に成長させ、1-100nMの¹²⁵l-labeled BMP-2を含む溶液内で4時間定温放置する。Uludagグループによる以前の研究から、リン酸カルシウム被覆膜足場は、展開した可溶性のBMP-2内でBMP-2を50-100%効率で結合する。（参照）Gittens et al., "Imparting bone mineral affinity to osteogenic proteins through heparin- bisphosphonate conjugates", J Control Release 98:255-68, 2004
足場を溶液から除去し、無血清DMEMですすぎ洗いし、シンチレーション計数管で放射能を分析する。結合したBMP-2の次に続く放出の特性を調べる為に、試料を10%FBSのDMEM内で14日間定温放置した。24時間毎に、媒体を新鮮にし、溶液内の放射能を測定する。以前の研究に基づき、放出は、殆ど零次放出速度論で、溶液内で先ず7日間以上生じる。（参照）Gittens et al., "Imparting bone mineral affinity to osteogenic proteins through heparin-bisphosphonate conjugates", J Control Release 98:255-68, 2004
これらの実験は、足場からの幅広い全体のBMP-2の放出も立証している。放出されたタンパク質の全体量は、結合溶液(1-10OnM)に存在するBMP-2の量で支配される。BMP-2は、溶液内のヒドロキシアパタイトにイオン結合を形成すると予想される。特定のアミノ酸無機物結合断片が、BMP-2に組み込まれていると予想される。無機物結合断片は、溶液内のヒドロキシアパタイトにイオン結合を形成すると予想される。イオン結合は、リン酸カルシウム層の溶解又はポリカプロラクトンの分解を経て、骨形成タンパクの適切な制御された送達をもたらす。対照的に、スポンジ基BMP送達システムは、BMPのスポンジへの吸収に依存しており、送達制御が難しくなる。

改変成長因子の生物活性の検査：無機物層への結合及び無機物層からの放出後、BMP-2の生物活性の確認する場合、明確で生物学的に適切なアッセイの使用が重要である。多能性細胞型の骨形成分化の促進は、幾つかのBMPの主要な機能である
（参照：Nakamura et al., "p38 mitogen-activated protein kinase functionally contributes to chondrogenesis induced by growth/differentiation factor-5 in ATDC5 cells", Exp Cell Res 250:351-63, 1999、Saito et al., "Activation of osteo-progenitor cells by a novel synthetic peptide derived from the bone morphogenetic protein-2 knuckle epitope", Biochim Biophys Acta 1651 :60-7, 2003、Saito et al., "Prolonged ectopic calcification induced by BMP-2-derived synthetic peptide", J Biomed Mater Res A 7OA: 115-21 , 2004
BMP-2によるマウス胚繊維芽細胞ラインC3H10T1/2の骨形成誘発は、十分に特性が知られている。従って、C3H10T1/2細胞基生物活性アッセイは、石化したポリカプロラクトン足場から放出される溶解性BMP-2の特性決定に使用される。無機物層から放出される0.1-1OOng/ml BMP-2に細胞を暴露し、リン酸アルカリの上方制御（BMP-2による骨形成誘発の目印）を、標準的な比色アッセイの使用で測定する。これらの結果を標準曲線と比較する。標準曲線は、可溶性のBMP-2濃度（足場から放出されない）を、アルカリホスホターゼ上方制御に関連させている。上方制御は、足場から放出されるBMP-2の有効な活性度を与える。放出されるBMP-2の活性は、無機物結合及び放出では実質的に影響されない。BMP-2は、生体内の通常の条件では、リン酸カルシウム無機物に強力に結合することが知られている。
（参照）Gorski et al., "Is all bone the same? Distinctive distributions and properties of non- collagenous matrix proteins in lamellar vs. woven bone imply the existence of different underlying osteogenic mechanisms", Crit Rev Oral Biol Med 9:201-23, 1998、Gorski et al., "Bone acidic glycoprotein-75 is a major synthetic product of osteoblastic cells and localized as 75- and/or 50-kDa forms in mineralized phases of bone and growth plate and in serum", J Biol Chem 265:14956-63, 1990

従って、本発明は、隣接する骨（椎骨）又は隣接する骨表面（開放骨折）の融合を促進するケージを提供することが分かる。１つの形態として、ケージは、多孔性ポリカプロラクトンから成る複数の相隔てた壁部と、壁部の少なくとも一部分上の骨伝導性の無機物被覆膜と（例、リン酸カルシウム化合物）、ポリカプロラクトン及び／又は被覆膜と関連させた生体活性剤（例、骨形成タンパク）とを備えている。骨形成タンパクは、隣接する骨又は隣接する骨表面間に骨化を誘発する量が存在する。好ましくは、ケージは、壁部の少なくとも１つに接続された固定板も備え、固定板もポリカプロラクトンから成る。

発明を特定の実施形態を参照し詳細記述したが、当業者には、記載の実施形態以外での実施が可能である。実施形態を説明に示しているが、発明を限定するものではない。例えば、発明のケージは、椎骨の固定、接続、復元及び／又は再生に有益であるが、発明のケージは、隣接する骨又は隣接する骨表面の融合に適している。例として、発明のケージは、骨の鋭い開放骨折（例、脛骨）の治療に使用でき、又は、口及び顎顔面の骨移植術処置に使用できる。従って、発明の請求の範囲は、記載の実施形態に限定されるものではない。

１０ ケージ
１２，１６，２１，２５，２９，３３ 壁部
１３，１７，２２，２６，３１，３４ 突起部
１４，１８，２３，２７ 空隙
３５ 固定板

Claims (22)

1. 隣接する骨又は隣接する骨表面の融合を促進するケージであって、前記ケージが、
   上縁部分、底縁部分を有する中央部と
   前記中央部の前記上縁部分と前記底縁部分との間から延在する第１高さ、前記中央部を横断する方向に延在する第１長さ、及び第１幅を有し、前記第１長さと前記第１高さが前記第１幅よりも大きい第１壁と、
   前記中央部の前記上縁部分と前記底縁部分との間から延在する第２高さ、前記中央部を横断する方向に延在する第２長さ、及び第２幅を有し、前記第２長さと前記第２高さが前記第２幅よりも大きい第２壁と、
   前記中央部の前記上縁部分と前記底縁部分との間から延在する第３高さ、前記中央部を横断する方向に延在する第３長さ、及び第３幅を有し、前記第３長さと前記第３高さが前記第３幅よりも大きく、前記第３幅だけ離れた第１側面及び第２側面を有し、前記第１壁と前記第２壁との間に位置付けられ、前記第１側面が前記第１壁に対面し、第２側面が前記第２壁に対面する第３壁と、を備え、
   前記第１壁が前記中央部において以外は前記第２壁に連結されず、
   前記中央部、前記第１壁、前記第２壁、及び前記第３壁が、多孔性微細構造体を含み、該多孔性微細構造体が、高分子材料、金属材料、セラミック材料及びそれらの混合物から選択される生体適合性材料を含み、
   それぞれ異なる溶解特性を有する複数の層を含んでいる、前記多孔性微細構造体の少なくとも一部の上の骨伝導性無機物被覆膜と、
   前記生体適合性材料及び前記被覆膜の少なくとも１つに関連し、前記隣接する骨の間又は隣接する骨表面の間に骨化を誘発する量で存在する生体活性剤と、
   前記中央部から伸長する固定板と、をさらに備え、
   前記第１壁、第２壁、及び第３壁の少なくとも２つが、前記上縁部分及び前記底縁部分の間の側面から、垂直に延在する突起を有している
   ことを特徴とするケージ。
2. 前記固定板が、前記第１壁、第２壁、及び第３壁の少なくとも１つに横断する方向に位置付けられていることを特徴とする請求項１記載のケージ。
3. 前記骨伝導性無機物被覆膜が、複数の離散した無機物の島から構成されていることを特徴とする請求項１記載のケージ。
4. 前記骨伝導性無機物被覆膜が、均質な無機物被覆膜で構成されていることを特徴とする請求項１記載のケージ。
5. 前記生体活性剤が、骨形成タンパク、脱ミネラル骨母材、骨髄穿刺液、形質転換成長因子、繊維芽細胞成長因子、インシュリン様成長因子、血小板由来成長因子、血管内皮成長因子、成長分化因子-5、多血小板血漿、及び、それらの混合物から選択されることを特徴とする請求項１記載のケージ。
6. 前記生体活性剤が、骨形成タンパクから選択されることを特徴とする請求項１記載のケージ。
7. 前記骨伝導性無機物被覆膜が、カルシウム化合物で構成されていることを特徴とする請求項１記載のケージ。
8. 前記骨伝導性無機物被覆膜が、ヒドロキシアパタイト、カルシウム欠損炭酸含有ヒドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム、無定形リン酸カルシウム、リン酸八カルシウム、リン酸二カルシウム、リン酸カルシウム、及び、それらの混合物から選択されることを特徴とする請求項１記載のケージ。
9. 前記生体適合性材料が、ポリカプロラクトンで構成されることを特徴とする請求項１記載のケージ。
10. 前記生体適合性材料がポリカプロラクトンで構成され、前記固定板が、ポリカプロラクトンで構成されることを特徴とする請求項１記載のケージ。
11. 前記骨が、隣接する椎骨であることを特徴とする請求項１記載のケージ。
12. 前記第１壁、第２壁、及び第３壁の少なくとも１つが、前記固定板に垂直とされていることを特徴とする請求項１記載のケージ。
13. 前記第１壁、第２壁、及び第３壁の少なくとも１つが、それの基部側で前記中央部に連結されていることを特徴とする請求項１記載のケージ。
14. 前記固定板が、前記中央部の上縁部分から延在していることを特徴とする請求項１記載のケージ。
15. 前記固定板が、第１壁、第２壁、及び第３壁の少なくとも１つに垂直に延在していることを特徴とする請求項１４記載のケージ。
16. 脊椎の融合を促進する多孔性微細構造体ケージであって、
    固定板と、
    上縁部分、底縁部分を有する中央部と、
    前記中央部の前記上縁部分と前記底縁部分との間から延在する第１高さ、前記中央部を横断する方向に延在する第１長さ、及び第１幅を有し、前記第１長さと前記第１高さが前記第１幅よりも大きい第１壁と、
    前記中央部の前記上縁部分と前記底縁部分との間から延在する第２高さ、前記中央部を横断する方向に延在する第２長さ、及び第２幅を有し、前記第２長さと前記第２高さが前記第２幅よりも大きい第２壁と、
    前記中央部の前記上縁部分と前記底縁部分との間から延在する第３高さ、前記中央部を横断する方向に延在する第３長さ、及び第３幅を有し、前記第３長さと前記第３高さが前記第３幅よりも大きく、前記第３幅だけ離れた第１側面及び第２側面を有し、前記第１壁と前記第２壁との間に位置付けられ、前記第１側面が前記第１壁に対面し、第２側面が前記第２壁に対面する第３壁と、を備え、
    前記第１壁が前記中央部において以外は前記第２壁に連結されず、
    前記固定板が中央部から伸長し、
    前記中央部、前記第１壁、前記第２壁、及び前記第３壁が、多孔性微細構造体を含み、該多孔性微細構造体が、高分子材料、金属材料、セラミック材料及びそれらの混合物から選択される生体適合性材料を含み、
    それぞれが異なる溶解特性を有する複数の層を有する、少なくとも１つの前記壁の一部分上の骨伝導性無機物被覆膜と、
    高分子材料及び前記被覆膜の少なくとも１つに関連し前記隣接する骨又は隣接する骨表面に骨化を誘発する量で存在する生体活性剤と、をさらに備え、
    前記第１壁、第２壁、及び第３壁の少なくとも１つが、前記上縁部分及び前記底縁部分の間の側面から、垂直に延在する突起を有している
    ことを特徴とする多孔性微細構造体ケージ。
17. 前記高分子材料が、多孔性ポリカプロラクトンとされることを特徴とする請求項１６記載の多孔性微細構造体ケージ。
18. 前記生体活性剤が、骨形成タンパクから選択されていることを特徴とする請求項１６記載の多孔性微細構造体ケージ。
19. 前記骨伝導性無機物被覆膜が、カルシウム化合物を有していることを特徴とする請求項１６記載の多孔性微細構造体ケージ。
20. 前記固定板が、高分子材料を有していることを特徴とする請求項１６記載の多孔性微細構造体ケージ。
21. 医療画像装置を介して改善した視認性を提供するトレーサを含む少なくとも１つのマーキングが設けられていることを特徴とする請求項１６記載の多孔性微細構造体ケージ。
22. 前記ケージが、材料を含まない又は放射線透過性材料の領域を含み、その領域に、視認性の改善された医療画像装置を介する画像窓が形成されることを特徴とする請求項１６記載の多孔性微細構造体ケージ。

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