JP6434497B2 - 多要素非生分解性インプラント、作製方法、および移植の方法 - Google Patents

Description

関連出願
本出願は、全体として参照により本明細書に組み入れられる、２０１３年４月２６日出願の米国特許出願第６１／８１６，２０９号への優先権を主張するものである。

発明の分野
本発明は、哺乳動物に移植して筋骨格組織の欠損および／または損傷を処置、修復または置換するのに適した固体ヒドロゲル、多孔性ヒドロゲル、および多孔性剛性基板を含む多要素インプラント、多要素インプラントを製造する方法、ならびに移植の方法に関する。

発明の背景
関節内の関節軟骨の欠損は、少なからぬ疼痛原因であり、治癒能力が低く、骨関節炎の発症に導く可能性がある（Ｂｕｃｋｗａｌｔｅｒ ａｎｄ Ｍａｎｋｉｎ， １９９８； Ｓｈｅｌｂｏｕｒｎｅ ｅｔ ａｌ．， ２００３）。症候性軟骨欠損の外科的選択には、緩和的、修復的、および回復的方法がある（Ｃｏｌｅ ａｎｄ Ｌｅｅ， ２００３）。しかし、これらの手順それぞれの処置アルゴリズムおよび手術適応は、進化し続けている（Ｍａｇｎｕｓｓｅｎ ｅｔ ａｌ．， ２００８； Ｂｅｋｋｅｒｓ ｅｔ ａｌ．， ２００９）。欠損部位内の関節軟骨形成を促進することを目的とした生分解性インプラントを用いた別の処置が開発された。しかしこれらのインプラントは、再生工程の間に連続して変化する機械的性質を有し、それは多くの場合、本来の組織よりも劣る（Ｍａｕｃｋ ｅｔ ａｌ．， ２００２）。さらに、これらのインプラントは、本来の関節軟骨と同様の外観および機械的機能を有する器質化組織、つまり欠損した関節の生体環境において検出され難いことがこれまでに立証された目標物を再生するために、制御されたロバストな細胞応答に依存する。

これらの臨床問題を処置する別の方法が、移植の直後および再生工程の期間にインビボの機械的負荷に耐え得る、特徴が明確な非生分解性インプラントを使用することである。非分解性構築物は、理想的には（ｉ）隣接組織と統合しなければならず、（ｉｉ）インプラントと置換したい本来組織とほぼ同様に負荷を伝達しなければならず、（ｉｉｉ）下部に存在する骨に負荷を伝送しなければならず（骨吸収を回避するため）、（ｉｖ）軟骨表面に対する摩擦に耐えなければならず、（ｖ）向かい合う軟骨表面への摩損を誘発してはならず、（ｖｉ）容易な移植および周辺組織への固定が可能にならなければならない。しかし今日まで、これらの基準の全てを満たすそのようなインプラントは、開発されていない。

発明の概要
本発明は、先に示された６つの要件を満たす生物学的組織内の欠損および／もしくは損傷、または生物学的組織全体、より具体的には筋骨格組織を処置、修復、および／または置換するための新規なインプラントを提供することにより、当該技術分野における問題を克服する。新規なインプラントを製造する方法、生物学的組織内の欠損および／または損傷を該インプラントで処置、修復および／または置換する方法、ならびにインプラントを移植または挿入する方法も提供される。

つまり本発明の一実施形態は、固体ヒドロゲルまたはポリマーと、該固体ヒドロゲルまたはポリマーを取り囲み得る多孔性ヒドロゲルまたはポリマー（「ヒドロゲル」、「ヒドロゲル層」または「ヒドロゲル部分」をまとめて考える）と、多孔性剛性基板との、少なくとも３つの要素を含むインプラントである。インプラントの別の実施形態は、多孔性ヒドロゲルもしくはポリマー内の複数の固体ヒドロゲルもしくはポリマー区分、または固体ヒドロゲルもしくはポリマーの層と多孔性ヒドロゲルもしくはポリマーの層とで構成され得る。本発明の各実施形態において、多孔性ヒドロゲルまたはポリマーは、固体ヒドロゲルまたはポリマーに隣接している。インプラントのヒドロゲル部分は、１つ、または２つ以上の多孔性剛性基板と統合され得る。固体ヒドロゲル（複数可）および多孔性剛性基板（複数可）は、関節負荷に耐え、多孔性ヒドロゲル（複数可）および多孔性剛性基板（複数可）は、インプラント内部および周辺への細胞遊走を可能にする。

本発明のインプラントは、２つの非常に異なる層、つまりヒドロゲルと多孔性剛性基板の間の統合を最大にする界面も含み得る。この界面は、多孔性剛性基板のマイクロ細孔、マクロ細孔、および他の特徴に嵌合する高または低粘度のヒドロゲルまたはポリマー層を含み得る。マイクロ細孔およびマクロ細孔、ならびに穴、テーパ、およびステップなどのこれらの幾何学的特徴は、多孔性剛性基板の一部であるか、またはそれに付加されていて、統合を促進している。

本発明のインプラントは、移植を容易にする特徴も有する。１つのそのような特徴は、該インプラントのヒドロゲル部分が移植前に脱水されることでヒドロゲルのサイズが減少し、そして／または形状が変化して、移植および再水和の際にヒドロゲルのサイズが増大し、そして／またはその形状が復帰することである。インプラントのヒドロゲル部分の別の特徴は、脱水の際にヒドロゲルが硬化することで、それによりヒドロゲルの形状を変化させずにヒドロゲルを圧迫することによりインプラントを欠損に挿入することができる。

移植を容易にするインプラントの別の特徴は、多孔性剛性基板が底部で細くなっていて、インプラントと欠損または損傷との自己整合をもたらすことである。

該インプラントは、インプラントもしくは貼付薬組成物および／または損傷もしくは欠損の内部および周辺への細胞の遊走、統合、再生、増殖、および成長を容易にし、そして／あるいは損傷または欠損の治癒を促進し、そして／あるいは軟骨形成性および骨形成性である、即ち、それぞれ軟骨および骨を構築、発育および生成する他の薬剤も含み得る。

これらの薬剤としては、サイトカイン、ケモカイン、ケモアトラクタント、抗菌薬、抗ウイルス薬、抗炎症薬、炎症促進剤、骨または軟骨再生分子、細胞、血液成分（例えば、全血および血小板）、およびその組み合わせが挙げられるが、これらに限定されない。

強度を上昇させて付着を容易にする薬剤を、インプラントに含ませることもできる。

本発明のさらなる実施形態は、生物学的組織内、より具体的には筋骨格組織内の欠損または損傷の処置、修復または置換のための哺乳動物への移植に適したインプラントを製造または作製する方法であって、
ａ．表面にマクロ細孔および他の特徴を有する多孔性剛性基板を作製すること、
ｂ．低または高粘度のヒドロゲルまたはポリマーをマクロ細孔および他の特徴ならびに多孔性剛性基板の表面に添加することで、マクロ細孔および特徴が充填され、表面が覆われて、多孔性剛性基板−ポリマー構築物を作製すること、
ｃ．ヒドロゲルを多孔性剛性基板−ポリマー構築物上に配置して、インプラントを作製すること、ならびに
ｄ．インプラントを凍結および解凍すること、を含み、
凍結／解凍工程が１〜５回実施される、方法である。

さらなる実施形態において、ステップ（ｃ）のヒドロゲルは、１種または複数の固体ヒドロゲル（複数可）および多孔性ヒドロゲル層（複数可）を含み、
ａ．分解性のポリマースポンジを脱イオン水中に約１時間〜５日間浸漬するステップ、
ｂ．スポンジを浸漬の間に遠心分離するステップ、
ｃ．濃度を所望の最終濃度まで上昇させるステップにおいて水を非生分解性ポリマーと置換するステップ、
ｄ．非生分解性ポリマーを架橋させるステップ、
ｅ．ステップａ〜ｄを実施した後、スポンジから中心区分を取り出すステップ、
ｆ．追加の非生分解性ポリマーを中心区分に添加するステップ、および
ｇ．追加の架橋工程を実施するステップ、
を含む方法により作製することができる。

架橋工程としては、凍結／解凍サイクルなどの方法を挙げることができるが、これらに限定されない。好ましい凍結／解凍サイクルは、スポンジを約−２０℃で約４〜２４時間凍結すること、そして次にスポンジを約２５℃で約４〜１２時間解凍すること、を含み、１〜８回実施される。製造方法は、さらに、インプラント内の分解性ポリマーを消化して除去すること、および／またはインプラントを移植前に脱水すること、をさらに含み得る。酵素消化が好ましい。

本発明は、筋骨格組織内の欠損または損傷の処置、修復または置換のためにインプラントを哺乳動物体内に移植または挿入する方法であって、
ａ．インプラントを脱水して、インプラントの固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲルを形状変化させて、欠損または損傷のサイズよりも小さくすること、
ｂ．欠損または損傷を取り囲む筋骨格組織の表面に垂直にワイヤを配置すること、
ｃ．欠損または損傷を取り囲む筋骨格組織の縁部を切断して、欠損または損傷の周辺に整った円形縁部を作製し、取り囲む筋骨格組織の厚さを測定すること、
ｄ．欠損または損傷をドリリングすること、
ｅ．欠損または損傷の最終的な深さを測定すること、
ｆ．欠損もしくは損傷の最終的な深さ、および／または筋骨格組織の深さに基づいてインプラントサイズを選択し、場合により補助的薬剤を用いてインプラントを部分的に再水和すること、
ｇ．インプラントを送達管に挿入して、棒を送達管に挿入すること、
ｈ． 欠損または損傷の上に送達管を配置すること、ならびに
ｉ．送達管内の棒を用いることにより、インプラントを欠損または損傷に挿入すること、
を含む、方法も含む。

インプラントは、その後、周囲の体液で再水和され、インプラントのヒドロゲル部分が膨張して欠損を充填することになる。この方法を用いることで、インプラントを確実に連続する隣接組織に挿入すること、または隣接組織から突出させることができる。

本発明のさらに別の実施形態は、新規なインプラントを必要とする対象に移植することによる、生物学的組織、より具体的には筋骨格組織の欠損および／または損傷を処置、修復および／または置換するための新規な方法である。

本発明のさらなる実施形態は、インプラント、移植用の様々なツール、補助的薬剤、および使用説明書を含むキットである。

本発明を例示する目的で、本発明の特定の実施形態を図面に表す。しかし本発明は、図面に表された実施形態の正確な配列および手段に限定されない

図１Ａは、ヒドロゲルが脱水されている、欠損内への移植後のデバイスを示す略図である。 図１Ｂは、負荷に耐えるための固体ヒドロゲルと、軟骨統合のための多孔性ヒドロゲル層と、組織統合および下部の骨への負荷伝達のための多孔性剛性基板と、を含む、軟骨および骨の欠損または損傷、即ち骨軟骨欠損を処置、修復または置換するために用いられるインプラントの略図である。 図１Ｃは、より小さな多孔性剛性基板を用いた、軟骨欠損を処置、修復または置換するためのインプラントの使用を示す略図である。 図１Ｄは、靭帯（左）および腱（右）を処置、修復、または置換するためのインプラントの使用を示す略図である。 図１Ｅは、半月板組織を処置、修復または置換するためのインプラントの使用を示す略図である。図１Ｆは、脊椎円板を処置、修復または置換するためのインプラントの使用を示す略図である。 図１Ｆは、脊椎円板を処置、修復または置換するためのインプラントの使用を示す略図である。 図２Ａは、脱水されたヒドロゲル部分を有するインプラントを示し、図２Ｂは、再水和されたヒドロゲル部分を有するインプラントを示す。剛性多孔性基板に付着された脱水ヒドロゲルは、台形である。再水和ヒドロゲルは、欠損または損傷よりも大きいため、損傷または欠損の縁部とのプレス嵌めを生成する。 図２Ａは、脱水されたヒドロゲル部分を有するインプラントを示し、図２Ｂは、再水和されたヒドロゲル部分を有するインプラントを示す。剛性多孔性基板に付着された脱水ヒドロゲルは、台形である。再水和ヒドロゲルは、欠損または損傷よりも大きいため、損傷または欠損の縁部とのプレス嵌めを生成する。 平均および標準偏差として表された、脱水後のインプラントのヒドロゲル部分（ヒドロゲル全体、固体ヒドロゲル、および多孔性ヒドロゲル縁部）の直径（図３Ａ）および厚さ（図３Ｂ）における変化の定量のグラフである。 平均および標準偏差として表された、脱水後のインプラントのヒドロゲル部分（ヒドロゲル全体、固体ヒドロゲル、および多孔性ヒドロゲル縁部）の直径（図３Ａ）および厚さ（図３Ｂ）における変化の定量のグラフである。 図４Ａおよび４Ｂは、脱水後、ならびに再水和後１５分、１時間、２時間、６時間および４日目のインプラントのヒドロゲル部分、つまりヒドロゲル全体および固体ヒドロゲルの直径（図４Ａ）および厚さ（図４Ｂ）における変化の定量を示すグラフである。固体ヒドロゲルと多孔性ヒドロゲル周囲または層との再水和速度の差が図４Ａの陰影部分で視覚化されており、ヒドロゲル全体（固体ヒドロゲルおよび周囲ヒドロゲル）と固体ヒドロゲルの間のギャップが大きい程、多孔性周囲の再水和がより急速であったことを示している。再水和の間には、ヒドロゲルの厚さにほとんど差が認められない。 図４Ａおよび４Ｂは、脱水後、ならびに再水和後１５分、１時間、２時間、６時間および４日目のインプラントのヒドロゲル部分、つまりヒドロゲル全体および固体ヒドロゲルの直径（図４Ａ）および厚さ（図４Ｂ）における変化の定量を示すグラフである。固体ヒドロゲルと多孔性ヒドロゲル周囲または層との再水和速度の差が図４Ａの陰影部分で視覚化されており、ヒドロゲル全体（固体ヒドロゲルおよび周囲ヒドロゲル）と固体ヒドロゲルの間のギャップが大きい程、多孔性周囲の再水和がより急速であったことを示している。再水和の間には、ヒドロゲルの厚さにほとんど差が認められない。 図５は、ウサギトロクレア内で作製された欠損におけるデバイスの移植後の図である。周囲の多孔性ヒドロゲルに、軟骨下出血からの血液および骨髄が充填している。 図６Ａは、多孔性剛性基板の形態の実例図である。 図６Ｂは、ステップ、基板に加えられたマクロ細孔、および基板全体に含まれるマイクロ細孔を示す多孔性剛性基板の画像である。 移植の間に整合が容易になるように底部に３．８°勾配のテーパを有する多孔性剛性基板を表す。図７Ａは、基板全体であり、図７Ｂは、テーパの位置を示す近接図である。 移植の間に整合が容易になるように底部に３．８°勾配のテーパを有する多孔性剛性基板を表す。図７Ａは、基板全体であり、図７Ｂは、テーパの位置を示す近接図である。 図８Ａは、多孔性剛性基板とヒドロゲルの間の極限界面せん断応力（ｕｌｔｉｍａｔｅ ｉｎｔｅｒｆａｃｉａｌ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ）を決定するためのテストの略図である。 図８Ｂは、多孔性剛性基板とヒドロゲルの間の極限界面引張応力（ｕｌｔｉｍａｔｅ ｉｎｔｅｒｆａｃｉａｌ ｔｅｎｓｉｌｅ ｓｔｒｅｓｓ）を決定するためのテストの略図である。 インプラントのヒドロゲル部分を製造するための一工程の略図である。 図１０Ａおよび図１０Ｂは、多孔性層が固体ヒドロゲルの周辺で均一になるようにインプラントの一実施形態のヒドロゲル部分を作製する方法を示す。図１０Ａは、ヒドロゲルの中心コア領域の一貫した配置を維持するために本発明で用いられる芯出し治具を示す。図１０Ｂは、同心円状の抜型の使用を示す。 図１０Ａおよび図１０Ｂは、多孔性層が固体ヒドロゲルの周辺で均一になるようにインプラントの一実施形態のヒドロゲル部分を作製する方法を示す。図１０Ａは、ヒドロゲルの中心コア領域の一貫した配置を維持するために本発明で用いられる芯出し治具を示す。図１０Ｂは、同心円状の抜型の使用を示す。 多孔性剛性基板を有する完成したヒドロゲル層を組み立てるための一方法の略図である。 屍体膝の脛骨高平部からの応力センサーの測定値を示す。無傷の場合、欠損を有する場合、および本発明のデバイスで修復された場合に、測定値を得た。 図１３Ａは、Ｋ−ワイヤ整合ツールの側面図である。 図１３Ｂは、整合ツールが軟骨表面の曲線と一致する表面曲線を有することを示し、図１３Ｂは、該ツールがカニューレを有し、図１３Ｃおよび図１３Ｄに示される通り該カニューレ内をＫ−ワイヤが通過して、関節軟骨表面に垂直に配置され得ることを示す。 図１３Ｃおよび図１３Ｄに示される通り該カニューレ内をＫ−ワイヤが通過して、関節軟骨表面に垂直に配置され得ることを示す。 、図１３Ｃおよび図１３Ｄに示される通り該カニューレ内をＫ−ワイヤが通過して、関節軟骨表面に垂直に配置され得ることを示す。 図１４Ａおよび図１４Ｂは、軟骨を切断して軟骨の厚さを測定するシステムを示す。図１４Ａは、カニューレ操作によりＫ−ワイヤに取り付けられる軟骨スコアリング器具を示す。図１４Ｂおよび図１４Ｃは、使用時の軟骨スコアリング器具の代表的な関節鏡像である。 図１４Ａおよび図１４Ｂは、軟骨を切断して軟骨の厚さを測定するシステムを示す。図１４Ａは、カニューレ操作によりＫ−ワイヤに取り付けられる軟骨スコアリング器具を示す。図１４Ｂおよび図１４Ｃは、使用時の軟骨スコアリング器具の代表的な関節鏡像である。 図１４Ａおよび図１４Ｂは、軟骨を切断して軟骨の厚さを測定するシステムを示す。図１４Ａは、カニューレ操作によりＫ−ワイヤに取り付けられる軟骨スコアリング器具を示す。図１４Ｂおよび図１４Ｃは、使用時の軟骨スコアリング器具の代表的な関節鏡像である。 図１５Ａ、図１５Ｂ、図１５Ｃ、および図１５Ｄは、関節鏡下でのウマの移植において欠損をドリリングする代用的な図を示す。図１５Ａは、カニューレ操作された９ｍｍ径の半月形リーマを軟骨表面のＫ−ワイヤを通して配置し、材料が取り出されることを示す。 図１５Ａ、図１５Ｂ、図１５Ｃ、および図１５Ｄは、関節鏡下でのウマの移植において欠損をドリリングする代用的な図を示す。図１５Ｂは、その後、Ｋ−ワイヤが取り出されたことを示し、図１５Ｃは、欠損内に残留する材料が取り除かれたことを示す。図１５Ｄは、欠損の深さをより正確に測定するために用いられる９ｍｍ径の測定器具を示す。 図１５Ａ、図１５Ｂ、図１５Ｃ、および図１５Ｄは、関節鏡下でのウマの移植において欠損をドリリングする代用的な図を示す。図１５Ｃは、欠損内に残留する材料が取り除かれたことを示す。 図１５Ａ、図１５Ｂ、図１５Ｃ、および図１５Ｄは、関節鏡下でのウマの移植において欠損をドリリングする代用的な図を示す。図１５Ｄは、欠損の深さをより正確に測定するために用いられる９ｍｍ径の測定器具を示す。 図１６Ａ〜図１６Ｅは、該デバイスを移植するためのツールを示す。図１６Ａは、インプラント送達管の図である。 図１６Ａ〜図１６Ｅは、該デバイスを移植するためのツールを示す。図１６Ａは、インプラント送達管の図である。図１６Ｂは、挿入棒を示し、図１６Ｃは、送達管の内側に配置された挿入棒を有する送達管を示す。図１６Ｄは、インプラントを欠損内に配設する送達システムの図であり、図１６Ｅは、欠損内に配置された後のインプラントの図である。 図１６Ａ〜図１６Ｅは、該デバイスを移植するためのツールを示す。図１６Ａは、インプラント送達管の図である。図１６Ｂは、挿入棒を示し、図１６Ｃは、送達管の内側に配置された挿入棒を有する送達管を示す。図１６Ｄは、インプラントを欠損内に配設する送達システムの図であり、図１６Ｅは、欠損内に配置された後のインプラントの図である。 図１６Ａ〜図１６Ｅは、該デバイスを移植するためのツールを示す。図１６Ａは、インプラント送達管の図である。図１６Ｂは、挿入棒を示し、図１６Ｃは、送達管の内側に配置された挿入棒を有する送達管を示す。図１６Ｄは、インプラントを欠損内に配設する送達システムの図であり、図１６Ｅは、欠損内に配置された後のインプラントの図である。 図１６Ａ〜図１６Ｅは、該デバイスを移植するためのツールを示す。図１６Ａは、インプラント送達管の図である。図１６Ｂは、挿入棒を示し、図１６Ｃは、送達管の内側に配置された挿入棒を有する送達管を示す。図１６Ｄは、インプラントを欠損内に配設する送達システムの図であり、図１６Ｅは、欠損内に配置された後のインプラントの図である。

発明の詳細な説明
定義
本明細書において用いられる用語は、一般に、本発明の文脈および各用語が用いられる特定の文脈において、当該技術分野での通常の意味を有する。本発明の方法およびその利用方法を説明する際に専門家にさらなる案内を提供するために、特定の用語が以下で、または本明細書の他の箇所で議論されている。さらに、同じ事柄を１つよりも多い方法で言い表され得ることは認識されよう。結論として、別の言語および同義語が、本明細書に議論された用語のうちの任意の１つまたは複数に用いられる場合があり、そして用語が本明細書で詳述または議論されているか否かに応じた任意の特別な意義ではない。特定の用語については、同義語が示されている。１つまたは複数の同義語の説明部分では、他の同義語の使用が排除されていない。本明細書で議論された任意の用語の例など、明細書内の任意の箇所にある例の使用は、例示に過ぎず、本発明または任意の具体的用語の範囲および意味を限定するものではない。同様に、本発明は、好ましい実施形態に限定されない。

用語「約」または「およそ」は、当業者により決定される特定の値の許容し得る誤差範囲内を意味し、一部として値が測定または決定される方法、即ち測定システムの限界、即ち医薬配合剤などの特定の目的に必要な精度に依存する。例えば「約」は、当該技術分野での実践により１または１よりも多い標準偏差以内を意味し得る。あるいは「約」は、所与の値の２０％まで、好ましくは１０％まで、より好ましくは５％まで、さらにより好ましくは１％までの範囲を意味し得る。あるいは、特に生物学的システムまたは工程に関して、該用語は、ある値の１倍以内、好ましくは５倍以内、より好ましくは２倍以内を意味し得る。特定の値が、本出願および特許請求の範囲において記載されている場合、他に断りがなければ、特定の値の許容し得る誤差範囲以内を意味する用語「約」が、仮定されなければならない。

用語「インプラント」、「デバイス」、および「構築物」は、本出願全体で互換的に用いられており、身体内に挿入または移植されて支持および組織の輪郭を維持する任意の材料を意味する。

本出願で用いられる用語「多孔性」は、微細な開口部として定義される細孔を有することを意味する。

本出願で用いられる用語「マイクロ細孔」は、直径が約１ｍｍ未満の細孔を意味し、用語「マイクロ細孔性」は、マイクロ細孔または直径が約１ｍｍ未満の細孔を有することを意味する。

本出願で用いられる用語「マクロ細孔」は、直径が約１ｍｍを超える細孔を意味し、用語「マクロ細孔性」は、マクロ細孔または直径が約１ｍｍを超える細孔を有することを意味する。

本出願で用いられる用語「相互接続された」は、部品と要素の間に内部の接続または連続性を有することを意味する。

本出願で用いられる用語「剛性」は、接合するヒドロゲルまたはポリマーよりも少なくとも約２０倍大きな弾性係数を有する多孔性材料を意味する。この最小倍率差は、軟骨（７．０１ＭＰａ〜４０ＭＰａの範囲）（Ｄｅｎｅｗｅｔｈ ｅｔ ａｌ．， ２０１２； Ｒａｄｉｎ ｅｔ ａｌ， １９７０）および骨（７８５〜１，１１５ＭＰａ）（Ｒａｄｉｎ ｅｔ ａｌ， １９７０； Ｃｈｏｉ ｅｔ ａｌ， １９９０）でこれまで測定された弾性係数から決定された。幾つかの実施形態において、多孔性剛性基板は、骨よりも大きな弾性係数を有し得る。

本出願で用いられる用語「対象」は、トリおよび哺乳動物などの免疫系を有する動物を意味する。哺乳動物としては、イヌ、ネコ、げっ歯類、ウシ、ウマ、ブタ、ヒツジ、および霊長類が挙げられる。トリとしては、家禽、鳴禽、および猛禽が挙げられるが、これらに限定されない。つまり本発明は、例えば伴侶動物、家畜、動物園の実験動物、および野生動物を処置するために、獣医学的薬品中で用いることができる。本発明は、ヒトの医薬適用に特に望ましい。

用語「必要とする」は、非限定的に筋骨格組織、動脈および血管、ならびに臓器をはじめとする生物学的組織内の損傷または欠損を有することが分かっている、またはその疑いがある対象であろう。筋骨格組織としては、軟骨、骨、腱、靭帯、半月板、顎関節、および脊椎円板が挙げられるが、これらに限定されず、２種の組織タイプ、例えば骨および軟骨で構成された任意の組織に適合させることができる。本発明は、骨軟骨欠損または損傷を有するヒトに特に適している。

用語「処置する」、「処置」およびその類似用語は、欠損もしくは損傷の症状の少なくとも１つを緩徐化、緩和、寛解もしくは軽減する手段、または欠損もしくは損傷をその発生後に回復させる手段を指す。

用語「修復」およびその類似用語は、機能を復活させる任意の矯正、強化、再調整、救済、補償、正常化（ｍａｋｉｎｇ ｓｏｕｎｄ）、再生、好転、補修などを指す。したがって用語「修復する」は、矯正すること、強化すること、再調整すること、救済すること、補償すること、正常化すること、再生すること、好転すること、補修すること、または機能を復活させることも意味し得る。

用語「置換する」、「置換」およびその類似用語は、欠損もしくは損傷組織に置き換える手段、または欠損もしくは損傷組織の代理をする手段を指す。

用語「欠損」およびその類似用語は、構造もしくはシステムにおける欠陥もしくは物理的問題、特に正しく機能することを妨害するもの、または医療的異常を指す。欠損には、皮膚、骨、軟骨、筋肉、腱、靭帯、半月板、顎関節、動脈および血管、ならびに臓器をはじめとする生物学的組織の創傷、潰瘍、熱傷、先天性異常などの自然な欠損、および任意の他の欠損があるが、これらに限定されない。

用語「損傷」およびその類似用語は、創傷または外傷、傷害または損害を指し、通常、外部の力により身体に加えられる損傷に適用される。

本出願で用いられる用語「突出」は、隣接組織よりも約１ｍｍ以下高いことを意味し、隣接組織よりも約０．５ｍｍ高いことが好ましく、隣接組織よりも約０．３ｍｍ高いことが最も好ましい。

用語「ポリマー」は、多くの場合、化学的共有結合により連結された、反復構造単位で構成された大型分子を意味する。ポリマーは、天然または合成であってもよい。「生分解性ポリマー」は、酵素および他のタンパク質などの生体により分解され得るポリマー、または生体により産生される分子であり、「非生分解性ポリマー」は、そのような酵素またはタンパク質により分解することができない。本明細書で用いられる非生分解性ポリマーは、ポリマー濃度、および／または凍結／解凍などの重合方法を変動させることにより別個に制御され得る機械的性質を有する任意のポリマーを意味する。

「分解性ポリマー」は、生分解性ポリマーだけでなく、非限定的に酸／塩基侵食、可溶化および溶解などの他の方法を用いて分解し得るポリマーを包含する。

「非分解性ポリマー」は、いずれによっても分解することができない。

用語「ヒドロゲル」は、親水性で多量の水を吸収し得る分解性または非分解性の天然または合成ポリマー網目構造を意味する。本明細書で用いられるヒドロゲルは、ポリマーおよび水の濃度、ならびに／または凍結／解凍などのゲル化方法を変動させることにより別個に制御され得る機械的性質を有する任意のヒドロゲルを意味する。

用語「重合」および「ゲル化」およびその類似用語は、ポリマーまたはヒドロゲルの三次元網目構造を形成するための重合、固化、ゲル化、相互接続、統合などの手段を指す。

本出願で用いられる用語「生体適合性」は、損害を誘発しない生体組織または生物体と共存し得ることを意味する。

本出願で用いられる用語「細胞外マトリックス」は、細胞外組織および細胞間組織の物質を意味する。

本出願で用いられる用語「部分」は、化学的性質と薬理学的性質との特定の組み合わせを示す組成物の一部を意味する。「生物学的部分」は、生体から、またはタンパク質操作により誘導されるそれらのものである。「化学的部分」は、生体から誘導されない。

本明細書内で用いられる用語「薬剤」は、効果を生じる、または生じる可能性がある物質を意味し、化学薬品、医薬品、生物、低分子量有機分子、細胞、血液製剤、抗体、核酸、ペプチド、およびタンパク質が挙げられるが、これらに限定されない。

本明細書内で用いられる用語「補助的薬剤」は、インプラントに有益な特性を付与するためにインプラントに添加される薬剤を意味する。

多要素インプラント
本発明の１つの模範的実施形態の新規な多要素インプラント１００は、負荷に耐える固体ヒドロゲル１１０と、細胞浸潤およびインプラント−組織統合を可能にする多孔性ヒドロゲル層１２０と、固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲル１１０、１２０の両者が付着する多孔性剛性基板１３０と、を含む。以下に示される通り、特定の実施形態において、固体ヒドロゲル１１０のみが、多孔性剛性ケース１３０に付着している。図に示された通り、多孔性ヒドロゲル層１２０は、固体ヒドロゲル１１０の少なくとも一部の上に配設されており、それゆえ幾つかの実施形態において、層１２０は、固体ヒドロゲル１１０の少なくとも一部を取り囲むと考えることができる。例示された層１２０は、少なくとも幾つかの実施形態において、固体ヒドロゲル１１０の表面の全てに塗布されておらず、特に固体ヒドロゲル１１０が上部表面、底部表面および側部表面を有するように形成されている場合、層１２０は、固体ヒドロゲル１１０の側部周辺に配設されるように塗布され、それにより図１Ａおよび図１Ｂに示された通り上部および底部が被覆されていない状態になり得ることは、認識されよう。しかし、多孔性層１２０が、固体ヒドロゲル１１０の１つよりも多い表面に（例えば、上部にも）塗布され得ることが理解されよう。幾つかの実施形態において、固体ヒドロゲル１１０は、コアに似せることができ、層１２０は、環形状を有することができる。しかしこれらは、単に模範的形状に過ぎず、本発明の限定ではない。

本発明のインプラント１００には、多くの利点がある。インプラント１００と軟骨２０および骨組織１０との間の統合が、同時に起こる。ヒドロゲル表面に作用する負荷は、ヒドロゲル固体１１０を通して多孔性剛性基板１３０および下部の骨１０に伝達される。加えてインプラント１００または構築物は、外科医に脱水された物体として提供されるため、手術時に欠損または損傷部位に、より容易に移植することができる。インプラント１００が適所に配置されたら、インプラントのヒドロゲル部分が周囲の関節液で再水和され、膨潤して移植部位に充填される。

インプラント設計１００の略図を、図１Ａに示している。移植の際の脱水ヒドロゲル／ポリマー１１０、１２０の形状に留意されたい。関節液によるデバイス１００の水和は、ヒドロゲル／ポリマー１１０、１２０を膨張させて、図１Ｂに示される通り欠損を充填する。

図１Ｂは、骨１０のより大きな部分が、多孔性剛性基板１３０での修復または置換を必要とする、骨軟骨欠損において使用されるデバイス１００を示している。図は、欠損に関するデバイス１００の機能的要件、つまり負荷を支える固体ヒドロゲル／ポリマー１１０、軟骨を統合する多孔性ヒドロゲル／ポリマー層１２０、および骨を統合し下部の骨１０へ負荷を伝達する多孔性剛性基板１３０も示している。

図１Ｃは、修復または置換に必要な骨が少ないまたな全くない、骨軟骨欠損において使用されるデバイス１００の略図を示す。この実施形態における多孔性剛性基板１３０は、ヒドロゲル／ポリマー１１０、１２０と比較して小さく、インプラントを欠損内に固定するための留め具として作用する。この実施形態において、剛性基板１３０は、多孔性ヒドロゲル１２０と接合していない。

図１Ｄは、靭帯（骨１０が骨１０に付着していることを示す左図）および腱（骨１０が筋肉１５に付着していることを示す右図）を修復または置換することに使用されるインプラント１００の実施形態の略図である。インプラントが２つの骨１０に付着された靭帯を修復または置換するのに用いられている左の実施形態において、ヒドロゲル／ポリマー１１０、１２０は、各骨１０に１つずつ、２つの多孔性剛性基板１３０と接合している。これらの実施形態の両方において、１つよりも多い固体ヒドロゲル／ポリマー１１０、および１つよりも多い多孔性ヒドロゲル／ポリマー１２０も存在する。この特定の実施形態において、固体ヒドロゲル／ポリマー１１０と多孔性ヒドロゲル／ポリマー１２０は、層をなしている。この目的は、多孔性ヒドロゲル／ポリマー内への細胞内殖を可能にしながら、固体ヒドロゲル／ポリマーが必要な機械的引張力を提供することである。このタイプの構成は、他の筋骨格組織に用いることができる。

インプラントのこの実施形態は、多孔性ヒドロゲル／ポリマーと固体ヒドロゲル／ポリマーとの層を交互に形成させ、その後、層を凍結／解凍もしくは他の方法により架橋させること、または多孔性ヒドロゲル／ポリマーで含浸された分解性スポンジに固体ヒドロゲル／ポリマーを挿入した後、スポンジを消化することにより製造することができる。

図１Ｅは、半月板内で使用するためのインプラント１００のさらなる実施形態の略図である。この実施形態において、多孔性剛性基板１３０にいずれかの端部に付着した固体ヒドロゲル／ポリマー１１０を、１つの多孔性ヒドロゲル／ポリマー１２０が取り囲む。

図１Ｆは、脊椎円板を処置、修復または置換するインプラントの使用を示している。この実施形態において、１つの比較的大きな固体ヒドロゲル／ポリマー１１０は、２つの多孔性ヒドロゲル／ポリマー層１２０を有し、脊椎円板の構造および機能を模倣した２つの比較的小さな多孔性剛性基板１３０と接合している。

具体化された実施形態から理解される通り、多要素インプラントを移植し得る筋骨格組織には多くのタイプがある。図１Ｂ〜図１Ｆは、特有の筋骨格組織に向けたインプラント１００の具体的実施形態を示しているが、当業者は、処置、修復または置換される筋骨格組織の構造および機能に基づいてインプラント１００の様々な要素（固体ヒドロゲル／ポリマー１１０、多孔性ヒドロゲル／ポリマー１２０、および多孔性剛性基板１３０）のサイズ、数および構成を決定することができる。加えて図１Ｄに示される通り、本発明のインプラントは、欠損または損傷の処置、修復または置換のためだけではなく、筋骨格組織を全体的に置換するために用いることができる。

多孔性基板と組み合わさった非多孔性ヒドロゲル層（米国特許第５，３１４，４７８号）が、適切な骨軟骨インプラント用に作製されることがこれまでに示唆されているが、本発明のインプラント設計にはその先行技術には存在しない特殊かつ独特の態様があり、それには以下のことが挙げられる。
ａ．多孔性剛性基板１３０が、固体ヒドロゲル１１０および多孔性ヒドロゲル１２０と接合している。固体ヒドロゲル１１０（例えば、固体コア）が、変形に耐え、負荷を多孔性剛性基板１３０に伝達しながら、インプラント１００の多孔性層１２０および多孔性剛性基板１３０が、周辺組織からインプラント１００内への細胞遊走と、細孔内のマトリクス生成を可能にし、それにより軟骨および骨の両方からの同時の統合を可能にする（ヒドロゲル層の非多孔性設計により米国特許第５，３１４，４７８号を用いた場合には可能にならない）。
ｂ．ヒドロゲル１１０、１２０と多孔性剛性基板１３０の界面が、これらの非常に異なる層の間の統合を最大にするように設計されており、製造時に低粘度ポリマー溶液の中間層の使用と併せた特殊な幾何学的特徴（マクロ細孔性およびマイクロ細孔性の穴）が、ヒドロゲル−多孔性剛性基板分離を予防するのに必要となる。
ｃ．多孔性ヒドロゲルと非多孔性ヒドロゲル１１０、１２０の両方が、脱水された後に移植され、その後、欠損または損傷の部位の生体環境内に入ると再水和される。最初の脱水により、ヒドロゲルのサイズを減少させて硬化させ、デバイス１００を移植時に欠損部位に押込むことができる。ヒドロゲルが移植部位で再水和された後、ヒドロゲル１１０、１２０が膨張して、インプラント１００が確実に欠損部位を充填する。
ｄ．脱水−再水和工程により、手術時にインプラント内に補助的薬剤を含有させることができる。
ｅ．多孔性剛性基板１３０が、独特の勾配テーパを有していて、欠損部位への移植が容易になる。
ｆ．インプラント１１０の表面が連続していて、隣接組織の関節表面から突出することを確実にすることより、固体ヒドロゲル１１０および多孔性剛性基板１３０が、関節負荷を「支える」。

本発明のインプラント（骨軟骨欠損を処置、修復または置換するための使用に向けて設計）の好ましい実施形態では、ヒドロゲル１１０、１２０および多孔性剛性基板１３０の極限せん断応力は、０．４ＭＰａと決定され、ヒドロゲル１１０、１２０と多孔性剛性基板１３０とを分離するのに必要な引張応力は、０．２２ＭＰａであることが見出された。実施例７ならびに図８Ａおよび図８Ｂを参照されたい。界面の極限せん断応力と極限引張応力の値が、修復される組織のタイプ、および界面が耐えなければならない力に応じて変動するが、本発明のインプラントが筋骨格組織の処置、修復および置換に用いられるのに必要な力に耐久することをこのデータが示していることを、当業者は理解するであろう。

さらに、固体ヒドロゲル／ポリマー１１０、多孔性ヒドロゲル／ポリマー１２０および多孔性剛性基板１３０を含む本発明のインプラント１００は、通常の関節負荷を復活させることが見出された。実施例８および図１２を参照されたい。

述べられた通り、本発明のインプラントは、固体ヒドロゲル１１０、多孔性ヒドロゲル層１２０および多孔性剛性基板１３０の３つの要素を含む。

固体ヒドロゲル／ポリマー
固体ヒドロゲル／ポリマー１１０は、任意の非生分解性ポリマーから作製され得る。ポリビニルアルコールまたはＰＶＡが好ましいが、非限定的にポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリウレタンおよびその組み合わせをはじめとする、ポリマー濃度および／または重合方法を別個に変動させることにより制御され得る機械的性質を有する任意の非生分解性ポリマーを、用いることができる。

固体ヒドロゲル１１０が、ほとんどまたは全く多孔性を有さず、変形に耐えて多孔性剛性基板に負荷を伝達し得ることは、当業者に理解されよう。

脱水形態において、固体ヒドロゲル１１０は、形状、サイズ、および硬度を変化させて、インプラントの挿入時に支持をもたらすことができる。加えて、再水和時の固体ヒドロゲル１１０は、関節液により膨潤して、任意の向かい合う表面との潤滑性をもたらす。

多孔性ヒドロゲル／ポリマー
多孔性ヒドロゲル／ポリマー１２０は、該材料が細孔を含むようにして、任意の非生分解性ポリマーから作製することができる。

ポリビニルアルコールまたはＰＶＡが好ましいが、非限定的にポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリウレタンおよびその組み合わせをはじめとする、ポリマー濃度および／または重合方法を別個に変動させることにより制御され得る機械的性質を有する任意の非生分解性ポリマーを、用いることができる。幾つかの実施形態において、多孔性ヒドロゲル層１２０は、固体ヒドロゲル１１０を取り囲む（図１Ａ、図１Ｂ、図１Ｃ、図１Ｅ、および図１Ｆ参照）。他の実施形態において、固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲルは、層をなしている（図１Ｄ参照）。各実施形態において、多孔性ヒドロゲル／ポリマーは、固体ヒドロゲル／ポリマーに隣接している。

本発明の別の重要な態様は、インプラント１００が組織内に統合される能力を有さなければならないということである。これは、身体に移植する際に、細胞を取り囲んで構築物に統合することにより実現される。これは、一部として、多孔性であり、細胞に多孔性ヒドロゲルを浸潤させるのに十分大きな孔径を有する多孔性ヒドロゲル層１２０により実現される。細胞を多孔性ヒドロゲル／ポリマーと統合させることで、組織−インプラント界面でのより均一な負荷を有する環境を生成して、細胞死を予防する。

軟骨細胞は、１０〜３０μｍ径である。つまり１０μｍよりも大きな孔径を有する構築物では、これらの細胞の遊走および浸潤が可能になる。線維軟骨細胞を材料内に移動させ、それを通過させるためには、約１００〜約３００μｍの孔径が必要となる。筋骨格組織の修復のために最適な多孔性は、５０％〜９０％の多孔性であるが、該構築物の多孔性は、適用に応じて０％〜９９％多孔性の範囲にすることができる。多孔性ヒドロゲル１２０の多孔性は、損傷の部位により決定され、最適な多孔性を得るために、当業者により容易に改変することができる。

インプラント１００のヒドロゲル／ポリマー部分１１０、１２０（即ち、固体ヒドロゲル１１０および多孔性ヒドロゲル１２０）のさらなる独特の特徴は、それらが移植前に脱水されてサイズを減少され得ることである。インプラント１００を脱水することで、固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲル１１０、１２０の両方（上層の径）が収縮して多孔性剛性基板１３０の寸法が変化せず一緒になって台形を形成し得るような、容易な移植のための独特の幾何学的形態が生成される（図２Ａ）。移植後に、ヒドロゲル層１１０、１２０は、膨張して欠損を充填する（図２Ｂ）。

これらの幾何学変化により、（ｉ）デバイス１００の移植、（ｉｉ）移植時の補助的薬剤の添加、および（ｉｉｉ）欠損を完全に充填して、骨または他の組織内の嚢を誘発し得る、欠損周縁への液流を封止するための固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲル１１０、１２０の膨張、が容易になる。

脱水後のヒドロゲル直径変化の一回の定量において、ヒドロゲルの最初のサイズから、上部表面で直径の約４４％減少、底部表面で直径の約３１％減少が示される（図３Ａ）。ヒドロゲル１１０、１２０の高さ変化はより小さく、脱水前の厚さに対して厚さが約２２％減少した（図３Ｂ）。実施例４を参照されたい。ヒドロゲルサイズの最適な変化は、元のサイズの約１０％〜５０％であるが、ヒドロゲルの長さ、幅および厚さの減少は、ヒドロゲルの多孔性、ポリマー鎖の架橋、および／または水相の蒸発速度を変動させることにより変化させることができる。

デバイス１００のヒドロゲル部分が、周囲のネイティブ組織とプレス嵌めを生じるように設計されているため、脱水によりヒドロゲルの直径が移植される欠損のサイズよりも小さくすることで、デバイスの移植が容易になる。デバイス１００の初期固定は、多孔性剛性基板−骨の界面によるものである。しかし移植の数時間後に、デバイス１００のヒドロゲル部分１１０、１２０が完全に再水和されて、軟骨−ヒドロゲル統合が起こり得る。

脱水されると、ヒドロゲル表面層は、水和状態よりも硬質になり、こうして手術時の欠損部位にヒドロゲル上部の表面を押込むことができる。

インプラントの再水和時間は、実施例５、ならびに図４Ａおよび図４Ｂに示される通り特徴づけられた。インプラント１００の固体ヒドロゲル１１０および多孔性ヒドロゲル層１２０は、異なる速度で再水和され、固体ヒドロゲルは約２時間以内に再水和され、多孔性ヒドロゲル１２０は約１時間以内に完全に再水和された。

Ｎｇ ｅｔ ａｌ． ２０１２により実施された実験に基づけば、最適なプレス嵌めは、約８％〜約４０％の界面干渉（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒａｎｃｅ）である。界面干渉の割合は、ヒドロゲル材料の硬度に依存し、当業者により決定することができる。実施例１で作製されたインプラント１００のヒドロゲル部分１１０、１２０では、最良のインプラント／軟骨縁部統合を与えるために、欠損とヒドロゲルの間に約１５％の干渉が見出された。実施例１のヒドロゲルの、最初の水和状態、脱水状態および再水和状態からの特徴づけにより、最初の水和状態から脱水状態まででおよそ４６％のヒドロゲルサイズ減少、および最初の水和状態から完全な再水和状態まででおよそ８％のヒドロゲルサイズ減少が示された。この情報を利用して、最初は所望の１５％の締り嵌めよりも８％大きなヒドロゲルを作製した（例えば、最初の水和サイズが直径１０ｍｍで、最終的な再水和サイズが直径９．２０ｍｍのヒドロゲルを８ｍｍの欠損に配置することになる）。しかし１０ｍｍ直径のヒドロゲルを用いると、ＰＶＡヒドロゲルの平均再水和直径が９．１０ｍｍとなり、約１３．７５％の締り嵌めを与えた。これらのガイドライン、パラメータおよび欠損サイズを利用すると、当業者は、インプラントの最終的な所望のサイズと、ヒドロゲルが脱水および再水和された時のサイズ変化と、を基にして、インプラントの最終的なヒドロゲル部分を作製するための最初のサイズを決定することができる。

加えて、固体ヒドロゲル１１０の再水和速度は、多孔性ヒドロゲル１２０と異なるため、このことが、多孔性ヒドロゲル１２０を患者自身の体液で再水和する時間、または血液、多血小板血漿、もしくはタンパク質など、多孔性ヒドロゲルへの細胞遊走を容易にし得る増殖因子を含有し得る物質で予め水和する時間を得ることができる。図５に示される通り、多孔性ヒドロゲル周辺は、再水和および膨張するにつれて血液で満たされるが、固体ヒドロゲルは、脱水されたままである。

インプラントのヒドロゲル部分（固体ヒドロゲル（例えば、コア）および多孔性ヒドロゲル）は、参照により本明細書に組み入れられる、出願者が共通の米国特許第８，５５７，２７０号に示される新規な方法、または当該技術分野で公知の任意の方法により製造することができる。

多孔性剛性基板
本発明のインプラント１００の多孔性剛性基板１３０は、負荷を支えること、組織内でのヒドロゲル層の初期固定をもたらすこと、および細孔内でのマトリックス生成のために周辺組織からインプラント１００への細胞遊走を可能にすること、という３つの機能を有し、それにより軟骨および骨の両方からの同時統合を可能にする。

多孔性剛性基板１３０は、損傷または欠損の部位において負荷を支えるのに十分に強く、多孔性である任意の材料から作製されてもよい。多孔性剛性基板１３０の好ましい材料としては、骨、金属、ポリエーテルケトンケトン（ＰＥＫＫ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、および生体活性ガラス（例えば、酸化ケイ素、酸化ナトリウム）が挙げられるが、これらに限定されない。この多孔性剛性基板１３０は、直径が約１５０〜５００□ｍの範囲内のマイクロ細孔を含む壁を有さなければならない。

多孔性剛性基板１３０は、非限定的に２層間の機械的インターロックを改善するためのヒドロゲル−基板界面のステップおよびマクロ細孔性構造、ならびにデバイス１００と欠損との整合を可能にする多孔性剛性基板１３０の底部のテーパなど、多くの異なる特徴も有し得る。

本発明の第一の独特の態様は、非常に異なるヒドロゲルと多孔性剛性基板の間の統合を最大にするように設計された、これらの層の間の界面である。この界面は、ポリ（ビニル）アルコール、ポリ（ビニル）ピロリドン、または他の液体ポリマー溶液などのポリマー中間層の使用と併せた特有の幾何学的特徴（例えば、マクロ−およびマイクロ−細孔性の穴およびステップ）を利用している。

図６Ａおよび６Ｂは、実例の構成を示している。図６Ａの実施例ＩＩは、マクロ細孔性構造を含む基板の表面領域への延長部１３２を有する多孔性剛性基板１３０を示している。実施例ＩＶは、多孔性剛性基板１３０内のステップ１３４の追加を示し、実施例ＩＩＩ、Ｖ、およびＶＩは、マクロ細孔性構造の設計における可能な変形例を示している。マクロ細孔は、直径では多孔性剛性基板の表面の約１％〜９０％、そして多孔性剛性基板の深さの約１０％〜５０％でサイズ範囲になり得る。骨軟骨欠損の処置および修復に用いられるインプラントの一実施形態では、直径約２〜４ｍｍおよび中心からの深さ約１〜５ｍｍの寸法の単一のマクロ細孔を有する多孔性剛性基板が、用いられる。直径１〜２ｍｍおよび深さ１〜３ｍｍのサイズ範囲のマクロ細孔を１つより多く有する多孔性剛性基板を、用いることができる。

多孔性剛性基板１３０の別の独特の態様は、それが挿入を容易にするために薄く細長いテーパの形状（図７Ａの１３５に示す）になっていることである。多孔性剛性基板１３０の基板は、約１°〜約１０°でテーパにすることができ、約３．８〜４．０°が最も好ましい。これを行うことで、インプラントの挿入が容易になる（図７Ａおよび図７Ｂ）。このテーパ１３５が、インプラント１００を欠損縁部と自己整合させて、それによりデバイス１００の移植の整合不良を予防することができる。

骨における使用の場合、多孔性剛性基板は、骨内殖での親和性を有するという意味で骨伝導性でなければならない。

補助的薬剤
他の薬剤を、場合によりインプラント１００に外因的または内因的に添加することができる。インプラントおよび／または損傷もしくは欠損の内部および周辺への細胞の遊走、統合、再生、増殖、および発育を容易にし、そして／あるいは損傷または欠損の治癒を促進し、そして／あるいは軟骨原性および骨原性である、即ち骨および軟骨を構築する他の薬剤を、インプラントに添加することができる。

これらの薬剤には、処置、修復、および／または置換される損傷または欠損に特異的な、サイトカイン、ケモカイン、ケモアトラクタント、抗菌薬、抗ウイルス薬、抗炎症薬、炎症促進剤、骨または軟骨再生分子、血液、血液成分、多血小板血漿、およびその組み合わせがあるが、これらに限定されない。これらの成分の添加は、脱水されたヒドロゲルを該薬剤に約１５分間浸漬した後、移植して、多孔性ヒドロゲルを該薬剤で再水和することにより実施され得る。インプラントは、その後、以下に記載される通り多孔性ヒドロゲル内の薬剤と共に欠損内に送達され得る。

本発明で使用されるサイトカインとしては、インターロイキン（例えば、ＩＬ−１３）、インターフェロン、トランスフォーミング増殖因子（ＴＧＦ）、上皮成長因子（ＥＧＦ）、インスリン成長因子（ＩＧＦ）、線維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）、血管内皮増殖因子（ＶＥＧＦ）、皮膚成長因子（ｄｅｒｍａｌ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ）、幹細胞因子（ＳＣＦ）、顆粒球コロニー刺激因子（Ｇ−ＣＳＦ）、顆粒球マクロファージコロニー刺激因子（ＧＭ−ＣＳＦ）、間質細胞由来因子−１、スチール因子、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）、アンギオポエチン（Ａｎｇ）、肝細胞増殖因子、インスリン様増殖因子（ＩＧＦ−１）、コロニー刺激因子、トロンボポエチン、エリスロポエチン、ｆｉｔ３リガンドおよび腫瘍壊死因子α（ＴＮＦα）、ならびにその組み合わせが挙げられるが、これらに限定されない。

ケモカインとしては、ＣＣ、ＣＸＣ、Ｃ、およびＣＸ_３Ｃケモカインが挙げられるが、これらに限定されない。

ケモアトラクタントとしては、骨形成タンパク質（ＢＭＰ）、線維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）、およびトランスフォーミング増殖因子（ＴＧＦ）が挙げられるが、これらに限定されない。

これらのケモカイン、サイトカイン、およびケモアトラクタントは、欠損または損傷の周辺および内部への細胞遊走、増殖、および再生を刺激する能力に加えて、接着および細胞外マトリックス合成を促進する能力を有するであろう。

抗菌薬としては、３−ラクタム系抗生物質、例えばセフォキシチン，ｎ−ホルムアミドイルチエナマイシンおよび他のチエナマイシン誘導体、テトラサイクリン類、クロラムフェニコール、ネオマイシン、グラミシジン、バシトラシン、スルホンアミド、アミノグリコシド系抗生物質、例えばゲンタマイシン、カナマイシン、アミカシン、シソマイシンおよびトブラマイシン、ナリジクス酸およびノルフロキシカンなどの類似体、フルオロアラニン／ペンチジドンの抗菌薬混合物、ならびにニトロフラゾン類が挙げられるが、これらに限定されない。

抗炎症薬は、インビボで免疫応答を阻害または予防する薬剤である。模範的な抗炎症薬としては、損傷領域への白血球遊走を阻害する薬剤（「白血球遊走防止薬」）、および抗ヒスタミン薬が挙げられる。代表的な白血球遊走防止薬としては、スルファジアジン銀、アセチルサリチル酸、インドメタシンおよびナファザトロムが挙げられるが、これらに限定されない。代表的な抗ヒスタミン薬としては、ピリラミン、クロロフェニラミン、テトラヒドロゾリン、アンタゾリンおよび他の抗炎症薬、例えばコルチゾン、ヒドロコルチゾン、ベタメタゾン、デキサメタゾン、フルオコルトロン、プレニドソロン、トリアムシノロン、インドメタシン、スリンダク、その塩、およびその対応するスルフィドが挙げられるが、これらに限定されない。

インプラントが筋膜欠損または輪状部（ａｎｎｕｌｕｓ）に移植されて制御的方法で瘢痕組織を治癒させる場合など、瘢痕組織の生成によりインプラントの安定性を上昇させることが望ましい場合には、炎症促進剤がインプラントまたは貼付薬に添加されるであろう。

貼付薬またはインプラントに含有または添加され得るさらなる薬剤としては、例えばアミノキシル、フロキサン、ニトロソチオール、ニトラレートおよびアントシアニン；アデノシンなどのヌクレオシド；アデノシン二リン酸（ＡＤＰ)およびアデノシン三リン酸(ＡＴＰ)などのヌクレオチド；アセチルコリンおよび５−ヒドロキシトリプタミン(セロトニン／５−ＨＴ)などの神経伝達物質／神経修飾物質；アドレナリンおよびノルアドレナリンなどのヒスタミンおよびカテコールアミン；スフィンゴシン−１−ホスファートおよびリゾホスファチジン酸などの脂質分子；アルギニンおよびリシンなどのアミノ酸；ブラジキニン、サブスタンスＰおよびカルシウム遺伝子関連ペプチド（ＣＧＲＰ）などのペプチド；ならびにインスリン、血管内皮増殖因子（ＶＥＧＦ）、およびトロンビンなどのタンパク質を挙げることができる。

他の薬剤としては、医薬的活性化合物、ホルモン、酵素、ＤＮＡ、プラスミドＤＮＡ、ＲＮＡ、ｓｉＲＮＡ、ウイルス、タンパク質、脂質、炎症促進性分子、抗体、抗センスヌクレオチド、およびトランスフォーミング核酸またはその組み合わせを挙げることができる。

接着剤をインプラントに添加してもよい。１つの特に好ましい接着剤は、全体として参照により組み入れられる、出願者が共通の米国特許第８，４４０，６１８号に開示されるものである。そのような接着剤は、移植の際に宿主組織の細胞外マトリックスの成分に結合する能力を有する化学的および生物学的部分である。移植の際に、組成物の部分は、インプラントを、宿主組織の細胞外マトリックス成分と短時間で統合させる。好ましい実施形態において、部分は、コラーゲンと結合し、つまり細胞外マトリックス中のコラーゲンを含む任意の組織が、組成物の移植のための候補である。

好ましい実施形態において、部分は、化学的であり、最も好ましい実施形態において、炭酸塩（「オープンカーボナート（ｏｐｅｎ ｃａｒｂｏｎａｔｅ）」または「ＯＣ」）などの化学的反応基を含む。

別の好ましい実施形態において、部分は、生物学的である。生物学的部分は、生体から、またはタンパク質操作により得られ、タンパク質、タンパク質サブドメイン、およびあるリガンド、特にコラーゲンへの親和性が改変された変異タンパク質を挙げることができるが、これらに限定されない。生物学的部分の一供給源は、非限定的にスタフィロコッカス・アウレウス、エンテロコッカス・フェカリス、およびストレプトコッカス・ミュータンスをはじめとする細菌であろう。別の供給源は、デコリンなどの哺乳動物コラーゲン結合タンパク質であろう。好ましい生物学的部分は、コラーゲン付着因子ＣＮＡによりコードされたスタフィロコッカス・アウレウス由来のタンパク質である。

インプラントは、非限定的にポリマー繊維、カーボンナノファイバー、フリーラジカル（架橋を増強するため）、およびヒドロゲル化学修飾剤をはじめとする固体ヒドロゲルの強度を増強する薬剤も含み得る。

模範的な製造方法
先に示された基準を満たすインプラントを得るために、製造方法は以下のステップの少なくとも１つを含み得る。
１．固体部分１１０および多孔性部分１２０の両方が、好ましくは分解性または生分解性ポリマーで作製された、またはそれを含む、相互接続されたスポンジから調製されている、インプラント１００のヒドロゲル／ポリマー部分１１０、１２０の調製、
２．マクロ細孔およびステップなどの幾何学的特徴を生成すること、ならびに該幾何学的特徴、例えばマクロ細孔を非生分解性ポリマーで充填することによる、多孔性剛性基板１３０の調製、
３．ヒドロゲル部分１１０、１２０を多孔性剛性基板部分１３０の上部表面に配置すること、およびヒドロゲル部分１１０、１２０を多孔性剛性基板１３０内でポリマーに架橋させること、によるインプラント１００の組み立て、
４．インプラント１００のヒドロゲル部分１１０、１２０内のスポンジから生分解性または分解性ポリマーを取り出して、インプラント１００のヒドロゲル部分１２０の少なくとも一部の中でマクロ細孔性網目構造を形成させること、ならびに
５．インプラント１００のヒドロゲル部分１１０、１２０の脱水。

インプラントのヒドロゲル部分の調製
インプラント１００のヒドロゲル／ポリマー部分１１０、１２０の調製は、出願者が共通の米国特許第８，５５７，２７０号に開示および請求された方法により製造することができる。

インプラント１００のヒドロゲル部分１１０、１２０は、好ましくは生分解性ポリマーで作製された、またはそれを含む相互接続スポンジを利用して調製される。スポンジは、最初、水和され、その後、水が非生分解性ポリマー溶液と置換されて、非生分解性ポリマーを架橋し、スポンジの芯を抜いて、スポンジに非生分解性ポリマー溶液を充填し、固体ヒドロゲル（コア）中で非生分解性ポリマーを架橋させる。この工程は、図９に概ね示される。

好ましい出発原料であるゼラチンスポンジは、出血を制御するために用いられる滅菌吸収性ゼラチン製品である。それは、Ｅｔｈｉｃｏｎ−Ｊｏｈｎｓｏｎ ＆ Ｊｏｈｎｓｏｎ、Ｐｆｉｚｅｒ、Ｂａｘｔｅｒ、およびＭｅｄｔｒｏｎｉｃから市販される。該スポンジは、非限定的にコラーゲン、ポリ（乳酸）、ポリ（グリコール酸）、キトサン、およびアルギン酸塩をはじめとする他の生分解性ポリマー、または塩およびおポリエチレングリコールなどの分解性物質から作製することもできる。

さらに、スポンジのサイズ、多孔性および壁厚は、最終的なインプラントの要件に応じて変動し得る。

スポンジは、脱イオン水中に１時間〜５日間、好ましくは約１２時間浸漬することにより水和される。当業者は、スポンジを水で飽和させるのに十分な時間を容易に決定することができよう。

その後、スポンジは遠心分離されて、封入された気泡が除去される。好ましい方法は、１回あたり３０００ｇで１時間を３〜５回行い、遠心分離の間に穏やかに撹拌して本来の形状を復活させることである。しかし当業者は、スポンジから気泡を除去するのに必要な遠心分離の程度を容易に決定することができる。別の技術は、真空を３０分間オン、そして３０分間オフで間欠的に適用し、真空ステップの間で３〜５分間、撹拌することである。

本発明の方法における次のステップは、ポリ（ビニル）アルコールまたはＰＶＡによるスポンジ中の水の置換である。ＰＶＡが好ましいが、ポリマー濃度および／または凍結／解凍などの重合方法を変動させることにより別個に制御され得る機械的性質を有する任意の非生分解性ポリマーを、用いることができる。

最終的なデバイスの機械的性質は、デバイス内のＰＶＡの最終濃度により決定される。一般に、デバイス内のＰＶＡの最終濃度が高い程、デバイスが硬質になる。ＰＶＡが高濃度である程、そのデバイスは一般により高い負荷に耐え得る。

ＰＶＡは、所望の濃度まで濃度を上昇させるステップにおいて穏やかに撹拌しながらスポンジ内に置換させる。様々な濃度のＰＶＡ溶液を作製し、所望の濃度が得られるまでスポンジを浸漬させる。ＰＶＡ溶液は、所望の最終濃度までの１％〜４０％重量／容量溶液の範囲内であり、ＰＶＡ足場の好ましい最終濃度は、１０％〜４０％の範囲内である。好ましい最終濃度は、当業者に決定される通りで、足場の最終的な使用に依存する。好ましい方法は、ＰＶＡの最終濃度が１０％までになるように約１％〜約５％ＰＶＡにスポンジを浸漬することである。

その後、ＰＶＡヒドロゲルを一連の凍結／解凍サイクルに供する。ＰＶＡは、潜在的に毒性の架橋剤の使用を必要とせずに、凍結／解凍サイクルを利用して物理的に架橋させるという利点を提示する。凍結の間、水が凍結して高ＰＶＡ架橋の領域を形成させる。ＰＶＡ鎖が互いに密に接触するようになると、結晶子の形成および水素結合の形成が、鎖の間で起こり得る。これらの相互作用は凍結後も依然として損なわれず、それにより三次元網目構造が生成される。こうしてヒドロゲルの機械的性質は、凍結／解凍サイクルの回数を増加させることにより制御することができ、その結果、水素結合および結晶子形成の量を増加させることができる。凍結／解凍サイクルの増加は、構築物の強度を増加させる。機械的性質は、凍結および解凍の期間および速度によっても制御され得る。

好ましい方法は、構築物を約−２０℃で約２０時間凍結すること、およびその後、構築物を約２５℃で約４時間解凍することを含む。しかし工程のこの部分は、構築物の機械的性質を所望通り変動させるために当業者により容易に変動させることができる。凍結および／または解凍の両方の時間数は、サイクル数と同じく変動させることができる。例えば凍結／解凍サイクルの総数は、１〜８の範囲内になり得る。構築物は、各間隔で４〜２４時間の範囲内の時間、好ましくは２０時間凍結させることができる。解凍時間は、４〜１２時間の範囲内の時間、好ましくは４時間になり得る。

ＰＶＡは、好ましい非生分解性ポリマーであり、凍結／解凍が、ＰＶＡを架橋させるための好ましい方法であるが、他の非生分解性ポリマーおよびそのようなポリマーを架橋させるための当該技術分野で公知の方法を、用いることができる。

中心（コア）に固体ヒドロゲル１１０を有するインプラントを得るために、多孔性ヒドロゲルの中心は、当該技術分野で公知の任意の方法により除去される。図１０Ａおよび実施例１に示された特注の芯出し治具を用いることが、好ましい。しかし、図１０Ｂに示された同心円状の抜型を用いることもできる。中心のヒドロゲル材料を除去した後、中心を液体ポリマーで充填して、好ましくは追加の凍結／解凍サイクルにより、さらなる架橋に供する。同じく、凍結／解凍サイクルの回数は、１〜８の範囲内になり得、６が好ましい。用いられ得る液体ポリマーは、ポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリウレタンを含む群から選択されるが、ポリビニルアルコールが好ましい。

凍結／解凍サイクルを実施した後、置換、修復または処置される欠損または損傷のサイズに応じてヒドロゲル部分を所望のサイズに切り落とすことができる。最終的なヒドロゲル部分の好ましい厚さは、約０．５ｍｍ〜約７ｍｍ厚の範囲内である。

多孔性ヒドロゲルと固体ヒドロゲルの交互の層を有するインプラントを得るために、多孔性ヒドロゲルを、先に示された方法を利用して作製し、複数の区分に切断する。追加のポリマーをその細片の幾つかに添加し、追加の架橋を実施して、固体ヒドロゲルを含む区分を得る。その後、多孔性ヒドロゲルと固体ヒドロゲルの区分または細片を交互に配置し、３〜８回の凍結／解凍サイクルを利用して共に架橋する。交互の多孔性ヒドロゲルおよび固体ヒドロゲルを、その後、厚さを好ましくは約０．５ｍｍ〜０．７ｍｍ厚の範囲内、長さを好ましくは約１ｍｍ〜５ｍｍ長の範囲内とし、所望の厚さおよび長さに切り落とすことができる。

多孔性剛性基板の調製
多孔性剛性基板１３０は、非限定的に２層間の機械的インターロックを改善するヒドロゲル−基板界面のステップおよびマクロ細孔性構造、ならびに該デバイスと欠損との整合を可能にする多孔性剛性基板の底部のテーパをはじめとする、多くの異なる特徴を含むように製造することができる。図６Ａ〜図６Ｂおよび図７Ａ〜図７Ｂは、先に議論されたこれらの特徴を示している。

多孔性剛性基板の好ましい材料は、骨、金属、ポリエーテルケトンケトン（ＰＥＫＫ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、および生体活性ガラス（例えば、酸化ケイ素、酸化ナトリウム）が挙げられるが、これらに限定されない。この多孔性剛性基板は、約１５０〜５００□ｍの範囲内のサイズのマイクロ細孔を含なまければならない。

直径が多孔性剛性基板の約１％〜９０％、深さが多孔性剛性基板の約１０％〜５０％の範囲内のマクロ細孔が、多孔性剛性基板の表面で作製され、その一方でヒドロゲルと多孔性剛性基板の間の嵌合をさらに増強させるためにマイクロ細孔を含む（図６Ｂ）。骨軟骨欠損用のインプラントの好ましい実施形態では、インプラント中心にある直径２〜４ｍｍおよび深さ１〜５ｍｍの単一のマクロ細孔を、用いることができる。複数のマクロ細孔を有する多孔性剛性基板を、直径１〜２ｍｍおよび深さ１〜３ｍｍで作製することもできる。

インプラントの組み立て、コラーゲンスポンジの除去および脱水
多孔性成分と非多孔性成分の両方を含む堅牢な界面を作製するためには、その界面では特有の製造および設計仕様が必要となる。

多孔性剛性基板１３０内のマクロ細孔に、脱イオン水中の約５％〜約２０％ポリマーの範囲内の液体ポリマー溶液を充填する。用いられ得るポリマーとしては、ポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、およびポリウレタンが挙げられ、これらに限定されないが、ポリビニルアルコールが好ましい。マクロ細孔に充填するのに用いられる液体ポリマーの薄層を、その後、シリンジまたは他のデバイスを利用して多孔性基板全体に注射する。その後、液体ポリマーを、加圧により細孔に浸潤させる。既知容量のポリマーを動かすこと、陽圧を加えること（例えば、既知重量でポリマーを多孔性剛性基板に付勢する）、または陰圧（例えば、真空）を利用すること、のいずれかにより、加圧を果たすことができる。これが、ヒドロゲルと多孔性剛性基板との嵌合を改善する。

次に、固体多孔性ヒドロゲルを、液体ポリマーを含む多孔性剛性基板の上部表面に配置する。その後、組み立てられたインプラントを、ヒドロゲル部分と液体ポリマーとの界面を架橋させる任意の方法に供した。好ましい方法は、凍結／解凍サイクルなどの物理的架橋である。図１１を参照されたい。

その後、非限定的に酵素消化をはじめとする任意の技術により、コラーゲンスポンジをインプラントのヒドロゲル部分から除去することができ、インプラント全体が脱水された後に滅菌および移植されて、先に議論されたヒドロゲル層内に独特の幾何学的変化を生じる。この工程によって、手術時により硬質の脱水された構築物を欠損に強固に挿入することができ、インプラントが再水和された時にも膨張による欠損部位の充填を確実にすることができる。

移植の模範的方法
先に議論された通り、ヒドロゲル表面をインプラント１００が移植される隣接組織の表面と連続的であるか、またはわずかに突出させることにより、インプラントの機械的機能が増強される。これを念頭において、ヒドロゲル表面が隣接組織の表面に適切に整合することを確実にするように、移植方法を考案した。この方法は、以下の通りである。
１．整合ツール２００（図１３Ａ〜図１３Ｄは、内部に形成された内部カニューレ２１０を有する整合ツール２００を示す）を、欠損または損傷を取り囲む組織の表面に配置する。そのような整合ツール２００は、好ましくは組織の表面曲線と一致するように湾曲しており、キルシュナーワイヤ２０１（Ｋ−ワイヤ）にツール２００のカニューレ２１０を通過させて、欠損または損傷を取り囲む組織に垂直に組織に挿入されるように、カニューレ操作する。ＣＴスキャンおよびＭＲＩなどの当該技術分野で公知の任意方法を利用して、組織の表面トポグラフィーを決定して、組織と一致するように適切に湾曲した整合ツール２００を得ることができる。
２．欠損または損傷の縁部をスコアリングする。好ましくはＫ−ワイヤと同心円状になるようにＫ−ワイヤを通して往復運動し得るツール（図１４Ａのツール３００参照）を作製する。その後、該ツールを用いて、欠損または損傷を取り囲む組織をスコアリングし、円形の整った縁部を作製する。カッティングを利用して、軟骨などの組織の厚さを決定し、それにより患者の体内で用いられるインプラントのヒドロゲル部分の適切な厚さを決定することもできる。図１４Ｂおよび図１４Ｃは、ツール３００を用いた組織のスコアリングを示している。
３．欠損または損傷を取り囲む組織をドリリングし、欠損または損傷の最終的な深さを測定する（リーマの使用を示した図１５Ａ〜図１５Ｄ参照）。
４．２つの測定に基づいて、インプラントのサイズを選択する。インプラントを、場合により移植のおよそ１５分前に薬剤で部分的に再水和することができる。
５．インプラント１００を送達管４００を有するツールに挿入し、送達管４００を欠損もしくは損傷の上もしくは周辺に配置するか、またはその逆を実施する。棒４２０を送達管４００内に挿入し、棒４２０を管４００内に押し下げることにより、インプラント１００を欠損または損傷に挿入するように棒４２０を使用する。図１６Ａ〜図１６Ｅ参照。

骨軟骨欠損の場合、先に議論された再水和インプラントに対する脱水インプラントの界面干渉およびサイズ変化を考慮しながら、欠損（即ち、骨および軟骨）の最終的な深さの測定のみならず軟骨の厚さも測定して、インプラントのヒドロゲル部分の厚さと一致させる。

組織の処置、修復および置換
本発明のインプラント１００を用いて、必要とする対象、好ましくは哺乳動物、最も好ましくはヒトの様々な筋骨格組織における欠損および／または損傷を処置、置換または修復することができる。処置、置換または修復が企図される筋骨格組織としては、骨、腱、靭帯、軟骨、半月板、および脊椎円板が挙げられる。当業者は、本発明のインプラントが手術の技術および手順を利用し、磁気共鳴画像およびコンピュータで誘導される技術を利用して対象に移植され得ることを認識するであろう。

本発明のインプラント１００を用いて、非限定的に動脈および血管、ならびに臓器をはじめとする他の生物学的組織の欠損および／または損傷も処置、置換または修復することもできる。

キット
本発明は、キットも含み、それには本発明のデバイス１００、整合のためのツール（ツール２００）、カッティングまたはスコアリング用のツール（ツール３００）、デバイス１００を組織に挿入するためのツール（送達管４００）、移植前に添加され得る追加の薬剤、ならびにインプラントの正しいサイズおよび適切な挿入を決定することなどの使用説明書が含まれ得る。

例えば、本発明のデバイス１００は、全体的な欠損の深さに応じてキットに包装することができ、ヒドロゲルの高さを０．５ｍｍの増分で０．５ｍｍ〜５．０ｍｍの範囲内で異なるヒドロゲルの高さの複数のデバイスを含めることができる。好ましくは、キット内のデバイス１００のヒドロゲル部分１１０、１２０は、脱水されている。全体的なインプラントの高さがキットに含まれる全てのデバイスで一定になるように、多孔性剛性基板１３０の高さを調整することができる。キットは、ヒドロゲル１１０、１２０が再水和された時のサイズ変化の一般的パラメータに基づいてヒドロゲル１１０、１２０の正しいサイズを決定するための使用説明書を含み得る。

キットに含まれる様々なツール、例えば整合ツール２００、カッティングまたはスコアリングツール３００、および挿入ツール４００は、実施例７で用いられた後に形作ることができる。

挿入または移植前にインプラントに付加するために含まれ得る薬剤は、先に詳細に議論されており、処置、修復、および／または置換される損傷または欠損に特異的な、サイトカイン、ケモカイン、ケモアトラクタント、抗菌薬、抗ウイルス薬、抗炎症薬、炎症促進剤、骨または軟骨再生分子、血液成分、多血小板血漿、およびその組み合わせがあるが、これらに限定されない。

実施例
本発明は、本発明の好ましい実施形態をより完全に例示するために表された以下の非限定的実施例を参照することによって、より良好に理解され得る。それらを、本発明の範囲を限定するものと見なしてはならない。

実施例１ − インプラントのヒドロゲル部分の製造
全ての取り扱いおよび構成技術は、無菌的に実施されることで、細菌および他の感染源の汚染を最小限に抑えた。

コラーゲンスポンジ（Ｅｔｈｉｃｏｎ Ｓｕｒｇｉｆｏａｍ， Ｒｅｆ＃：１９７４）を、スポンジ全体が毛細管作用により水で飽和されるまで、脱イオン水に一晩浸漬した。スポンジを５０ｍＬコニカルチューブに移し入れ、残留する気泡が全て除去されるまで、１回あたり３０００ｇで１時間の遠心分離を繰り返し行い、遠心分離の間には試験管を穏やかに撹拌して本来の形状を復活させた。

その後、液体ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）の所望の最終濃度１０％まで、液体ＰＶＡを１％から５％に勾配上昇させて、スポンジを含浸した。含浸されたコラーゲンスポンジを、その後、１回の凍結／解凍サイクルに供した（−２０℃で２０時間／２５℃で４時間）。

次に、凍結された含浸スポンジを、抜型を用いて芯を抜き、抜型を用いて各コアの中心を取り出して廃棄した。除去されたコアが確実に外壁と同心円状になるように、特注の芯出し治具を図１０Ａに示された通り使用した。円筒の中心に液体ポリマー（２０％ＰＶＡ）を充填して、さらに６回の凍結／解凍サイクルに供した。

凍結／解凍サイクルの後、凍結滑走式ミクロトーム（ｆｒｅｅｚｉｎｇ−ｓｔａｇｅ ｓｌｅｄｇｅ ｍｉｃｒｏｔｏｍｅ）を用いてインプラントのヒドロゲル部分を所望の厚さに切り落とした。

実施例２ − インプラントの多孔性剛性基板部分の製造
直径９ｍｍであり約１５０〜５００μｍサイズの孔径および底部に３．８％テーパを有するチタン（Ｔｉ６Ａ１４ＶまたはＴｉ６Ａ１４ＶＥＬＩ）円筒の基板の上部表面に、１つのさらなる穴（直径１．３ｍｍおよび深さ４．５ｍｍ）をドリリングした。０．５ｍｍステップも作製した。これらの基板は、コンピュータの支援による設計を利用して設計され、電子ビーム溶解またはレーザ金属焼結などの技術を利用して作製した。

実施例３ − インプラントの組み立て
図１１に示される通り、実施例２の多孔性金属基板のマクロ細孔に、低粘度ＰＶＡ溶液（脱イオン水中の１０％または１．３３Ｍ ＰＶＡ）を充填し、２０％（または２．６７Ｍ）ＰＶＡ ５０□Ｌ容量を、シリンジを用いて多孔性金属の表面全体に注射した。５００グラムの公知の分銅を用いて陽圧を３０秒間加えて、２０％液体ＰＶＡ溶液を多孔性剛性基板の細孔に導入した。分銅を取り除き、実施例１からの固体多孔性ヒドロゲルを多孔性金属の上部表面に配置した。組み立てられたインプラントを、その後、３回の凍結／解凍サイクル（−２０℃で２０時間／４０℃で４時間）に供して、ヒドロゲル部分と液体ポリマーの界面を架橋させた。多孔性の周辺部分のコラーゲンスポンジを、細菌コラゲナーゼ（コラゲナーゼ２型、Ｗｏｒｔｈｉｎｇｔｏｎ Ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）を使用して１６時間消化させることにより除去して、インプラントのヒドロゲル周辺部分の中に相互接続された多孔性ヒドロゲル構造を作製した。

コラゲナーゼ消化の後、完成したインプラントをロッカーの上で脱イオン水により少なくとも５回洗浄し（それぞれ１０分間）、その後、ヒドロゲル部分を脱水するために１００％エチルアルコール中に少なくとも１時間入れた。その後、インプラントをアルコール溶液から取り出し、層気流の下、室温で少なくとも４時間風乾させた。

実施例４ − 脱水後のヒドロゲルサイズの変化
実施例１に示された通り調製されたヒドロゲルを、実施例３に示された通り脱水した。ヒドロゲル全体、固体ヒドロゲル（コア）および多孔性の周辺部分または縁部を、直径および厚さの両方について測定した。脱水後のヒドロゲルの直径の変化は、ヒドロゲルの最初のサイズから上部表面で直径の約４４％減少、底部表面で直径の約３１％減少を示した（図３Ａ）。ヒドロゲルの高さはより小さな変化となり、厚さは脱水前の厚さから約２２％の減少であった（図３Ｂ）。

実施例５ − 固体ヒドロゲルおよび多孔性のヒドロゲル周辺部分の再水和時間
実施例１により作製され実施例３のように脱水されたインプラントを、室温のリン酸緩衝生理食塩液中に浸漬することにより再水和した。ヒドロゲル全体および固体ヒドロゲル（コア）の直径および厚さを、最初、脱水後、再水和後１５分目、１時間目、２時間目、６時間目、および４日目に測定した。図４Ａに示された通り、インプラントの固体ヒドロゲル（コア）と多孔性のヒドロゲル周辺部分は、異なる速度で再水和され、固体ヒドロゲルは約２時間以内に再水和され、多孔性のヒドロゲル周辺部分は約１時間以内に完全に再水和された。再水和の間のヒドロゲルの厚さには、ほとんど差が見られない（図４Ｂ）。

実施例６ − インプラントの移植
実施例１〜３を利用して製造されたインプラントを、以下の方法を利用してウマの滑車溝に移植した。

図１３Ａに示された整合ツール２００を用いて、欠損周囲の軟骨表面に対して垂直にキルシュナーワイヤ２０１（Ｋ−ワイヤ）を配置した（図１３Ｃ参照）。整合ツールの表面は、軟骨表面の曲線に一致するように湾曲している。整合ツールにより、Ｋ−ワイヤをガイド内に通過させて軟骨表面に対して垂直に誘導するようにカニューレ操作した（図１３Ｂ参照）。このためツール２００は、内部に形成された中央カニューレ（ルーメン）２１０を含む。ＣＴスキャンを利用して、ウマの滑車溝の表面トポグラフィーを決定し、ツールの表面を溝内の軟骨の曲線と一致させた。

軟骨スコアリングツール３００（図１４Ａ）を用いて、欠損の縁部をスコアリングした。軟骨スコアリングツールは、Ｋ−ワイヤに同心円状に取り付けることにより、軟骨表面との垂直整合を維持するようにカニューレ操作した。軟骨スコアリングツール３００を用いて軟骨の縁部をスコアリングし、欠損周辺に整った縁部を作製した（図１４Ｂおよび図１４Ｃ）。同じく軟骨を骨の表面までスコアリングすることにより、軟骨の厚さを効果的に測定して、患者に用いられるべきインプラントのヒドロゲル領域の適切な厚さを決定した。９ｍｍ径の半月形リーマ３０５(Ａｒｔｈｒｅｘ、カタログ番号：０３１２４７)をＫ−ワイヤを通して配置して、所望の深さまでドリリングした（図１５Ａ）。図１５Ａは、予めスコアリングされた表面を示す弧の線を示している（図１４Ａ〜図１４Ｃに関連した先の議論を参照）。この実施例で実施された大規模動物試験では、深さを、軟骨表面からおよそ１０ｍｍに維持した。Ｋ−ワイヤを取り出して、欠損の任意のデブリスを除去した（図１５Ｂおよび図１５Ｃ）。９ｍｍ径の測定器具３０７を用いて、欠損の最終的な深さを測定した（図１５Ｄ）。

欠損の深さに基づいて、欠損の深さと同じ高さのインプラントを選択した。送達管４００（図１６Ｃ〜図１６Ｄ参照）を欠損の上に配置し、遠位先端部の切抜き窓４１０を利用して目視により整合させた。その後、インプラント１００を送達管４００の端部に挿入し、その後、ヒドロゲル表面１１０、１２０が軟骨表面と同一平面上になるまで、挿入棒４２０を利用してインプラント１００を欠損に挿入した（図１６Ｅ）。

実施例７ − ヒドロゲルと多孔性剛性基板の統合の耐久力
実施例１〜３に示された通り製造された骨軟骨欠損の好ましいインプラント設計のヒドロゲルと多孔性剛性基板の統合を、せん断および緊張においてテストした。せん断時の統合をテストするために、多孔性剛性基板およびヒドロゲルを、図８Ａに示された通り固定した。せん断ヘッドを０．０３ｍｍ／秒の速度で移動させて、多孔性剛性基板とヒドロゲルとの界面にせん断を導入した。この方法を利用して、ヒドロゲルおよび多孔性剛性基板の極限せん断応力を、０．４ＭＰａと決定した。

緊張時のインプラントの統合的強度を決定するために、インプラントを図８Ｂに示された通り固定した。負荷プラテンを０．０３ｍｍ／秒の速度で動かすと、ヒドロゲルと多孔性剛性基板とを分離させるのに必要な引張応力は，０．２２ＭＰａであることが見出された。

インプラントは、骨軟骨欠損の処置、修復および置換に用いられると予測される力に耐えた。

実施例８ − インプラントは正常な機械的機能を復活させることができる
実施例１〜３により作製されたインプラントを、ヒト屍体膝でテストした。インプラントを、実施例６で設計された機器使用法を利用し、実施例６に記載された移植の技術を利用して挿入した。インプラントを、屍体膝内の隣接する関節軟骨表面から約０．５ｍｍ突出する高さになるよう欠損内に配置した。

電子応力センサー（Ｔｅｋｓｃａｎ、Ｉｎｃマサチューセッツ州サウスボストン所在）を、屍体膝の半月板の下の脛骨高平部の上部に配置して、脛骨軟骨表面への応力を測定した。屍体膝関節をＳｔａｎｍｏｒｅ Ｋｎｅｅ Ｓｉｍｕｌａｔｏｒに配置して、無傷の場合と欠損を作製した場合とで水平歩行をシミュレートする試験を行った。その後、５０ｋＰａ〜５００ｋＰａの範囲内の弾性係数を有する固体ＰＶＡコアを含む実施例１〜３に記載された通り完成されたインプラントを、軟骨表面から０．５ｍｍ突出するように欠損に充填した。骨軟骨欠損を処置、修復または置換するために製造されたインプラントのこの実施形態を利用すると、軟骨表面への接触応力から、該デバイスが無傷状態の１０％以内の正常な関節負荷を復活させることが可能で、１００ｋＰａの弾性係数を有することが示された。図１２を参照されたい。

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８． Ｎｇ， Ｋ．Ｗ．， ｅｔ ａｌ． （２０１２） ”Ａ ｎｏｖｅｌ ｍａｃｒｏｐｏｒｏｕｓ ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ ａｌｃｏｈｏｌ ｓｃａｆｆｏｌｄ ｐｒｏｍｏｔｅｓ ｃｈｏｎｄｒｏｃｙｔｅ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ａｎ ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｃａｒｔｉｌａｇｅ ｄｅｆｅｃｔ ｍｏｄｅｌ．” Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇ Ｐａｒｔ Ａ １８（１１−１２）： １２７３−８１．
９． Ｒａｄｉｎ， Ｅ．Ｌ．， ｅｔ ａｌ （１９７０） ”Ａ ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｄｙｎａｍｉｃ ｆｏｒｃｅ ｔｒａｎｓｍｉｔｔｉｎｇ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｓｕｂｃｈｏｎｄｒａｌ ｂｏｎｅ ａｎｄ ａｒｔｉｃｕｌａｒ ｃａｒｔｉｌａｇｅ．” Ｊ Ｂｏｎｅ Ｊｏｉｎｔ Ｓｕｒｇ Ａｍ ５２（３）：４４４−５６．
１０． Ｓｈｅｌｂｏｕｒｎｅ， Ｋ． Ｄ．， ｅｔ ａｌ． （２００３）． ”Ｏｕｔｃｏｍｅ ｏｆ ｕｎｔｒｅａｔｅｄ ｔｒａｕｍａｔｉｃ ａｒｔｉｃｕｌａｒ ｃａｒｔｉｌａｇｅ ｄｅｆｅｃｔｓ ｏｆ ｔｈｅ ｋｎｅｅ： ａ ｎａｔｕｒａｌ ｈｉｓｔｏｒｙ ｓｔｕｄｙ．” Ｊ Ｂｏｎｅ Ｊｏｉｎｔ Ｓｕｒｇ Ａｍ ８５−Ａ Ｓｕｐｐｌ ２： ８−１６．

Claims (39)

1. 筋骨格組織内の欠損または損傷の処置、修復または置換のための哺乳動物への移植に適したインプラントであって、
   固体ヒドロゲルと、
   前記固体ヒドロゲルに隣接する多孔性ヒドロゲルと、
   多孔性剛性基板と、
   を含み、
   前記固体ヒドロゲルおよび多孔性剛性基板が、関節負荷を支え、前記多孔性ヒドロゲル層および前記多孔性剛性基板が、前記インプラント内および前記インプラント周辺への細胞遊走を可能にし、かつ
   前記固体ヒドロゲルが、機械的インターロックまたは相互嵌合によって前記多孔性剛性基板と統合され、かつ
   移植の前に、前記インプラントが脱水され、それにより前記固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲルがサイズを減少させ、そして／または形状を変化させ、移植の際に、前記インプラントが再水和され、前記固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲルがサイズを増加させ、そして／または形状を復帰し、かつ
   前記多孔性ヒドロゲルが、前記固体ヒドロゲルよりも前に再水和され、前記多孔性ヒドロゲルが前記多孔性剛性基板を覆い、かつ前記インプラントの再水和の際に欠損または損傷にプレス嵌めを生成するように構成される、
   インプラント。
2. 前記多孔性ヒドロゲルが、前記固体ヒドロゲルの側部を取り囲む、請求項１に記載のインプラント。
3. １つよりも多い固体ヒドロゲルと、１つよりも多い多孔性ヒドロゲルと、を含む、請求項１に記載のインプラント。
4. 前記固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲルが、交互の層を形成している、請求項３に記載のインプラント。
5. １つよりも多い多孔性剛性基板を含む、請求項１に記載のインプラント。
6. （ａ）前記固体ヒドロゲルおよび前記多孔性ヒドロゲルと、（ｂ）前記多孔性剛性基板と、の間にあり、（ａ）前記固体ヒドロゲルおよび前記多孔性ヒドロゲルと、（ｂ）前記多孔性剛性基板と、の分離を防止する、界面をさらに含む、請求項１に記載のインプラント。
7. 前記界面が、高または低粘度ポリマーで構成される、請求項６に記載のインプラント。
8. 前記固体ヒドロゲルが、非生分解性ポリマーから作製される、請求項１に記載のインプラント。
9. 前記非生分解性ポリマーが、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリウレタン、およびその組み合わせからなる群から選択される、請求項８に記載のインプラント。
10. 前記多孔性ヒドロゲルが、非生分解性ポリマーから作製される、請求項１に記載のインプラント。
11. 前記非生分解性ポリマーが、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリウレタン、およびその組み合わせからなる群から選択される、請求項１０に記載のインプラント。
12. 前記固体ヒドロゲルおよび前記多孔性ヒドロゲルと損傷または欠損との間の界面干渉（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ）の割合が、１５％である、請求項１に記載のインプラント。
13. 前記多孔性剛性基板が、前記インプラントの移植を容易にするために底部で細くなっている、請求項１に記載のインプラント。
14. 前記多孔性剛性基板の底部のテーパが、１°〜１０°である、請求項１３に記載のインプラント。
15. 前記テーパが、４°である、請求項１４に記載のインプラント。
16. 前記多孔性剛性基板が、１５０〜５００μｍ径の範囲内のマイクロ細孔を有する、請求項１に記載のインプラント。
17. 前記多孔性剛性基板が、１つまたは複数のマクロ細孔を有する、請求項１に記載のインプラント。
18. 前記多孔性剛性基板の上部が、ステップを有する、請求項１に記載のインプラント。
19. 接着剤、サイトカイン、ケモカイン、ケモアトラクタント、抗炎症薬、炎症促進剤、抗感染薬、骨または軟骨再生分子、血液成分、多血小板血漿、およびその組み合わせからなる群から選択される薬剤をさらに含む、請求項１に記載のインプラント。
20. 前記筋骨格組織が、軟骨、骨、腱、靭帯、半月板、顎関節、脊椎円板、およびその組み合わせからなる群から選択される、請求項１に記載のインプラント。
21. 前記欠損または損傷が、骨軟骨欠損または損傷である、請求項１に記載のインプラント。
22. 骨軟骨欠損または損傷の処置、修復または置換のための哺乳動物への移植に適したインプラントであって、
    固体ヒドロゲルと、
    前記固体ヒドロゲルの側部を取り囲む多孔性ヒドロゲルと、
    多孔性剛性基板と、
    （ａ）前記固体ヒドロゲルおよび前記多孔性ヒドロゲルと、（ｂ）前記多孔性剛性基板と、の間にあり、（ａ）前記固体ヒドロゲルおよび前記多孔性ヒドロゲルと、（ｂ）前記多孔性剛性基板と、の分離を防止する界面と、
    を含み、
    前記固体ヒドロゲルおよび多孔性剛性基板が、関節負荷を支え、前記多孔性ヒドロゲル層および前記多孔性剛性基板が、前記インプラント内およびインプラント周辺への細胞遊走を可能にし、かつ
    前記界面は、機械的インターロックまたは相互嵌合によって前記固体ヒドロゲルを前記多孔性剛性基板と統合させ、
    前記移植の前に、前記インプラントが脱水され、それにより前記固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲルがサイズを減少させ、そして／または形状を変化させ、移植の際に、前記インプラントが再水和され、前記固体ヒドロゲルおよび多孔性ヒドロゲルがサイズを増加させ、そして／または形状を復帰し、かつ
    前記多孔性ヒドロゲルが、前記固体ヒドロゲルよりも前に再水和され、前記多孔性ヒドロゲルが前記多孔性剛性基板を覆い、かつ前記インプラントの再水和の際に欠損または損傷にプレス嵌めを生成するように構成される、
    インプラント。
23. 前記固体ヒドロゲルが、非生分解性ポリマーから作製される、請求項２２に記載のインプラント。
24. 前記非生分解性ポリマーが、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリウレタン、およびその組み合わせからなる群から選択される、請求項２３に記載のインプラント。
25. 前記多孔性ヒドロゲルが、非生分解性ポリマーから作製される、請求項２２に記載のインプラント。
26. 前記非生分解性ポリマーが、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリウレタン、およびその組み合わせからなる群から選択される、請求項２５に記載のインプラント。
27. 前記固体ヒドロゲルおよび前記多孔性ヒドロゲルが、ポリビニルアルコールから作製される、請求項２２に記載のインプラント。
28. 前記多孔性ヒドロゲルおよび前記固体ヒドロゲルと前記損傷または欠損との間の界面干渉の割合が、１５％である、請求項２２に記載のインプラント。
29. 前記多孔性剛性基板が、前記インプラントの移植を容易にするために底部で細くなっている、請求項２２に記載のインプラント。
30. 前記多孔性剛性基板の底部のテーパが、１°〜１０°である、請求項２２に記載のインプラント。
31. 前記テーパが、４°である、請求項３０に記載のインプラント。
32. 前記多孔性剛性基板が、１５０〜５００μ径の範囲内のマイクロ細孔を有する、請求項２２に記載のインプラント。
33. 前記多孔性剛性基板が、１つのマクロ細孔を有する、請求項２２に記載のインプラント。
34. 前記多孔性剛性基板の上部が、ステップを有する、請求項２２に記載のインプラント。
35. 前記界面が、高または低粘度ポリマーで構成される、請求項２２に記載のインプラント。
36. 接着剤、サイトカイン、ケモカイン、ケモアトラクタント、抗炎症薬、炎症促進剤、抗感染薬、骨または軟骨再生分子、血液成分、多血小板血漿、およびその組み合わせからなる群から選択される薬剤をさらに含む、請求項２２に記載のインプラント。
37. ａ．請求項１に記載の筋骨格組織内の欠損または損傷の処置、修復または置換のための哺乳動物への移植に適したインプラントと、
    ｂ．筋骨格組織の表面曲線に一致するように湾曲した整合ツールであって、ワイヤを通過させて、前記欠損または損傷を取り囲む前記筋骨格組織の表面に対して垂直に挿入させるようにカニューレ操作される湾曲した整合ツールと、
    ｃ．前記ワイヤに取り付けられて、前記欠損または損傷を取り囲む前記筋骨格組織の縁部をスコアリングするようにカニューレ操作される挿入部を有するカッティングツールと、
    ｄ．一方の端部に棒が配置され、反対の端部に前記インプラントが配置される送達管と、
    を含むキット。
38. 補助的薬剤をさらに含む、請求項３７に記載のキット。
39. 前記補助的薬剤が、接着剤、サイトカイン、ケモカイン、ケモアトラクタント、抗炎症薬、炎症促進剤、抗感染薬、骨または軟骨再生分子、血液成分、多血小板血漿、およびその組み合わせからなる群から選択される薬剤からなる群から選択される、請求項３８に記載のキット。

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