"以下の工程:a1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーの液体のまたは液化されたポリマー組成物を提供し;b該ホモポリマーまたはコポリマーの液体または液化されたポリマー組成物に、骨形成特性を有する1以上の薬剤を添加し、それにより該液体のまたは液化されたポリマー組成物中の該薬剤の分散物を提供し;c得られた生成物を架橋させ、それにより骨形成特性を有するコンポジットが提供されるを含んでなる、骨形成特性を有するコンポジットを提供するための方法。骨形成特性を有する1以上の薬剤が、塩、セラミック、ガラス、リン酸カルシウム、ハイドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム、バイオガラス、硫酸カルシウム、リン酸オクタカルシウムおよび二相性リン酸カルシウムからなる群から選択される1以上の化合物であり、好ましくは二相性リン酸カルシウムである、請求項1に記載の方法。bの液体のまたは液化されたポリマー組成物中の該薬剤の分散物が、分散物中のポリマーの全重量に対して5重量~95重量の1以上の薬剤を含有する、請求項1または2に記載の方法。前記1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーの液化された組成物が50,000g/molを超える分子量を有する、請求項1~3のいずれかに記載の方法。前記ホモポリマーまたはコポリマーが溶媒中に溶解することによって液化される、請求項4に記載の方法。工程bの後で且つ工程cの前に、該分散物を、好ましくは沈殿によりまたは1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーのガラス転移温度を下回る温度で、固化させ、次いで固化した該分散物を型に入れて所望の形に成形する工程を含んでなる、請求項4または5に記載の方法。工程cで照射線量10~100kGy、好ましくは10~50kGy、のガンマ線を使用して前記生成物を架橋させ、それにより骨形成特性を有するエラストマーコンポジットが提供される、請求項4~6のいずれかに記載の方法。前記1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーの液体のポリマー組成物が、50,000g/mol未満の分子量を有する、請求項1~3のいずれかに記載の方法。工程aの後で且つ工程cの前に、少なくとも1つの二重結合または三重結合と架橋ラジカル開始剤を含んでなる架橋剤を添加し、工程cで、光重合、熱重合またはレドックス重合を用いて前記分散物を架橋させ、それにより、注射可能なまたはパテの骨形成特性を有する前記コンポジットが提供される、請求項8に記載の方法。1,3-トリメチレンカーボネートTMCのコポリマーが、1,3-トリメチレンカーボネートTMCポリマーと、ラクトン環状エステル、環状カーボネート、環状エーテル、環状無水物および環状デプシペプチドモルホリン2,5-ジオン誘導体からなる群から選択されるものとのコポリマーである、請求項1~9のいずれかに記載の方法。前記1,3-トリメチレンカーボネートTMCのコポリマーが、1,3-トリメチレンカーボネートTMCポリマーと、ポリエチレンオキシドPEO、ポリエチレングリコールPEGおよびε-カプロラクトンCLからなる群から選択されるものとのコポリマーである、請求項1~10のいずれかに記載の方法。1,3-トリメチレンカーボネートTMCとのコポリマーが、1,3-トリメチレンカーボネートTMCポリマーと、5-バレロラクトン、1,5-ジオキセパン-2-オンおよびe-カプロラクトンからなる群から選択されるものとのコポリマーである、請求項1~11のいずれかに記載の方法。前記架橋剤が、アクリレート官能化ポリトリメチレンカーボネート系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリトリメチレンカーボネート系オリゴマー、フマル酸官能化ポリトリメチレンカーボネート系オリゴマー、アクリレート官能化ポリD、L-ラクチド系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリD、L-ラクチド系オリゴマー、フマル酸官能化ポリD、L-ラクチド系オリゴマー、アクリレート官能化ポリL-ラクチド系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリL-ラクチド系オリゴマー、フマル酸官能化ポリL-ラクチド系オリゴマー、アクリレート官能化ポリε-カプロラクトン系オリゴマー、メタクリル酸官能化ポリε-カプロラクトン系オリゴマー、フマル酸官能化ポリε-カプロラクトン系オリゴマー、アクリレート官能化ポリエチレングリコール系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリエチレングリコール系オリゴマー、フマル酸官能化ポリエチレングリコール系オリゴマーからなる群から選択される、請求項9~12のいずれかに記載の方法。前記架橋剤が、液体のポリマー組成物の全重量に対して0.1重量~10重量、好ましくは0.5重量~8重量、より好ましくは1重量~5重量である、請求項9~13のいずれかに記載の方法。前記溶媒が、アセトン、ジクロロメタン、クロロホルム、四塩化炭素、エチレンカーボネート、プロピレンカーボネート、ジメチルスルホキシド、トルエン、ベンゼン、テトラヒドロフランまたは1,4-ジオキサンからなる群から選択される、請求項5~7のいずれかに記載の方法。請求項1~15のいずれかに記載の方法により得られる、骨形成特性を有するコンポジット。請求項1~15のいずれかに記載の1,3-トリメチレンカーボネートTMCの架橋したホモポリマーまたはコポリマーのポリマーマトリックス中に埋め込まれた請求項1~15のいずれかに記載の骨形成特性を有する1以上の薬剤からなる、骨形成特性を有するコンポジット。成形品、注射剤またはパテの形態である、請求項16または17記載のコンポジット。骨再生インプラントを提供するための、請求項16~18のいずれかに記載のコンポジットの使用。眼窩底再建のためのインプラントを提供するための、請求項16~18のいずれかに記載のコンポジットの使用。したがって、当分野において、骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成特性を有し、骨の再生だけでなく、周囲の骨の構造と付着し、あるいは連結するような、生分解性の人工インプラント材料または人工骨移植片が求められている。後者は、当分野では、骨の一体化osseousintegrationあるいはオッセオインテグレィションosseointegrationと呼ばれている。本発明の目的は、特に、骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成特性を有し、骨の再生だけでなく、周囲の骨構造に付着し周囲の骨構造とつながる、生分解性ポリマーマトリックスまたは人工インプラント材料に基づく人工骨移植片を提供することにより、上記の必要性に対処することである。上記の、特に具体的な目的は、添付する特許請求の範囲に記載する本発明によって達成される。具体的には、上記の目的は、特に、本発明の第一の態様に従い、骨形成性特性を有するコンポジットを提供するための方法によって達成され、この方法は下記工程を含んでなる:a1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーの液体のまたは液化されたポリマー組成物を提供し;b該液体または液化されたポリマー組成物に、骨形成および骨誘導特性を有する1以上の薬剤を添加し、それにより該液体のまたは液化されたポリマー組成物中の該薬剤の分散物を提供し;c得られた生成物を架橋させ、それにより骨形成特性を有するコンポジットが提供される。酸性のポリマーおよび/または多層構造内に酸性の分解生成物を生じるポリマーから構成されるポリマーの層に本コンポジットをラミネートすることは、本願発明の方法の工程の一部ではないが、他の材料またはポリマーのラミネートは本発明の文脈において考えられる。本発明者らは、驚くべきことに、上記の方法によって、骨形成だけでなく、新たに形成された骨の周囲の宿主骨との統合を可能にする、生分解性の、言い換えれば、移植後時間とともに完全に分解する、コンポジットが提供されることを発見した。従って、1,3-トリメチレンカーボネートTMCコポリマーの、ポリマーマトリックスに埋め込まれた、本願の骨形成または骨促進骨形成性および/または骨誘導性等剤は、有用な骨移植片である。本発明の第1の態様の好ましい実施形態によれば、骨形成性および骨誘導性のような骨形成特性を有する本願の1以上の薬剤は、リン酸カルシウム、ハイドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム、リン酸オクタカルシウム、バイオガラス、硫酸カルシウム、および二相性リン酸カルシウムからなる群から選択されるセラミックである。ヒドロキシアパタイトやリン酸三カルシウム等のリン酸カルシウム、バイオガラス、および硫酸カルシウムなどのセラミックは、生理学的環境における溶解度に大きく依存して程度が異なる、生物学的に活性な骨形成促進剤である。これらセラミックの骨形成促進活性は、これら材料に成長因子、ストロンチウム等のイオンを添加するか、または骨髄穿刺液と混合することにより、増大させることができる。特に好ましい実施形態によれば、本セラミックスリン酸塩は、生理的環境において比較的溶解度の低い二相性リン酸カルシウム、即ち、20±5β-リン酸三カルシウムTCPと80±5のハイドロキシアパタイトHAの混合物、である。β-リン酸三カルシウムCa3PO42TCPは、ヒトの体内に存在する生体適合性のリン酸カルシウムであり、ヒトの骨の60~70を構成する骨の無機相に相当する化学組成を有する。これは、骨充填材や骨代用材として使用されている。ハイドロキシアパタイトまたはヒドロキシルアパタイトは、カルシウムアパタイトの天然に存在する鉱物形態であり、式Ca5PO43OHで示される。骨の50ほどは、この無機物のハイドロキシアパタイトの修飾された形態で構成されている。本発明の方法の別の好ましい実施形態によれば、本願の、液体のまたは液化されたポリマーおよび1以上の骨形成促進剤の分散物は、5重量~95重量、好ましくは、10重量~90重量、より好ましくは30重量~70重量、例えば35重量、40重量、45重量、50重量、55重量、60重量または65重量の骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成特性を有する本願の1以上の薬剤を含有する。本発明の方法の別の好ましい実施形態によれば、本発明の1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーの液化されたポリマー組成物は、50,000g/molを超える、例えば、100,000、50,000、200,000、250,000、300,000、350,000、400,000または500,000g/molを超える分子量を有する。工程aにおいて、高分子量ポリマー、即ち通常500モノマー以上を含んでなるポリマー、を提供することによって、骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成促進特性を有する本発明のコンポジットの物理特性が影響を受け得る。高分子量のポリマーによって、骨形成の間の十分な支持または機械的強度を提供しながら、眼窩底骨折のような比較的大きな骨欠損をカバーするのに特に好適なエラストマー材料が得られるであろう。高分子量ポリマーを使用する場合の本発明の方法の特に好ましい実施形態によれば、本発明のホモポリマーまたはコポリマーは、溶媒、好ましくは、アセトン、ジクロロメタン、クロロホルム、四塩化炭素、エチレンカーボネート、プロピレンカーボネート、ジメチルスルホキシド、トルエン、ベンゼン、テトラヒドロフランまたは1,4-ジオキサンからなる群から選択される溶媒に溶解することにより液化される。さらに、高分子量ポリマーを使用する場合の本方法の別の特に好ましい実施形態によれば、本方法は、工程bの後で且つ工程cの前に、該分散物を、好ましくは沈殿によりまたは1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーのガラス転移温度を下回る温度で、固化させ、次いで固化した該分散物を型に入れて所望の形に成形する工程を含んでなる。従って、高分子量ポリマーを使用する場合、本発明の方法のさらに別の特に好ましい実施形態によれば、本発明は、骨形成性および骨誘導性等の骨形成または骨促進特性を有するコンポジットを提供するための方法に関し、その方法は以下の工程を含んでなる:a50,000g/molを超える分子量を有する1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーのポリマー組成物を提供し;b該ポリマー組成物を溶解し、それにより溶解したポリマーの組成物を提供し;c該溶解したポリマーの組成物に、骨形成特性を有する1以上の薬剤を添加し、それにより該溶解したポリマーの組成物中の該薬剤の分散物を提供し;d該分散物を析出させ、それによりコンポジットプレシピテートを提供し;e該コンポジットプレシピテートを型に入れて所望の形に成形し;そしてf成形したコンポジットプレシピテートを架橋させ、それにより骨形成特性を有するコンポジットが提供される。前記工程c、または工程fの、本発明に係る比較的高分子量のポリマーの架橋は、好ましくは、照射線量10~100kGy、好ましくは10~50kGy、のガンマ線照射により行ない、それにより骨形成特性を有するエラストマーコンポジットを提供する。本発明の方法のさらに別の好ましい実施形態によれば、本発明の1,3-トリメチレンカーボネートTMCのホモポリマーまたはコポリマーの液体のポリマー組成物は、50,000g/mol未満即ち、通常500モノマー未満からなるポリマー、例えば、45,000、40,000、35,000、30,000、25,000または20,000g/mol未満の分子量を有する。工程aにおいて、当分野でオリゴマーとも呼ばれる、比較的低分子量のポリマーを提供することにより、本発明の、骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成特性を有するコンポジットの物理特性は影響を受ける。低分子量のポリマー、即ちオリゴマー、では粘性のあるコンポジット材料が得られ、それにより比較的モノマー数が小さいオリゴマーを使用した場合には注射可能な半流動性の材料が得られ、比較的モノマー数が大きいオリゴマーを使用した場合はパテ状の特性を有する材料が得られる。本発明に係る注射可能な半流動性のおよびパテ状のコンポジットは、骨再生能を有する、骨折や欠損のための充填材料として特に適している。低分子量ポリマー、即ちオリゴマー、を用いる場合、本発明の方法の特に好ましい実施形態によれば、少なくとも1つの二重結合または三重結合と架橋ラジカル開始剤を含んでなる架橋剤を、工程aの後で且つ工程cの前に添加し、工程cで光重合、熱重合またはレドックス重合を用いて架橋を行い、それにより、注射可能なまたはパテ状の骨形成特性を有する前記コンポジットが提供される。本発明に係る1,3-トリメチレンカーボネートTMCのコポリマーは、好ましくは、1,3-トリメチレンカーボネートTMCポリマーと、ラクトン環状エステル、環状カーボネート、環状エーテル、環状無水物および環状デプシペプチドモルホリン2,5-ジオン誘導体からなる群から選択されるものとのコポリマーである。これらのコポリマーはいずれも本発明に係る生分解性のコンポジットを提供する。特に好ましい実施形態によれば、本発明に係る1,3-トリメチレンカーボネートTMCのコポリマーは、1,3-トリメチレンカーボネートTMCポリマーと、ポリエチレンオキシドPEO、ポリエチレングリコールPEGおよびε-カプロラクトンCLからなる群から選択されるものとのコポリマー、より好ましくは、1,3-トリメチレンカーボネートTMCポリマーと、5-バレロラクトン、1,5-ジオキセパン-2-オンおよびε-カプロラクトンからなる群から選択されるものとのコポリマーである。本発明に係る方法において使用される場合、本架橋剤は、好ましくは、アクリレート官能化ポリトリメチレンカーボネート系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリトリメチレンカーボネート系オリゴマー、フマル酸官能化ポリトリメチレンカーボネート系オリゴマー、アクリレート官能化ポリDL-ラクチド系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリDL-ラクチド系オリゴマー、フマル酸官能化ポリDL-ラクチド系オリゴマー、アクリレート官能化ポリL-ラクチド系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリL-ラクチド系オリゴマー、フマル酸官能化ポリL-ラクチド系オリゴマー、アクリレート官能化ポリε-カプロラクトン系オリゴマー、メタクリル酸官能化ポリε-カプロラクトン系オリゴマー、フマル酸官能化ポリε-カプロラクトン系オリゴマー、アクリレート官能化ポリエチレングリコール系オリゴマー、メタクリレート官能化ポリエチレングリコール系オリゴマー、フマル酸官能化ポリエチレングリコール系オリゴマーからなる群から選択される。存在する場合、本発明の架橋剤は、液体のポリマー組成物の全重量に対して、0.1重量~10重量、好ましくは0.5重量~8重量、より好ましくは1重量~5重量含有される。上記のとおり、本方法は、骨形成だけでなく、再生した骨の周囲の骨構造への付着をもたらす、骨形成性および/または骨誘導性等の有用な骨形成または骨促進特性を有する、骨移植片またはコンポジットを提供する。従って、第二の態様によれば、本発明は、上記の方法によって得られる、骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成特性を有するコンポジットに関する。示したように、酸性のポリマーおよび/または多層構造内に酸性の分解生成物を生じるポリマーから構成されるポリマーの層に本コンポジットをラミネートすることは、本願発明の方法の工程の一部ではなく、したがって、そのようなラミネート体は本発明の方法により得られるものではない。本発明に係るポリマーマトリックス中に埋め込まれた、本願の骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成または促進剤は、骨の形成だけでなく、周囲の骨構造への付着または結合ももたらす。したがって、第三の態様によれば、本発明は、上記で定義した1,3-トリメチレンカーボネートTMCの架橋されたホモポリマーまたはコポリマーのポリマーマトリックスに埋め込まれた、上記で定義した骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成特性を有する1以上の薬剤からなる、骨形成性および/または骨誘導性等の骨形成特性を有するコンポジットに関する。上記で示したとおり、最初に提供された液体のまたは液化されたポリマーの分子量に応じて、本願のコンポジットの特性に影響を与えることができる。従って、本願の第二または第三の態様の好ましい実施形態によれば、本願のコンポジットは、成形品moldedarticle、注射剤injectableまたはパテである。本願のコンポジット、即ち骨移植片、の有利な特性は、特に、骨折または骨欠損の再構成において本願のコンポジットを用いたときに明白である。したがって、第四の態様によれば、本発明は、骨再生インプラントを提供するための本願のコンポジットの使用、特に、眼窩底再建のためのインプラントを提供するための本願のコンポジットの使用に関する。本発明について、以下の実施例でさらに詳細に説明し、好適な実施形態において本願のコンポジットの有利な特性を示す。実施例では図面を参照する。前書き材料および方法材料重合グレードの1,3-トリメチレンカーボネートTMCは、BoehringerIngelheimドイツから入手した。オクタン酸第一錫SnOct2、Sigma、米国は入手したものをそのまま用いた。高分子量のポリD,L-ラクチドPDLLAL対D-ラクチドのモル比:50/50は、PuracBiochemオランダから入手し、そのまま使用した。1150°Cにて焼結、粒径45~150μmに篩過された二相性リン酸カルシウムセラミックTCP:20±5、HA:80±5は、XpandBiotechnologyオランダから入手した。使用した溶媒は工業グレードのものでBiosolveオランダから購入した。コンポジットおよびラミネートの作製ポリトリメチレンカーボネートPTMCは、トリメチレンカーボネートを130°Cにて3日間開環重合することにより調製した。オクタン酸第一錫は、モノマー1モル当たり2×10-4モルの濃度で触媒として使用した。標準化された手順に従って、プロトン核磁気共鳴1H-NMR、ゲル浸透クロマトグラフィーGPC及び示差走査熱量測定DSCにより、合成したポリマーの分析を行ったところ、高分子量ポリマーが合成されたことを示した。GPC測定により、分子量=414,000、Mn=316,000グラム/モルであり、NMRは、モノマー転化率が98以上であることを示した。熱分析では、この非晶質ポリマーのガラス転移温度が約-17°Cであることが示された。PTMCポリマーは、クロロホルムに溶解し、過剰のエタノール中で析出させて精製した。同様に、BCP粒子とPTMCのコンポジットは、PTMCを5g/100mLの濃度でクロロホルムに溶解した後、BCPを溶液中に添加し、均一に分散させることにより調製した。次いで、分散液を、5倍過剰量の100エタノール中で析出させた。コンポジットを回収し、一定の重量に達するまで室温で真空下に乾燥させた。CPの30体積に相当する50重量を含有するPTMC/BCPコンポジットを調製した。乾燥後、精製したPTMCとコンポジットの沈殿物を、Carvermodel38510laboratorypressを用いて、140°C、3.0MPaの圧力31kg/cm2にて厚さ1.5mmのシート状に圧縮成形した。高分子量もであるポリD,L-ラクチドは、Mw=234000g/molで、Mn=178000g/molであった。NMRは、残存モノマー含有量が1未満であったことを示した。ガラス状ポリマーはまた非晶質であり、ガラス転移温度は約52°Cであった。このポリマーは、140°Cで厚さ0.3mmのシートに圧縮成形した。PTMC/BCPコンポジットおよびPDLLAのラミネートは、コンポジット材料のシート上にPDLLAシートを140°Cにて圧縮成形することにより調製した。コンポジット層は厚さ1.2mmでありPDLLA層は厚さ0.3mmであった。次いで、調製したシートを真空下に密封し、60Co源ISOTRONBVEdeオランダからの25kGyのガンマ線照射に曝露し架橋させた。動物実験の実験計画動物に対して実行されたすべての手順は、動物保護に関する国際基準、並びにフローニンゲン大学医療センターの動物実験委員会に準拠して行った。完全に成長した雌性のオランダテクセルヒツジに施術し、均等に2つの群に分けた。第1のグループは、追跡期間を3カ月とし、第二のグループの追跡期間を9ヶ月とした。不規則な形の、臨界サイズ2.5~3.0cm2の円形の欠損を両側の眼窩底に作り、下記により再構築した:1PTMCシート、2コンポジットPTMC/BCPシート3ラミネートコンポジットPTMC/BCP-PDLLAシート骨誘導を実証するため、上記のPTMC、コンポジットおよびラミネートコンポジットシートのサンプル1.5mm×10mmφ、並びに1mLの量のBCP粒子を、ヒツジの背中に筋肉内移植した。以下の表1に概要を示す。さらに、再構築された眼窩底の位置を評価するために、すべてのヒツジを、手術の1週間前および1週間後にコーンビームコンピュータ断層撮影CBCTで評価した。骨形成を経時的にモニターするため、3ヶ月および9ヶ月の実験終了の6週間前と3週間前に蛍光色素マーカーを投与した。骨形成は、落射蛍光共焦点顕微鏡及び慣用の光学顕微鏡を用い、非脱灰切片の組織学及び組織形態計測によって評価した。外科処置および蛍光色素標識10匹の完全に成長したメスのオランダテクセルヒツジ24~36ヶ月齢を入手し2週間かけて順応させた。外科的処置は全身麻酔下で実施した。睫毛下部を剃毛し消毒した後、両方の眼窩底を経眼窩法infraorbitalapproachを用いて露出させた。骨膜を持ち上げ、眼窩底を穿子および/またはノミを用いて砕いた。骨片は、欠損部位から除去した。作製した骨欠損のサイズは2.5~3.cm2であった。次いで、眼窩底をインプラント材料PTMC、コンポジットまたはラミネートコンポジットシートのいずれかを使用して再構築した。欠損部全体を確実にカバーするよう注意を払った。このため、インプラントをハサミでサイズに合わせて調整した。脱落を防ぐため、インプラントをチタン製ネジ1.5×3.5mm、KLSMartin、ドイツで固定した。再建後、外傷の状況を模倣するため眼窩骨膜を切開したこの切開により、実際の外傷の状況と同様に、眼窩脂肪と筋肉が眼窩内へ脱出して再建材料へ力が加わる。傷口を重ねて吸収性縫合糸ポリグラクチン910、Ethicon、米国で閉じた。同時に、サンプルの筋肉内移植を傍脊柱筋に行った。背中の異なる移植部位をマークするため、筋膜を非吸収性の縫合糸ポリプロピレン、Ethicon、米国で閉じた。その他の層は吸収性の縫合糸を用いた。手術の前にアモキシリンを投与し、術後6日間投与を継続した。ブプレノルフィンを周術期および術後の疼痛緩和のため投与した。終了の前に蛍光色素マーカーを投与した。カルセイングリーン10mg/kg静注、Sigma、オランダを終了の9週間前に投与し、キシレノールオレンジ100mg/kg静注、Sigma、オランダを終了の6週間前、オキシテトラサイクリンEngemycine32mgkg筋肉内、Mycofarm、オランダを終了の3週間前に投与した。3ヶ月および9ヶ月の追跡の後、動物をペントバルビタールオルガノン、オランダの過剰投与によって屠殺し、回収した移植部位を4リン酸緩衝ホルマリン溶液中で固定した。組織プレパラート固定したサンプルをリン酸緩衝液PBSでリンスし、エタノール溶液70、80、90、96、100×2で段階的に脱水し、メチルメタクリレートLTI、オランダ中に包埋した。ダイヤモンド鋸ライカSP1600、LeicaMicrosystems、ドイツを用いて、組織切片厚さ10~20μmを作製した前者は眼窩底に対して垂直面に沿って、後者はインプラントの長軸に平行に。光学顕微鏡ニコンエクリプスE200、日本観察用に、切片を1メチレンブルーSigmaAldrichおよび0.3塩基性フクシンSigmaAldrich社溶液で染色し、未染色の切片を、落射蛍光共焦点顕微鏡ライカTCSSP2Leicaドイツ観察用に作製した。落射蛍光データは、透過光検出を含む20倍の油浸対物レンズを用いて得た。それぞれの吸収absおよび発光em波長ピークは以下のとおりである:351364nmabs、560nmemテトラサイクリン、543nmabs、580nmemキシレノールオレンジ、488nmabs、517nmemカルセイン。組織形態計測と統計組織形態計測分析用の染色切片の画像は、スライドスキャナDimageScanElite5400II、コニカミノルタフォトイメージング株式会社、日本を用いて作成した。組織形態計測は、AdobePhotoshopElements40ソフトウェアを用いて行った。要するに、インプラントの面積を、目的の領域ROIとして選択し、対応する画素数を登録した。次いで、BCP粒子と石灰化した骨の両方を、擬似着色し、得られた画素数を利用可能な空間における骨形成の百分率を計算するために用いた利用可能な空間は、ポリマーが吸収されたBCP粒子間の空間として定義される。利用可能な領域における骨形成の百分率について平均値および標準偏差を計算した。フィッシャーの正確確率検定は、3ヶ月と9ヶ月の群について比較した、異なる材料間、並びに個々の材料間の骨形成の差を評価するために用いた。データのセットを、SPSS17社会学のための統計パッケージ、SPSSInc、米国を用いて統計的に評価した。帰無仮説各セットの平均が等しいは、信頼水準95α005と評価された。放射線検査術前および術後再構成されたの眼窩底の位置を評価するため、コーンビームコンピュータ断層撮影CBCTを実施し、終了時にも行った。CBCTスキャンはプロポフォールによる全身麻酔下で行った。CBCT画像は、I-CATスキャナボクセルサイズ0.3mm、視野170mmを用いて取得し、さらなる分析のために保存した。各スキャンは、基準としてスキャナのレーザガイドを使用して、動物の頭を同じ再現可能な位置にして行った。模倣ソフトウェアMaterialiseDental、ベルギーを用い、各データセットに各々のデータセットについて骨が示される最適な閾値を用いて、すべての個々のスキャンの3次元3D復元を作成した。次に、術前インタクトなの眼窩底と術後の再構築された眼窩底即ち眼窩底インプラント、並びに終了時の再構築された眼窩底を、目的の領域ROIとして選択した。GeomagicStudioソフトウェアGeomagicGmbh、シュトゥットガルト、ドイツを使用して、この3D復元スキャン画像の位置を整え、ICPIterativeClosestPoint登録アルゴリズムを用いて術前の3D復元スキャン画像とともに登録した。術前のスキャン画像はこのようにリファレンスとして保存した。術前と術後または終了時の眼窩底をハイライト表示した。データセット間の偏差は、眼窩底の表面の間の距離を表示するスライド式のカラースケールで測定した図6。各インプラントについての負の平均偏差すなわち、欠損のレベルでを以下の表2に示した。このようにして、異なる再構成材料について、異なる時点での変形を測定した。次に、異なるインプラントについて全体の平均の負の変形を計算し、これを用いて次式:式中:V増加=再構築材料の変形に起因して増加した眼窩腔の体積m3h=ディスク型インプラントの変形mr=0.0098m;これは眼窩底欠損の測定値3.0cm2の半径により、眼窩底体積の増加量を決定した。眼窩体積の変化を用いて、ヒツジの眼窩底欠損の再構築についての、異なるインプラントの適合性を評価した。0.7cm3の眼窩体積の増加が、最大限許容し得る体積増加と考えられた。>0.7cm3の眼窩体積の増加は眼球陥入につながり得るので、避けるべきである。結果インビボ実験中、いずれのヒツジも、感染または有害な組織反応の徴候は示さなかった。9頭のヒツジは健康で、1頭他の点では健康なは術後6ヶ月に予想外に死亡した。検死を行ったがはっきりとした死因は分からなかった。この研究から除外した動物はなかった。早期に死亡した動物は、別途、6ヶ月時の群として評価した。筋肉内移植の顕微鏡観察の説明3ヶ月後および9ヵ月後にすべての筋肉内インプラントを追跡し、移植部位を採取した。以下の表3に、異なるインプラントについての骨の発生率の一覧を示す。染色した切片の光学顕微鏡評価は、BCP粒子を含有する移植のほとんどに骨形成が認められたことを示した。PTMC単独での移植即ち、BCPを含有するコンポジットでないは、いずれのヒツジにおいても骨の形成に至らなかった。図1は、3ヶ月後の筋肉内移植の概要である。光顕微鏡観察は、骨がBCP粒子の周囲に形成されており、粒子の表面と密接に接触していたことを示した。骨形成に加えて、結合組織の内部成長が観察された。さらに、移植したコンポジットについては、PTMCのポリマーマトリックスの吸収が大きかったことが示された。認められたPTMCはごく少量に過ぎなかった。ラミネートコンポジットのPDLLA層が依然としてみられた。PTMC移植は骨形成を示さなかった。PTMCポリマーは依然として認められ、密性結合組織の線維性被膜に囲まれていた。ポリマーの分解の兆候に加えて、BCP粒子の分解も観察された。図2高倍率では、PTMCポリマーマトリックスの分解とBCP粒子の分解が示されている。より詳しく観察すると、食細胞および多核巨細胞の動員が起こっていることが示された。これらの細胞は、PTMCポリマーマトリックスの残骸に囲まれて付着しており、またBCP粒子の表面に付着していた。9ヶ月後のマウスでは、純粋なBCP粒子の移植により骨形成が進行していることが示されたのに対し、筋肉内移植したラミネートコンポジットではいずれも骨形成は示されなかった。コンポジットのポリマーPTMCマトリックスは、ほぼ完全に吸収され、貪食されたPTMC粒子がわずかに観察された。BCP粒子を含有するすべての移植について9カ月後に、BCP粒子の分解の兆候も観察された。分解の兆候は進んでいたものの、PTMCの筋肉内移植のサンプルは依然として確認された。インプラントは依然として密な結合組織からなる線維性被膜に囲まれていた。眼窩インプラント顕微鏡観察の説明眼窩移植の結果ついては表3と図3に示す。3ヶ月後、コンポジットおよびラミネートコンポジットのインプラントは骨形成を明かに示した。PTMCポリマーマトリックスの大部分は吸収され、PTMCのわずかな残存物が観察された。新たに形成された骨は、BCP粒子と密に接触していた。さらに、コンポジットインプラントにおける新たに形成された骨は、コンポジットインプラントが宿主骨と接する場所すなわち眼窩底欠損の境界で宿主の骨即ちその動物の骨と骨統合を示した図4。複合インプラントは、コンポジットインプラントがその結果として宿主骨と接触しなかった欠損のレベルでは、密な結合組織のいくつかの層がインプラントを覆っていた。対照的に、ラミネートコンポジットは、宿主の骨と新たに形成した骨とのこの統合を示さず、密な結合組織からなる線維性被膜に完全に囲まれていた図4。9カ月後、コンポジットインプラントについて骨形成が進行しているように思われた。コンポジットインプラントとラミネートコンポジットインプラントの両方で、PTMCポリマーマトリックスのほぼ完全な吸収が示された。貪食されたPTMCポリマーのみが観察された。この時点ではPDLLA層は完全に吸収されたように見えた。コンポジットインプラントにおいて新たに形成された骨の宿主骨との統合を依然として示したのに対し、ラミネートコンポジットは線維性被膜に囲まれたままであり、その後も統合は示さなかった。BCP粒子の分解の兆候も眼窩インプラントにおいて発見された。図5は、3ヶ月および9ヶ月後のコンポジットインプラントとラミネートコンポジットインプラントを高倍率で示したものである。ここでは貪食細胞の動員も観察された。これらの細胞は、BCP粒子並びにPTMCの残存物にも付着していた。6カ月後に死亡した動物の組織学的所見は、9ヶ月後の、他の動物での観察と同程度であった。この動物において、眼窩コンポジットインプラントは、宿主骨と一体化した新しい骨形成を示した。他の眼窩に移植されたラミネートコンポジットインプラントは骨形成を示したものの、新たに形成された骨は、再び宿主骨と統合されなかった。線維性被膜が、ラミネートコンポジットを囲んでいた。純粋なBCP粒子の量が移植された場合を除き、骨形成を示した筋肉内移植はなかった表3。ポリマーマトリックスとPDLLA層の分解と吸収は、3ヶ月後の標本と比べて進行していることを示したが、9ヶ月群のように進んではいなかった。PDLLA層の残残物は依然として確認された。BCP粒子の分解もまた、BCP粒子を含有する全てのインプラントにおいて観察された。蛍光顕微鏡検査シーケンシャル蛍光色素ラベルの落射蛍光共焦点顕微鏡は、移植後3週間で純粋なBCP粒子とラミネートコンポジットの筋肉内移植において骨の形成が始まったことを示した。同様の結果が、眼窩移植においてコンポジットインプラントとラミネートコンポジットインプラントについて観察された図6。蛍光色素標識の分析は、骨形成がBCP粒子の表面で開始し、周辺に向かって進行していることを示した。9ヶ月後の蛍光色素標識は、骨形成およびリモデリングのプロセスが、眼窩底インプラントにおいて依然として活性であることを示した。筋肉内に移植されたラミネートコンポジットサンプルで9ヶ月後に蛍光標識を示したものはなかった。組織形態計測筋肉内および眼窩移植についての組織形態計測分析の結果を表3に示す。利用可能な領域ポリマーが吸収されたBCP粒子間の空間として定義されるにおける骨形成について、平均のパーセンテージおよび標準偏差を示す。各移植においてすべての動物が骨形成を示したわけではないという事実に加えて、個々の動物においておよび個々の動物間で、形成した骨の量に大きな変動がみられた。3ヶ月後の測定では、眼窩底コンポジット移植において7.7±8.1平均±SDの骨の形成を示した。9カ月後では、骨の割合は15.5±12.0まで増加した。ラミネートコンポジット眼窩底インプラントは、3ヶ月と9ヶ月後に、それぞれ、5.3±4.0、1.7±2.4の骨形成を示した。筋肉内移植で示された骨形成は限定的なものであった。3ヶ月後、筋肉内に移植されたコンポジットサンプルは、0.3±0.6の骨形成を示しラミネートコンポジットは2.0±1.9の骨形成を示した。純粋なBCP粒子の筋肉内移植は2.9±5.9の骨形成を示し、9ヶ月後、6.4±6.9まで進んだ。途中で死亡した動物は、ラミネートコンポジットとコンポジットインプラントについて、それぞれ13.9および14.9の骨形成を示した。純粋BCP粒子の筋肉内移植は、12.8の骨形成が測定された。CBCTによる評価図7は、眼窩底の再構成の評価プロセスを図で示し、インプラントの性能を示す。放射線不透過性のコンポジットとラミネートコンポジットのシートが容易に確認できることが分かる。上述したように、カラーマッピングは、術前の無傷の眼窩底と比較して、再構成された眼窩底の偏りの変化を示している。異なる期間について、インプラントの変形および計算されたインプラントの変形による眼窩体積の最大の変化の結果を表2にまとめる。PTMCインプラントで治療した動物における眼窩体積の増加は3ヶ月と9ヶ月後でそれぞれ、0.16~0.23cm3であったことがわかる。コンポジットインプラントで処置した動物は0.14~0.19cm3の範囲の眼窩体積の増加を示したのに対し、ラミネートコンポジットインプラントで処置した動物は0.11~0.15cm3の体積増加を示した。考察本実施例では、PTMCと微細構造のBCPからなるコンポジット材料の骨誘導特性の評価について説明する。コンポジット材料は、ヒツジにおいて、同所移植眼窩だけでなく、異所移植筋肉の部位の両方で評価した。コンポジット材料の骨誘導特性の評価と同時に、耐荷重材料としてのコンポジット材料の適合性を評価した。PTMC/BCPコンポジット材料およびPDLLAラミネートPTMC/BCPコンポジット材料は骨誘導特性を有することが示された。また、蛍光色素標識はコンポジット材料の骨誘導能力が9ヶ月後も活性であることを示した。外科的処置中、成形能力shapeabilityに関して、コンポジットおよびラミネートコンポジット、並びにPTMCインプラントは所望の形状に容易にカットすることができることが明らかとなった。最も重要なことに、今回の結果は、コンポジット並びにラミネートコンポジットが骨誘導特性を発揮することを示した。さらに、コンポジットインプラントは、ラミネートコンポジットとは対照的に、新たに形成した骨と宿主骨との優れた骨統合を示した。骨の形成を同時に伴うPTMCポリマーマトリックスの分解の組織学的観察は、吸収性のポリマーマトリックスが、リン酸カルシウム粒子の骨誘導特性に悪い影響を与えることなく、リン酸カルシウムセラミックの機械的特性を高めることができるという仮説を支持した。しかしながら、ラミネートコンポジットについては、骨の形成、並びに新たに形成した骨と宿主の骨の統合において悪影響が観察された。本願のコンポジットはまた、正常/局所組織の再生に支障を来さない優れた骨統合ことに加え、分解プロセスが露出されたBCP粒子に沿って継続し、それにより表面積対体積比が増大するので、より好ましい表面積対体積比を有すると期待される。個々の動物においておよび個々の動物の間で観察された骨の誘起量の比較的大きな変動は、骨誘導物質に関する研究では珍しいことではない。動物特有の要因が誘導された骨の量に影響を与えることに加えて、移植部位特有の要因も関係することが知られている。同所移植は、異所移植と比べて誘導される骨の量が多くなる傾向がある。また、外因性の細胞に対して異なる応答例えば、外因性の骨形成タンパク質BMPや骨誘導のプロセスに関与する内因性の細胞の異なる作用につながるような遺伝的な要因により、骨促進環境で新しい骨を形成する個々の動物の固有の能力は変わり得る。CBCTによる評価は、再構築された眼窩底がいずれも、術前の解剖学的状況と比較して、適切に配置されたことを示した。インプラントの変形による上記の臨界値0.7cm3を超える眼窩体積の計算された増加は認められなかった表2。結論本実施例は、PTMCと微細構造のBCP粒子からなる骨誘導コンポジット材料の作製と評価について説明するものである。結果から、本願のコンポジット材料は、成形可能で、骨誘導および骨形成特性を発揮し、周囲の宿主骨との統合または付着を示すと結論することができる。"