(57)【要約】  本発明は、ヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む組成物と接触している複数のポリマー繊維を含む、インプラント可能な合成骨格を提供する。好ましくは、ポリマー繊維は超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）から形成され、繊維の束の形態である。好ましくは、インプラント可能な骨格は個々のポリマー繊維の複数の束を含み、複数の束は組紐の形態をとってもよい。ヒドロゲル形成ポリマーは、好ましくは、天然の腱又は靭帯の繊維−ＥＣＭ階層構造を模倣するためのポリビニルアルコールである。生体適合性セラミック材料は、好ましくは、Ｓｒ、Ｍｇ又はＢａがドープされたハーディストナイト（Ｃａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７）である。本発明のインプラント可能な合成骨格は、合成靭帯又は腱として特に好適である。本発明はまた、インプラント可能な合成骨格の調製方法、及び部分的又は全体的な腱又は靭帯修復のためのインプラント可能な骨格の使用に関する。
2020503996.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ヒドロゲル形成ポリマー、及び
生体適合性セラミック材料
を含む組成物と接触している複数のポリマー繊維を含む、
インプラント可能な合成骨格。
【請求項２】
５０〜１７０ＭＰａの範囲の引張強度及び／又は５００〜２５００ＭＰａの範囲の引張弾性率を有する、請求項１に記載の骨格。
【請求項３】
骨格の繊維体積分率が、約５〜９５％である、請求項１又は２に記載の骨格。
【請求項４】
組成物が、インプラント可能な合成骨格の約２０〜５０質量％を構成する、請求項１から３のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項５】
骨格の多孔度が、約２０〜５０体積％である、請求項１から４のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項６】
複数のポリマー繊維が２〜１０００本の個々の繊維を含み、個々のポリマー繊維の直径が約１〜約５０マイクロメートルである、請求項１から５のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項７】
ポリマー繊維が、超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）から形成されている、請求項１から６のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項８】
複数の個々のポリマー繊維が、約１５０〜１０００マイクロメートルの断面直径を有する繊維の束の形態をとっている、請求項１から７のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項９】
約１〜１０ｍｍの直径を有する個々のポリマー繊維の複数の束を更に含む、請求項８に記載の骨格。
【請求項１０】
複数のポリマー繊維のうちの少なくともいくつかが、他の繊維の周りに巻き付けられ又は撚り合わされて、糸又は組紐を形成している、請求項１から９のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項１１】
合成靭帯の形態であり、合成靭帯は、前十字靭帯、内側側副靭帯、外側側副靭帯、後十字靭帯、輪状甲状靱帯、歯周靱帯、前仙腸靱帯、後仙腸靱帯、仙骨結節靭帯、下恥骨靱帯、上恥骨靭帯、陰茎提靭帯、乳房提靭帯、掌側橈骨手根靭帯、背側橈骨手根靭帯、尺側側副靭帯、及び橈側側副靱帯からなる群から選択される、請求項１から１０のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項１２】
合成腱の形態であり、合成腱は、回旋筋腱板腱、肘腱、手首腱、膝窩腱、膝蓋腱、足首腱、及び足部腱からなる群から選択される、請求項１から１０のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項１３】
ヒドロゲル形成ポリマーが、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）であり、ＰＶＡの分子量は約８０，０００〜約１００，０００ｇ／ｍｏｌである、請求項１から１２のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項１４】
ヒドロゲル形成ポリマーが、組成物中に約５質量％〜約２５質量％存在する、請求項１から１３のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項１５】
組成物が細胞接着促進剤を更に含み、細胞接着促進剤はゼラチンを含む、請求項１から１４のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項１６】
組成物中のゼラチンの濃度が、約０．１質量％〜約１０質量％である、請求項１５に記載の骨格。
【請求項１７】
ヒドロゲル形成ポリマー：ゼラチンの比が、１：１〜５０：１（質量％）である、請求項１５又は１６に記載の骨格。
【請求項１８】
生体適合性セラミック材料が、Ｓｒ、Ｍｇ又はＢａがドープされたハーディストナイト（Ｃａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７）、好ましくはストロンチウムドープＣａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７である、請求項１から１７のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項１９】
ストロンチウムドープハーディストナイトが、組成物中に分散した微粒子の形態で存在する、請求項１８に記載の骨格。
【請求項２０】
ヒドロゲル形成ポリマー：生体適合性セラミック材料の比が、０．５：１〜１０：１である、請求項１から１９のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項２１】
約２０〜約８０質量％の平衡含水量を有する、請求項１から２０のいずれか一項に記載の骨格。
【請求項２２】
インプラント可能な合成骨格の調製方法であって、
複数のポリマー繊維を準備する工程と；
ヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む組成物を準備する工程と；
複数のポリマー繊維を組成物と接触させて、それによって前記インプラント可能な合成骨格を形成する工程と
を含む方法。
【請求項２３】
繊維の束の形態である２〜１０００本の個々のポリマー繊維を準備する工程であって、ポリマー繊維の束は約１５０〜１０００マイクロメートルの断面直径を含む、準備する工程を更に含み、任意に、複数のポリマー繊維のうちの少なくともいくつかを他の繊維の周りに巻き付けるか又は撚り合わせて糸又は組紐を形成する工程を更に含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
インプラント可能な骨格が、合成靱帯の形態であるか又は合成腱の形態である、請求項２２から２３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２５】
ヒドロゲル形成ポリマーが、約８０，０００〜約１００，０００ｇ／ｍｏｌの分子量を有するポリビニルアルコールである、請求項２２から２４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２６】
約０．１質量％〜約１０質量％の濃度のゼラチンを含む細胞接着促進剤を準備する工程を更に含む、請求項２２から２５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２７】
生体適合性セラミック材料が、Ｓｒ、Ｍｇ又はＢａがドープされたハーディストナイト（Ｃａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７）、好ましくはストロンチウムドープＣａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７である、請求項２２から２６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２８】
請求項２２から２７のいずれか一項に記載の方法によって調製されたインプラント可能な合成骨格。
【請求項２９】
請求項１から２１のいずれか一項に記載のインプラント可能な合成骨格の植え込みを含む、患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯修復の方法。
【請求項３０】
患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯修復のための医薬の製造における、請求項１から２１のいずれか一項に記載のインプラント可能な合成骨格の使用。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、２０１６年１２月３０日付けオーストラリア仮特許出願第２０１６９０５３９２号の優先権及び利益を主張し、相互参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
【０００２】
本発明は、組織工学に関し、特に、靱帯又は腱などの断裂又は罹患した組織を修復又は置換するために生体内に導入することができるインプラント可能な合成骨格に関する。特に、本発明は、生体適合性であり、天然の靭帯及び腱の機械特性を厳密に再現する、合成腱又は靭帯の提供に関する。ただし、本発明はこの特定の使用分野に限定されるわけではないことが理解されよう。
【背景技術】
【０００３】
先行技術に関する以下の説明は、本発明を適切な技術的文脈に当てはめ、本発明の利点をより完全に理解することを可能にするために提示されている。ただし、本明細書全体にわたる先行技術のいかなる議論も、そのような先行技術が広く知られているか又は当分野における一般的知識の一部を形成することを明示的又は暗示的に承認するものと解釈されるべきではない。
【０００４】
腱は、筋肉を他の身体部分、通常は骨に付着させる組織であり、筋肉収縮の機械的力を骨に伝達する結合組織である。腱は、方端で筋線維にしっかりと結合し、他端で骨の構成要素に結合している。腱は非常に強く、軟組織の中で最大の引張強度の１つを有する。筋肉収縮によって発生する応力に耐えるために必要である腱の強さは、腱線維の階層構造、平行配向、及び組織構成に起因している。
【０００５】
腱は、主にコラーゲン繊維からなる高密度の繊維性結合組織から構成される。コラーゲン繊維の束からなる一次コラーゲン繊維は、腱の基本単位であり、典型的に、５〜３０マイクロメートルの直径を有する。一次繊維が束ねられて一次繊維束（サブファシクル（ｓｕｂｆａｓｉｃｌｅ））となり、一次繊維束の群は、二次繊維束（ファシクル（ｆａｓｉｃｌｅ））を形成し、典型的に１５０〜１０００マイクロメートルの直径を有する。複数の二次繊維束が三次繊維束を形成し、三次繊維束は、典型的に１０００〜３０００マイクロメートルの直径を有し、それらの群が次いで腱単位を形成する。一次、二次、及び三次束は、内腱鞘と呼ばれる、結合組織の鞘によって囲まれており、内腱鞘は、腱の動作中に束が互いに滑るように動くことを可能にする。内腱鞘は、腱単位を覆っている結合組織の微細な層である腱鞘と隣接している。腱鞘の外側にあり腱鞘に隣接しているのは、腱が隣接組織に対して動くことを可能にする、腱傍組織と呼ばれる緩い弾性結合組織層である。腱は、骨のマトリックスに続くコラーゲン繊維（シャーピー繊維）によって、骨に付着している。
【０００６】
腱の主な細胞型は、紡錘形の腱細胞（線維細胞）及び腱芽細胞（線維芽細胞）である。腱細胞は、腱構造全体に見られる成熟腱細胞であり、典型的にコラーゲン線維に固定されている。腱芽細胞は、腱細胞を生じる紡錘形の未成熟腱細胞である。腱芽細胞は、典型的に束状に生じ、コラーゲン線維を含まない。腱芽細胞は急激に増殖し、コラーゲン及び細胞外マトリックスの他の成分の合成に関与している。
【０００７】
腱の構成は、靭帯や腱膜の構成に類似している。
【０００８】
靭帯は、結合組織の強固な線維帯であり、内臓を支え、関節において適切に接合した状態で骨をまとめる役割を果たす。靭帯は、コラーゲン繊維の密集した繊維束と、線維細胞と呼ばれる紡錘形細胞からなり、基質（各種結合組織のゲル様成分）はほとんど含んでいない。靭帯には以下の２つの主要なタイプがあり、白色靭帯は、堅牢で非弾性であるコラーゲン繊維が豊富であり、黄色靭帯は、非常に強いが弾性運動も可能である弾性繊維が豊富である。関節において、靭帯は、関節で接合する骨端部と、潤滑膜である滑膜とを囲む、包嚢（ｃａｐｓｕｌａｒ  ｓａｃ）を形成する。場合により、この構造は、滑膜組織によって裏打ちされた窩又は嚢を含み、この窩又は嚢は滑液嚢と呼ばれる。他の靭帯は、帯状に骨端の周りに又は骨端を越えて固定され、様々な角度の動きを可能にしたり、又は骨（肋骨又は前腕の骨等）同士の間の結束片として機能し、不適切な動きを制限したりする。
【０００９】
腱膜は、筋肉を固定するか、又は筋肉が動く部分と筋肉を接続する、腱様物質の平坦なシート又はリボンである。腱膜は、線維芽細胞（コラーゲン分泌紡錘形細胞）を含有する密集した線維性結合組織及び規則正しい配列のコラーゲン線維の束からなる。腱膜は腱及び靭帯に構造的に類似している。
【００１０】
米国だけでも、毎年非常に多くの数の前十字靭帯（ＡＣＬ）の断裂が起きている（約２００，０００件）。相当な数の回旋腱板の損傷（約５０，０００件）及びアキレス腱の損傷（約２，０００件）も起きている。断裂又は損傷を受けた腱及び靭帯の数は、一般人口におけるスポーツへの参加の増加と共に、経時的に増加している。多くの場合、標準的治療は靭帯再建術に基づいている。移植片（自家、同種及び異種）又は人工材料のいずれかを使用した、複数の置換組織が想定され得る。
【００１１】
異種移植片、他の動物に由来する靭帯、及び死体ヒト組織に由来する同種移植片は、自己由来組織の必要性を克服し、ドナー部位の罹患の危険性を回避できる可能性がある。しかしながら、それらの移植片の使用は、疾患伝播、移植片拒絶及び炎症の危険性を含む複数の問題をもたらす。更に、同種移植片及び異種移植片は、天然のヒト腱よりも著しく弱い傾向がある。更に、同種移植片の場合、供給量が非常に少ないため、この供給源により市場の需要を満たすことはできない。膝蓋腱、四頭筋腱膝蓋骨（ｑｕａｄｒｉｃｅｐｓ  ｔｅｎｄｏｎｐａｔｅｌｌａｒ  ｂｏｎｅ）又は膝窩腱から抽出した自家移植片組織は、現在、ＡＣＬ再建術のための移植片の最も一般的な供給源である。それでもこの療法は、健康な組織の摘出に依存しており、ドナー部位の病的状態のリスク及び長期にわたる痛みを伴う回復期間を伴う。
【００１２】
過去には、自家移植片に代わるものとして人工補綴靭帯を使用することにより、既存の再建療法においていくつかの改善が得られた。研究されてきたいくつかの先行技術の材料は、ポリエステル、ポリテトラフルオロエチレン及び他のフルオロポリマー、炭素繊維、ポリエチレン、ナイロン及びポリスチレンである。しかしながら、これらの人工靭帯はいずれも、生体内での肯定的な長期的結果を示していない。従来的デバイスの故障は、ほとんどの場合、（ｉ）膝の磨耗、疲労又は過酷な負荷によって引き起こされた断裂、及び（ｉｉ）人工靭帯がずれた後の関節の弛緩又は骨の固定要素の緩みを含む、機械的な故障から主に生じる。起こり得る生体適合性の問題もあり、これは主に慢性関節滑膜炎をもたらす免疫原性粒子化として現れる。そのような問題の発生率の高さのために、以前の人工靭帯は、すべてではないにしてもその大部分が、商業市場から撤退した。
【００１３】
Ｇｏｒｅｔｅｘ、Ｄａｃｒｏｎ、及びＬｅｅｄｓ  Ｋｅｉｏ等の以前の合成靭帯はすべて、炎症反応（関節滑膜炎）及び早期不全をもたらす、局所的な関節の動きから生じる摩耗粒子の放出を被る。現在、腱又は靭帯修復用の市販の合成骨格の中で、ＬＡＲＳ（登録商標）（Ｌｉｇａｍｅｎｔ  Ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ＆Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ｓｙｓｔｅｍ社、ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｌａｒｓ−ｌｉｇａｍｅｎｔｓ．ｃｏｍ／参照）が、臨床的に使用されている唯一の合成骨格であるが、これは完全な靭帯置換というよりもむしろ靭帯増強デバイスとして使用されている。
【００１４】
容易に入手可能な既製のインプラント可能な骨格に対する強い臨床的必要性がある。特に、断裂又は罹患した腱及び靭帯の部分的又は全体的修復のための移植可能な合成靭帯及び腱骨格に対する強い臨床的必要性がある。ただし、合成靭帯又は腱骨格を設計することは重要な課題である。特に、靭帯の機械的引張強度及び剛性を、肩腱板及びアキレス等の天然の耐荷重性腱、及び前十字靭帯等の靭帯に一致させることが重要である。インプラント可能な合成骨格はまた、天然の腱及び靭帯の周囲に見出される条件と実質的に同等の条件、例えば親水性及び平衡含水量を実現しなければならないため、これらの課題はより困難になる。更に、生物学的骨格と合成骨格の両方で処置された関節の再損傷及び炎症は、依然として取り組むことが必要な問題である。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
本発明の目的は、従来技術の１つ以上の欠点を克服又は緩和すること、又は少なくとも有用な代替案を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
第１の態様によれば、本発明は、
ヒドロゲル形成ポリマー、及び
生体適合性セラミック材料
を含む組成物と接触している複数のポリマー繊維
を含む、インプラント可能な合成骨格を提供する。
【００１７】
好ましくは、インプラント可能な合成骨格は、５０〜１７０ＭＰａの範囲の引張強度を含む。好ましくは、インプラント可能な合成骨格は、５００〜２５００ＭＰａの範囲の引張弾性率を備える。
【００１８】
好ましくは、骨格の繊維体積分率は約５〜９５％である。
【００１９】
好ましくは、組成物はインプラント可能な合成骨格の約２０〜５０質量％を構成する。好ましくは、骨格の多孔度は約２０〜５０体積％である。
【００２０】
好ましくは、複数のポリマー繊維は、２〜１０００本の個々の繊維を含む。好ましくは、個々のポリマー繊維の直径は、約１〜約５０マイクロメートルである。好ましくは、ポリマー繊維は、１００万〜８００万ｇ／ｍｏｌの分子量を有する。好ましくは、ポリマー繊維は超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）から形成される。好ましくは、個々のＵＨＭＷＰＥ繊維は、約２．５〜５ＧＰａである。
【００２１】
好ましくは、複数の個々のポリマー繊維は繊維の束の形態である。好ましくは、ポリマー繊維の束は約１５０〜１０００マイクロメートルの断面直径を有する。
【００２２】
好ましくは、インプラント可能な合成骨格は、個々のポリマー繊維の複数の束を更に含む。好ましくは、複数の束は約１〜１０ｍｍの直径を有する。好ましくは、複数のポリマー繊維及び／又は束の少なくともいくつかは、他の繊維又は束の周りに巻き付けられるか又は撚り合わされて、糸又は組紐を形成する。
【００２３】
いくつかの実施形態において、インプラント可能な骨格は、合成靱帯置換物の形態である。好ましくは、合成靭帯は、前十字靭帯、内側側副靭帯、外側側副靭帯、後十字靭帯、輪状甲状靱帯、歯周靱帯、前仙腸靱帯、後仙腸靱帯、仙骨結節靭帯、下恥骨靱帯、上恥骨靭帯、陰茎提靭帯、乳房提靭帯、掌側橈骨手根靭帯（ｖｏｌａｒ  ｒａｄｉｏｃａｒｐａｌ  ｌｉｇａｍｅｎｔ）、背側橈骨手根靭帯、尺側側副靭帯、及び橈側側副靱帯（ｒａｄｉａｌ  ｃｏｌｌａｔｅｒａｌ  ｌｉｇａｍｅｎｔ）からなる群から選択される。
【００２４】
いくつかの実施形態において、インプラント可能な骨格は、合成腱置換物の形態である。この実施形態において、合成腱は、回旋筋腱板腱、肘腱、手首腱、膝窩腱、膝蓋腱、足首腱、及び足部腱からなる群から選択されてよい。
【００２５】
いくつかの実施形態において、ヒドロゲル形成ポリマーはポリビニルアルコール（ＰＶＡ）であり、ＰＶＡの分子量は約８０，０００〜約１００，０００ｇ／ｍｏｌである。
【００２６】
好ましくは、ヒドロゲル形成ポリマーは、組成物中に約５質量％〜約２５質量％存在する。
【００２７】
いくつかの実施形態において、組成物は細胞接着促進剤を更に含み、細胞接着促進剤はゼラチンを含む。好ましくは、ゼラチンはコラーゲンに由来し、任意に不可逆的に加水分解された形態のコラーゲンである。好ましくは、組成物中のゼラチンの濃度は、約０．１質量％〜約１０質量％である。いくつかの実施形態において、ヒドロゲル形成ポリマー：ゼラチンの比は、１：１〜５０：１（質量％）である。
【００２８】
いくつかの実施形態において、生体適合性セラミック材料は、Ｓｒ、Ｍｇ又はＢａがドープされたハーディストナイト（Ｃａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７）である。好ましくは、ハーディストナイトは、ストロンチウムドープＣａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７である。好ましくは、ストロンチウムドープハーディストナイトは、組成物中に分散した微粒子の形態で存在し、微粒子は約０．１〜５００マイクロメートルの直径を有する。
【００２９】
いくつかの実施形態において、ヒドロゲル形成ポリマー：生体適合性セラミック材料の比は、０．５：１〜１０：１である。
【００３０】
いくつかの実施形態において、インプラント可能な合成骨格は、約２０〜約８０質量％の平衡含水量を有する。
【００３１】
第２の態様によれば、本発明は、インプラント可能な合成骨格を調製するための方法であって、
複数のポリマー繊維を準備する工程と；
ヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む組成物を準備する工程と；
複数のポリマー繊維を組成物と接触させて、それによって前記インプラント可能な合成骨格を形成する工程と
を含む方法を提供する。
【００３２】
いくつかの実施形態において、方法は、２〜１０００本の個々のポリマー繊維を準備する工程を更に含む。好ましくは、個々のポリマー繊維の直径は、約１〜約５０マイクロメートルである。
【００３３】
いくつかの実施形態において、方法は、複数の個々のポリマー繊維を繊維の束の形態で準備する工程を更に含み、ポリマー繊維の束は、約１５０〜１０００マイクロメートルの断面直径を含む。
【００３４】
いくつかの実施形態において、方法は、個々のポリマー繊維の複数の束を準備する工程を更に含み、複数の束は、約１〜１０ｍｍの直径を有する。
【００３５】
いくつかの実施形態において、方法は、複数のポリマー繊維のうちの少なくともいくつかを他の繊維の周りに巻き付けるか又は撚り合わせて、糸又は組紐を形成する工程を更に含む。
【００３６】
好ましい一実施形態において、複数のポリマー繊維は一軸配向されており、１つ以上の束の形態である。他の好ましい実施形態において、方法は、複数のポリマー繊維又は１つ以上の束の形態である複数のポリマー繊維に組成物を含浸させる工程を含む。組成物の含浸は、ポリマー繊維間の空隙を実質的に満たし、任意に繊維内の孔を実質的に満たすと理解される。好ましくは、任意の間隙空間が組成物で満たされ得るか、或いは間隙空間のほとんどが組成物で満たされる。別の実施形態において、ポリマー繊維は実質的に組成物で被覆されている。いくつかの実施形態において、繊維は、腱及び靭帯の繊維状微細構造に類似するか又は実質的に類似するように、任意の好適な態様で配置することができる。この実施形態において、コラーゲン繊維の配置は、実質的に一軸構成である必要は必ずしもない。
【００３７】
いくつかの実施形態において、ポリマー繊維は、１００万〜８００万ｇ／ｍｏｌの分子量を有する。いくつかの実施形態において、ポリマー繊維は超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）から形成され、ＵＨＭＷＰＥ繊維の強度は約２．５〜５ＧＰａである。
【００３８】
いくつかの実施形態において、本方法から製造されるインプラント可能な骨格は合成靭帯の形態をとり、合成靭帯は、前十字靭帯、内側側副靭帯、外側側副靭帯、後十字靭帯、輪状甲状靱帯、歯周靱帯、前仙腸靱帯、後仙腸靱帯、仙骨結節靭帯、下恥骨靱帯、上恥骨靭帯、陰茎提靭帯、乳房提靭帯、掌側橈骨手根靭帯、背側橈骨手根靭帯、尺側側副靭帯、及び橈側側副靱帯からなる群から選択される。
【００３９】
いくつかの実施形態において、本方法により製造されるインプラント可能な骨格は合成腱の形態をとり、合成腱は、回旋筋腱板腱、肘腱、手首腱、膝窩腱、膝蓋腱、足首腱、及び足部腱からなる群から選択される。
【００４０】
いくつかの実施形態において、方法は、約５質量％〜約２５質量％のヒドロゲル形成ポリマーを準備する工程を更に含む。好ましくは、ヒドロゲル形成ポリマーは、約８０，０００〜約１００，０００ｇ／ｍｏｌの分子量を有するポリビニルアルコールである。
【００４１】
いくつかの実施形態において、方法は、細胞接着促進剤を準備する工程を更に含み、細胞接着促進剤はゼラチンを含む。好ましくは、ゼラチンは約０．１質量％〜約１０質量％の濃度である。
【００４２】
いくつかの実施形態において、方法は、Ｓｒ、Ｍｇ又はＢａをドープしたハーディストナイト（Ｃａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７）の形態の生体適合性セラミック材料を準備する工程を更に含む。好ましくは、ハーディストナイトは、ストロンチウムドープＣａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７である。いくつかの実施形態において、方法は、組成物中に分散した微粒子の形態による、ストロンチウムドープハーディストナイトを準備する工程を更に含み、微粒子は約０．１〜５００マイクロメートルの直径を有する。
【００４３】
いくつかの実施形態において、方法は、ヒドロゲル形成ポリマー：生体適合性セラミック材料の比を０．５：１〜１０：１にする工程を更に含む。
【００４４】
いくつかの実施形態において、方法は、ダイを通してポリマー繊維を引抜成形し、それによって組成物を複数のポリマー繊維に含浸させる工程を更に含む。いくつかの実施形態において、方法は、引抜成形後にインプラント可能な合成骨格を約２０℃で約５分間放置する工程を更に含む。いくつかの実施形態において、方法は、インプラント可能な合成骨格を脱イオン水中に所定の時間浸し、次いで凍結乾燥させる工程を更に含む。
【００４５】
第３の態様によれば、本発明は、第２の態様による方法によって調製されたインプラント可能な合成骨格を提供する。好ましい実施形態において、骨格は合成腱又は靭帯である。
【００４６】
第４の態様によれば、本発明は、インプラント可能な合成骨格の調製に使用する組成物を調製するための方法であって、
以下の成分：  ヒドロゲル形成ポリマー、生体適合性セラミック材料、水、及び任意に酸を組み合わせる工程と；
前記成分を混合して均一混合物を得て、それによって前記組成物を提供する工程と
を含む方法を提供する。
【００４７】
いくつかの実施形態において、方法は、約８０，０００〜約１００，０００ｇ／ｍｏｌの分子量を有するポリビニルアルコールの形態による、ヒドロゲル形成ポリマーを準備する工程を更に含む。好ましくは、ヒドロゲル形成ポリマーは、約５質量％〜約２５質量％で提供される。
【００４８】
いくつかの実施形態において、方法は細胞接着促進剤を準備する工程を更に含み、細胞接着促進剤はゼラチンを含み、ゼラチンは約０．１質量％〜約１０質量％の濃度で得られる。
【００４９】
いくつかの実施形態において、方法は、Ｓｒ、Ｍｇ又はＢａをドープしたハーディストナイト（Ｃａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７）の形態の生体適合性セラミック材料を準備する工程を更に含む。好ましくは、ハーディストナイトは、ストロンチウムドープＣａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７である。
【００５０】
いくつかの実施形態において、方法は、組成物中に分散した微粒子の形態による、ストロンチウムドープハーディストナイトを準備する工程を更に含み、微粒子は約０．１〜５００マイクロメートルの直径を有する。
【００５１】
いくつかの実施形態において、方法は、ヒドロゲル形成ポリマー：生体適合性セラミック材料の比を０．５：１〜１０：１にする工程を更に含む。
【００５２】
いくつかの実施形態において、方法は、ｐＨが約７．０〜７．５になるように酸を添加する工程を更に含む。
【００５３】
いくつかの実施形態において、方法は、混合物を約７０〜９５℃まで加熱する工程を更に含む。
【００５４】
いくつかの好ましい実施形態において、ヒドロゲル形成ポリマーはＰＶＡである。いくつかの好ましい実施形態において、生体適合性セラミック材料はＳｒ−ＨＴである。いくつかの好ましい実施形態において、酸は、生物活性セラミック材料のわずかなアルカリ性を中和するための塩酸である。当業者は、塩酸の代わりに、又は塩酸に加えて、他の酸を使用できることを理解するであろう。方法は、ゼラチン等の細胞接着促進剤を添加する工程を更に含むことが好ましい。理論に拘束されることは望まないが、ヒドロゲル形成ポリマーは、天然の腱又は靭帯の繊維−ＥＣＭ階層構造を模倣することを助けると考えられる。ヒドロゲル形成ポリマーは、生体内で骨格内に水を保持するための多孔質構造を提供することも考えられる。ヒドロゲル形成ポリマーは、骨格がその場にあるときに摩擦を減らすことを助けると更に考えられる。更になお、ゼラチンは細胞接着を助け、生体適合性セラミック材料は生体内で細胞活性を促進することを助けると考えられる。
【００５５】
本明細書に開示されるように、インプラント可能な合成骨格を調製するための第４の態様の方法によって製造された組成物の使用が提供される。
【００５６】
第５の態様によれば、本発明は、部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復のための第１の態様によるインプラント可能な骨格の使用を提供する。
【００５７】
第６の態様によれば、本発明は、第１の態様によるインプラント可能な合成骨格の移植を含む、患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復方法を提供する。
【００５８】
さらなる態様によれば、本発明は、患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復に使用するための、本発明のインプラント可能な合成骨格を提供する。
【００５９】
第７の態様によれば、本発明は、患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復のための医薬の製造における、第１の態様による合成インプラント可能な骨格の使用を提供する。
【００６０】
第９の態様によれば、本発明は、ヒドロゲル形成ポリマー；細胞接着促進剤；及び複数のポリマー繊維と組み合わせて部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復に使用するための生体適合性セラミック材料を含む組成物を提供する。好ましくは、ヒドロゲル形成ポリマーはＰＶＡである。好ましくは、生体適合性セラミック材料はＳｒ−ＨＴである。好ましくは、細胞接着促進剤はゼラチンである。
【００６１】
第１０の態様によれば、本発明は、合成腱又は靭帯骨格の製造における、ヒドロゲル形成ポリマー；細胞接着促進剤；及び生体適合性セラミック材料を含む組成物の使用を提供する。好ましくは、ヒドロゲル形成ポリマーはＰＶＡである。好ましくは、生体適合性セラミック材料はＳｒ−ＨＴである。好ましくは、細胞接着促進剤はゼラチンである。
【００６２】
第１１の態様によれば、本発明は、ヒドロゲル形成ポリマー；細胞接着促進剤；及び生体適合性セラミック材料を含む組成物の使用であって、複数のポリマー繊維と組み合わせて、部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復のための合成腱又は靭帯骨格を製造することにおける使用を提供する。好ましくは、ヒドロゲル形成ポリマーはＰＶＡである。好ましくは、生体適合性セラミック材料はＳｒ−ＨＴである。好ましくは、細胞接着促進剤はゼラチンである。
【００６３】
第１２の態様によれば、本発明は、本発明の複数の合成腱又は靭帯骨格を含む、合成腱又は靭帯を提供する。
【００６４】
第１３の態様によれば、本発明は、部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復のためのプロテーゼの製造における、複数の合成腱又は靭帯骨格の使用を提供する。
【００６５】
第１４の態様によれば、本発明は、部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復のための、本発明の複数の合成腱又は靭帯骨格を含むプロテーゼを提供する。
【００６６】
添付の図面を参照しながら、単なる例として、本発明のいくつかの実施形態を以下で説明する。
【図面の簡単な説明】
【００６７】
【図１】本発明の骨格の好適な製造方法を示す図である。すなわち、高温ヒドロゲル溶液をＵＨＭＷＰＥ繊維の束に注入し、次いで直径４ｍｍの出口から引き抜く、引抜成形法を示す。
【図２】ＵＨＭＷＰＥ繊維、ＵＨＭＷＰＥ繊維を被覆しているＰＶＡ／ゼラチンヒドロゲル、及びＵＨＭＷＰＥ繊維を相互接続している原繊維、並びにＳｒ−ＨＴ微粒子（図中の丸で囲んだ部分）を示している、エネルギー分散型Ｘ線分光分析によるＵＨＭＷＰＥ＋ヒドロゲル組成物の走査電子（ＳＥＭ）画像である。スケールバー：  ２５０マイクロメートル。
【図３】ＵＨＭＷＰＥ、ＰＶＡヒドロゲルを有するＵＨＭＷＰＥ（ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ）、ＰＶＡ＋ゼラチン（ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ）、及びＰＶＡ＋ゼラチン＋Ｓｒ−ＨＴ（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）の代表的な応力−歪み曲線である。
【図４】ＰＶＡヒドロゲルを有するＵＨＭＷＰＥ（ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ）、ＰＶＡ＋ゼラチン（ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ）、及びＰＶＡ＋ゼラチン＋Ｓｒ−ＨＴ（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）と比較した、ＵＨＭＷＰＥの引張強度を示す棒グラフである。
【図５】ＰＶＡヒドロゲルを有するＵＨＭＷＰＥ（ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ）、ＰＶＡ＋ゼラチン（ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ）、及びＰＶＡ＋ゼラチン＋Ｓｒ−ＨＴ（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）と比較した、ＵＨＭＷＰＥの引張弾性率（つま先（ｔｏｅ）領域及び線形領域の両方）を示す棒グラフである。
【図６】ＵＨＭＷＰＥ、ＰＶＡヒドロゲルを有するＵＨＭＷＰＥ（ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ）、ＰＶＡ＋ゼラチン（ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ）、及びＰＶＡ＋ゼラチン＋Ｓｒ−ＨＴ（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）骨格の平衡含水量を示す棒グラフである。
【図７】３つのｏＭＳＣ細胞増殖アッセイに関して、３日目及び７日目における４９０ｎｍでの吸光度をプロットする棒グラフである。
【図８】２４時間培養した本発明の骨格（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）の表面に付着した細胞（矢印で示す）を示すＳＥＭ画像である。
【図９】ＰＶＡで被覆されたＵＨＭＷＰＥ繊維（上段）；ゼラチンで被覆されたＵＨＭＷＰＥ繊維（中段）；本発明の骨格（下段）のＳＥＭ−ＥＤＳオーバーレイ画像である。  スケールバーは１００μｍを表す。個々の繊維が一次束になるように配置されており、骨格を含む複数の二次束があることがわかる。
【図１０】ａ）は本明細書に記載の各群の凍結乾燥骨格の写真であり、ｂ）は代表的な水和骨格標本の光学顕微鏡画像である。スケールバー＝２．０ｍｍ。
【図１１】ａ）ＰＶＡヒドロゲルを含むＵＨＭＷＰＥ（ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ）；  ｂ）ＰＶＡ＋ゼラチン（ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ）；  ｃ）ＰＶＡ＋ゼラチン＋Ｓｒ−ＨＴ（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）骨格上で、２４時間培養したｏＭＳＣの走査型電子顕微鏡画像である。（図８は図１１ｃの拡大図である）。
【図１２】生体内研究における対照群の動物の右アキレス腱の術中写真：  （ａ）腱切術前に用意されたアキレス腱；  （ｂ）切開した腱を解剖；及び（ｃ）縫合した腱断端を示し、更に（ｄ）一次腱縫合糸（Ｋｉｒｃｈｍａｙｒ−Ｋｅｓｓｌｅｒ−縫合糸）の概略図である。
【図１３】生体内研究における骨格群の動物の右アキレス腱の術中写真：  （ａ）欠損を生じさせる前に用意した腱；  （ｂ）  ５ｍｍの腱欠損；  （ｃ）腱の近位端への骨格の縫合であり、更に（ｄ）使用された変更済み縫合糸の概略図である。
【図１４】対照群及び骨格群についての生体内研究において使用された切片を示す図である。
【図１５】Ｓｔｏｌｌらによる生体内研究における、天然の腱、対照群及び骨格群の肉眼的採点の結果を示す図である（中央値＝長いダッシュ、範囲＝短いダッシュ）。
【図１６】生体内研究における、インプラント及び対照群、並びに天然の腱及びインプラントされていない骨格材料の最大力（単位：  Ｎ）を示す図である（中央値＝長いダッシュ、範囲＝短いダッシュ）。
【図１７】生体内研究における、インプラント及び対照群のサイクル１及びサイクル５の剛性κ（単位：  Ｎ／ｍｍ）、並びに天然の腱及び非移植骨格材料の剛性κを示す図である（範囲を伴う中央値）。
【図１８】生体内研究における、インプラント及び対照群、並びに天然の腱及びインプラントされていない骨格材料のヤング率（単位：  Ｍｐａ）を示す図である（範囲を伴う中央値）。
【図１９】周囲の天然の腱組織に対する本発明の骨格の生体内での統合を示す図である。
【図２０】生体内研究に使用したデバイスの繊維配置を図示する、偏光下での未染色のインプラントされていない骨格の縦断面図である。
【図２１】生体内研究に使用したデバイスの繊維配置を図示する、偏光下での未染色のインプラントされていない骨格の断面図である。
【発明を実施するための形態】
【００６８】
定義
本発明の記載及び特許請求の範囲において、以下に示す定義に従って以下の専門用語が使用される。本明細書で使用されている用語は、本発明の特定の実施形態を説明することのみを目的としており、限定を意図していないことも理解されたい。他に定義されない限り、本明細書で使用されるすべての技術的及び科学的用語は、本発明が属する技術分野の当業者によって一般的に理解されるものと同じ意味を有する。
【００６９】
終点を用いた数値範囲の列挙は、その範囲内に包含されるすべての数を含む（例えば、１〜５は、１、１．５、２、２．７５、３、３．８０、４、５等を含む）。
【００７０】
用語「好ましい」、「好ましくは」及び「好適に」は、特定の状況下で、特定の利益をもたらし得る、本発明の実施形態を指す。ただし、同一の又は他の状況下で、他の実施形態もまた好ましい場合がある。更に、１つ以上の好適な実施形態の列挙は、他の実施形態が有用でないことを含意するものではなく、本発明の範囲から他の実施形態を排除することを意図するものではない。
【００７１】
文脈上明白に他の意味に解すべき場合を除き、「含む」、「含んでいる」等の語は、排他的又は網羅的な意味とは対照的に、包括的な意味に解釈されるべきである。すなわち、「含むが、それに限定されない」という意味に解釈されるべきである。
【００７２】
操作例の場合又は他に指示がある場合を除き、本明細書で使用する成分の量又は反応条件を表す、すべての数字は、すべての場合において、用語「約」によって修飾されていると理解されるべきである。実施例は本発明の範囲を限定することを意図していない。以下において、又は他に指示がない限り、「％」は「質量％」を意味し、「比」は「質量比」を意味し、「部」は「質量部」を意味する。
【００７３】
本発明の広い範囲を記述している数値範囲及びパラメータが近似値であっても、特定の実施例において記述されている数値は、可能な限り正確に報告されている。ただし、いずれの数値も、それらの各試験測定値に見出される標準偏差から必然的に生じる特定の誤差を本質的に含む。
【００７４】
本明細書中で使用するとき、用語「インプラント可能な骨格」は、好ましくは、断裂又は罹患した靭帯又は腱を修復、置換又は増強するために生体内に導入することができる、合成靭帯又は腱の形態であるインプラント可能な合成骨格を意味する。当業者は、靭帯又は腱の置換が、既存の断裂又は罹患組織の切除、及び本発明のインプラント可能な合成骨格による完全な置換（「完全置換」）を含むことを理解するであろう。いくつかの状況下では、既存の組織の一部のみが切除を必要とし、切除部分のみが本発明のインプラント可能な合成骨格と置換される（「部分的置換」）必要があることもまた理解されるであろう。或いは、既存の組織の一部又は全部が切除を必要とするが、断裂又は罹患組織を一切切除せず、本発明のインプラント可能な合成骨格を使用して既存の組織を増強すること（「増強」）を外科医が決定するという場合もある。これらの種々の組み合わせは当業者に明らかであろう。「患者」という用語は一般にヒト又は他の哺乳動物を指す。
【００７５】
本明細書中で使用するとき、「移植可能」又は「移植に適している」とは、宿主の身体への挿入に外科的に適していること、例えば生体適合性であるか、又は以下で詳細に記述される設計及び物理的性質を有することを意味する。好ましくは、植込み型骨格は、腱と骨の固定を含む、例えば回旋腱板等の損傷組織の外科的修復、増強、又は置換において機能するように設計され寸法決めされる。
【００７６】
本明細書中で使用するとき、本発明のインプラント可能な骨格が合成靭帯の形態で使用される場合、合成靭帯は、前十字靭帯、内側側副靭帯、外側側副靭帯、後十字靭帯、輪状甲状靱帯、歯周靱帯、前仙腸靱帯、後仙腸靱帯、仙骨結節靭帯、下恥骨靱帯、上恥骨靭帯、陰茎提靭帯、乳房提靭帯、掌側橈骨手根靭帯、背側橈骨手根靭帯、尺側側副靭帯、及び橈側側副靱帯からなる群から選択される。
【００７７】
本明細書中で使用するとき、本発明のインプラント可能な骨格が合成腱の形態で使用される場合、腱は、回旋筋腱板腱、肘腱、手首腱、膝窩腱、膝蓋腱、足首腱、及び足部腱からなる群から選択される。特に、腱は、棘上筋腱、アキレス腱、又は膝蓋腱である。
【００７８】
本明細書中で使用するとき、「バイオミメティック」とは、合成材料が、人体内に天然に存在して人体によって拒絶されない（例えば、人体において有害な反応を引き起こさない）物質に似ていることを意味する。用語「インプラント可能な骨格」に関連して使用される場合、バイオミメティックは、インプラント可能な骨格が生物学的に不活性であり（すなわち、免疫応答／拒絶を引き起こさず）、哺乳動物、例えばヒトの体に天然に生じる構造に似るように設計されていることを意味する。
【００７９】
本明細書で使用するとき、「合成」骨格は、骨格が合成ポリマー又は合成セラミック等の人工材料からなることを意味するが、生体又は天然由来の材料による更なる処理を排除するものではなく、例えば、適切な細胞型による播種、例えば、骨芽細胞、骨芽細胞様細胞、及び／又は幹細胞による播種、又は医薬、例えば、抗感染薬、抗生物質、ビスホスホネート、ホルモン、鎮痛薬、抗炎症剤、成長因子、血管新生因子、化学療法剤、抗拒絶剤、及びＲＧＤペプチドによる処理を排除するものではない。
【００８０】
本明細書で使用するとき、「ヒドロゲル」は、粒子が外相又は分散相にあり、水が内相又は分散相にある、任意のコロイドを意味する。ＰＶＡはポリビニルアルコールの略語である。
【００８１】
本明細書で使用するとき、「ポリマー繊維」は、天然又は人工のポリマーから形成される繊維を意味する。好ましい繊維は、不活性であり、高分子量を有するか、又は好ましくは超高分子量を有する、ポリマーから形成される。好ましいポリマーは生分解性ではない。好ましい分子量は、１００万〜８００万ｇ／ｍｏｌである。個々のポリマー繊維の好ましい直径は、個々のコラーゲン繊維について報告されている範囲（例えば、５〜３０マイクロメートル）と一致する。好ましくは、ポリマー繊維は、修復されるべき組織の天然の構造を模倣するように配向される（すなわち、整列又は非整列の状態になっている）。
【００８２】
ＵＨＭＷＰＥは超高分子量ポリエチレンの略語である。ＵＨＭＷＰＥは、すべて同じ方向に整列しているポリエチレンの非常に長い鎖を有し、典型的に、通常３５０万〜７５０万ｇ／ｍｏｌの分子量を有する。ＵＨＭＷＰＥは非常に強靭な材料であり、あらゆる熱可塑性ポリマーの中で最も高い衝撃強度の１つを有する。繊維に形成されると、ポリマー鎖は、９５％を超える平行配向及び３９％〜７５％の結晶化度のレベルを達成することができる。
【００８３】
ＥＣＭは細胞外マトリックスの略語である。
【００８４】
Ｓｒ−ＨＴはＳｒ−ドープされたハーディストナイトを意味する。Ｓｒ−ＨＴはまた、ストロンチウムカルシウムケイ酸亜鉛とも呼ばれる。
【００８５】
ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥは、ＰＶＡヒドロゲル及びＵＨＭＷＰＥ繊維を意味する。
【００８６】
ＰＧ−ＵＨＷＭＰＥは、ゼラチン及びＵＨＭＷＰＥ繊維を組み込んだＰＶＡヒドロゲルを意味する。
【００８７】
ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥは、ゼラチン及びＳｒ−ＨＴ並びにＵＨＭＷＰＥ繊維を組み込んだＰＶＡヒドロゲルを意味する。
【００８８】
ＭＳＣ増殖アッセイは、当業者によく知られている技術用語である。ＭＳＣは、間葉系幹細胞の略語である。ｏＭＳＣはヒツジＭＳＣに関する。
【００８９】
ＳＥＭは走査型電子顕微鏡の略語である。
【００９０】
用語「プロテーゼ」は一般に、外傷、疾患、又は先天的状態によって失われることがある、身体の欠損部分を置き換える人工デバイスを記述するために使用される。用語「骨格」は一般に、望ましい細胞相互作用が医療目的での新しい機能組織の形成に寄与するように設計された材料を指す。本発明の目的のために、用語「プロテーゼ」と「骨格」は互換的に使用される。
【００９１】
ＡＣＬプロテーゼは、複数の独立した繊維から形成されている。個々の繊維は、曲げ歪みを制限するために小さな直径を有する。ＡＣＬプロテーゼに必要な強度を実現するために、複数の繊維が一緒に作用する。
【００９２】
発明の詳細な説明
以下では、本発明の特定の実施形態について詳細に説明する。本発明を実施形態と共に説明するが、その意図は本発明をそれらの実施形態に限定することではないことが理解されるであろう。むしろ、本発明は、特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲内に含まれ得るすべての代案、改変、及び同等物を網羅することが意図されている。当業者であれば、本明細書に記載されているものと類似又は同等の、本発明の実施に使用できる多くの方法及び材料を認識するであろう。本発明はいかなる形であれ、記載された方法及び材料に限定されるものではない。
【００９３】
本明細書に開示されているように、組成物と接触している複数のポリマー繊維を含むインプラント可能な合成骨格が提供され、ここで組成物はヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む。
【００９４】
好ましい一実施形態において、本発明は、
１つ以上の束の形態である複数のポリマー繊維を含む合成腱又は靭帯骨格であって、
１つ以上の束は、
ヒドロゲル形成ポリマー、及び
生体適合性セラミック材料
を含む含浸組成物で含浸される、
合成腱又は靭帯骨格を提供する。
【００９５】
上記の好ましい実施形態に関して、束形態のポリマー繊維とヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む含浸組成物による含浸との組み合わせは、従来技術のデバイスと比較して多くの利点を有する、新しい合成腱又は靭帯骨格を実現する。例えば、本発明の骨格は、高い平衡含水量を実現し、同時に、腱細胞外マトリックス（ＥＣＭ）において示される細胞接着及び増殖を支持する能力を実現する。更に、本発明の骨格は、水溶性タンパク質の接着を可能にし、隣接組織との繊維性癒着を防止するために必要な親水性を有利に実現する。これらの利点について以下で更に考察する。
【００９６】
一実施形態において、本発明の合成腱又は靭帯骨格は、アキレス腱の報告された範囲内での極限引張強度（ｕｌｔｉｍａｔｅ  ｔｅｎｓｉｌｅ  ｓｔｒｅｎｇｔｈ）（σｕｔｓ）及び弾性率（Ｅ）を有し得る。例えば、本発明の合成腱又は靭帯骨格は、５０〜１７０ＭＰａの範囲、例えば５０〜約７０、７０〜約９０、９０〜約１１０、１１０〜約１３０、１３０〜約１５０、又は１５０〜約１７０ＭＰａの範囲の引張強度を実現するように構成されてよい。更に、本発明の腱又は靭帯骨格は、５００〜１７５０ＭＰａの範囲、例えば５００〜７５０、７５０〜１０００、１０００〜１２５０、１２５０〜１５００、又は１５００〜１７５０ＭＰａの範囲の引張弾性率を実現するように構成されてもよい。
【００９７】
他の実施形態において、本発明の合成腱又は靭帯骨格は、肩回旋腱板の報告されている範囲内で、極限引張強度（σｕｔｓ）及び引張弾性率（Ｅ）を実現するように構成されてよい。例えば、約２０ＭＰａの引張強度、及び５０〜７０、７０〜９０、９０〜１１０、１１０〜１３０、１３０〜１５０、又は１５０〜１７０ＭＰａの引張弾性率である。
【００９８】
他の実施形態において、本発明の合成腱又は靭帯骨格は、他の靭帯、例えば前十字靭帯の報告されている範囲内で、極限引張強度（σｕｔｓ）及び引張弾性率（Ｅ）を実現するように構成されてよい。例えば、約２５ＭＰａでの引張強度、及び約１１０ＭＰａの引張弾性率である。
【００９９】
有利には、本発明のインプラント可能な合成骨格は、天然の腱又は靭帯の平衡含水量と同様の、高い平衡含水量を有するように、製剤することができる。一実施形態において、本発明のインプラント可能な合成骨格は、約７０質量％の含水量を有することができる。他の例では、含水量は、約２０〜約８０質量％、又は約６０〜９０質量％、又は約６５〜７５質量％、又は約２０〜５０質量％、又は約４０〜７５質量％であり、例えば、約２５、３０、３５、４０、４５、５０、６０、６５、７０、又は７５質量％である。
【０１００】
一実施形態において、骨格の繊維体積分率は約５〜９５％である。いくつかの実施形態において、骨格中の組成物分率（ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ  ｆｒａｃｔｉｏｎ）は約２０〜５０質量％の範囲内である。骨格内には、約２０〜５０体積％の範囲であり得る、いくらかの多孔性があり得ることが理解されよう。別の実施形態において、骨格の浸透圧は、模倣されている天然組織と平衡するように、ヒドロゲル画分を介して平衡化される。
【０１０１】
ポリマー繊維
本発明のインプラント可能な骨格は、天然又は人工のポリマーから形成され得る、複数のポリマー繊維を含む。好ましいポリマーは、不活性であり、高分子量を有するか、又はより好ましくは超高分子量を有し、生体適合性であるが、実質的に生分解性ではない。本発明はまた、ポリマー繊維を製造するために使用されるポリマー又はコポリマーの混合物を意図している。
【０１０２】
本発明による有利な実施形態において、ポリマーは、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリアミド（ＰＡ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリウレタン（ＰＵ）、ポリウレタンウレア、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）のようなポリエステル、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）のようなポリフルオロポリマー、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）のようなポリアクリレート、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、及び上記の群におけるポリマーにより得られるブレンド又はコポリマーからなる群から選択される。したがって、ポリマーは、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリアミド（ＰＡ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリウレタン（ＰＵ）、ポリウレタンウレア、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）を含むポリエステル、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）等のポリフルオロポリマー、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）等のポリアクリレート、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、又はこれらのポリマーのうち任意の２つ以上のブレンド又はコポリマーであってよい。好適なポリマー繊維は、超高分子量ポリエチレン繊維（ＵＨＭＷＰＥ）である。他の実施形態において、ポリマー繊維束はまた、ポリマー繊維と会合した他の種類の生体適合性繊維、例えばチタン及びチタン合金繊維のような生体適合性金属繊維を含有してもよい。他の好適なポリマー繊維は、ポリエチレンテレフタレート（ポリエステル）、ポリアミド（ＮＹＬＯＮ（登録商標））、又はアラミド（ＫＥＶＬＡＲ（登録商標））である。吸収性繊維、例えばポリ乳酸又はポリグリコール酸をベースとするものを、追加的に使用することができる。
【０１０３】
いくつかの実施形態において、ポリマーの好ましい分子量は、５００，０００〜１００万ｇ／ｍｏｌである。他の実施形態において、ポリマーの好ましい分子量は、１００万〜８００万ｇ／ｍｏｌ、又は３５０万〜７５０万ｇ／ｍｏｌである。好ましくは、本発明において使用するためのポリマーの引張強度は、約１、２．０、２．５、３、３．５、４、４．５、又は５ＧＰａである。簡潔さのために、少なくとも２．５ＧＰａの引張強度を有するポリマー繊維を、以後、高強度繊維と呼ぶ。
【０１０４】
好ましくは、ポリマーはＵＨＭＷＰＥである。ＵＨＭＷＰＥは、エチレンのモノマーから合成され、それらのモノマーは互いに結合してベースポリエチレン生成物を形成する。これらの分子は、メタロセン触媒に基づく合成プロセスに起因して、よく知られている高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）の分子よりも数桁長く、その結果、それぞれＨＤＰＥの７００〜１，８００のモノマーと比較して、典型的に１分子当たり１００，０００〜２５０，０００のモノマー単位を有するＵＨＭＷＰＥ分子が得られる。ＵＨＭＷＰＥは、通常、３５０万〜７５０万の分子量を有し、典型的に、圧縮成形、ラム押出、ゲル紡糸、及び焼結によって様々に加工される。ＵＨＭＷＰＥはポリエチレンの極めて長い鎖を有し、それらはすべて同じ方向に整列している。ＵＨＭＷＰＥ繊維は高い引張強度を有し、生物不活性である。ＵＨＭＷＰＥは非常に靭性の高い素材でもあり、熱可塑性ポリマーの中で最も高い衝撃強度の１つを有する。繊維に形成されたとき、ポリマー鎖は、９５％を超える平行配向及び３９％〜７５％の結晶化度のレベルを達成することができる。好適には、高度に架橋されたＵＨＭＷＰＥを（ガンマ線又は電子線照射と共に）使用し、次いで熱処理して耐酸化性を改善することができる。
【０１０５】
ポリマー繊維に関して、「複数」とは、２〜１０００本のポリマー繊維、例えば、２〜５、５〜１０、１０〜１５、１５〜２０、２０〜２５、２５〜３０、３０〜３５、３５〜４０、４０〜４５、４５〜５０、５０〜５５、５５〜６０、６０〜６５、６５〜７０、７０〜７５、７５〜８０、８０〜８５、８５〜９０、９０〜９５、９５〜１００、１００〜２００、２００〜３００、３００〜４００、４００〜５００、５００〜６００、  ６００〜７００、７００〜８００、８００〜９００、又は９００〜１０００本の繊維を指す。繊維の数は、用途及び要求される機械特性に適するように選択することができる。当業者は、本発明の骨格に使用される繊維の数が繊維の太さにも依存し得ることを理解するであろう。例えば、比較的太い繊維を使用することは、一次繊維束に比較的少ない繊維しか必要とされないことを意味する場合があり、逆もまた同様である。好ましくは、複数のポリマー繊維は束の形態である。複数のポリマー繊維の数は、一次束中の繊維の数であってよい。本発明のインプラント可能な合成骨格中に単一の一次束があってもよく、又は骨格中に２つ以上の一次束があってもよく、各一次束は複数のポリマー繊維を含む。
【０１０６】
したがって、本発明は、繊維の複数の束、すなわち束の束を意図している。説明すると、本発明は、繊維の束（又は「一次束」）、及び一次束の束である二次束を意図している。更に、二次束の三次束も考えられ、三次束の四次束等も同様である。二次束（及び三次束、四次束等）は、２〜１００個、例えば、２〜５、５〜１０、１０〜１５、１５〜２０、２０〜２５、２５〜３０、３０〜３５、３５〜４０、４０〜４５、４５〜５０、５０〜５５、５５〜６０、６０〜６５、６５〜７０、７０〜７５、７５〜８０、８０〜８５、８５〜９０、９０〜９５、又は９５〜１００個の一次束を含み得る。束の数は用途に適するように選択することができ、必要とされる個々の繊維の総数、及び使用されている個々の繊維の断面直径に依存し得る。
【０１０７】
本発明のインプラント可能な合成骨格は、好ましくは繊維の細長い束を含む。細長い束では、単一の繊維を細長い束の端から端に巻き付けることができる。好適には、複数のポリマー繊維は、骨格内で、平行構成又は実質的に平行構成で長手方向に整列されている。ただし、他の実施形態において、複数の繊維のうちの１つ以上が、他の繊維の周りに巻き付けられるか又は撚り合わされて糸を形成し、組紐を含むことができる。さらに他の実施形態において、繊維の配置は、コラーゲン繊維配置が主として一軸性ではない、特定の天然の腱及び／又は靭帯に見られる非平行繊維配置を模倣するものであり得る。そのような配置では、繊維は長手方向に整列しているが非平行であってもよく、又は全体的若しくは部分的に非長手方向に整列していてもよい。当業者は、本発明の範囲内に含まれる他の構成を理解するであろう。
【０１０８】
好適には、個々のポリマー繊維の直径は、個々のコラーゲン繊維について報告されている範囲（５〜３０マイクロメートル）と一致する。例えば、直径は、約１〜約５０、約２〜約４０、約５〜約３０、約１０〜約３０、又は約２０〜約３０マイクロメートル、特に２０〜３０マイクロメートルであってよい。いくつかの実施形態において、繊維はすべて、おおよその同じ直径（例えば、１０％以内、例えば５％以内の同じ直径）である。他の実施形態において、繊維は、定義された範囲（例えば、２０〜３０マイクロメートル）内で同じ又は異なる直径を有してよい。他の実施形態において、繊維は複数の異なる直径を有するように選択されるか、又はテープ若しくはリボンの形態であってよい。いくつかの実施形態において、繊維はすべて同じ断面形状であり、その断面形状は好適には円形であり、他の実施形態において、繊維は異なる断面形状を有するように選択される。いくつかの実施形態において、繊維は中空コア（内腔構造）を有し、他の実施形態において、繊維は実質的な表面多孔性又は粗さを有するように製造される。更に別の実施形態において、繊維を構成するポリマーの分子量は、所定の機械特性を有する繊維束が得られるように選択される。当業者は、繊維直径、繊維数、繊維断面形状、繊維表面粗さ、及びポリマータイプが、本発明の合成腱又は靭帯骨格の意図される用途に適するように選択され得ることを理解するであろう。
【０１０９】
個々のポリマー繊維の好ましい直径は、個々のコラーゲン繊維について報告されている範囲（例えば、５〜３０マイクロメートル）と一致する。好ましくは、ポリマー繊維は、修復されるべき組織の天然の構造を模倣するように配向される（すなわち、整列又は非整列の状態になっている）。
【０１１０】
好適には、一次、二次、及び／又は三次等の束は、線維束の断面直径（１５０〜１０００マイクロメートル）と同様の断面直径を備えるように構成され、例えば、約１５０〜約１０００、約９００、約８００、約７００、約６００、約５００、約４００又は約３００マイクロメートル、又は約２００〜約１０００、約９００、約８００、約７００、約６００、約５００、約４００又は約３００マイクロメートル、特に２００〜３００マイクロメートルの断面直径を備えるように構成される。
【０１１１】
好適には、複数の繊維は、得られるインプラント可能な骨格が２０〜４０ＭＰａの範囲の引張強度を有し得るように、ポリマーから形成される。繊維の数は、用途に適するように選択することができ、インプラント可能な骨格の要求される機械特性に適するように調整することができることが理解されるであろう。例えば、５０〜１２０ＭＰａのインプラント可能な骨格の降伏強度が好ましい。好ましくは、降伏歪みは５〜１５％、引張弾性率（３０ＭＰａ；線形）は５００〜２５００ＭＰａ、引張弾性率（５ＭＰａ；つま先）は５００〜１０００ＭＰａである。本発明での使用に好ましいＵＨＭＷＰＥ繊維の引張強度は、約２．５、３、３．５、４、４．５、又は５ＧＰａである。簡潔さのために、少なくとも２．５ＧＰａの引張強度を有するＵＨＭＷＰＥ繊維を、以後、高強度ＵＨＭＷＰＥ繊維と呼ぶ。
【０１１２】
好適には、本発明のインプラント可能な合成骨格は、４０〜１００ＭＰａ、例えば４５〜９０ＭＰａ、特に５０〜８５ＭＰａの極限引張強度を有するように構成される。一実施形態において、骨格は、繊維の数及び特性を選択することによって構成される。
【０１１３】
一実施形態において、天然起源の三次繊維束の典型的な範囲（典型的に１０００〜３０００マイクロメートル）内にある、本発明の直径２ｍｍの合成骨格を構成することができる。直径２ｍｍの合成骨格は、個々の繊維の束（一次束）、又は二次束（一次束の束）、又は三次束（二次束の束）等から形成することができる。そのような直径２ｍｍの合成骨格を複数接合して完全な腱代替物を形成することができると考えられる。
【０１１４】
例えば、ヒト膝靭帯を修復するための人工靭帯の場合、合成腱又は靭帯骨格の直径は２ｍｍ〜２０ｍｍであり、合成腱又は靭帯骨格は、その長さの少なくとも一部分において、断面がテープの形態であってもよい。一実施形態において、直径は５ｍｍ〜１０ｍｍであってよい。別の実施形態において、合成腱又は靭帯骨格の直径は、約２ｍｍ〜約１０ｍｍ、例えば約２ｍｍ〜約６ｍｍ、例えば約４ｍｍであってよい。
【０１１５】
好適には、骨格の長さも天然靭帯の長さと同様のものである。ヒト膝靭帯の場合、長さは０．５ｃｍ〜５ｃｍであり、中央部と両端部を含む靭帯全体の長さは５ｃｍ〜２５ｃｍであり、有利には１０ｃｍ〜２０ｃｍであり、より有利には約１５ｃｍである。
【０１１６】
いくつかの実施形態において、繊維は、血栓症阻害剤、線維素溶解剤、血管拡張物質、抗炎症剤、細胞増殖阻害剤、及びマトリックス合成又は発現阻害剤等の治癒促進剤で被覆されている。そのような物質の例は、Ｓｏｌｕｔｉａ社の米国特許第６，１６２，５３７号に記載されている。本発明はまた、繊維を被覆するための治癒促進剤と一緒に、ポリマーコーティング（例えば、吸収性ポリマー）を使用することを意図している。
【０１１７】
組成物
本明細書に開示されているように、組成物と接触している複数のポリマー繊維を含むインプラント可能な合成骨格が提供され、ここで組成物はヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む。いくつかの実施形態において、組成物は、ポリマー繊維に含浸してインプラント可能な合成骨格を形成するという点で、含浸組成物である。
【０１１８】
ヒドロゲル
本明細書に記載の組成物はヒドロゲル形成ポリマーを含む。したがって、組成物は好適にはヒドロゲルの形態である。本発明の好ましいヒドロゲルは注射可能であり、密に充填された繊維構造体と接触させるか又はそれを通して含浸させることができ、その保水能力を保持すると共に、著しい引張、圧縮及び剪断歪みに耐えることができる。好ましくは、ヒドロゲルは十分な初期粘度を有し、接触又は含浸手順中にヒドロゲルが骨格の繊維間に漏れ出さないように、比較的迅速に硬化する。
【０１１９】
本発明は、含水量を保持することができるヒドロゲル形成ポリマーを含む組成物（好適には組成物はヒドロゲル組成物である）を組み込むことによって、初期インプラントからの潤滑流体の拡散の問題に取り組む。ヒドロゲルが生体内で骨格内に留まると、水が骨格の内外に拡散することができ、事実上、ヒドロゲルが潤滑剤として作用することが意味される。
【０１２０】
当業者が知っているように、ヒドロゲルは、少なくとも一時的に、溶解することなく水を吸収して膨潤することができる、親水性ポリマーネットワークである。物理化学的性質に応じて、吸水レベルは、約１０％から乾燥質量の１０００倍まで大きく変動する。本発明のヒドロゲルは実質的な含水量を保持し、好適には生体組織に非常によく似た分子構造を含む。好適には、本発明のヒドロゲルは生体適合性であり、ある程度の潤滑性及び弾性を付与する。
【０１２１】
好適なヒドロゲル形成ポリマーはポリビニルアルコール（ＰＶＡ）である。ＰＶＡ系ヒドロゲルは、驚くべきことに、水分子を保持するための多孔質構造を与え、低摩擦をもたらすことが見出された。特に、ＰＶＡ系ヒドロゲルは、天然の腱及び靭帯のＥＣＭ構造を模倣している。ＰＶＡの分子量は、好適には約８０，０００〜約１００，０００ｇ／ｍｏｌであり、例えば約８９，０００〜約９８，０００ｇ／ｍｏｌである。ＰＶＡは、好適には、ポリエチレングリコールの存在下で物理的に架橋される（参照により本明細書に組み込まれる、Ｒｕｂｅｒｔｉ及びＢｒａｉｔｈｗａｉｔｅの米国特許第７，７７６，３５２（Ｂ２）号を参照されたい）。好適には、ＰＶＡ系ヒドロゲルはコポリマーを含有しない。好適には、ＰＶＡ系ヒドロゲルは経時的に劣化しない。例えば、ＰＶＡ系ヒドロゲルは、通常の生理学的環境において本質的に非分解性であり得、したがって、見込み患者の寿命にわたって、実質的に生体内で保持され得る。
【０１２２】
ＰＶＡ系ヒドロゲルの平衡含水量は、約１５００％、又は約５００％〜約２０００％、又は約５００％〜約１５００％、又は約５００％〜約１０００％、又は約７５０％〜約１２５０％、又は約１０００％〜２０００％、又は約１２００％〜１８００％、又は約１０００％〜１５００％、又は約１５００〜２０００％、又は少なくとも５００％、又は少なくとも１０００％、又は少なくとも１２００％、又は約５００％、６００％、７００％、８００％、９００％、１０００％、１１００％、１２００％、１３００％、１４００％、１５００％、１６００％  、１７００％、１８００％、１９００％又は２０００％であってよい。例えば、特定の実施形態において、ＰＶＡ系ヒドロゲル（ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ）は約１５００％の平衡含水量を有し、ＰＶＡ系ヒドロゲル（ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ）は約１２００％の平衡含水量を有し、且つ／又はＰＶＡ系ヒドロゲル（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）は約６００％の平衡含水量を有する。本発明に適した凍結乾燥ＰＶＡ系ヒドロゲルは、典型的に５〜４０マイクロメートルの細孔径を有する。
【０１２３】
ただし、他の非ＰＶＡ系ヒドロゲルがＰＶＡ系ヒドロゲルの好適な代替物であり得ることが理解されるであろう。非ＰＶＡ系ヒドロゲルは、約５００％〜約１５００％の平衡含水量及び／又は凍結乾燥時の５〜４０マイクロメートルの細孔径を有し得る。
【０１２４】
複数の繊維（又は繊維束）に対する骨格中に存在するヒドロゲル形成ポリマーを含む組成物の量は、骨格中の繊維の数及びそれらの繊維又は繊維束の直径に応じて変わり得る。複数の繊維及び／又は繊維束が実質的に伸張しているか又は長手方向に整列しており、ヒドロゲル形成ポリマーを含む組成物が引抜成形プロセスにおいて繊維に接触又は含浸する場合、組成物の量は、引き抜かれる繊維の数及び開口径に依存する。本明細書に報告されている骨格の一実施形態において、ヒドロゲル形成ポリマー組成物の繊維束に対する乾燥質量の比は、好適には約１〜５及び１〜２０、最も好適には約１〜１０である。
【０１２５】
好適には、組成物中のヒドロゲル形成ポリマーの濃度は、約５質量％〜約２５質量％である。例えば、濃度は、約５質量％〜約２０質量％、約１０質量％〜約１５質量％、例えば約１０、約１１、約１２、約１３、約１４、又は約１５質量％、例えば、約１３．５質量％であってよい。
【０１２６】
ヒドロゲル形成ポリマーはヒドロゲルを形成することができる。したがって、本発明の骨格は、加熱されたヒドロゲル形成ポリマー組成物が複数のポリマー繊維に接触又は含浸して、冷却時にヒドロゲルを形成するときに、形成され得る。ヒドロゲル形成ポリマーを含む組成物は、ヒドロゲル形成を補助するために、ポリ（エチレングリコール）、例えばＰＥＧ４００等の物理的架橋剤を必要とすることがある。物理的架橋剤は、生体内で骨格を使用する前に、除去することができる。いくつかの実施形態において、組成物は化学架橋剤を必要とすることがある。当業者は、組成物中に存在する特定のヒドロゲル形成ポリマーに従って、物理的及び／又は化学的架橋剤が選択され得ることを理解するであろう。
【０１２７】
生体適合性セラミック材料
本発明の骨格は、ヒドロゲル内に生体適合性セラミック材料を含み、本発明の骨格の長期性能において有意な改善を実現すると期待される。
【０１２８】
１つの好適な生体適合性セラミック材料は、全体が本明細書に組み込まれる国際公開第２０１０／００３１９１号パンフレットに記載されている、Ｓｒ、Ｍｇ又はＢａがドープされたハーディストナイト（Ｃａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７）である。
【０１２９】
１つの好適なドープされたハーディストナイトは、ストロンチウムドープＣａ２ＺｎＳｉ２Ｏ７（Ｓｒ−ＨＴ）である。Ｓｒ−ＨＴの分子式は、ＳｒｘＣａ（２−ｘ）ＺｎＳｉ２Ｏ７であり、式中、ｘは０．０５〜０．９である。好適にはｘ＝０．１である。したがって、好適には、本発明のＳｒ−ＨＴは、分子式Ｓｒ０．１Ｃａ１．９ＺｎＳｉ２Ｏ７によって表される。或いは、ｘは、０．１５、０．２、０．２５、０．３、０．３５、０．４、０．４５、０．５、０．５５、０．６、０．６５、０．７、０．７５、０．８、０．８５、若しくは０．９、又は０．０５〜０．１５、又は０．１〜０．４、又は０．３〜０．７、又は０．０５〜０．５、又は０．５〜０．９である。
【０１３０】
好適には、Ｓｒ：Ｃａ比は約０．０２５〜０．８５である。例えば、Ｓｒ：Ｃａ比は、０．０２５、０．０５、０．０７５、０．１、０．１２５、０．１５、０．１７５、０．２、０．２２５、０．２５、０．２７５、０．３、０．３２５、０．３５、０．３７５、０．４、０．４２５、０．４５、０．４７５、０．５、０．５２５、０．５５、０．５７５、０．６、０．６２５、０．６５、０．６７５、０．７、０．７２５、０．７５、０．７７５、０．８、若しくは０．８２５、又は０．０２５〜０．１、又は０．１〜０．２、又は０．１５〜０．４、又は０．３〜０．７、又は０．５〜０．８５の値を有してよい。
【０１３１】
本発明の一実施形態において、ゾル−ゲル法により、ハーディストナイト（Ｈａｒｄｓｙｔｏｎｉｔｅ）中のＣａイオンをＳｒで部分的に置換することで、Ｃａ−Ｓｉ系中でＺｎ及びＳｒイオンを組み合わせることによって、ケイ酸ストロンチウムカルシウム亜鉛（Ｓｒ０．１Ｃａ１．９ＺｎＳｉ２Ｏ７）が得られる。
【０１３２】
他の好適な生体適合性セラミック材料としては、全体が本明細書に組み込まれる国際公開第２００９／０５２５８３号パンフレットに開示されている、バクダット石（Ｃａ３ＺｒＳｉＯ９）を含む生体適合性セラミック材料が挙げられる。国際公開第２００９／０５２５８３号パンフレットは、特に組織の再生又は表面再建のための、生体適合性バグダット石を含むインプラント可能な医療機器を記載している。
【０１３３】
他の好適な生体適合性材料としては、全体が本明細書に組み込まれる国際公開第２０１２／１６２７５３号パンフレットに開示されている、二相又は複合生体適合性セラミック材料であって、第１の相がケイ酸カルシウム亜鉛であり、第２の相が金属酸化物である材料も含まれる。国際公開第２０１２／１６２７５３号は、先行技術のインプラント可能な医療機器の長期安定性を改善するためのコーティングを記載している。
【０１３４】
さらなる好適な生体適合性材料は、ポリカプロラクトン−バグダット石（Ｃａ３ＺｒＳｉ２Ｏ９）複合材料である。ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）は、本明細書で言及しているＵＨＭＷＰＥ繊維と同様の形態の繊維に形成することができる熱可塑性ポリマーである。ＰＣＬ繊維を形成するための１つの好適な方法は電界紡糸によるものであるが、他の方法も当業者には明らかであろう。次いで、細胞活性を増強するために、バグダット石のような生物活性粒子、及び本明細書に開示されているヒドロゲル組成物を、ＰＣＬ繊維に埋め込むことができる。好ましくは、ＰＣＬは強度を最大にするために高分子量を有する。一実施形態において、ＰＣＬの分子量は約９０，０００ｇ／ｍｏｌであるが、他の実施形態では、より高い分子量であってもよく、例えば、１２０，０００；  １５０，０００；  ２００，０００又は更には５００，０００ｇ／ｍｏｌであってもよい。
【０１３５】
生体適合性セラミック材料、例えばＳｒ−ＨＴは、組成物中に分散した微粒子の形態で好適に存在する。好適には、微粒子は組成物全体に均一に分散している。したがって、微粒子は、骨格中にあるとき、複数の繊維の周りに均一に分散していてよい。ただし、他の実施形態において、微粒子は本発明の骨格の外側に比較的集中している。
【０１３６】
微粒子の形態であるとき、生体適合性セラミック材料（例えば、Ｓｒ−ＨＴ）は、約０．１〜約５００μｍ、又は約０．１〜１０μｍ、又は１〜２０μｍ、又は２０〜５０μｍ、又は５０〜１００μｍ、又は０．１〜１００μｍ、又は１００〜２００μｍ、又は２００〜４００μｍ、又は３００〜５００μｍ、又は５００μｍ未満、又は２５０μｍ未満、又は１５０μｍ未満、例えば、１、２５、５０、７５、１００、１２５、１５０、１７５、２００、２２５、２５０、２７５、３００、３２５、３５０、３７５、４００、４２５、４５０、又は４７５μｍの直径を有してよい。粒径は平均粒径であってよい。いくつかの実施形態では、広い粒度分布を有することが好ましく、他の実施形態では、比較的狭い粒度分布を有することが好ましい。
【０１３７】
生体適合性セラミック材料は、バルクで調製し、必要な粒径を得るために十分に細かく粉砕するか、又は微粒子の形態で合成的に調製することができる。各種合成方法が当業者に知られている。
【０１３８】
細胞接着促進剤
本明細書に開示されているインプラント可能な合成骨格は、組成物と接触している複数のポリマー繊維を含み、組成物は、ヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む。ただし、組成物は１種以上の追加の成分を含んでもよい。例えば、一実施形態において、本明細書の組成物は、ヒドロゲル形成ポリマー、生体適合性セラミック材料及び細胞接着促進剤を含む。
【０１３９】
任意の好適な細胞接着促進剤が使用されてよい。例えば、１つの好適な細胞接着促進剤はゼラチンであり、ゼラチンは、コラーゲン中に存在する、高い平均分子量の水溶性タンパク質の不均一混合物である。タンパク質は、皮膚、腱、靭帯、骨等を水中で沸騰させることによって抽出される。抽出方法は製造元によって異なる場合がある。好適には、ゼラチンはコラーゲンに由来し、特に不可逆的に加水分解された形態のコラーゲンである。比較的少量のゼラチンを添加すると、骨格への細胞接着が促進される。したがって、いくつかの実施形態において、本発明の骨格中で複数のポリマー繊維に接触又は含浸した組成物は、ゼラチンをも好適に含む。ただし、他の細胞接着促進剤も当業者に知られている。
【０１４０】
本発明において細胞接着促進剤として使用される場合、ゼラチンは、ヒドロゲル形成ポリマー組成物に組み込まれるとき、化学的に架橋されない又は化学的に修飾されないことが適切である。ヒドロゲル形成ポリマーがＰＶＡである場合、ゼラチンは、ＰＶＡ系ヒドロゲルに組み込まれるとき、化学的に架橋されない又は化学的に修飾されないこと、すなわち単に物理的に組み込まれることが好ましい。ゼラチンの化学修飾を防止する他の方法が当業者に知られているが、ゼラチンはヒドロゲル形成ポリマー（いくつかの実施形態では、ＰＶＡ）及び水と組み合わされ、次いで、加熱され、更に混合されてもよい。
【０１４１】
好適には、組成物中の細胞接着促進剤、例えばゼラチンの濃度は、約０．１質量％〜約１０質量％である。例えば、濃度は、約０．１質量％〜０．５質量％、又は０．５質量％〜５質量％、又は１質量％〜４質量％、又は３質量％〜７質量％、又は５質量％〜１０質量％、又は約０．５質量％〜約２質量％、例えば約１質量％〜約２質量％、例えば、約０．５質量％、１質量％、１．５質量％、２質量％、３質量％、４質量％、５質量％、６質量％、７質量％、８質量％、９質量％又は１０質量％であってよい。
【０１４２】
ヒドロゲル形成ポリマー：ゼラチンの（組成物の質量を基準とする）質量％の好適な比は、１：１〜５０：１、又は１：１〜１０：１、又は５：１〜２５：１、又は２０：１〜４０：１、又は３０：１〜５０：１、例えば、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１５、２０、３０、若しくは４０：１である。より好適には、ヒドロゲル形成ポリマー：ゼラチンの質量比は、５：１〜１５：１、又は５：１〜８：１、又は７．５：１〜１２．５：１、又は１０：１〜１５：１、例えば、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４若しくは１５：１、特に約９：１である。
【０１４３】
ヒドロゲル形成ポリマー：ゼラチン：生体適合性セラミック材料の（組成物の質量を基準とする）質量％のいくつかの好適な比は、９：１：４；又は１０：１：５；又は５：１：２；又は１５：１：１０；又は５：１：１０；又は１５：１：２；又はこれらの間の任意の比である。約９：１：４が特に好適である。
【０１４４】
追加の成分
細胞接着促進剤に加えて又はその代わりに、本発明の骨格はまた、生物活性ガラス、又は２種以上の生物活性ガラスの混合物を含んでもよい。そのような材料は通常、リン酸カルシウム及び／又は硫酸カルシウムを含有する。ＣａＯ、Ｐ２Ｏ５、ＳｉＯ２及びＮａ２Ｏは、生元素（ｂｉｏ  ｅｌｅｍｅｎｔ）の典型的な成分である。
【０１４５】
骨格
本明細書中に記載されているように、本発明の組成物は、複数のポリマー繊維に接触又は含浸している。組成物が複数のポリマー繊維と接触している場合、好ましくは、複数の各繊維が組成物と接触して、各繊維が少なくとも部分的に組成物で覆われるか若しくは組成物に包み込まれるか、又は完全に（若しくは実質的に完全に）組成物で覆われるか若しくは組成物に包み込まれるようになる。ただし、繊維の配置に応じて、複数の繊維のうちの一部のみが組成物と接触していてもよい。例えば、複数の繊維が１つの束として（又は２つ以上の束として）提供される場合、束の外側の繊維は組成物と接触しているが、束の内側の繊維は組成物と接触していないことがある。この効果は、束の直径が大きくなるにつれて、より顕著になり得る。いくつかの場合において、複数の繊維が２つ以上の束として提供される場合、束のいくつかは、組成物によって完全に（若しくは実質的に完全に）覆われているか又は組成物で包み込まれており、束のいくつかは、組成物によって部分的にのみ覆われているか又は組成物に包み込まれていることがある。繊維束と組成物との間の接触量は、骨格中のどこに束が位置するか（例えば、骨格の表面又はその断面を見たときの中心等）、及び／又は骨格の最終形状（例えば平坦なテープ状の骨格若しくは円筒形の骨格等）に依存し得る。
【０１４６】
本明細書で使用する用語「含浸した」は、接触の一形態であり、最も好ましくは、繊維の束が組成物によって完全に（若しくは実質的に完全に）覆われているか又は包み込まれており、組成物が束全体に浸透しているか又は染み込んだ形態である。ただし、繊維の束に組成物が含浸しても、組成物が束中の各繊維全体に完全に染み込む又は浸透することができない状況があり得る。
【０１４７】
本明細書に記載の接触又は含浸は、加圧下で実施することができる。本発明の骨格を形成するために複数の繊維に組成物を接触又は含浸させる好適な方法は、以下の「骨格の調製方法」と題する節に記載されている。
【０１４８】
本発明による骨格中で複数の繊維に接触又は含浸させるために、任意の好適な量の組成物を使用することができる。同様に、本明細書に記載の骨格中に任意の好適な体積の繊維を使用することができる。例えば、一実施形態において、骨格の繊維体積分率は約５〜９５％である。例えば、骨格は、５〜２５体積％のポリマー繊維、又は１０〜３０体積％、又は２５〜５０体積％、又は４０〜６０体積％、又は５０〜７５体積％、又は６０〜９０体積％、又は７０〜９５％、又は５０〜９５％、又は約５、１０、１５、２０、３０、４０、５０、６０、７０、８０、９０若しくは９５体積％のポリマー繊維を含んでいてよい。いくつかの実施形態において、骨格中の含浸組成物分率は、約２０〜５０質量％以内、又は２０〜３０質量％以内、又は２５〜４０質量％以内、又は３０〜４５質量％以内、又は３５〜５０質量％以内、又は３０〜５０質量％以内、又は２０〜４０質量％以内、例えば、２０、２５、３０、３５、４０、４５、又は５０質量％である。
【０１４９】
骨格内には、約２０〜５０体積％、又は２０〜３０体積％、又は２５〜４０体積％、又は３０〜４５体積％以内、又は３５〜５０体積％以内、又は３０〜５０体積％以内、又は２０〜４０体積％以内、例えば、２０、２５、３０、３５、４０、４５、若しくは５０体積％の範囲であり得る、いくらかの多孔性があり得ることが理解されよう。
【０１５０】
骨格は、約２０〜約８０質量％の平衡含水量を有してよい。例えば、骨格は、約２０〜約４０質量％、又は３０〜５０質量％、又は２５〜６０質量％、又は４０〜８０質量％、又は５０〜７５質量％、又は６０〜７０質量％、又は６５〜８０質量％、例えば、２０、２５、３０、３５、４０、４５、５０、５５、６０、６５、７０、７５、若しくは８０質量％の平衡含水量を有してよい。
【０１５１】
本発明によれば、インプラント可能な合成骨格の断面形状は、合成腱又は靭帯としての使用が意図される場合、置換される天然の腱若しくは靭帯に類似しているか、又は修復される天然の腱若しくは靭帯に対して相補的な形状を有している。好適には、合成腱又は靭帯骨格の寸法は、置換される天然の腱又は靭帯と類似している。ただし、より一般的には、本明細書における骨格は任意の好適な形状を有してよい。例えば、骨格は、好適に成形された任意の断面を有する、テープ、リボン、又は角柱状構造の形態であり得る。例えば、断面は、円形、長方形、正方形、台形、三角形、又は他の任意の好適な断面形状を有してよい。骨格は、その長さに沿って一定の断面を有してもよく、又は長さと共に変化する断面、例えば円錐形を有してもよい。骨格は、ねじれた角柱又はロープの形態をとり得る。いくつかの実施形態において、骨格は円筒形であってよい。他の実施形態において、骨格は矩形角柱テープであってよい。他の実施形態において、骨格は、細長い長方形又は正方形の角柱であってよい。当業者に公知の技術、例えば引抜成形、射出成形等を介して、これらの骨格形状又は断面形のうちの任意の１つ以上を製造することができる。
【０１５２】
組成物の調製方法
本発明は、
ヒドロゲル形成ポリマー、細胞接着促進剤、生体適合性セラミックミクロスフェア、水及び場合により酸（例えば塩酸）を組み合わせる工程と；
これらの成分を混合して均一混合物を得る工程と
を含む、組成物の調製方法を提供する。
【０１５３】
方法は、任意に、ヒドロゲル形成ポリマー、細胞接着促進剤、生体適合性セラミックミクロスフェア、水及び任意に酸に、物理的架橋剤を添加する工程を更に含む。一実施形態において、物理的架橋剤はポリエチレングリコールである。一実施形態において、物理的架橋剤はＰＥＧ４００である。物理的架橋剤は、任意の好適な濃度、例えば、約１〜５０質量％、又は１〜１０質量％、又は１０〜２０質量％、又は１５〜２５質量％、又は２５〜３５質量％、又は３０〜４０質量％、又は３５〜５０質量％、例えば、１、５、１０、１５、２０、２５、３０、３５、４０、４５又は５０質量％で、添加されてよい（ここで、  質量％は、１００×［Ｗａｇｅｎｔ／（Ｗａｇｅｎｔ＋Ｗｓｏｌｕｔｉｏｎ）］として計算され、式中、Ｗｓｏｌｕｔｉｏｎ  は、ヒドロゲル形成ポリマー溶液の質量である）。
【０１５４】
例えば、一実施形態において、本発明は、
ＰＶＡ、ゼラチン、Ｓｒ−ＨＴミクロスフェア、水及び酸を組み合わせる工程と；
これらの成分を混合して均一混合物を得る工程と
を含む、組成物の調製方法を提供する。
【０１５５】
別の実施形態において、本発明は、
ＰＶＡ、ゼラチン、Ｓｒ−ＨＴミクロスフェア、水、酸及びＰＥＧ４００を組み合わせる工程と；
これらの成分を混合して均一混合物を得る工程と
を含む、組成物の調製方法を提供する。
【０１５６】
更なる実施形態において、本発明は、
（ａ）ＰＶＡ、ゼラチン、Ｓｒ−ＨＴミクロスフェア、及び水を組み合わせる工程と；
（ｂ）これらの成分を混合して均一混合物を得る工程と；
（ｃ）均一混合物を約６．８〜７．８のｐＨに調整する工程と；
（ｄ）均一混合物を約８５〜９５℃の温度に加熱する工程と；
（ｅ）混合を行いながら、工程（ｄ）の混合物に約８５〜９５℃の温度でＰＥＧ４００を滴加する工程と
を含む、組成物の調製方法を提供する。
【０１５７】
一実施形態において、ＰＶＡは粉末の形態である。一実施形態において、ゼラチンは顆粒化されている。
【０１５８】
好適には、目標ｐＨ範囲は約７．０〜７．５である。好適には、組成物中の酸の濃度は、約７．０〜７．５の目標ｐＨが得られるような濃度である。目標ｐＨは、酸、例えば塩酸を使用して、好適に調整される。酸の添加により、生体適合性セラミックミクロスフェアのアルカリ度によって上昇していた場合がある、組成物のｐＨが、好適に低減される。
【０１５９】
好適には混合物は加熱される。例えば、混合物は、約７０℃から約９５℃、例えば約９０℃に加熱されてよい。混合物を加熱すると溶解が促進される。
【０１６０】
当業者は、粘度が混合成分のパーセント濃度に依存することを理解するであろう。硬化中のこのゲルの粘度はまた、温度と時間の両方にも依存する。
【０１６１】
骨格の調製方法
本発明は、ヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む組成物を、複数のポリマー繊維と接触させる工程を含む、インプラント可能な合成骨格の調製方法を提供する。本発明はまた、インプラント可能な合成骨格の調製方法であって、
複数のポリマー繊維を準備する工程と；
ヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む組成物を準備する工程と；
複数のポリマー繊維を組成物と接触させて、それによって前記インプラント可能な合成骨格を形成する工程と
を含む方法を提供する。
【０１６２】
いくつかの実施形態において、複数のポリマー繊維は束の形態で提供される。他の実施形態において、複数のポリマー繊維は２つ以上の束の形態で提供される。
【０１６３】
好ましい一実施形態において、本発明は、ヒドロゲル形成ポリマー及び生体適合性セラミック材料を含む含浸組成物を、ポリマー繊維の束に含浸させる工程を含む、合成腱又は靭帯骨格の調製方法を提供する。
【０１６４】
別の実施形態において、本発明は、インプラント可能な合成骨格の調製方法であって、
複数のポリマー繊維を準備する工程と；
ヒドロゲル形成ポリマー、生体適合性セラミック材料及び細胞接着促進剤を含む組成物を準備する工程と；
複数のポリマー繊維を組成物と接触させて、それによって前記インプラント可能な合成骨格を形成する工程と
を含む方法を提供する。
【０１６５】
方法は好適には、組成物中にゼラチンを含める工程を更に含む。好適には、ヒドロゲル形成ポリマーはＰＶＡである。好適には、ポリマー繊維はＵＨＭＷＰＥ繊維である。好適には、生体適合性セラミック材料はＳｒ−ＨＴである。
【０１６６】
したがって、一実施形態において、本発明は、インプラント可能な合成骨格を調製するための方法であって、
複数のＵＨＭＷＰＥポリマー繊維を準備する工程と；
ＰＶＡ、Ｓｒ−ＨＴ微粒子及びゼラチンを含む組成物を準備する工程と；
複数のＵＨＭＷＰＥポリマー繊維を組成物と接触させ、それによって前記インプラント可能な合成骨格を形成する工程と
を含む方法を提供する。
【０１６７】
別の実施形態において、本発明は、インプラント可能な合成骨格の調製方法であって、
（ａ）ＰＶＡ、ゼラチン、Ｓｒ−ＨＴミクロスフェア、及び水を組み合わせる工程と；
（ｂ）これらの成分を混合して均一混合物を得る工程と；
（ｃ）均一混合物を約６．８〜７．８のｐＨに調整する工程と；
（ｄ）均一混合物を約８５〜９５℃の温度に加熱する工程と；
（ｅ）混合を行いながら、工程（ｄ）の混合物に約８５〜９５℃の温度でＰＥＧ４００を滴加する工程と
（ｆ）工程（ｅ）で形成された混合物を複数のＵＨＭＷＰＥ繊維と接触させる工程と；
（ｇ）工程（ｆ）の生成物を室温で静置し、それによってヒドロゲル系骨格を形成する工程と；
（ｈ）水中での透析により、工程（ｇ）のヒドロゲルからＰＥＧ４００を除去する工程と
を含む方法を提供する。
【０１６８】
複数のポリマー繊維と接触させる組成物は、上記の「組成物の調製方法」と題する節に従う方法によって製造することができる。
【０１６９】
当業者は、組成物を複数のポリマー繊維に接触又は含浸させるための各種方法を知っているであろう。ポリマー繊維の束に接触又は含浸させるための１つの好適な方法は、引抜成形プロセスと同様であり、繊維をバレル内で組成物により飽和させ、次いで、加熱してもよい狭い開口部（ダイ）を通して、慎重に形成し引き抜くものである。引抜成形は、実質上任意の長さの直線的な一定の断面部分をもたらす。本発明による合成腱又は靭帯骨格を調製するための、そのような方法を図１に示し、これについて以下で論じる。
【０１７０】
組成物は、引抜成形バレル内で高温にて繊維と組み合わせてよい。例えば、高温は、２０〜３０、３０〜４０、４０〜５０、２０〜５０、５０〜６０、６０〜７０、７０〜８０、５０〜８０、８０〜９０、８５〜９５、９０〜９５、又は６０〜９５℃であってよい。
或いは、組成物を室温で引抜成形バレル中の繊維と組み合わせて、続いて高温で、含浸部分がダイを通って引き抜かれるとき、加熱してもよい。
【０１７１】
ＵＨＭＷＰＥ繊維及び組成物が引き抜かれる出口の直径は、約２ｍｍ〜約１０ｍｍ、例えば約２ｍｍ〜約６ｍｍ、例えば約４ｍｍであってよい。引抜成形速度は任意の速度であってよい。
【０１７２】
いくつかの実施形態では、個々のポリマー繊維の束が引き抜かれ、他の実施形態では、個々のポリマー繊維が別個の一次束として配列されて、一次束が引き抜かれる。更に他の実施形態において、（一次束のうちの）二次束が配列され、引抜成形される。繊維の一次束（又は一次束の二次束、又は二次束の三次束等）は、繊維及び束を一緒に結合させ固着させて骨格を形成すやすい含浸組成物によって、一緒に保持されると理解される。
【０１７３】
いくつかの実施形態において、本発明の合成骨格は、引抜成形後の特定の時間（例えば、約５分）にわたり、室温（約２０℃）で静置されてよい。
【０１７４】
複数のポリマー繊維に接触又は含浸させる代替方法では、任意に繊維束の繊維中の隙間に組成物を押し込むように圧力を加え、組成物を加熱して粘度を下げながら、浸漬によってポリマー繊維の１つの束（又は２つ以上の束）に組成物を染み込ませることができる。他の方法は当業者に知られている。本発明の合成骨格は、成形後に特定の時間（例えば、約５分間）にわたり、室温（約２０℃）で静置されてよい。
【０１７５】
いくつかの実施形態において、本発明の合成骨格は、任意に、脱イオン水中に（例えば、２４時間）浸漬され、次いで保存のために凍結乾燥されてもよい。次に、骨格は、必要に応じて再水和され得る。
【０１７６】
本発明は、本発明による方法によって調製された合成腱又は靭帯骨格を提供する。
【０１７７】
医療用途
本発明は、断裂又は罹患した腱又は靭帯のための、患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復に有用である。したがって、本発明は、以下を提供する。
−  部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復のための、本発明の合成腱又は靭帯骨格の使用。
−  本発明の合成腱又は靭帯骨格の植え込みを含む、患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯修復の方法。
−  患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯修復に使用するための、本発明の合成腱又は靭帯骨格。
−  患者における部分的又は全体的な腱又は靭帯修復のための医薬の製造における、本発明の合成腱又は靭帯骨格の使用。
【０１７８】
更に、本発明は以下を提供する。
−  ＵＨＭＷＰＥ繊維の束と組み合わせて部分的又は全体的な腱又は靭帯修復に使用するための、ヒドロゲル形成ポリマー（ＰＶＡ等）；細胞接着促進剤（例えば、ゼラチン）；及びＳｒ−ＨＴを含む、含浸剤組成物。
−  合成腱又は靭帯骨格の製造における、ヒドロゲル形成ポリマー（ＰＶＡ等）；ゼラチン；及びＳｒ−ＨＴを含む、含浸剤組成物の使用。
−  ＵＨＭＷＰＥ繊維の束と組み合わせた部分的又は全体的な腱又は靭帯修復のための合成腱又は靭帯骨格の製造における、ヒドロゲル形成ポリマー（ＰＶＡ等）；ゼラチン；及びＳｒ−ＨＴを含む、含浸剤組成物の使用。
【０１７９】
本発明は更に以下を提供する。
−  本発明による複数の合成腱又は靭帯骨格を含む、合成腱又は靭帯。一実施形態において、合成腱又は靭帯は腱膜の形態である。
−  部分的又は全体的な腱又は靭帯修復のためのプロテーゼの製造における、複数の合成腱又は靭帯骨格の使用。
−  部分的又は全体的な腱又は靭帯の修復のための、複数の合成腱又は靭帯骨格を含むプロテーゼ。
【０１８０】
本発明の骨格は、有利には、動物、特にヒト以外の哺乳動物又はヒトにおける任意の靭帯を修復又は置換するために使用される人工靭帯である。修復又は交換することができる靭帯は、頭頸部靭帯（輪状甲状腺靭帯、歯周靱帯、水晶体提靱帯）、手首靭帯（掌側橈骨手根靭帯、背側橈骨手根靭帯、尺側側副靭帯、橈側側副靱帯）、肩靭帯（回旋腱板）、膝靭帯（前十字靭帯（ＡＣＬ）、外側側副靭帯（ＬＣＬ）、後十字靭帯（ＰＣＬ）、内側側副靭帯（ＭＣＬ）、頭部十字靭帯（ｃｒａｎｉａｌ  ｃｒｕｃｉａｔｅ  ｌｉｇａｍｅｎｔ）（ＣｒＣＬ）  −  ＡＣＬの四肢動物等価物、尾部十字靭帯（ＣａＣＬ）、膝蓋靭帯）から選択されてよい。一実施形態において、患者はヒトである。
【０１８１】
関連する実施形態において、ＰＶＡヒドロゲル及びＵＨＭＷＰＥ成分の両方が、通常の生理学的環境において本質的に非分解性であり、見込み患者の生涯を通じて、実質的に生体内に留まるであろうことが理解されよう。
【０１８２】
靭帯骨格の端を骨に固定するために使用される各種アンカーがある。最も一般的には、アンカーは、骨格（プロテーゼ）（移植された腱若しくは靭帯、又は人工靭帯）に沿って、骨にドリルで開けたアンカー用穴又はトンネル内に挿入されるように設計された、いわゆる干渉ねじである。干渉ねじは、アンカー用穴内で骨にプロテーゼ組織をはめ込む。そのようなねじは、金属、最も一般的にはチタン、又は生体吸収性ポリマーのいずれかから作製される。別の一般的な技術は、大腿骨顆にドリルで開けられた穴の内部にプロテーゼ組織のループを固定するために使用される、いわゆるクロスピンである。すべての場合において、プロテーゼ組織は骨の端を越えて湾曲することによってトンネルから出る。骨の治癒／再構築により、間隙が埋まり、骨内で靭帯が自然に固定されることが期待される。本発明によるインプラント可能な合成骨格の端部を、アンカーポイント（例えば、多孔質海綿骨骨格等の別の骨格）に付着又は接合させて、合成骨−腱−骨複合体を生成することができる。固定方法は当業者によく知られているものであり、すべての好適な方法は本発明の範囲内に含まれる。
【０１８３】
本発明の利点
本発明の骨格は、特に生物学に基づく置換と比較して、例えば以下の１つ以上の有利な特性を提供する。
−  制御された所定の骨格サイズ及び直径を実現した製造方法；
−  長期の在庫保管；
−  バッチ間の一貫性；
−  高い機械的強度；
−  高いつま先−線形弾性率；
−  高い平衡含水量；及び
−  強化された細胞増殖性。
【０１８４】
更に、本発明におけるヒドロゲルの使用は、生体内で水が骨格の内外に拡散するときにその全体の含水量を保持することができ、実際上、ヒドロゲルが長期間の潤滑剤として作用することを意味する。ヒドロゲルは、見込み患者の寿命を通じて生体内に留まる。この点は、潤滑剤を使用する既存の技術よりも有利である。潤滑剤は、初期インプラントから最終的に拡散することがあり、長期的には潤滑剤として作用しなくなり、関節滑膜炎を引き起こすおそれがある流体である。
【０１８５】
本発明者らによる最も注目に値する発見の１つは、驚くべきことに、それ自体は数桁の規模でＵＨＭＷＰＥよりも弱く、有意な引張強度をほとんど又は全く有さない、ＰＶＡヒドロゲルを繊維に含浸させることによって、ＵＨＭＷＰＥ一軸繊維骨格の引張強度及び弾性率を約４０％有意に増加させることが可能となったことであった。ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥの機械的引張試験値は、ヒトアキレス腱組織に関する文献に報告されている値の範囲内にあり、前十字靭帯及び他の多くの合成的に開発され脱細胞化された生物学的腱移植片の値を超えている。驚くべきことに、本発明の合成腱骨格については、天然の腱で観察された引張弾性率と同様に、降伏歪みの前に、２つの異なる引張弾性率が観察された。骨及び腱等の生体組織の階層的な性質は、その構成部分の体積分率に基づく理論値を超える機械特性をもたらすことが多く、高い水分含有量にもかかわらず、腱及び靭帯の引張特性が普通ではないことの説明となる場合がある。理論に拘束されることを望むものではないが、本発明者らは、全体の引張強度及び弾性率の増加が以下の要因によるものであり得ることを提起する。第一に、ポリマーコーティングが張力下での脆性材料の機械特性を改善するのと同様に、ＵＨＭＷＰＥ繊維の表面上の欠陥の被覆による。第二に、含浸ヒドロゲルを介して適用される引張荷重のより均一な分布による。第三に、個々の繊維が互いに対して滑ることができ、摩擦が最小となることによる。上記のことを達成するために、ヒドロゲル自体が実質的に繊維束のすべてを覆い、破壊又は塑性変形なしに、高い局所圧縮、引張及び剪断歪みに耐えることができることが好ましく、このことは注入可能なＰＶＡ、ＰＧ及びＰＳＧヒドロゲルを使用することにより可能となった。ただし、骨格全体の物理的性質に対するゼラチン及びＳｒＨＴ粒子の個々の効果は、適用される力の大きさのために無視できるように見える。
【実施例】
【０１８６】
具体的実施形態
一実施形態において、本発明は、一軸荷重に耐えることができる長手方向に整列した超高分子量（ＵＨＭＷＰＥ）繊維からなる新規合成腱又は靭帯骨格を提供し、これらの骨格には、天然の腱及び靭帯の繊維−ＥＣＭ階層構造を模倣するために、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）系ヒドロゲルを含浸させている。好適には、含浸組成物（ヒドロゲル組成物）は、以下の複数の成分：  ＰＶＡ、ゼラチン及びＳｒ−ハーディストナイト（Ｓｒ−ＨＴ）からなる。ＰＶＡは、水分子を保持するために必要な多孔質構造をもたらし、ゼラチンは細胞接着を可能にし、Ｓｒ−ＨＴは細胞活性の改善を可能にする。この新規合成骨格は、天然の腱と同様の、高い機械的強度、高いつま先−線形弾性率及び高い平衡含水量、並びに増強された生体外間葉系幹細胞増殖特性を同時的に示す。
【０１８７】
生体適合性セラミック材料の粒子の合成
原材料として、テトラエチルオルトシリケート（（Ｃ２Ｈ５Ｏ）４Ｓｉ、ＴＥＯＳ）、硝酸亜鉛六水和物（Ｚｎ（ＮＯ３）２・６Ｈ２Ｏ）、硝酸カルシウム四水和物（Ｃａ（ＮＯ３）２・４Ｈ２Ｏ）、及び硝酸ストロンチウム（Ｓｒ（ＮＯ３）２）（すべてＳｉｇｍａ  Ａｌｄｒｉｃｈ社、ＵＳＡから入手）を使用して、ゾル−ゲル法によりＳｒ−ＨＴセラミック微粉末を調製した。ＴＥＯＳを水及び２ＭのＨＮＯ３（モル比：ＴＥＯＳ／Ｈ２Ｏ／ＨＮＯ３＝１：８：０．１６）と混合し、撹拌下で３０分間加水分解した。次いで、Ｚｎ（ＮＯ３）２・６Ｈ２Ｏ、Ｃａ（ＮＯ３）２・４Ｈ２Ｏ及びＳｒ（ＮＯ３）２（５質量％）溶液を混合物（モル比：ＴＥＯＳ／Ｚｎ（ＮＯ３）２・６Ｈ２Ｏ／Ｃａ（ＮＯ３）２・４Ｈ２Ｏ＝２：１：２）に添加し、反応物を室温で５時間撹拌した。反応後、溶液を６０℃で１日間保持した後、１２０℃で２日間乾燥させて、乾燥ゲルを得た。乾燥ゲルを１２００℃で３時間焼成した。次いで、遊星ボールミル（Ｒｅｔｓｃｈ社、ＵＫ）を使用して、焼成粉末をエタノール中で１５０ｒｐｍにて３時間粉砕し、２５マイクロメートルメッシュを通して篩にかけた。
【０１８８】
遊星ボールミル内で粉砕することにより、約１〜１０マイクロメートルのサイズ範囲のＳｒ−ＨＴ微粒子を調製する。毎分１５０回転を約３時間使用したところ、最終粒径は約１．５マイクロメートルとなった。当然ながら、当業者は、毎分回転数及び粉砕時間を変えることによって、最終粒径が変わり得ることを理解するであろう。
【０１８９】
組成物の合成
Ｍｗ＝８９，０００〜９８，０００であるポリビニルアルコール（ＰＶＡ）（Ｓｉｇｍａ  Ａｌｄｒｉｃｈ社、ＵＳＡ）及び粒状ウシゼラチン（Ｇｏｖｅｒｎｍｅｎｔ  Ｄｅｐａｒｔｍｅｎｔ  Ｓｔｏｒｅｓ社、Ａｕｓｔｒａｌｉａ）は、市場で入手した。
【０１９０】
４つの異なるＰＶＡヒドロゲル基を合成した。最初に、ＰＶＡ１５％（ＰＶＡ）、ＰＶＡ１３．５％−ゼラチン１．５％（ＰＧ）、ＰＶＡ１５％−ＳｒＨＴ（ＰＳ）、及びＰＶＡ１３．５％−ＳｒＨＴ−ゼラチン１．５％（ＰＳＧ）の溶液を調製した。溶液の成分の概要を表１（Ｔａｂｌｅ  １）に示す。
【０１９１】
【表１】
2020503996.tif 000003
【０１９２】
ヒドロゲルについて、総マクロマー濃度を最大１５質量％とした。ＰＳ及びＰＳＧ溶液については、１．０ｇのＳｒ−ＨＴ当たり３．３ｍＬの１Ｍ塩酸を溶液に添加して、ＰＶＡ溶液単独中のＳｒＨＴ粉末のアルカリ効果を中和した（酸を用いない場合は、ｐＨ約９．２）。目標ｐＨは約７．０〜７．５であった。溶液の成分を溶解して９０℃で完全に混合させた。
【０１９３】
ヒドロゲルの合成のために、ＰＥＧ４００（Ｓｉｇｍａ  Ａｌｄｒｉｃｈ社、ＵＳＡ）及びＰＶＡ、ＰＧ、ＰＳ及びＰＳＧ溶液を最初にマイクロ波で加熱して溶液が約９０℃に達するようにした。次いで、加熱したＰＥＧ４００をＰＶＡ、ＰＧ、ＰＳ及びＰＳＧ溶液に滴加し、同時に、混合物をボルテックス混合しながらゲル化を開始させた。ＰＥＧ４００を急速に組み込むとＰＶＡの不可逆的な局所的結晶化が生じるので注意を払った。溶液に添加されたＰＥＧ４００の量は２８質量％であり、質量パーセントを以下のとおり計算した。１００×（ＷＰＥＧ／（ＷＰＥＧ＋Ｗｓｏｌｕｔｉｏｎ））（式中、Ｗｓｏｌｕｔｉｏｎは使用したＰＶＡ溶液の質量である）。ボルテックス混合の後、高温のヒドロゲル溶液を５０ｍＬ  Ｆａｌｃｏｎ試験管に移し、ゲル化の完了及び保存のために室温まで冷却した。冷却過程中、フラスコを密封して温度勾配を最小にし、ヒドロゲルを連続的に撹拌して、ヒドロゲル／空気界面に「スキン層」が形成されることを防いだ。
【０１９４】
ＰＥＧ４００の使用は、ＰＥＧ４００がヒドロゲルの形成を誘導することを助けるという点で、有益な効果を有する。ＰＥＧ４００を添加しない場合、ＰＶＡ溶液は液体溶液のままになる傾向がある（米国特許第７，７７６，３５２号参照）。ＰＥＧ４００は合成手順の一部であるが、水中での透析によりゲル化の後に除去され、それによって骨格のヒドロゲル成分の孔内部でＰＥＧ４００が水に置き換えられる。次いで、骨格を凍結乾燥することができ、乾燥状態の骨格の内側に液体成分はほとんど又は全く残らない。
【０１９５】
ポリマー繊維
超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）繊維は市場で入手し、引き渡されたものをそのまま使用した（Ｇｏｏｄｆｅｌｌｏｗ社、ＵＫ）。繊維は、「多芯糸（ｍｕｌｔｉｆｉｂｒｅ  ｙａｒｎ）」、テックス数＝１４５（±１０％）、及び繊維数＝１３００（±１０％）の形態で、Ｄｙｎｅｅｍａの商品名で入手した。個々の糸を手作業で単離し、必要な長さに切断し、次いでいくつかの糸を再編成して、一軸繊維骨格を必要な直径に形成し、すなわち直径２ｍｍの試料については２０本の糸、直径が４ｍｍの試料については８０本の糸にした。当業者は、複数の繊維を撚り合わせたとき、結果として生じる撚り合わされた繊維束を糸と呼ぶことが当該技術分野において一般的であることを理解するであろう。
【０１９６】
骨格の調製方法
図１を参照すると、本発明の合成腱及び靭帯骨格の製造方法が示されている。
【０１９７】
含浸組成物の均一混合物を約９０℃で２〜２０分間加熱する。次に、加熱混合物１を注入器２に移し、ゲル状の加熱混合物１をＵＨＭＷＰＥ繊維束３の内部コアに注入する。含浸した腱又は靭帯骨格４のレオロジーを、ヒドロゲルの調製中の成分の混合物によって決定する。次いで、含浸させた腱又は靭帯骨格４を、所定の幾何学的形状及びサイズ、例えば直径４ｍｍの出口の開口部５を通して、引き抜く。引き抜き速度は、約５ｍｍ／秒〜１０ｍｍ／秒であってよい。
【０１９８】
次いで、含浸させた腱又は靭帯骨格４を室温（約２０℃）で約５分間「静置」し、続いて脱イオン水中に２４時間浸漬し、次いで保存のために凍結乾燥することができる。次いで、骨格を再水和し、必要に応じて使用することができる。
【０１９９】
図２は、本発明による凍結乾燥腱又は靭帯骨格のＳＥＭである。ＵＨＭＷＰＥ繊維６をはっきりと見ることができ、図を詳細に点検すると繊維がＰＶＡ／ゼラチンヒドロゲルで被覆されていることがわかる。Ｓｒ−ＨＴ微粒子はまた、繊維束３全体に均一に分散していることがわかる（例えば、図２ではいくつかの粒子が強調表示されている）。
【０２００】
引張機械特性
長さ４０ｍｍ及び直径２ｍｍの試験領域を有する円筒形試験片（試験片当たり２０本の糸）を調製した。ＵＨＭＷＰＥ及び凍結乾燥ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ骨格を、１×リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）ｐＨ７．２に３７℃で２４時間浸漬して、試料を完全に水和させた。調製した４つの試料の写真については図１０ａを参照されたい。次いで、１ｋＮロードセルを使用し、１０ｍｍ／分のクロスヘッド速度で、両端を５００ｋＰａの空気圧グリップで固定して、引張強度及び弾性率について試料を試験した。弾性領域の端部で得られた応力−歪み曲線に示される最大応力値として引張降伏強度を測定し、引張降伏強度での歪みとして降伏歪みを得た。引張応力＝５ＭＰａにおける、つま先領域の引張弾性率と、引張応力＝３０ＭＰａにおける線形弾性領域を、線形回帰を使用して別々に求めた。各材料について３つの試料を検査した。
【０２０１】
図３のグラフは、各骨格群の代表的な引張応力−歪み曲線を示し、引張降伏強度、降伏歪み、及び応力＝５ＭＰａ及び応力＝３０ＭＰａにおける弾性率の平均及び標準偏差を表２に記録した。ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥはすべて、未改質の湿潤ＵＨＭＷＰＥ繊維と比較して著しく高い引張降伏強度及び降伏歪みを示し、引張降伏強度は約４０％増加した。引張弾性率は、５ＭＰａと３０ＭＰａの両方の引張応力において、すべての群で同じままであった（表２（Ｔａｂｌｅ  ２））。最大２０％の引張歪みでは、どの試料も試験片の破壊を示さなかったが、骨格内の個々の繊維は、試験片の圧締め領域で最初に破壊するようであった。
【０２０２】
表２は、試験したＵＨＭＷＰＥ、ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥについての平均±標準偏差として表される引張機械特性を示す。実験値は、先行技術において報告されているヒトアキレス腱の値と比較されている。
【０２０３】
【表２】
2020503996.tif 000004
【０２０４】
すべてのデータは平均±ＳＤとして表示されている。統計分析のために、Ｌｅｖｅｎｅ検定を行ってデータの分散の均一性を決定し、次いで、ＴｕｋｅｙのＨＳＤ検定又はＴａｍｈａｎｅの事後再検定（ｐｏｓｔ  ｈｏｃ  ｔｅｓｔ）を使用した。ＳＰＳＳソフトウェア（ＩＢＭ）をすべての統計分析に使用し、ｐ  ＜０．０５の場合に、差異は有意であると考えた。
【０２０５】
本発明に従って製造された合成腱又は靭帯骨格は、回旋腱板腱及び前十字靱帯について報告された値を超え、アキレス腱の範囲（図４及び図５を参照）内である、高い引張強度（約５７ＭＰａ）及び弾性率（つま先領域で約５００ＭＰａ、線形領域で約８００ＭＰａ）を示した。図４から、ＰＶＡとゼラチンを添加すると、引張強度がわずかに増加することがわかる。しかし、図５は、ゼラチンの添加が繊維／ＰＶＡ骨格と比較して引張弾性率の驚くべき改善をもたらし、弾性率が約４００から８００ＭＰａ（線形領域）まで増加することを示している。つま先領域も弾性率の増加を示している。
【０２０６】
平衡含水量
乾燥ＵＨＷＰＥ並びに凍結乾燥ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ骨格を、それらの初期乾燥質量（ｗｄｒｙ）について最初に電子秤で秤量した。次いで、試料を１×リン酸緩衝食塩水（ＰＢＳ）ｐＨ７．２に３７℃で２時間浸漬した。次いで、試料をＰＢＳから取り出し、清潔なペーパータオルを使用して注意深くブロット乾燥し、過剰の水分を除去した。次いで、膨潤した試料の質量を測定した（ｗｓｗｏｌｌｅｎ）。以下の式：  １００×（ｗｓｗｏｌｌｅｎ−ｗｄｒｙ）／ｗｓｗｏｌｌｅｎを使用して、試料の平衡含水量を計算した。各材料について４つの試料を検査した。
【０２０７】
本発明に従って製造された合成腱又は靭帯骨格は、天然の腱又は靭帯の平衡含水量、例えば約７０質量％に近い、高い平衡含水量を示した（図６参照）。図６からわかるように、ＵＨＭＷＰＥ骨格は４７±４％の平衡含水量を示した。長手方向のＵＨＭＷＰＥ繊維のみから製造された骨格は、いずれかの端部において接合されなければならず、吸収よりもむしろ、水分子の物理的な閉じ込めによる、含水量を保持する能力が限られていた。対照的に、ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥは、ＵＨＭＷＰＥと比較して、それぞれ７０±３％、７２±３％及び７０±３％という、有意に高い平衡含水量を有していた。ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ群の間に有意差は観察されなかった。
【０２０８】
ヒツジ間葉系幹細胞の付着及び増殖
直径４ｍｍのチャネルを通して、注入されたＰＶＡ、ＰＧ又はＰＳＧヒドロゲルを押し出して４０本のＵＨＭＷＰＥ糸にし、押し出した直後に手動で平らにすることによって、６×５×１ｍｍのサイズのＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ、ＰＧ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ骨格を、ヒツジ間葉系幹細胞増殖研究用に調製した。Ｆｉｃｏｌｌ分離及び示差的接着によって、異種ｏＭＳＣをメリノ羊の腸骨稜から単離した。実験に使用したすべてのｏＭＳＣは９代継代であった。ｏＭＳＣ付着（ｎ＝２）及び増殖（ｎ＝４）研究のために、１．０×１０４個の細胞を試料ごとに播種した。１０％（体積／体積）加熱不活性化ウシ胎児血清（ＦＣＳ）（Ｇｉｂｃｏ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、ＵＳＡ）、及び１００Ｕ・ｍｌ−１ペニシリン＋１００マイクログラム・ｍｌ−１ストレプトマイシン（Ｇｉｂｃｏ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、ＵＳＡ）で懸濁させた、α−最小必須培地（α−ｍｉｎｉｍａｌ  ｅｓｓｅｎｔｉａｌ  ｍｅｄｉｕｍ）（α−ＭＥＭ）（Ｇｉｂｃｏ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、ＵＳＡ）を含有する完全培地中で、細胞を培養した。細胞を５％のＣＯ２と共に３７℃でインキュベートし、完全培地交換を３日毎に行った。
【０２０９】
ｏＭＳＣ付着形態学のために、細胞を播種し、ＳＥＭ観察の前に２４時間培養した。ＳＥＭ画像化の前に、試料を４％パラホルムアルデヒド溶液中で３０分間固定し、次いでＰＢＳ中で数回すすいだ。次に試料を−８０℃で凍結し、凍結乾燥し、真空下で金によりスパッタコーティングした。ｏＭＳＣ増殖を評価するために、ＣｅｌｌＴｉｔｅｒ  ９６  Ａｑｕｅｏｕｓ  Ａｓｓａｙ（Ｐｒｏｍｅｇａ社、ＵＳＡ）を使用して、比色分析法によって培養骨格上の生存細胞数を決定した。アッセイ溶液は、テトラゾリウム化合物（３−（４，５−ジメチルチアゾール−２−イル）−５−（３−カルボキシメトキシフェニル）−２−（４−スルホフェニル−２Ｈ−テトラゾリウム）、ＭＴＳ）と電子カップリング試薬（フェナジンメトサルフェート）を２０：１の体積比で組み合わせたものである。前者の化合物は、細胞培養培地に可溶なホルマザンへと生存細胞によって生物還元することができ、４９０ｎｍにおけるホルマザンの吸光度は、存在する生存細胞の数に正比例する。ｏＭＳＣ増殖は、３及び７日間の培養後に評価した。各時点で、培地を、１：５の体積比でＰＢＳ中に希釈したＣｅｌｌＴｉｔｅｒ  ９６Ａｑｕｅｏｕｓ  Ａｓｓａｙ溶液からなる、２００マイクロリットルのＭＴＳ作用溶液と交換した。３７℃で４時間インキュベートした後、１００マイクロリットルの作用溶液を９６ウェル細胞培養プレートに移し、Ａｃｃｅｎｔソフトウェア及びマイクロプレートリーダー（ＰａｔｈＴｅｃｈ社、Ａｕｓｔｒａｌｉａ）を使用して、４９０ｎｍでの吸光度を記録した。
【０２１０】
本発明に従って製造された合成腱又は靭帯骨格は、増強された生体外間葉系幹細胞増殖特性を示した。より具体的には、図７は、ＵＨＭＷＰＥ／多成分ヒドロゲル対ＵＨＭＷＰＥ／ＰＶＡヒドロゲル及びＵＨＭＷＰＥ／ＰＶＡ−ゼラチンヒドロゲルのヒツジ間葉系幹細胞増殖の増加を示す。細胞増殖アッセイは、ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥの吸光度値がｏＭＳＣ培養の３日目と７日目の両方でＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＧ−ＵＨＭＷＰＥよりも有意に高いがことを示した。３日目と７日目の両方の時点で、ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥとＰＧ−ＵＨＭＷＰＥとの間に有意差はなかった。
【０２１１】
図８は、走査型電子顕微鏡画像を示し、矢印は、平らな線維芽細胞形態を有するｏＭＳＣであるように見えるものを指している。細胞プロセスも観察することができ、検査した３つの群すべてについて、これらのプロセスの大部分が繊維方向に対して横方向に走っている状態となっていた。
【０２１２】
細胞外基底物質（各種結合組織のゲル様成分）を模倣するために、本発明者らは、注射可能な形態のＰＶＡヒドロゲルを使用して、ＰＶＡヒドロゲルをＵＨＭＷＰＥ骨格の内部コアに浸透させ、繊維束を取り囲むことができ、これにより、すべての繊維が長手方向にあり、水平方向に織られた繊維を必要とせず、いずれかの末端に繊維構造を一緒に保持するための応力も伴わない、完全に無傷の繊維状骨格がもたらされた（図８）。
【０２１３】
試験したすべてのヒドロゲル繊維骨格は、生体適合性であり２４時間の培養後にｏＭＳＣの付着を支持することが示された。
【０２１４】
細胞生存率に関して、本発明者らは、ＰＶＡ−ＵＨＭＷＰＥ及びＰＧ−ＵＨＭＷＰＥの両方との比較における、ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ上でのヒツジ間葉系幹細胞増殖の改善を示すことができた。シータゲル化ＰＶＡヒドロゲルへのゼラチン単独の組み込みは、これらの骨格上での細胞増殖にわずかな影響しか及ぼさないようであり、ヒドロゲル構造中のＳｒ−ＨＴの存在は細胞増殖を促進した。基礎にある整列したＵＨＭＷＰＥの存在は、ｏＭＳＣ増殖に悪影響を及ぼさないようであった。
【０２１５】
生体内研究
概要
腱置換物としての本発明の骨格の生体力学的及び生物学的特徴を評価するために、５ｍｍの腱欠損を生じさせた後、骨格（ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ）を９匹のニュージーランドホワイト（ＮＺＷ）ウサギの右アキレス腱に植え込んだ。使用したＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ骨格は、直径５ｍｍ及び長さ１０ｍｍであった。
【０２１６】
追加の９匹のＮＺＷウサギの群が対照としての役割を果たした。この群では、右アキレス腱の切腱術を行い、直ちに一次腱縫合で処置した。臨床的には、腱縫合糸は腱損傷の処置における最良の基準  （ｇｏｌｄ  ｓｔａｎｄａｒｄ）を表している。
【０２１７】
３カ月の治癒期間の後、すべての動物を安楽死させ、アキレス腱の肉眼的及び生物力学的検査を行った。
【０２１８】
一次腱縫合又は骨格植え込みのいずれかによって処置された腱の初期強度を評価するために、左の（手術されていない）アキレス腱を屠殺後に採取し、腱縫合（ｎ＝５）又は腱移植（ｎ＝５）を行った。これらの試料を直ちに機械的試験にかけた。更に、手術されていない（左）後肢の天然の腱組織の機械特性を決定した（ｎ＝６）。インプラントされていない骨格試料（長さ：２５ｃｍ）を生体力学的及び組織学的に調べた。
【０２１９】
材料及び方法
動物モデル及び外科手技
１８匹の４カ月齢の雌ニュージーランドホワイトウサギ（平均体重（ＢＷ）：２．８９ｋｇ±０．２９ｋｇ）を、骨格の植え込みと一次腱縫合糸という、２つの同数の介入群に無作為に分けた。
【０２２０】
ケタミン（７．５〜１５ｍｇ／ｋｇ体重）及びキシラジン（０．５〜１．０ｍｇ／ｋｇ体重）の静脈内適用により動物を麻酔し、それらの右後肢を剃毛し、滅菌手術介入のための準備を行った。
【０２２１】
移植前に、すべての骨格を滅菌食塩水中で２時間水和させた。
【０２２２】
アキレス腱への外科的アクセスを、約２〜３ｃｍの長さの側部皮膚切開によって確保した。その後、脚部筋膜及び腱傍組織を切開し、アキレス腱を浅指屈筋（Ｍ．  ｆｌｅｘｏｒ  ｄｉｇｉｔａｌｉｓ  ｓｕｐｅｒｆｉｃｉａｌｉｓ）の腱から分離した。
【０２２３】
対照群では、腱切開術（踵骨の２ｃｍ近位）を実施し（図１２（ａ）〜（ｂ））、Ｋｉｒｃｈｍａｙｒ−Ｋｅｓｓｌｅｒ腱縫合糸（縫合材料：ＰＤＳ  ４−０）を使用して、腱断端を再適合させた（図１２（ｃ）〜（ｄ））。
【０２２４】
骨格の植え込みのために、右アキレス腱（踵骨の１．５ｃｍ〜２ｃｍ近位）に、５ｍｍの腱欠損を生じさせた（図１３（ａ）〜（ｂ））。改変Ｋｉｒｃｈｍａｙｒ−Ｋｅｓｓｌｅｒ縫合糸によって、腱断端を骨格に縫合した（図１３（ｃ）−（ｄ））。
この改変によって、骨格への複数の針の貫通を回避し、したがって骨格の繊維配置の破壊を防いだ。
【０２２５】
肉眼検査
屠殺直後に、各ウサギの両後肢を解剖して肉眼的に評価した。肉眼的な評価によって、Ｓｔｏｌｌら、Ｈｅａｌｉｎｇ  ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ  ｉｎ  ａ  ｒａｂｂｉｔ  ｐａｒｔｉａｌ  ｔｅｎｄｏｎ  ｄｅｆｅｃｔ  ｆｏｌｌｏｗｉｎｇ  ｔｅｎｏｃｙｔｅ／ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌ  ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ，  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ  （２０１１）  ３２巻：  ４８０６〜４８１５頁（参照により本明細書に組み込まれる）による採点システムを適用し、０〜１７の評点を各試料に割り当てた（完全に無傷の腱：評点１７）。
【０２２６】
生体力学的検査
すべての試験は、標準的材料試験機（Ｚｗｉｃｋ社、Ｕｌｍ、Ｇｅｒｍａｎｙ）を使用して室温（２０〜２２℃）で行った。測定及びデータ取得は、Ｔｅｓｔ×ｐｅｒｔ  ＩＩ（Ｚｗｉｃｋ社、Ｕｌｍ、Ｇｅｒｍａｎｙ）を使用して行った。試験中、試験片を、毎分６０ｍｍの一定速度で５Ｎ〜４０Ｎにおいて周期的に予備状態調節した（５サイクル）。その後、破壊に対する引張試験を実施した。各試料について、試験片の直径及び長さ、並びに適用された力、変形及び時間を試験中に記録した。
【０２２７】
最大力（Ｆｍａｘ（単位：  Ｎ））、最大応力（σｍａｘ（単位：  ％））、及び最大歪み（εｍａｘ（単位：  ＭＰａ））を、試験ソフトウェアによって自動的に決定した。特注ＭＡＴＬＡＢプログラム（Ｔｈｅ  ＭａｔｈＷｏｒｋｓ（登録商標）社、ＵＳＡ）を使用して、ヤング率（Ｅ、単位：Ｍｐａ）及び剛性（κ（単位：  Ｎ／ｍｍ））を計算した。
【０２２８】
【数１】
2020503996.tif 000005
【０２２９】
インプラントされていない骨格材料について、２０Ｎ〜５００Ｎで予備状態調整を行った。更に、５００Ｎの定荷重で、平衡に至るまでの以降のクリープ試験を行った。データを上記のように分析した。更に、以下のように平衡弾性率Ｅｅｑ（単位：  ＭＰａ）を決定した。
【０２３０】
【数２】
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【０２３１】
試験片
３カ月間の植え込みの後、各腱を肉眼的に検査した。肉眼的検査の後、腱を異なる試験群に無作為に割り当てた（表３（Ｔａｂｌｅ  ３））。
【０２３２】
【表３】
2020503996.tif 000007
【０２３３】
結果
２匹の動物を、それぞれ麻酔中（対照群）及び術後期間（骨格群）の合併症のために、研究から除外した。
【０２３４】
残りの１６匹の動物は、手術後、良好に回復した。術後最初の数日間は、手術部位にわずかな腫れと赤みあった。更なる研究過程において、動物は運動異常を示さず、肉眼的に見える炎症の徴候、すなわち手術した後肢の腫れ、発赤又は創傷滲出はなかった。
【０２３５】
骨格群：  準備中、骨格が転移して欠損部周辺で検出できなかったため、骨格群の２匹の動物を除外した。外科領域における皮膚の病理学的変化はなかったが、骨格群の１匹の動物では、腱移植片の周囲に炎症の徴候（すなわち発赤）があった。４匹の動物において、術中位置の近位に骨格が転移していた。ただし、皮下組織への癒着はなかった。いくつかのインプラントの近位的転移の考えられる理由は、遠位縫合糸の断裂とそれに続く移植腱の収縮であろう。
【０２３６】
対照群：  対照群において、手術した腱は、腱傍組織及び皮下組織との複合的な癒着を示した。更に、腱は、手術されていない左脚の本来の腱と比較して、幅がより広く、より平坦な外観を有していた。
【０２３７】
すべての試料をＳｔｏｌｌら（２０１１）による肉眼採点システムに供した。それによって、０〜１７のスコアを各試料に割り当て、とりわけ、縫合／移植腱の全体的な外観、周囲組織への癒着形成、及び炎症の程度を評価した。
【０２３８】
腱組織の全体的外観は、対照群と骨格群で類似していた。ただし、特に腱再生物の形状及び色並びに腱表面及び癒着形成に関して、天然の腱組織と比較してかなりの違いがあった（図１５）。
【０２３９】
天然の腱組織の強度は、腱縫合及び骨格による腱移植によって回復した。その結果、天然の腱組織の最大力は、対照群及び骨格群の最大力と同様であった（図１６）。ただし、インプラントされていない骨格材料の最大力が１０倍を超えて高かったため、骨格は治癒した腱の強度に寄与しないようである。
【０２４０】
すべての試験片で、周期的な予備状態調整中に剛性が増加し、粘弾性が示唆された（図１７）。ただし、最初の５回の負荷サイクルにわたる剛性の増加は、天然の腱と比較して、骨格群及び対照群では顕著ではなかった。インプラントされていない骨格材料は、天然の腱組織と比較して３０〜４０倍高い剛性を示した（図１７）。この大きな違いは、生体内での細胞浸潤及び骨格の統合に潜在的に影響を及ぼした。
【０２４１】
そのため、骨格材料のヤング率もまた、天然の組織と比較して１０倍高かった。縫合及び骨格植え込み後の腱組織は、天然の腱組織の約２５％のヤング率を示した（図１８）。
【０２４２】
表４（Ｔａｂｌｅ  ５）に、すべての群についての最大応力及び最大歪みをまとめた。
【０２４３】
【表４】
2020503996.tif 000008
【０２４４】
骨格の周囲天然腱組織への統合を図１９に示す。
【０２４５】
偏光下でのインプラントされていない骨格のいくつかの例示的な画像を図２０（繊維配列を示す、未染色骨格の縦方向区画）及び図２１（繊維配列を示す、未染色骨格の断面図）に示す。
【０２４６】
実施例の要約
実施例は、既製品として容易に入手可能にすることができ、機械に強固であり純粋な合成骨格として使用することができる、ＰＶＡヒドロゲル被覆ＵＨＭＷＰＥ繊維を含む骨格を具体的に示している。特に、本発明者らは、高い機械的強度、類似のつま先−線形弾性率、高い平衡含水量、及び向上したｏＭＳＣ増殖特性を同時に示すＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ骨格を開発した。
【０２４７】
生体内研究の結果は、腱インプラントとしての本発明の骨格の存続可能性を実証している。特に、生体内での結果から、骨格が植え込まれた切断腱の強度は、未損傷の天然の腱、及び後に縫合された切断腱の両方と同等であると思われ、骨格への好適な組織内殖を有望な形で示している。更に、生体内試験報告はまた、ＰＳＧ−ＵＨＭＷＰＥ骨格を有する腱には線維性組織癒着が存在しなかったのに対し、縫合された腱は基礎にある皮下組織層との周囲線維性組織癒着を示したことも指摘している。この線維性組織癒着は、ヒトの腱修復における一般的な臨床的問題である。
【０２４８】
本発明を特定の実施例を参照しながら説明してきたが、本発明が他の多くの形態で具体化され得ることが当業者によって理解されるであろう。特に、記載された各種実施例のうちの任意の１つの特徴は、他の記載された実施例のうちのいずれかにおいて、任意の組み合わせで提供されてもよい。
【符号の説明】
【０２４９】
１  加熱混合物
２  注入器
３  ＵＨＭＷＰＥ繊維束
４  靭帯骨格
５  開口部
【図１】
2020503996.tif 000009
【図２】
2020503996.tif 000010
【図３】
2020503996.tif 000011
【図４】
2020503996.tif 000012
【図５】
2020503996.tif 000013
【図６】
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【図７】
2020503996.tif 000015
【図８】
2020503996.tif 000016
【図９】
2020503996.tif 000017
【図１０ａ】
2020503996.tif 000018
【図１０ｂ】
2020503996.tif 000019
【図１１ａ】
2020503996.tif 000020
【図１１ｂ】
2020503996.tif 000021
【図１１ｃ】
2020503996.tif 000022
【図１２（ａ）】
2020503996.tif 000023
【図１２（ｂ）】
2020503996.tif 000024
【図１２（ｃ）】
2020503996.tif 000025
【図１２（ｄ）】
2020503996.tif 000026
【図１３】
2020503996.tif 000027
【図１４】
2020503996.tif 000028
【図１５】
2020503996.tif 000029
【図１６】
2020503996.tif 000030
【図１７】
2020503996.tif 000031
【図１８】
2020503996.tif 000032
【図１９】
2020503996.tif 000033
【図２０】
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【図２１】
2020503996.tif 000035
【国際調査報告】
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2020503996.tif 000037
2020503996.tif 000038
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