JP2002527144A

JP2002527144A - 組織再生のための複合体およびその製造方法

Info

Publication number: JP2002527144A
Application number: JP2000575451A
Authority: JP
Inventors: ジルケイ．シャーウッド，; リンダジー．グリフィス，; スコットブラウン，
Original assignee: Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 1998-10-12
Filing date: 1999-10-12
Publication date: 2002-08-27
Also published as: CA2345982A1; US6454811B1; AU768641B2; AU6427199A; WO2000021470A1; EP1121072A1

Abstract

(57)【要約】材料、マクロアーキテクチャ、ミクロアーキテクチャ、機械的特性のうちの１つ以上の勾配を有する組織操作デバイスを提供する。これは移植前後でのデバイスにおける特定の細胞型の接着を選択または促進するために使用され得る。勾配が、１つの型の組織に最良に適した材料から構成されるまたはその特性を有する領域から、異なる型の組織に適した材料から構成されるまたはその特性を有する領域への移行帯を形成する。このデバイスは、構造的完全性および独特な材料の勾配を付与する連続プロセスで作製される。デバイスは、固形自由造形プロセス、特に三次元プリンティングプロセス（３ＤＰ^TM）を使用して作製される。デバイスを単一の連続プロセスで製造し得、その結果１つの形態の組織再生足場と他の形態の組織再生足場からの移行は「継ぎ目」を有さない。このデバイスが生理学的溶液中に移植されると、軸に沿った差次的膨張に供されない。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】（発明の分野）本発明は、一般的に、組織再生のための材料、アーキテクチャ、および／また
は特性の勾配により特徴付けられる移植可能なデバイスに関する。このデバイス
は、固形自由造形製作（ｓｏｌｉｄｆｒｅｅ−ｆｏｒｍｆａｂｒｉｃａｔｉ
ｏｎ）技術を使用して作製され、この技術は、コンピューター支援設計と組み合
わせられ得る。

【０００２】（発明の背景）骨の欠乏または欠損は、先天的欠損、疾患、加齢、または外傷から生じ得る。
骨は、骨組織と呼ばれる高度に血管化した組織から構成され、これは造血要素で
ある骨髄を保有する。骨の外部構造および内部構造は、動的フラックスにあり；
この細胞性要素は、カルシウム塩が堆積した軟骨のマトリクスを生成および再造
形する。成熟した骨の約３分の２が、リン酸カルシウム（ヒドロキシアパタイト
として）であり、３分の１は優先的に膠原線維および他のカルシウム塩であるが
、わずか２％重量は生存細胞である。カルシウム吸収および堆積のプロセスを通
して、骨細胞および種々の他の細胞型は、骨格が身体の構造的支持を提供し続け
る間に、必要に応じて骨を再造形または治癒し得る。

【０００３】骨は、高密度領域（緻密）および海綿質領域（格子状）にさらに分けられる。
それがより高い機械的強度を有するので、緻密骨は、体重および骨格筋収縮によ
り生成される最高の物理的負荷を受けると位置付けられる。緻密骨は、骨の皮質
として知られるものを形成する長骨の長軸の表面に沿って形成する。海綿質骨は
、骨の「頭部」（骨端）および内部領域を含み、そしてより大きな骨における骨
髄腔に接する。

【０００４】他方で、軟骨は、５〜１０重量％の生存細胞から構成される無血管性組織であ
る。身体には、３つの主要な型の軟骨が存在する：硝子軟骨、線維軟骨、および
弾性軟骨。硝子軟骨は、骨の骨端を被覆し、そして滑膜性の連結において、流体
を満たした被膜内に存在する。線維軟骨は、脊柱の椎骨を分離する椎間円板を構
成する。弾性軟骨は、鼻の先端のような極度の弾性を必要とする領域において存
在する。軟骨は、軟骨細胞と呼ばれる細胞により形成され、そしてこれを含む。
硝子軟骨の細胞外マトリクスは、密接に充填されたＩＩ型膠原線維およびプロテ
オグリカン（コンドロイチン硫酸マトリクス中のヒアルロン酸およびグリコアミ
ノグリカンを含む）を含む。軟骨細胞は、マトリクスを通した拡散により栄養素
を受容し、そして排泄物を処理する。そしてこれは、限られた移動性または損傷
を受けた組織を分裂および再生させる能力を有すると考えられる。軟骨細胞は通
常、抗新脈管形成因子を産生する。しかし、軟骨の広い領域が損傷を受ける場合
には、線維芽細胞による過剰増殖およびこの領域の新生血管形成が、関節軟骨の
代わりに、瘢痕組織または仮骨の形成を生じ得る。細胞を形成する骨の引き続く
内殖は、これらの領域におけるカルシウム堆積を生じ得、これは局所領域のさら
なる変形を引き起こす。

【０００５】従って、骨と軟骨との間の界面は、血管化組織と無血管性組織との間、ならび
に鉱化（骨化）膠原マトリクスと非鉱化膠原マトリクスとの間の界面である。外
傷性傷害、ならびに変形性関節症および加齢のような状態は、しばしば関節軟骨
の損傷を生じ、これはまた、根底の骨への損傷を含み得る。従って、両方の組織
の型の異なる必要性を満たし、そして同一部位で両方の組織型の修復に向かうた
めの治癒プロセスを可能にするかまたはそれを促進する処置方法について必要性
が存在する。

【０００６】生存組織の移植片の臨床的使用は、近年では、新鮮に採取された完全に形成さ
れた組織（例えば、皮膚移植片または器官移植）の直接移植から、再生するか、
または局所的構造の再生を促進するマトリクス上の細胞の接種に関する戦略へと
進展してきた。硬組織を保有する複合体および重量について、少なくとも一部の
治癒期間、硬組織の置き換えまたは置換により既存の構造の機械的支持を提供す
るための、さらなる必要性が存在する。従って、デバイスは、特定の細胞型の移
動、滞留、および増殖を促進し、ならびに治癒の間の機械的および構造的支持を
提供する特定のアーキテクチャの足場として作用しなければならない。関節（硝
子）軟骨の再生のためのデバイスの場合、残留物質が再生組織の表面完全性（平
滑性）および全体的強度および弾性を損ない得るので、デバイスが完全に再吸収
可能であることが重要である。

【０００７】細胞接着および増殖を促進するために、デバイスの全体的な多孔性が重要であ
る。さらに、個々の孔の直径またはサイズは、細胞が、デバイス内に移動し、コ
ロニー形成し、そしてその間に分化する能力を決定するにおいて重要な因子であ
る（Ｍａｒｔｉｎ，ＲＢら、Ｂｉｏｍｅｔｅｒｉａｌｓ１４：３４１、１９９
３）。骨格組織について、組織の正確な幾何学および形状を再生するように導か
れる支持体である骨および軟骨は、重要であると考えられる。約１５０μｍを超
え、そして好ましくはより大きい、孔サイズ（Ｈｕｌｂｅｒｔら、１９７０；Ｋ
ｌａｗｉｔｔｅｒ，Ｊ．Ｊ．１９７０；Ｐｉｅｃｕｃｈ、１９８２；およびＤｅ
ｎｎｉｓら、１９９２）および５０％を超える孔隙率が、骨形成細胞によるキャ
リアの細胞浸潤のために必要とされることは、一般的に是認される。組織再生足
場が、軟骨の形成を促進するために、高度に多孔性（５０％より高く、そしてよ
り好ましくは９０％より高い）でなければならないことが、さらに認められてい
る。

【０００８】創傷治癒および組織再生の生理学的プロセスが、複数の細胞型で引き続き進行
されること、および細胞性因子が役割を果たすことは、十分に実証されている。
例えば、血栓は、凝固および血餅溶解の両方を調節するカスケードの構成成分で
ある血液要素により、形成および除去される。最終的に分化されない細胞（例え
ば、線維芽細胞）は、血栓内に移動し、そして膠原線維を下に配置する。新脈管
形成細胞は、循環する前駆体に由来するかまたは細胞から放出される走化性因子
によって補充されて、脈管組織を形成する。最終的に、細胞は分化して、特殊化
された組織を形成する。治癒プロセスを促進するために、外因性の天然または合
成因子を添加することの概念はまた、強力に探求されている分野であり、そして
多数の増殖因子（例えば、サイトカイン、新脈管形成因子、およびトランスフォ
ーミング因子）が、単離、精製、配列決定、およびクローン化されている。１つ
または複数の因子を放出するための正確な順序および濃度を決定することは、組
織操作の分野の中で別の研究領域である。

【０００９】移植片または移植可能デバイスにおいて、組織再生の上記のいくつかの問題に
取り組むためのいくつかの試みが開示されている。米国特許第５，２７０，３０
０号は、軟骨または骨における欠損または病変を処置するための、マトリクスを
提供する方法を開示する。このマトリクスは、可能性としては、細胞集団を可能
にするのに十分な大きさの孔を有するコラーゲンから構成されており、そしてさ
らに、再生されることが所望される型の組織に適切な成長因子または他の因子（
例えば、血管新生因子）を含む。米国特許第５，２７０，３００号は、特に、軟
骨修復細胞の分化を誘導するための、低濃度での増殖因子および走化性因子とし
ての、マトリクス溶液におけるＴＧＦ−βの使用、および高濃度での、これらの
因子の引き続く放出を教示する。骨および軟骨に隣接する欠損の場合、骨再生マ
トリクスと軟骨再生マトリクスとの間に膜が固定され、一方の部位から他の部位
への血管浸潤を防ぐ。

【００１０】Ａｔｈａｎａｓｉｏｕらの米国特許第５，６０７，４７４号は、２つの生分解
性ポリマー性材料を含む成形されたキャリアデバイスを記載している。このポリ
マー性材料は、本体内に配置されて２つの異なる型の組織を結合する目的で、互
いに隣接して配列され、異なる機械的特性を有する。それぞれのポリマー性材料
は、組織細胞が侵入しそして接着し得る、可変の大きさの孔隙率または孔サイズ
を有する。このデバイスの２つの成分は、別々に製作され、そして例えば、型の
中で一緒に連結される。細胞接近のためのより多い継代のような他の特徴は、デ
バイス中に機械的に配置され得る。

【００１１】米国特許第５，５１４，３７８号は、ポリマーおよび粒子溶液から膜を形成す
る方法を用いて、非常に多孔性の生体適合性デバイスおよび生分解性デバイスを
提供するいくつかの必要性に取り組むことを試みている。この孔は粒子を除去す
ることにより作製され、ポリマーを溶解しない溶媒（例えば、水）中で溶解する
ことおよびそれらを濾過することにより達成され、これにより多孔性の膜を残す
。このポリマーは、非水性の溶媒中に溶解されなければならず、そして合成ポリ
マーに限定される。一旦、膜が作製されれば、それは所望の形状に鋳造（キャス
ティング）され得る。このような膜がまた一緒に積層され、３次元形状を形成す
ることが想定される。

【００１２】このようなデバイスの形態のみでなく、それらが構成される材料は、再生プロ
セスならびにデバイスの機械的強度に寄与することがさらに認識されている。例
えば、いくつかの材料は骨原性であり、そして骨形成細胞の増殖を刺激する；い
くつかの材料は骨伝導性であり、骨形成細胞遊走および組み込みを促進する；そ
していくつかは骨誘導性であり、骨芽細胞への間葉幹細胞の分化を誘導する。骨
原性であることが見出された材料は、通常、リン酸カルシウムの天然供給源また
は合成的供給源を含む。骨誘導性材料としては、形質転換成長因子−β（ＴＧＦ
−β）遺伝子スーパーファミリーのメンバー（形態形成タンパク質（ＢＭＰ）お
よびインスリン様成長因子（ＩＧＦ）を含む）由来の分子が挙げられる。

【００１３】米国特許第５，６２６，８６１号は、生分解性ポリマー、生体適合性ポリマー
および粒子状リン酸カルシウム、ヒドロキシアパタイトから構成される骨移植片
またはインプラントとしての使用のための複合性材料を教示する。ポリマー単独
よりも機械的強度を増大するため、そして「骨結合する」材料を提供するため、
リン酸カルシウムセラミックが添加された。この材料は、１００ミクロンと２５
０ミクロンとの間のサイズの不規則な孔を提供する様式で生成される。

【００１４】上記引用された米国特許において記載されるデバイスは、複数のコンポーネン
トが作製され、そして体内において別々に配置されるかまたは前アセンブルされ
るかのいずれかであることを必要とする。これは、まず、インプラントの際に複
雑な操作を生じ、他の場合には、デバイス成分の間の連結が移植後に分離される
危険性を生じる。

【００１５】さらに、これらのデバイスは、細胞増殖および組織再生を増強する微小環境を
作製するミクロアーキテクチャ（ｍｉｃｒｏａｒｃｈｉｔｅｃｔｕｒｅ）に加え
て領域の内および外で、酸素、栄養物および成長因子の拡散を可能にするマクロ
アーキテクチャ（ｍａｃｒｏａｒｃｈｉｔｅｃｔｕｒｅ）または全体設計を欠く
。

【００１６】従って、選択する細胞接着および増殖を促進する孔サイズおよび孔隙率を有す
る、このデバイスの規定の領域内の細胞の播種および培養のためのデバイスを提
供することにより、これらの欠点を克服することが本発明の目的である。

【００１７】移植後の機械的支持および統合性を提供し得るデバイスを提供することが本発
明のさらなる目的である。

【００１８】完全に生分解性であるこのようなデバイスを提供することが本発明のなおさら
なる目的である。

【００１９】（発明の要旨）本明細書において開示されるデバイスは、以下の１つ以上の勾配を有する複合
型移植可能デバイスである：材料、マクロアーキテクチャ、ミクロアーキテクチ
ャ、または機械的特性（移植の前および／または後にデバイス上、およびデバイ
ス中の特異的細胞型の接着を選択または促進するために用いられ得る）。種々の
実施態様において、これらの勾配は、材料から構成され、または材料から構成さ
れる領域に対する組織の１つの型に最も適合する特性を有する、もしくは異なる
型の組織に適合する特性を有する、領域からデバイスにおいて移行帯を形成する
。

【００２０】このデバイスは、構造的統合性およびアーキテクチャにおける材料の特有の変
化を与える連続的なプロセスにおいて作製される。この勾配は、デバイスの材料
、ミクロアーキテクチャ、マクロアーキテクチャ、機械的特性、またはこれらを
総合したいくつかと関連し得る。本明細書において開示されるデバイスは、代表
的に固形自由造形プロセス（ｓｏｌｉｄｆｒｅｅｆｏｒｍｐｒｏｃｅｓｓ
）、特に３次元プリンティングプロセス（ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ
ｐｒｉｎｔｉｎｇｐｒｏｃｅｓｓ）（３ＤＰ^TM）を用いて作製される。他の
型の固形自由造形製作（ＳＦＦ）法は、ステレオリソグラフィー（ＳＬＡ）、選
択的レーザー焼結（ＳＬＳ）、弾道粒子製造法（ｂａｌｌｉｓｔｉｃｐａｒｔ
ｉｃｌｅｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ：ＢＭＰ）、および融合堆積モデリング
（ｆｕｓｉｏｎｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎｍｏｄｅｌｉｎｇ：ＦＤＭ）を含む。
このデバイスは、単一の連続プロセスにおいて製造され得る。これにより、組織
再生足場の１つの形態および組織再生足場の他の形態からの移行部は、一旦、こ
のデバイスが生理学的液体に移植されれば、「継ぎ目（ｓｅａｍ）」を有さず、
軸にそって異なる膨張に供されない。

【００２１】骨の修復または置換のための１つの実施態様において、合成生体適合性ポリマ
ーである材料（例えば、ポリ（α）エステル）（特に、細胞の接着および制御さ
れた生分解に十分適合されている）に対して、骨原性材料および骨伝導性材料（
例えばリン酸カルシウム）のある勾配が形成される。別の実施態様において、こ
のデバイスは、ミクロアーキテクチャ中に勾配を有する。マクロアーキテクチャ
、すなわち全体的形状は、１つの領域を通じておよび／または囲んで液体が流れ
ることを可能にする設計および１つの形状から他への勾配を伴う別の領域におけ
る異なる形状であり得る。別の実施態様において、マクロアーキテクチャは、内
部連通した孔の骨誘導性系から軟骨細胞コロニー化を誘導する千鳥形チャネルの
系までであり得る。別の局面において、この勾配は、張力または圧縮強度のよう
な機械的特性に関し得る。特性の勾配は、重量負荷に適切である特性から軟部組
織再生に適切である特性までであり得る。

【００２２】別の実施態様において、組織を形成する細胞の成長または分化を選択的に増強
または強化する成長因子のような物質が、デバイス上に、またはデバイス中に組
み込まれ得る。デバイスを製作する特に好ましい方法は、デバイスの構造中に因
子を組み込む工程を含む。

【００２３】（発明の詳細な説明）従来と異なるミクロアーキテクチャおよびマクロアーキテクチャを有する３次
元デバイスが開発された。これは、直ちに播種されそして移植され得、体内への
配置の前に体外系に播種され得、または隣接する組織からの内殖により移植され
そして播種され／または定着され得る。このデバイスは、２つの型の支持組織の
間の生理学的接合部で、複合アロプラストの構築、または組織再生のために設計
された部分的同種移植片に適用される場合、利点を有する。例えば、本明細書に
記載のように製造されたデバイス（骨および軟骨の複合体の作製において使用す
るために設計される勾配ゾーンまたは移行帯を含む）は、このデバイスの全体的
特性に起因する、ポリマー性材料の異なる膨張または他の特性（例えば、体内の
液体充填腔、または他の液体含有部位中の乾燥材料の吸湿性、もしくはその配置
により生成される浸透圧）により生じる軟骨部分からの骨部分の層剥離を受けに
くい。

【００２４】（Ｉ．デバイス）（Ａ．デバイス構造）このデバイスは、細胞の接着、増殖、および／または分化を、特定の目的のた
めに必要とされるように、最大にするために構築される。以下の変量を操作して
、所望の効果を達成し得る：マクロアーキテクチャ、化学組成、有孔性を含むミ
クロアーキテクチャ、孔サイズ（直径）、界面活性剤および細胞接着ペプチドの
ような表面改変、生理活性剤の取り込み、流動特性（すなわち、デバイスを通る
、またはデバイス内の流体の流動を指向および制御するチャネル）、ならびにデ
バイス上もしくはデバイス内の構造要素。プリンティングパラメーターおよび出
力特性の操作は、マクロアーキテクチャ、ミクロアーキテクチャ、ならびに内部
特性および表面特性の、設計および製作を可能にする。「マクロアーキテクチャ
」は、デバイスの全体の形状を意味するために本明細書中で用いられる。これは
、ミリメータからセンチメータのオーダーの寸法であり、かつ規定された形状を
有する。用語「ミクロアーキテクチャ特性」は、予想され、そしてデバイス内に
形成される、内部構造を意味するために本明細書中で用いられる。微細特性（例
えば、蛇行状の相互接続された孔および表面プリンティング）は、材料、プロセ
シング、および仕上げの特性であるが、設計によって、または三次元プリンティ
ングプロセスによって配置される必要はない。

【００２５】本明細書中に開示されるデバイスは、単一の部品として作製される複合体であ
る。このデバイスは、身体に配置される場合にわずかに圧縮するが、維持される
べきデバイス内外の液体の移動のための構造的特性を許容する、全体的形状を有
する。これは、チャネルおよび孔を有し、組織の２つの型の間の界面での身体内
の移植に適切である。１つのタンパク質（例えば、本明細書中に記載される複合
体デバイスの骨領域）は、いくつかの機能に取り組むために特異的に設計される
。これらの１つは、デバイスの周囲でありかつデバイスを通じて、血液および髄
到達（ｂｏｕｒｎｅ）組織形成要素の移動を促進するためのものであり、表面積
対体積比を最大にして骨内殖を促進し、かつ圧縮およびねじれ強度を最大にし、
移植の力に耐えるために必要とされる機械的保全性を提供する。デバイスの保全
性の犠牲を伴わない材料の最小化は、作製に必要とされる物品の費用を削減する
ため、ならびに免疫応答を潜在的に引き起こし得え、そして分解副生成物を放出
する身体への外来物質の導入を最小にするために、いつでも可能であることが望
ましいと考えられる。

【００２６】このデバイスの全体の形状は、このデバイスが、デバイスを通じておよびデバ
イスの周囲で、生物学的もしくは生体適合性の流体中に溶解された栄養素の連続
した流動を可能し、従って、気体、流体、または温度勾配によって形成される、
デバイスを横切る圧力の差異（ｐｒｅｓｓｕｒｅｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ）
の可能性を最小にするように機能するものである。このデバイスは、細胞の遊走
、接着、増殖および分化を伝導する、ジオメトリー、孔、および液体伝達チャネ
ルを備える。これらの特性を操作して、細胞接着および別の増殖を促進する一方
、異なる細胞型を有するデバイスの特定の領域を選択的に占め得るか、または１
つの領域に内殖させ得る。この方法において、このデバイスは、例えば、骨液界
面での長骨の軟骨被覆表面に特有である、複合体支持組織界面の再生を促進し得
る。本実施例によって実証されるように、これらのデバイスを操作して、骨形成
細胞および軟骨細胞の両方の増殖を可能にしかつ促進し得る。これらの両方は、
天然に存在する軟骨−骨界面の一部である。

【００２７】壁に連結され、かつ規定された幅、長さ、および方向の実質的に直線の通路か
ら構成される、チャネルは、本明細書中に記載されるデバイスのマイクロアーキ
テクチャーの特性である。千鳥形（Ｓｔａｇｇｅｒｅｄ）チャネル（これは、デ
バイスを介して延び、かつこのデバイスの異なる層において９０°にオフセット
される）は、１つの特に好ましい実施態様である。チャネルおよび壁を千鳥形に
することは、チャネルを通じるまっすぐな設計と比較してデバイスの強度を増す
。チャネルの幅は、約１５０ミクロンから５００ミクロン（好ましくは、２５０
ミクロンを有する）の範囲であり、構造的強度または組織形成の均一性を含まず
に、細胞を播種するために利用可能である、表面積を最大にし得る。

【００２８】さらに、このチャネルは、細胞に対する栄養素の輸送、ならびに細胞副生成物
およびポリマー分解副生成物（これらは全て、デバイスが身体における移植の前
であろうと、後であろうと細胞によりコロニー化される場合に生じ得る）の除去
を容易にする。固有の巨視的な千鳥形チャネルを設計して、軟骨細胞が、皮層的
にではなく、デバイスの厚みを通してデバイスと接触することを可能にする。こ
のことは、軟骨細胞の制限された遊走能力のために重要であり；この細胞型の遊
走距離は、約２ｍｍ未満である。従って、このデバイスが、体外に播種される場
合、軟骨細胞は、このデバイスの中央に、直接配置され得る。

【００２９】デバイスの孔隙率は、コロニー化細胞に対する栄養素の流動、および細胞接着
に利用可能な表面積を制御する。研究は、６０ミクロン以上の最小の直径の孔が
、高度に血管化された組織（例えば、骨）における脈管形成のために必要である
ことを示した。粉末または合成ポリマー、あるいはポリマーおよび無機粒子から
製作されるデバイスの有孔性が、材料へ「犠牲の」材料（例えば塩化ナトリウム
）を取込むことによって操作され得ることは、当該分野においてすでに公知であ
る。米国特許第５，５１４，３７８号は、生体適合性ポリマー溶液中に塩粒子を
分散させ、ポリマー溶媒を蒸発させて、そして多孔性膜を作製するために形成さ
れた複合体から塩を浸出させる方法を教示する。

【００３０】このデバイスは、代表的には、合成ポリマー性材料を使用して形成される。こ
のデバイスは、再吸収可能物質および／または非再吸収可能物質を含み得る。こ
れは、製造プロセスの間、デバイスのさまざまな部分に配置さ得る。関節または
他の軟骨−骨複合体を交換するためのデバイスについて、１つの領域を形成して
いる材料は、好ましくは骨誘導性であり、そして異なる隣接部位を形成するそれ
らの物質は、好ましくは、軟骨細胞の成長および成熟に対して許容的である。生
理活性物質（例えば、成長因子）を、デバイス上またはデバイス内に取り込み、
特定の細胞型の成長、分化、または増殖のために選択し得る。

【００３１】デバイスにおける挿入物を用いて、また、細胞の接着、増殖および／または分
化をまた操作し得る。例えば、軟骨治癒および再生を支持するように設計した第
１の部分を有する挿入物、および骨再生を係留しかつ支持するように設計した第
２の部分は、骨軟骨性欠損を処置することにおいて使用するために、デバイスに
組み込まれ得る。この例（以下で更に詳細に記載されている）において、このデ
バイスは、３つの領域（意図、設計および組成において異なる）が存在する、単
一の部分として、連続したプロセスにおいて製作される：１）軟骨部分、２）骨
部分、そして３）軟骨部分および骨部分の両方に隣接しかつ連結する移行帯。軟
骨部分は、直径約２５０ミクロンの、千鳥形のマクロチャネルを含む合成ポリエ
ステルポリマーから構成される約９０％の多孔質である。骨部分は、２５〜５５
％の多孔性であり、そしてデバイスの外側の縁での流体および気体の流動を許容
するが、宿主細胞との接触を維持する形状において、合成ポリマーおよび骨誘導
性材料の両方から一般に構成される。

【００３２】移行帯（これは、軟骨部分および骨部分の両方に隣接する）は、骨もしくはよ
り高い密度部分の有孔性に近い有孔性から、軟骨または最低密度部分に近い有孔
性までの有孔性の勾配を形成する。移行帯はまた、骨部分の組成から、軟骨部分
の組成までのポリマー組成の勾配を形成し得、ここで、このポリマーは、コポリ
マーであり、そしてモノマーの割合は、骨部分対軟骨部分について異なるか、あ
るいはこの部分は、２つの異なるポリマーから形成され、そして移行帯は、２つ
のポリマーのブレンドまたはコポリマーである。この移行帯はまた、急な勾配を
含み得るか、あるいは骨部分付近の骨部分のような外部形状を有する領域および
軟骨部分に最も近い領域の軟骨部分に対して、実質的に円形であるか、またはそ
の軟骨部分に類似する外部形状を有する領域を有し得る。

【００３３】表面仕上げは、用いられる材料および形成パラメーターの物理的造作によって
管理される。これらの要素としては、粒子サイズ、粉末充填、粒子およびプリン
ティングバインダーの表面特性（すなわち、接触角度）、バインダージェット（
ｂｉｎｄｅｒｊｅｔ）の放出速度、バインダー飽和、層の高さ、ならびに裏打
ちが挙げられる。粉末表面を有するバインダー液体の相互作用は、特に、表面の
粗さを最小にするように、注意深く制御され得る。このバインダーが広い面積に
おいて失敗した場合、造作サイズの制御は、困難であり得、結果として粗い表面
になる。

【００３４】（Ｂ．デバイス組成）このデバイスは、細胞接着を促進する固有の能力を有する、天然構造物質また
は合成構造物質（例えば、リン酸カルシウム）を用いて製造され、そして引張り
強度および圧縮性に関する機械的保全性を提供する。この物質は、特定の粒子サ
イズにした粉末、粉末の拡散物、および溶媒との結合物を生成するために、製粉
および裏ごしを受けやすくなければならない。遊離の粉末は、製作後にデバイス
から取り除かれなければならない。

【００３５】（粒子サイズ）粉末ベッドにおいて使用される材料は、天然でない場合、またはさもなくば実
質的に均質な粒子として利用可能である場合、そのようなものを達成するために
加工されなければならない。使用される合成ポリマー生成物は、例えば、液体窒
素を用いる超遠心ミル（モデルＺＭ１００；ＧｌｅｎＭｉｌｌｓ，Ｃｌｉｆｔ
ｏｎ，ＮＪ）を使用して、低温粉砕に供される。モデルＡ２０（Ｊａｎｋｅａ
ｎｄＫｕｎｋｅｌＧｍｂＨ，Ｇｅｒｍａｎｙ）のようなミルを使用する分析
的粉砕は、別の好ましい技術である。一度粉砕された粉末は真空乾燥される。

【００３６】粉砕された材料のふるい分けが行われ、最小および最大の均一のサイズの粒子
が産生される。従って、最大の粒子サイズはまた、使用されるふるいの関数であ
る。約３０ミクロンメッシュのふるいが一般的であり、そしてより大きなメッシ
ュの他のふるいもまた、満足な結果で使用され得る。ふるいは、振動するふるい
振盪機（ｓｉｆｔｅｒ−ｓｈａｋｅｒ）（モデルＡＳ２００、Ｒｅｔｃｓｈ、Ｈ
ａａｎ、Ｇｅｒｍａｎｙ）上に重ねられ得る。他のサイズは、以下の実施例に記
載される。

【００３７】（ポリマー）本明細書中に記載されるデバイスの製造において使用される好ましい材料は、
生体適合性であり、数週間以上の間生体再吸収可能であり、そして一般的に細胞
接着を促進する。用語「生体再吸収可能」とは、本明細書中では、その材料が成
分に分解され、その成分は身体によって再吸収され得、そしてさらに生物分解可
能であり得ることを意味するために使用される。生物分解可能材料は、酵素的切
断のような能動的な生物学的プロセスによって分解され得る。本明細書中に記載
されるデバイスの製造において使用される材料について所望される他の特性には
、（１）一般的に受容される安全レベルまで取り除かれ得る生物学的に受容可能
な溶媒中での可溶性、（２）１５０ミクロン未満の粒子にまで粉砕される能力、
ならびに（３）弾性ならびに圧縮および引張り強度が含まれる。

【００３８】本発明の使用に特に適することが見出されている合成ポリマーには、ポリ（α
）エステル、例えば：ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）およびポリ（ＤＬ−乳酸−コ−グ
リコール酸）（ＰＬＧＡ）が含まれる。他の適切な材料には、ポリ（ε−カプロ
ラクトン）（ＰＣＬ）、ポリ酸無水物、ポリアリーレート（ｐｏｌｙａｒｙｌａ
ｔｅ）、およびポリホスファゼン（ｐｏｌｙｐｈｏｓｐｈａｚｅｎｅ）が含まれ
る。適切である天然のポリマーには、ポリサッカリド（例えば、セルロース、デ
キストラン、キチン、キトサン、グリコサミノグリカン）；ヒアルロン酸または
エステル、コンドロイチン硫酸、およびヘパリン；ならびに、天然または合成タ
ンパク質またはプロテイノイド（例えば、エラスチン、コラーゲン、アガロース
、アルギン酸カルシウム、フィブロネクチン、フィブリン、ラミニン、ゼラチン
、アルブミン、カゼイン、シルクプロテイン、プロテオグリカン、プロラスチン
（Ｐｒｏｌａｓｔｉｎ）、プロネクチン（Ｐｒｏｎｅｃｔｉｎ）、またはベータ
シルク（ＢｅｔａＳｉｌｋ））が含まれる。ポリマーの任意の組み合わせの混合
物もまた、使用され得る。好ましい合成ポリマーには、ポリ（ヒドロキシアルカ
ノエート）、ポリジオキサノン、ポリアミノ酸、ポリ（γ−グルタミン酸）、ポ
リ（ビニル酢酸）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリ（エチレン−イミン）、ポ
リ（オルトエステル）、ポリホスホエステル（ｐｏｌｙｐｏｈｏｓｐｈｏｅｓｔ
ｅｒｓ）、ポリ（チロシン−カーボネート）、ポリ（エチレングリコール）、ポ
リ（トリメチレンカーボネート）、ポリイミノカーボネート、ポリ（オキシエチ
レン−ポリオキシプロピレン）、ポリ（α−ヒドロキシ−カルボン酸／ポリオキ
シアルキレン）、ポリアセタール、ポリ（プロピレンフマレート）、およびカル
ボキシメチルセルロースが含まれる。

【００３９】ポリ乳酸／ポリグリコール酸（ＰＬＡ／ＰＬＧＡ）ポリマーを使用する利点に
は、臨床経験および受容性ならびに加工の容易さが挙げられる。欠点は、分解の
間の酸性分解生成物の生成である。しかし、酸性分解生成物の除去の提供は、生
成される他のデバイスまたは組織治癒もしくは再生の間に固有に産生される、天
然に生成される毒素とともに、デバイス設計によって取り扱われ得る。ＰＬＧＡ
７５：２５は、体内で迅速に分解する（４〜５ヶ月）が、Ｄ，Ｌ−ＰＬＧＡ
５０：５０（１〜２ヶ月）ほど迅速ではない。他方、より遅く分解する特性を有
する他のポリマーは、ＰＬＧＡとブレンドして、より長い時間の間、いくつかの
物理的特性を維持し得るデバイスを作製し得る。

【００４０】骨伝導性材料には、セラミックス（例えば、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ））
、リン酸三カルシウム（ＴＣＰ）、リン酸カルシウム、硫酸カルシウム、アルミ
ナ、生物活性ガラス、およびガラスセラミックス）、動物由来構造タンパク質（
例えば、ウシコラーゲン）、ヒトの死体の骨から加工された鉱物質除去された骨
マトリクスが含まれる。市販されている材料には、ＰｒｏＯｓｔｅｏｎ５００
（ＩｎｔｅｒｐｏｒｅＩｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ）、ＢｏｎｅＳｏｕｒｃｅ
（Ｏｒｔｈｏｆｉｘ）およびＯＳＴＥＯＳＥＴ（ＷｒｉｇｈｔＭｅｄｉｃａｌ
Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ）、ＧｒａｆｔｏｎＧｅｌ、Ｆｌｅｘ、およびＰｕｔ
ｔｙ（Ｏｓｔｅｏｔｅｃｈ）、およびＣｏｌｌａｇｒａｆｔ（Ｚｉｍｍｅｒ）が
含まれる。

【００４１】ベンジルアルコールまたはエチルアルコールのヒアルロン酸エステルは、軟骨
または血管足場物質のいずれかとしての使用のための適切な機械的および分解特
性を有し、そしてほとんど分解生成物を放出しない。ヒアルロン酸は、発生組織
において高濃度で存在し、そしていくつかの潜在的な利点を生物学的に付与し得
る。ヒアルロン酸エステル粉末生成は、低温粉砕またはコアセルベーションの技
術によって可能であるはずである。ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）は、広範
な分子量において利用可能であり、そしてポリエステルおよびヒアルロン酸エス
テルの分解特性を改変するためのブレンド剤として使用され得る。

【００４２】塩化ナトリウムまたはリン酸三カルシウムのような無機粒子は、粉末ベッドに
おけるポリマー性粒子とともに混合され得る。

【００４３】（ポリマー溶媒）使用されるプリンティング溶液は、ポリマーについての溶媒であり得るか、ま
たはバインダーを含み、そして１つ以上の溶解されたさらなるポリマーまたは成
分に組み込まれることが所望される他の材料を含み得る。好ましい溶媒は、水、
クロロホルム、アセトン、およびエタノールである。

【００４４】バインダーは、ポリマーおよび／または生物活性剤あるいはポリマー性粒子を
結合する接着剤についての溶媒であり得る。生物腐食性ポリマーの大部分につい
ての溶媒は公知であり、例えば、クロロホルムまたは他の有機溶媒である。タン
パク質およびポリサッカリドポリマーのための有機溶媒または水性溶媒もまた公
知であるが、タンパク質の変性を避けることが必要である場合、水性溶液が好ま
しい。しかし、いくつかの場合、結合は、タンパク質の変性によって最も良好に
達成される。バインダーは、従来的な粉末加工法において使用されるのと同じ材
料であり得るか、またはプリンティング後の粉末ベッド中で起こる化学的または
物理的変化（例えば、加熱、光重合、化学的架橋、または触媒作用の結果として
）を通して、究極的には同一のバインダーを産生するように設計され得る。

【００４５】（補助材料または生物活性剤の取り込み）表面化学修飾剤または生物学的因子もしくは増殖因子は、デバイス上またはデ
バイス中に配置され得、これは、デバイスの領域における細胞接着、増殖、成熟
、および分化を刺激する目的のために、生理学的環境中に放出可能であり得る。
生体適合性溶媒中に直接的に溶解され得るこれらの生物活性剤が高度に好ましい
。例は、一般的にタンパク質およびペプチド、ポリサッカリド、核酸、脂質、な
らびに非タンパク質有機化合物および無機化合物を含み、具体的に他に言及しな
い限り、本明細書中では「生物活性剤」といわれる。これらの物質は生物学的効
果を有し、たとえば、増殖因子、分化因子、ステロイドホルモン、サイトカイン
、リンホカイン、抗体、および新脈管形成の促進因子または阻害因子を有する。

【００４６】生物活性剤はまた、主に構造的な役割を有する化合物（例えば、骨再生につい
てのマトリクス中のヒドロキシアパタイト結晶）を含む。この粒子は、マトリク
スを作るために使用されるポリマー性粒子の粒子サイズよりも大きいサイズまた
は小さいサイズを有し得る。

【００４７】空気、放射線不透性物質（例えば、バリウム）、またはインビボでデバイスを
モニタリングする目的のための他の画像化剤のような生物学的効果を及ぼさない
物質を取り込むこともまた、可能である、細胞接着を促進するために、細胞接着因子（例えば、ラミニン、プロネクチン
、またはフィブロネクチン、あるいはそれらのフラグメント（例えば、アルギニ
ン−グリシン−アスパラギン酸））がデバイス上でコーティングされ得るか、ま
たはデバイスに結合され得る。そのデバイスはまた、コーティングされ得るか、
または、サイトカインまたは他の放出可能な細胞刺激因子（例えば、塩基性線維
芽細胞細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）、トランスホーミング増殖因子β（ＴＧＦ−β
）、神経増殖因子（ＮＧＦ）、インスリン様増殖因子−１（ＩＧＦ−１）、成長
ホルモン（ＧＨ）、増殖刺激活性（ＭＳＡ）、軟骨由来因子（ＣＤＦ）、骨形態
形成タンパク質（ＢＭＰ）または他の骨形成因子、抗血管形成因子（アンジオス
タチン））を取り込み得た。

【００４８】さらに、遺伝子を含む、外部から添加された細胞または外部から添加された因
子のいずれかが、体内へのその配置の前後で移植片に付加され得る。このような
細胞は、患者の組織に由来する自家移植された細胞を含み、そして（必要に応じ
て）再導入される前の時間の間エキソビボで培養することによって数が拡大され
た。軟骨組織が収集され得、そして細胞がそこから脱凝集され、そして培養され
て、デバイスに播種するために新規な軟骨細胞の供給源を提供し得る。このデバ
イスにまた、エキソビボで細胞を播種し得、そしてそこに接着する生細胞を体内
に配置し得る。

【００４９】上記に言及した増殖因子または他の補助因子をコードする遺伝子配列、または
その部分のＤＮＡはまた、体内への配置の前後でデバイスに取り込まれるか、ま
たはデバイスに添加され得る。そのＤＮＡ配列は、「裸」にされ得るか、または
ベクター中に存在し得るか、あるいは別の場合ではカプセル化されるかまたは保
護され得る。そのＤＮＡ配列はまた、遺伝子のアンチセンス配列またはその部分
を表し得る。

【００５０】デバイスに取り込まれ得る生物活性剤には本質的に制限は存在しない。スプレ
ー乾燥、霧化、粉砕、または他の標準的な方法論を使用して粒子に加工し得る材
料、あるいは乳剤、微粒子、リポソーム、もしくは他の小さな粒子に形成され得
、そしてポリマー性マトリクスにおいて化学的に安定なままであり、そして生物
学的活性を保持する材料が、好ましい。

【００５１】（Ｃ．デバイスを製造する方法）このデバイスを製造するための好ましい方法は、固形自由造形製作（ｓｏｌｉ
ｄｆｒｅｅ−ｆｏｒｍｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ）（ＳＦＦ）である。ＳＦＦ
法は、プリント材料の組成を変化させることによって、増強面（ｂｕｉｌｄｐ
ｌａｎｅ）内の組成を選択的に制御するために使用され得る。ＳＦＦ法は、種々
のポリマー性材料、無機材料および複合材料での使用に採用され、キャド（ＣＡ
Ｄ）を使用して、規定の組成、強度および密度を有する構造を作製し得る。これ
は、非通常のミクロアーキテクチャ（例えば、複雑な多孔網または異常な組成勾
配を有する、ミクロアーキテクチャ）が、ＣＡＤ端末で設計され得、そしてＳＦ
Ｆプロセス（例えば、３ＤＰ）を介して形成され得ることを意味する。

【００５２】（三次元プリンティング）３ＤＰは、粉末を延展し、そして粉末ベッド上にバインダーを沈着させるプロ
セスを使用する。三次元プリンティングは、Ｓａｃｈｓら、「ＣＡＤ−Ｃａｓｔ
ｉｎｇ：ＤｉｒｅｃｔＦａｂｒｉｃａｔｉｏｎｏｆＣｅｒａｍｉｃＳｈ
ｅｌｌｓａｎｄＣｏｒｅｓｂｙＴｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｔｉｏｎａｌ
Ｐｒｉｎｔｉｎｇ：ＭａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇＲｅｖｉｅｗ５（２）、１
１７−１２６（１９９２）および米国特許第５，２０４，０５５号（これらの教
示は、本明細書中に参考として援用される）によって記載される。適切な装置と
しては、連続ジェット流（ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓｊｅｔｓｔｒｅａｍ）プリ
ントヘッドおよびドロップオンデマンド（ｄｒｏｐ−ｏｎ−ｄｅｍａｎｄ）（Ｄ
ＯＤ）プリントヘッドを有する両方の装置が挙げられる。３ＤＰは、Ｃｉｍａら
に対する米国特許第５，４００，９６２号および同第５，５１８，６８０号（こ
れらの教示は、本明細書中に参考として援用される）に教示されるように、医療
デバイスとしての使用のための多孔性の生物侵食性（ｂｉｏｅｒｏｄｉｂｌｅ）
マトリクスを作製するために使用され得る。

【００５３】連続ジェットヘッドは、小さいオリフィスを通って圧力推進される流体を提供
する。液滴は、自然に、その流体の特性およびオリフィスの直径の関数である、
ある周波数に落ち着く。複数のジェットヘッドが好ましい。ＤＯＤプリントヘッ
ドは、１．２ｋＨｚまでの周波数で実行する個々のソレノイドバルブを利用する
。流体は、これらのバルブを通って圧力推進され、そして小さいオリフィスが、
バルブの下流に存在し、正確かつ繰り返し可能な液滴サイズを確実にする。

【００５４】ラスター装置およびベクトル装置の両方が使用され得る。ＤＯＤを使用する場
合、ラスター装置は、プリントヘッドが、ジェットを始動および停止させてその
ベッドにわたって後退および前進することを提供する。連続ジェットヘッドは、
常時オンであり、そしてベクトル装置を、ｘ−ｙプリンターと同様に使用する。
３ＤＰを使用して、図１に示されるように、粉末または微粒子の連続的に沈着さ
れたベッドの選択された領域上に、バインダーをインクジェットプリントするこ
とによって、固形対象物を作製する（以下により詳細に議論される）。以下の記
載において、用語「粉末」および「微粒子」は、交換可能に使用される。各層は
、粉末ベッドの表面にわたって粉末の薄層を延展することによって作製される。
好ましい実施形態において、可動型粉末ピストンを、シリンダー内に位置付け、
このシリンダーは、粉末フィーダー機構に隣接して位置付けられる受取台に、分
配された粉末を送達するための粉末化ローラーを有する。

【００５５】このフィーダーピストンは、粉末送達の各インクリメントについての予め決定
された量を上昇させる。次いで、このローラーは、粉末フィーダーシリンダーの
表面を横切って掃引し、そしてその粉末フィーダーに直ぐ隣接する受取台を横切
って薄層として粉末を沈着させる。次いで、この粉末フィーダーピストンを、ロ
ーラーがそのホームポジションに戻されるように降下させて、粉末のいかなる逆
送達も防止する。この粉末ピストンおよびシリンダーの配置はまた、一般的なハ
ウジング中に位置される複数のピストン／シリンダーから構成され得、これは、
以下の順で複数の粉末を分配するために使用され得る：１．ローリング／送達機構を有する第１の所望の粉末シリンダーを配置する；２．位置可動型ピストンをインクリメント量の粉末を送達するように、インクリ
メント分上昇させる；３．ローラーを作動し、粉末を受取台に移動させる；４．粉末ピストン駆動機構を降下させる；５．粉末フィーダーハウジングを側方にスライドさせて、次の所望の粉末シリン
ダーを送達機構に整列させる；６．工程２、３、４および５を繰り返す；そして７．必要とされる多くの異なる粉末および／または粉末層について継続する。

【００５６】この粉末供給の方法は、手動的に制御され得るか、または完全に自動化され得
る。異なる粉末の相互混入は、各粉末が、その各自の別々のシリンダー内に含ま
れるので最小化される。この方法の利点の１つは、粉末シリンダーの数にかかわ
らず、ただ１つのピストン上昇／降下機構のみが操作に必要とされることである
。送達のための粉末を上から落下するよりむしろ上昇させることによって、重力
に基づく送達システム（例えば、「ラットホーリング（ｒａｔｈｏｌｉｎｇ）」
、不完全な供給スクリューの充填／空化（ｅｍｐｔｙｉｎｇ）、および微細粉末
の使用を伴う「ダスティング（ｄｕｓｔｉｎｇ）」）に関連する問題は、十分量
のエネルギーだけを導入して、インクリメント量まで粉末を移動するので、排除
または最小化される。この複数のシリンダーおよびピストンを有する、粉末フィ
ーダーハウジングはまた、取り外し可能なアセンブリとして設計され得、ある粉
末システムから別の粉末システムへの転換時間を最小化する。

【００５７】粉末ベッドは、各層の粉末の延展およびプリンティングの際に下降するピスト
ンによって支持される（または、反対に、インクジェットおよびスプレッダーを
、各層のプリンティング後に上昇させ、そしてベッドを静止させたままにする）
。各層についての命令は、その成分のキャド（ＣＡＤ）表示から直接的に誘導さ
れる。プリントされるべき領域は、所望の平面と対象物のＣＡＤ表示との間の交
差点の面積を計算することによって得られる。個々のスライスされたセグメント
または層を連結して、三次元構造を形成する。結合されない粉末は、その構造が
形成される場合に、その成分の無関係な部分を一時的に支持するが、プリンティ
ングの完了後に除去される。

【００５８】３ＤＰプロセスを、図１に模式的に示す。ここで、３ＤＰ装置は、一般的に番
号１０によって示される。粉末１２を、粉末スプレッダー１４によって段階Ｉの
供給源（示さず）から、形成ベッド１８の表面１６上にロールする。この延展さ
れた層の厚さは、生成される投薬形態の型の機能により変化される。一般的に、
層の厚さは、約１００〜約５００ミクロン、そしてより代表的には、１００〜約
２００ミクロンの間で変化し得る。次いで、プリントヘッド２２は、この粉末層
上にバインダー（液体）２４を沈着し、そして形成ピストン２６を、１つの層の
距離分降下させる。粉末を再度この形成ベッド１８上にロールし、そしてこのプ
ロセスを、投薬形態が完成するまで繰り返す（図１の段階２および３）。液体の
液滴サイズは、直径約５０〜約５００ミクロンであり、そしてより代表的には、
８０ミクロンより大きい。サーボモーター（示さず）を使用して、この装置１０
の種々の作動を駆動する。

【００５９】３ＤＰ部品の構築は、粉末ベッド上に個々のバインダーの液滴をプリンティン
グすることから生じる構造要素の、相互編成として表され得る。これらのエレメ
ントは、ミクロ構造基本単位（ｍｉｃｒｏｓｔｒｕｃｔｕｒａｌｐｒｉｍｉｔ
ｉｖｅ）と呼ばれる。この基本単位の寸法は、このミクロ構造が変化され得る長
さの規模を決定する。従って、生物活性剤の濃度が変化され得る最小の領域は、
個々の液滴基本単位の寸法に近い寸法を有する。液滴基本単位は、粉末ベッド中
の単一のラインに沿った、液滴の連続的プリンティングによって形成されるライ
ン基本単位の幅に非常に近い寸法を有する。ライン基本単位の寸法は、粉末粒子
の寸法および単位ライン長あたりにプリンティングされるバインダーの量に依存
する。１．１ｃｃ／分の塩化メチレンのインクジェット沈着が、４５〜７５ミク
ロンの粒子サイズを有するポリカプロラクトン（ＰＣＬ）粉末ベッドの表面にわ
たって８”／秒でラスター化するように行われる場合、５００ミクロン幅のライ
ン基本単位が生成される。より高いプリントヘッド速度およびより小さな粒子サ
イズが、微細なラインを生成する。この基本単位の寸法は、液体バインダーまた
は溶媒が、この基本単位を形成する粉末中の領域の孔を充填するために必要とさ
れるという仮定に基づき計算された規模を有する規模のようである。

【００６０】より微細な造作サイズもまた、純粋な溶媒よりむしろポリマー溶液をプリンテ
ィングすることによって達成される。例えば、クロロホルム中１０重量％のＰＣ
Ｌ溶液は、上記と同じ条件下で２００ミクロンのラインを生成する。より高い溶
液粘度は、基本単位の中心から離れた溶媒の移動を遅くさせる。

【００６１】この層は、各層が層化されるにつれて、硬化するか、または少なくとも部分的
に硬化される。一旦、所望の最終的な立体構造が達成され、そして層化プロセス
が完了すると、その形態およびその内容物が、粉末粒子の結合をさらに促進する
ために選択された温度で、過熱または硬化されることが、いくつかの適用におい
て所望され得る。生体適合性の材料から構築された移植可能なデバイスのための
マトリクスの場合、さらなる硬化が必要とされるか否かに関わらず、緩い未結合
の粉末粒子が、最終的なデバイスを残すために、適切な技術（例えば、超音波洗
浄）を使用して除去されてもよく、されなくてもよい。

【００６２】溶媒乾燥速度は、３ＤＰによるポリマー部分の生成において重要な変数である
。溶媒の非常に迅速な乾燥は、プリンティングされる成分のゆがみ（ｗａｒｐｉ
ｎｇ）を引き起こす傾向がある。必ずしも全てではないが、多くのゆがみは、低
い蒸気圧を有する溶媒を選択することによって排除され得る。従って、クロロホ
ルムをプリンティングすることによって調製されるポリカプロラクトン（ＰＣＬ
）部分は、ほとんど検出可能でない量のゆがみを有するが、塩化メチレンで作製
された多くの部分は、有意なゆがみを示す。最小のゆがみおよび粒子間の適切な
結合を達成するために、溶媒を組み合わせることがしばしば簡便である。従って
、活発な溶媒は、より低い蒸気圧を有する溶媒を少ない割合で混合され得る。

【００６３】有意な量の物質は、インクジェットプリントヘッドを介する固形分散剤または
固形前駆物質をプリンティングすることによって、１００ミクロンスケールで成
分の選択的領域中に沈着され得る。数百のジェットが、このプロセスに組み込ま
れ得る。多くの個々に制御されたジェットが、より高速の３ＤＰ構築を可能にす
る。

【００６４】３ＤＰは、ポリマー性粒子または粉末の使用を必要とする。この作業生成物の
最小最終造作寸法は、使用される粉末材料の最初の粒子サイズに依存する。すな
わち、少なくとも２つの粒子にてそこに一滴の溶媒をプリンティングすることに
よる結合のプロセスは、最小造作サイズが、その粒子サイズの約２倍であること
を意味する。攻撃的な溶媒（ａｇｇｒｅｓｓｉｖｅｓｏｌｖｅｎｔ）は、粒子
をほぼ溶解し、そして乾燥の際に高密度ポリマーを再沈殿させる傾向がある。乾
燥のための時間は、溶媒の蒸気圧によって主に決定される。それを超えると、そ
のポリマーが非常に可溶性になる１つの極値（例えば、３０重量％の可溶性）か
らの範囲が存在し、これは、このポリマーが、より低い可溶性と比較して、１つ
の層をプリンティングするに必要な時間の間、非常に迅速に溶解することを可能
にする。粒子が接着される程度は、溶媒中のポリマーの粒子サイズおよび可溶性
に依存する。微細な粉末は、より大きな粒子サイズを有する粉末よりも、迅速に
溶解する。さらに、比較的大きな粒子は、溶媒バインダーをエバポレートする前
に、完全には溶解され得ない。

【００６５】本明細書中に記載される好ましい実施態様において、このデバイスは、勾配ま
たはそれ自体が勾配であり得る移行帯のいずれかを含む。この勾配は、材料また
は材料混合物の勾配であり得る。材料の勾配を使用することは、得られた構造の
物理的特性が徐々に変化することを可能にし、それにより、このデバイスの破壊
またはこのデバイスによる実行の失敗を導き得る大きな不連続面を緩和する。こ
の材料のこのような物理的特性としては、熱膨張係数、弾性および膨潤性が挙げ
られる。

【００６６】生物活性剤のデバイスへの組み込みのための２つの主要な方法が存在する：ポ
リマー性マトリクス内での分散として、および不連続のポリマー性マトリクス内
の不連続単位として。第１の方法において、この生物活性剤は、好ましくは、ポ
リマー性粒子バインダーにおいて適用される；第２の方法において、この生物活
性剤は、ポリマー性粒子について非溶媒において適用される。

【００６７】生物活性剤のための溶媒の選択は、所望の放出態様および溶媒における生物活
性剤の適合性に依存する。この溶媒は、マトリクスを溶解するように選択される
か、またはこの生物活性剤に沿って堆積される第２のポリマーを含むように選択
されるかのいずれかである。第１の場合において、プリンティングした液滴は、
ポリマー粉末を局所的に溶解し、そしてエバポレートを開始する。この生物活性
剤は、エバポレーションの後に、ポリマー粉末中に効果的に堆積される。なぜな
ら、この溶解したポリマーは、この薬剤に沿って堆積されるからである。後者の
場合（薬物およびポリマーの両方が、プリンティングされた溶液中に溶解される
場合）は、粉末層がこの溶媒中に可溶性ではない場合に有用である。結合は、こ
の粉末粒子の間のネックでのバインダー（この場合ポリマー）の堆積によって達
成され、その結果、それらは、この生物活性剤に沿ってともに効率的に結合され
る。

【００６８】デバイスは、このデバイス内の生物活性に富む領域とともに製作され得る。こ
の場合において、複数のプリントヘッド（ｐｒｉｎｔｈｅａｄ）が使用されて、
粉末ベッドの選択された領域において溶媒を含有する堆積物が活性化される。所
望のデバイスの残りの体積は、別々のプリントヘッドによって堆積される純粋な
溶媒と結合される。このデバイスはまた単純に、生物活性剤でコーティングされ
得るか、またはその中もしくはその上に配置される薬剤を有し得る。生物活性剤
は、このデバイスに、共有結合されてもよく、非共有結合されてもよい。

【００６９】（他のＳＦＦ方法）固形自由造形製作（ｓｏｌｉｄｆｒｅｅ−ｆｏｒｍｆａｂｒｉｃａｔｉｏ
ｎ：ＳＦＦ）方法の他のタイプは、本明細書中に記載のデバイスを作製するため
に適合され得る。これらの方法としては、以下が挙げられる：ステレオリソグラ
フィー（ｓｔｅｒｅｏ−ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ：ＳＬＡ）、選択的レーザー焼
結（ｓｅｌｅｃｔｉｖｅｌａｓｅｒｓｉｎｔｅｒｉｎｇ：ＳＬＳ）、弾道粒
子製造法（ｂａｌｌｉｓｔｉｃｐａｒｔｉｃｌｅｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎ
ｇ：ＢＰＭ）、および融合堆積モデリング（ｆｕｓｉｏｎｄｅｐｏｓｉｔｉｏ
ｎｍｏｄｅｌｉｎｇ：ＦＤＭ）。

【００７０】ステレオリソグラフィーは、焦点を合わせた紫外光（ＵＶ）レーザーの使用に
基づき、これは、光重合可能な液体ポリマー性材料の浴の上部にわたって走査さ
れるベクトルである。ＵＶレーザーは、この浴を重合化させ、ここでこのレーザ
ービームは、この浴の表面を走向し、表面および表面の真下の第１の固体プラス
チック層の作製をもたらす。次いで、この固体層を、この浴へと下降させ、そし
てレーザーに生成される重合化プロセスは、所望のデバイスを形成する複数の重
ね合わせた層が得られるまで、次の層などの生成を反復する。

【００７１】ＳＬＳはまた、焦点を合わせたレーザービームを使用するが、緩い緻密プラス
チック粉末の領域を焼結するために、この粉末は、層毎に適用される。この方法
において、粉末の薄層は、ローラーメカニズムで平坦な表面上に一様に延展され
る。次いで、この粉末は、高出力レーザービームを用いてラスター走査される。
レーザービームによって走向される粉末材料は融合されるが、粉末の他の領域は
、分離したままである。粉末の連続層は、全体部分が完了するまで、別の上部上
に次のものを、堆積され、そしてラスター走査される。各層は、前の層にこの層
を結合するに十分深く焼結される。

【００７２】ＢＰＭは、液体ポリマーまたはポリマー複合体材料のインクジェット流が使用
されてコンピューター制御下で３次元物体が作製されるインクジェット印刷装置
を使用し、これは、インクジェットプリンターが２次元グラフィック印刷を生成
する方法と同様である。このデバイスは、１つの層を別の層の後に、連続断面を
、冷溶接または迅速凝固技術（これは、粒子と連続層との間の結合を生じる）を
使用して標的にプリンティングすることによって形成される。

【００７３】ＦＤＭは、Ｚ運動を有するｘ−ｙプロッターを使用して、ポリマー性材料から
形成される押し出し可能なフィラメントを位置付け、加熱または溶媒の存在によ
って液体を溶かす。

【００７４】移行帯および／または勾配を含むデバイスの材料および構築は、以下の非限定
的な実施例を参照することによって、さらに理解される。

【００７５】（実施例１：ａを構築するための３次元プリンティング技術の使用）（複合体デバイス）骨の機械的強度、密度および重量と類似のそれらを確実にするように設計され
た骨置換部分は、内部および外部構造の両方において、海綿状骨の出現を必要と
することが論理的に仮定され得る。しかし、上記のように、治癒プロセスは、い
くつかの段階で生じ、そして骨の形成は、いくつかの場合には、細胞前駆体が新
たな骨が形成される前に、移動および分化を受けることを必要とする。従って、
骨組織または軟骨組織の治癒デバイスの目的は、最終組織構造の立体配置を真似
することではなく、むしろ、再生されるべき領域において機械的強度を付与しな
がら天然の組織形成プロセスを奨励および増強することである。任意のプロセス
のように、３ＤＰは、使用される材料および装置の性質によって課される制限を
有する。

【００７６】図２は、軟骨の再生のための骨性部位への移植のための移植可能な複合体デバ
イスの模式図である。この層の黒い領域は、千鳥形のチャネルを作製する孔であ
る。骨について５ｍｍの厚さまでの２２層が存在し、この層は、クローバー型の
設計を有する。層２３〜２８は移行層であり、次いで層２９〜３８は２ｍｍの厚
さを形成し、これらは、軟骨の形成のためである。層１〜２６は、１ｃｍのクロ
ーバー型ステンシルを使用し、そして層２７〜３８は、１ｃｍのディスクステン
シルを使用する。各設計の２つの層を、軟骨領域のために作製する。

【００７７】図３ａ〜ｇは、デバイスの部分、代表的には、骨内に残存することが意図され
る部分の二次元断面図を意図した形状を示す。複合体デバイスの骨部分を意図し
た設計を、選択された基準（圧縮強度、細胞接着に利用可能な表面領域、および
製作の容易さを含む）に基づいて分析した。他の基準（たとえば、コンピュータ
ー制御されたプリンティングよりもむしろマスキングを利用するデバイスを製作
する能力）もまた、原型作製の最初の容易さのために考慮した。具体的な基準を
、表１に示す。

【００７８】

【表１】最大数の陽性特徴を有する２つの設計は、中空円筒およびクローバー設計であ
り、その両方は、マスクを用いて製作され得る。蜂の巣設計は、有機溶媒のドロ
ップオンデマンドのためのインクジェットプリントヘッドを使用する製作のため
の別の候補体である。蜂の巣設計は、高一軸性強度を維持しながら、組織の内植
および生物学的相互作用のために、表面積および空隙用量の両方を最大化するこ
とを可能にする。

【００７９】（実施例２：最適孔サイズおよび孔隙率の決定）本明細書中に記載のデバイスは、多孔性だが強度を保持しなければならず、そ
して骨伝導性材料から構成されなければならない。それゆえ、使用される粉末混
合物の初期塩濃度と、最終生成物の特徴との間の関係は、密接に適合していなけ
ればならない。設計された孔またはチャネル構造を有する構造の製作は、３ＤＰ
のような付加的製造プロセスを用いる場合でさえ、興味をそそる作業である。直
径数百ミクロンの放射状チャネルまたは垂直チャネルを有する構造が製作され得
る；しかし、より狭くかつ曲がりくねった内部構造の形成は、犠牲の材料の使用
により最良に達成される。組織操作マトリクスの構築における１つの通常の実施
は、標本を製作するための、水溶性粒子（塩化ナトリウム）と溶媒中に溶解され
た非水溶性ポリマーとの混合物の使用である。塩粒子は、水とともにデバイスの
外へ浸出して、多孔性構造を示し得る。この技術は、孔のネットワークを製作す
る際に有用であるが、孔アーキテクチャのコントロールが失われる。

【００８０】改変された浸出プロトコルを、このデバイスが供される播種および培養条件を
より緊密に近似するために適用した。ＣＯ₂乾燥サンプルを、１サンプルあたり
最少２０ｍｌの水を含むＮａｌｇｅｎｅボトルに配置した。このボトルを、軌道
シェーカー（モデル３５２７，Ｌａｂ−ＬｉｎｅＥｎｖｉｒｏｎ，Ｍｅｌｒｏ
ｓｅＰａｒｋ，ＩＬ）に１００ｒｐｍおよび３７℃にて配置した。水を１時間
毎に取り替えた。５時間後、溶液中のＮａＣｌ含量を、ＮａＣｌを示す白色沈澱
について硝酸銀を用いて評価した。ＮａＣｌが検出された場合、何も検出されな
くなるまで浸出を続けた。サンプルを取り出し、軽くふき取って乾かし、そして
真空式デシケータに一晩置いて完全に乾燥させた。浸出をまた、ボールミル装置
を室温にて用いて実施し得る。

【００８１】このデバイスの孔隙率を、このデバイスの外に出たＮａＣｌの浸出による質量
喪失によって決定した。これを、浸出の前および後のこのデバイスの乾燥質量を
測定することにより行った。

【００８２】孔隙率は、このデバイスの２つの組織特異的領域の間で変動した。軟骨再生を
増強するために特異的に設計された領域では、孔隙率が最大（９０％以上）にし
て、細胞の接着および増殖を促進し、そして細胞外マトリクスの形成のための空
間を可能にした。非常に多孔質な構造は、高い表面対容量の比を有する。表面積
は、細胞接着について利用可能な部位を最大にするが、使用される材料の量を最
少にする。材料を最少にすることはまた、生存成分のための空間を可能にし、そ
して均一な組織形成を可能にすることに加えて、免疫応答を引き起こし得、そし
て有害な分解副生成物を潜在的に生成し得る、生存していない外来物質を最少に
する。

【００８３】骨に移植されるように特異的に設計されたデバイスの領域では、このデバイス
は、より強い機械的強度を提供するためおよび軟骨細胞の接着を妨げるために、
多孔性がより低かった。この領域のために選択された材料は、１２５ミクロン以
上の塩粒子の浸出によって作製される、初期に大きな孔サイズを有する、ゆっく
りと分解される生体再吸収性（ｂｉｏｒｅｓｏｒｂａｂｌｅ）材料である。多孔
性の勾配は、連続層中の粉末ベッドの塩含量を変更することにより達成される。

【００８４】ポリ（８−カプロラクトン）（ＰＣＬ）を、ポリマーとして用いた。（Ｂｉｒ
ｍｉｎｇｈａｍＰｏｌｙｍｅｒｓ，ロットＤ９６１５７、２００，０００ＭＷ
）として受け取ったＰＣＬを、低温で粉砕し、そして１５０μｍ未満の粒子サイ
ズになるようにふるいにかけた。粉砕プロセスからの約１０％の収量が存在した
。光学顕微鏡写真は、大部分の粒子がサイズのほぼ上限に近いことを示した。粒
子サイズの分析（ＡｍｈｅｒｓｔＰｒｏｃｅｓｓＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，
Ａｍｈｅｒｓｔ，ＭＡ）は、球状の形状と仮定して、平均サイズが１１５±２μ
ｍであることを示した。多くの粒子が、扁長であり、そしてスクリーンの上限サ
イズよりも長かった。このことは、粉砕プロセスの間の大きな程度の剪断を示す
。

【００８５】粉末混合物を、以下の組成で調製した：１．１００％ＰＣＬ［＜１５０μｍ］；２．９０％ＮａＣｌ［１２５〜１５０μｍ］、１００％ＰＣＬ［＜１５０
μｍ］；３．９０％ＮａＣｌ［１２５〜１５０μｍ］、５％ＰＣＬ［＜１５０μｍ
］、５％ＴＣＰ［３８〜１５０μｍ］。

【００８６】プリント試験−純粋なＰＣＬ粉末および粉末混合物を、標準的な試験プロトコ
ル手順のセットに供して、３ＤＰプロセスでのそれらの使用適切性を決定した。
これらの手順は、連続した延展試験、滴下試験、バインダー試験、ライン試験、
リボン試験および壁試験を含んでいた。

【００８７】延展試験−純粋なＰＣＬ粉末は、非常に低い充填密度に起因して比較的乏しく
延展する。２つの９０％ＮａＣｌ混合物は、このプロセスで用いた他のポリエ
ステル粉末に匹敵する様式で延展する。２００μｍ程度の小さな層は、容易に延
展した。

【００８８】滴下試験−１０μｌ容量のクロロホルム小滴を、この粉末の各々のベッドに堆
積させた。湿潤性は良好であり、そして試験した全ての粉末について、にじみは
わずかであった。純粋なＰＣＬ粉末は、溶媒との優れた結合強度を示した。９０
％ＮａＣｌ粉末混合物は、低い強度の小滴プリミティブ（ｄｒｏｐｐｒｉｍ
ｉｔｉｖｅ）を生じた。このプリミティブは、比較的低い硬さを有しており、そ
して柔軟であった。５％ＴＣＰ混合物からのこのプリミティブは、ゆるく結合
しており、そして乏しい強度を有していた。

【００８９】バインダー試験−連続ジェットノズルを用いたクロロホルムの使用は、２０ｐ
ｓｉにて１．２ｍｌ／分の定常流速を生じることが見出された。

【００９０】ライン試験−基本粉末ベッドを２ｍｍの深さに調製し、そしてクロロホルムバ
インダー流を、１．２ｍｌ／分で確立した。０．７５ｍ／ｓと１．５ｍ／ｓとの
間の速度の線を、純粋なＰＣＬ粉末および２つの粉末混合物について作成した。
弾道（ｂａｌｌｉｓｔｉｃ）効果およびにじみ効果は、全てのプリンティング速
度で少量であった。純粋なＰＣＬ粉末を用いて作成された最少の線は、直径４８
０μｍであり、そして最大の線は直径６７０μｍであった。線のサイズは、９０
％ＮａＣｌ粉末に関して測定され得なかった。なぜなら、より遅い速度でプリン
ティングした場合でさえ、もろいサンプルが粉末ベッドから回収され得なかった
からである。

【００９１】リボン試験−基本粉末ベッドを調製し、そしてバインダー流を線試験について
のように確立した。２０ｍｍ長および３ｍｍ幅のリボンが、全ての粉末混合物に
関して、０．７５ｍ／ｓと１．５ｍ／ｓとの間の速度および７５μｍと１５０μ
ｍとの間の線の間隔を用いて製作された。にじみが小さく、そしてリボンサンプ
ルがベッドから回収され得るような、最適なパラメーターを選択した。

【００９２】最適なパラメーターは、純粋なＰＣＬ粉末および１０％ＰＣＬ粉末に関して１
２５ｃｍ／ｓ速度および１００μｍの線間隔であり、そして５０％ＰＣＬ混合
物に関して１００ｃｍ／ｓ速度および１００μｍの線間隔であった。純粋なＰＣ
Ｌ粉末を用いて製作されたリボンは、優れた強度を示した；しかし、粒子の溶解
は不完全であった。リボンの二重プリンティングは、より大量に溶解され、そし
てゴムの性質を示す粒子を生じた。二重プリンティングは、一般に、増強した溶
解および改善された結合について大きなポリマー性粒子（＞１００μｍ）を処理
する場合に適用される。

【００９３】壁試験−線試験とともにこの試験からのデータを用いて、粉末およびバインダ
ーを用いて予想され得る最小の造形サイズおよび最適プリンティング解像度を決
定した。この最終的な試験は、線のセットを複数層の上にプリンティングするこ
とにより、壁を製作することを含んでいた。１本、２本および３本の隣接する線
の幅の壁を、９０％ＮａＣｌ：１０％ＰＣＬ混合物を用いて製作した。壁の
中の隣接する線の間の水平な間隔は１００μｍであり、そして垂直な層の間隔は
１８０μｍであった。プリンティング速度は１２５ｃｍ／ｓであり、そしてクロ
ロホルムバインダー流速は１．２ｍｌ／分であった。得られた壁の厚さは、１つ
の線の幅、２つの線の幅および３つの線の幅の壁に関してそれぞれ、０．５２ｍ
ｍ、０．５８ｍｍおよび０．７９ｍｍであった。このことは、プリンティングさ
れた特徴の後ろおよび前の両方の、２５０μｍと２９０μｍとの間のにじみレベ
ルを示す。これらの値は、他のポリエステル粉末を用いて代表的に遭遇する値よ
りもわずかに高かった。しかし、これは、大きなポリマーおよびＮａＣｌサイズ
に起因すると考えられる。粒子サイズを減少させることは、プリンティング解像
度を改善するはずである。

【００９４】（実施例３：多孔性デバイスを作製するためのＰＬＧＡ、ＣａＰおよびＮａＣ
ｌの混合物）一緒に混合した３つの粉末：低分解ＰＬＧＡ（Ｄ，Ｌ−ＰＬＧＡ（８５：１５
））、リン酸三カルシウム（ＣａＰ）およびＮａＣｌは、機械的に強力なデバイ
スを生じない。それゆえ、ＣａＰおよびＰＬＧＡを、ＮａＣｌを用いてコアセル
ベート化した。ＮａＣｌを溶媒に溶解し、そしてＣａＰをポリマー溶液中に懸濁
した。次いで、このポリマーに関しては溶媒でない溶液を添加し、３種全ての材
料を、１つの均質相において溶液から沈澱させた。残りのクロロホルムをこの材
料から超臨界ＣＯ₂を用いて除去した。なぜなら、液体ＣＯ₂は、このような大き
な質量には適切でなかったからである。

【００９５】コアセルベート化した材料を容器に入れて密閉し、そして１０℃に冷却した。
この容器に液体ＣＯ₂を７５０〜８００ｐｓｉの圧力になるまで充填した。容器
に充填した後、出口弁を開けて２０ＳＣＦＨにて１０分間連続して排気される
のを可能にした。排出期間の後、出口弁を閉じ、そしてこのデバイスを液体ＣＯ ₂ 中で５分間保持した。次いで、この容器を、外部水浴ヒーターを用いて４０℃
（超臨界状態）になるまで加熱した。温度が増加するにつれて、この圧力もまた
増加する。出口弁を開けて、１４００ｐｓｉの最大圧力を維持した。サンプルを
、４０℃より上に１０分間維持し、次いでこの容器を１０〜２０ＳＣＦＨにて
排気した。

【００９６】使用されるＤ，Ｌ−ＰＬＧＡ（８５：１５）は最初に、これらの条件ならびに
より穏やかな液体ＣＯ₂条件下で変形された。このことは、最終生成物が、残り
のクロロホルムを取り除くために必要な処理後の条件に耐え得ないことを強く示
した。さらに、この材料はまた、三次元プリンティング処理における使用のため
に、１５０μｍ未満にまで粉砕されなくてはならなかった。冷却ジャケットを備
えた小さな分析用ミル中でのこのコアセルベート化材料の粉砕によって、変色さ
れた。グレイ色の変色は、ミルからの鉄の混入物または分解されたポリマーのい
ずれかであると考えられた。エネルギー分散Ｘ線分光法分析を使用して、有意な
量の鉄が、粉砕されたコアセルベート中に存在しないことを決定した。その後の
経験と組み合わせて、この結果から、このポリマーは粉砕の間に分解すると決定
された。Ｌ−ＰＬＧＡ（８５：１５）を使用して、粉砕の間のポリマーの分解の
問題を回避した。Ｄ，Ｌ−ＰＬＧＡとは異なり、Ｌ−ＰＬＧＡは、結晶性であり
、そしてより高い融点を有する。このコアセルベーションプロセスが首尾良いこ
とを確認するために、ポリマーに対するリン酸三カルシウム（ＣａＰ）の比率を
、ＴｈｅｒｍｏＧｒａｖｉｍｅｔｒｉｃＡｎａｌｙｓｉｓ（ＴＧＡ）によって
決定した。この材料の１０〜５０ｍｇサンプルをＴＧＡ装置（Ｐｅｒｋｉｎ−Ｅ
ｌｍｅｒ，Ｓｅｒｉｅｓ７，Ｎｏｒｗａｌｋ，ＣＴ）に置き、そして５℃／分
で５００℃まで加熱した。この温度で、すべてのポリマー性材料は気化し、そし
てサンプルは一定の重量に達した。ＣａＰについての結果をコアセルベート化Ｃ
ａＰ−ＰＬＧＡサンプルと比較することによって、各サンプルのポリマー重量画
分を算定した。最初のＴＧＡは、回収された材料の比率が、使用された材料の比
率と一致することを示した。

【００９７】（実施例４：ＰＬＧＡコアセルベートからの骨デバイスの調製）ポリマーおよび骨複合体を、以下の３つの異なる方法によって製作した：（１
）粉末ベッドにおいて、所望の比率で、骨の純粋な粉末とポリマーとを混合する
こと；（２）骨粉末ベッドにポリマー溶液をプリンティングすること；および（
３）それ自体で骨およびポリマーの複合体である粉末を形成すること。

【００９８】（材料）１〜３ｍｍの小粒の形態の、Ｂｏｅｈｒｉｎｇｅｒ−Ｉｎｇｌｅｈｅ
ｉｍからのポリ−ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ、Ｍｗ＝５０，０００）およびポリラクチ
ド−コ−グリコリド（ＰＬＧＡ、Ｍｗ＝１１５，０００）を、遠心ミル（Ｇｌｅ
ｎＭｉｌｌｓ，ＮＪ）を用いて低温で粉砕した。ミリングチャンバーを、液体
窒素で部分的に充填し、液体窒素および粉末のスラリーを導入し、そして粉砕を
開始した。液体窒素は、粉砕処理の間に、ポリマー温度をガラス転移温度（Ｔｇ
）未満に維持する。処理された粉末を回収し、減圧オーブン中で２４時間乾燥し
、そして１時間、機械的にふるいにかけ、粉末を異なる粒子サイズに分類した。

【００９９】ウシ皮質骨を、上記の低温での粉砕のために３〜５ｍｍのブロックに分けた。
粉砕した骨を乾燥し、そして５０％の２０〜４５μｍ範囲の骨粉末および１５％
の２０μｍ未満の骨粉末の収率でふるいにかけた。

【０１００】これらの２つの型の粉末の混合物を用いるアプローチは、適切ではないことが
わかった。なぜなら、粒子が４５〜７５μｍである場合に、粉末とバインダーと
の相互作用は適切な粒子結合を生じなかったからである。粒子が２０μｍ未満で
あった場合、液体のウィッキングは乏しい分解能を生じる。

【０１０１】骨粒子ベッド上に溶解されたポリマーでプリンティングすることは、低分子量
（５０，０００）の分子量ポリマーにのみ適切である。このことは、より高い分
子量ポリマーに関して生じる十分な濃度の溶液中で発達される、受容可能ではな
い高粘性に起因する。プリンティング溶液中でのより濃縮されていない溶液およ
び低い分子量ポリマーの使用は、骨再生に対して受容可能ではなく低い生成物デ
バイスの強度を生じる。

【０１０２】骨およびポリマーコアセルベートの生成を、セラミック生地を生成するために
使用されるセラミック製作の分野において周知の技術を用いて達成した。このプ
ロセスは、マイクロカプセル化技術に類似する。粒子（この場合、セラミックで
はなく、骨）は、骨粒子がポリマーでコーティングされるようになり、ポリマー
溶媒中に懸濁されたままであるのを引き起こすような様式で、ポリマー溶液中に
分散される。このコーティングされた粒子は、ポリマーに対する非溶媒の添加に
よって、一定の質量の材料に堆積される。この場合において、骨粉末（２０〜４
５μｍ）を、ポリマー溶液（クロロホルム中、５〜１０重量％のＰＬＧＡ）に分
散し、骨およびポリマーの１：１混合物を形成した。２５ＭＨｚで５分間の超音
波処理は、骨粒子を均一に分散した。次いで、イソプロパノールを、懸濁液：イ
ソプロパノールの最終容量比率３：１にまで添加し、ポリマーを硬化し、コアセ
ルベートを生成した。固体を回収し、濾過し、そして減圧下で乾燥させた。次い
で、コアセルベートを粉砕し、骨粒子およびポリマーを、代表的には５０μｍの
範囲で生成した。

【０１０３】コアセルベート材料を、プリンティング材料として使用されるクロロホルムと
ともに、粉末ベッド中で使用した。小滴の配置を、プリンティングされることが
望まれるパターンのレーザー切断孔を有する薄いステンレス鋼板のマスクを用い
ることによって達成した。この材料を、所定のチャネルアーキテクチャを有する
デバイスを製作するために首尾良く使用した。このデバイスは、約５０重量パー
セントの骨および６０容積パーセントの骨であった。デバイスの圧縮弾性係数（
ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｖｅｅｌａｓｔｉｃｍｏｄｕｌｕｓ）は、約５０ＧＰａ
である。

【０１０４】（実施例５：塩浸出により作製されるポリマーおよびＣａＰの多孔性デバイス
）この実験において、ポリマーおよびリン酸三カルシウム（ＴＣＰ）のような無
機粒子を含む２つの組成を比較した。一方の組成は、３５％ＮａＣｌおよび２：
１比率のＰＬＧＡ対ＴＣＰ（３５％多孔性）であり；他方は、４５％ＮａＣｌお
よび３：１比率のＰＬＧＡ対ＴＣＰ（４５％多孔性）であった。ＮａＣｌがデバ
イスから浸出される速度を調査するために、組成からの塩損失を算定する２つの
方法を、ボールミルまたは軌道振盪機（ｏｒｂｉｔａｌｓｈａｋｅｒ）のいず
れかによって生じる攪拌を用いて水中で浸出されるデバイスに対して用いた。Ｃ
Ｏ₂乾燥サンプルを、２０ｍｌの水中に置き、そして１００ｒｐｍおよび３７℃
で、ボールミリングデバイス（Ｕ．Ｓ．Ｓｔｏｎｅｗａｒｅ，ＥａｓｔＰａｌ
ｅｓｔｉｎｅ，ＯＨ）中、または軌道振盪機（Ｍｏｄｅｌ３５２７，Ｌａｂ−
ＬｉｎｅＥｎｖｉｒｏｎ、ＭｅｌｒｏｓｅＰａｒｋ，ＩＬ）上のいずれかに
置いた。水を、各時間交換し、そして硝酸銀沈降によって残りの塩についてモニ
タリングするデバイスから水を除去した。

【０１０５】ＮａＣｌがデバイスの組成から除去される程度を定量するために、両方の方法
によって浸出した骨デバイスに対して要素分析を行った。さらに、骨デバイスの
浸出間のポリマー、ＮａＣｌ、水および空気の容量画分を、軌道振盪機を用いて
浸出されたデバイスに関して測定した。

【０１０６】要素分析の結果を表２に示す。要素データによって、より長い期間の浸出が、
より多くのＮａＣｌ画分の除去により有効であることが確認された。浸出の４時
間後に、３５％の多孔性サンプルは、１７６±３ｐｐｍのＳｏｄｉｕｍを含んだ
（ｎ＝３）。浸出の５時間後に、４５％の多孔性サンプルは、０．５±０．１％
のＳｏｄｉｕｍを含んだ（ｎ＝３）。これらのＳｏｄｉｕｍ値は、０．０４％お
よび１．３％のＮａＣｌのみが、軌道振盪機での浸出を経た後にデバイス中にと
どまったことを示す。

【０１０７】

【表２】多孔性算定によって、これらの２つのバッチが９９％の取り込まれたＮａＣｌ
を損失することが確認された。有意な浸出の後、ＴＣＰに対するＰＬＧＡの比率
は、両方のバッチに対して理論値に接近した。このことによって、ＴＣＰは浸出
プロセス間に損失されていなかったこと、そして多孔性ネットワークでの不連続
性は、これらのＮａＣｌローディング（すなわち、３５重量％および４５重量％
）にて重大なことではなかったということが示唆される。

【０１０８】密度測定装置を使用して、このデバイスの全体の孔隙率を測定した。各成分の
容積割合についての計算は、浮力、このデバイスの乾燥重量、デバイスの寸法、
および各材料の密度の測定を包含していた。この方法による容積割合の計算は、
信頼できないことが分かった。いくつかの観察を行って、このデータを考慮した
。第１に、わずか３０分間の浸出の後ですら、水がこのデバイスの実質的割合を
占有した。このことは、毛細管効果および親水性効果に起因して、浸水が比較的
急激であったことを示した。第２に、ＮａＣｌ溶解および／または拡散が、浸水
の速度よりむしろ、浸出の律速段階であったことが確認された。これらの結果は
、ＮａＣｌが溶解するにつれて、水がＮａＣｌとゆっくりと置換したことを示唆
する。

【０１０９】結果は、３５％ＮａＣｌデバイスが７時間後に十分に浸出した；しかし、４
５％ＮａＣｌデバイスでは、７時間の浸出の後ですら、ＮａＣｌが残存したこと
を示唆する。両方の骨デバイスバッチにおいて、空隙容積は、浸出期間全体の間
で比較的一定であった。最終的な残存レベルは、約１３％であった。これは、浸
出が完了する間に、水が全ての空気およびＮａＣｌと置換されたはずであると考
えると、予測外の観察であった。トラップされた空気ポケットがサンプル中に存
在し得る。このことは、たとえ、ポリマーの密度（１．３ｇ／ｃｍ³）およびＮ
ａＣｌの密度（２．１７ｇ／ｃｍ³）が水（１．０ｇ／ｃｍ³）より大きいとして
も、なぜいくつかのデバイス（例えば、軟骨バッチ）が浸出の間に浮遊するのか
を説明し得る。

【０１１０】これらの測定から誘導された組成計算は、全ての時点での元素分析に基づく測
定に、厳密には匹敵しなかった。３時間でのデータは、浸出条件の差異にも拘わ
らず、十分に相関し、ＮａＣｌ含量は、３５％のサンプルについては６％および
４５％のサンプルについては２３％であった。組成物中で生じたＮａＣｌ値の間
の不一致は、より長い浸出期間についてのデータから算出された。浸水研究にお
ける考えられる誤差の源としては、以下が挙げられる：１）このデバイスが乾燥
重量測定時に十分乾燥していなかったかもしれないこと、２）このデバイスの寸
法が支柱を含んでいたこと、３）このデバイスが完全な円筒形であったという仮
定、および４）ポリマー、ＮａＣｌおよびＴＣＰに用いられた密度値。

【０１１１】この結果は、ＮａＣｌ溶解および／または拡散が、浸水の速度よりむしろ、浸
出の律速段階と一致する。さらに硝酸銀アッセイは、完全な浸出の容易かつ正確
な予測変数であったことを決定した。

【０１１２】（実施例６：無機粒子を含む多孔性デバイスの機械的強度）ＰＬＧＡ、ＴＣＰおよびＮａＣｌを含有する骨デバイスインプラントの機械的
特性を、この研究において調査した。用いたＬ−ＰＬＧＡは、３８〜１５０μｍ
に粉砕した２４２，０００ＭＷ（ロットＤ９７１５７，Ｂｉｒｍｉｎｇｈａｍ
ＰｏｌｙｍｅｒＩｎｃ．）の（８５：１５）コポリマーであった。ＴＣＰ（
ロット９５ＨＯ６４４，Ｓｉｇｍａ）を、１２５〜１５０μｍであったバッチ
Ｂ５を除いて、３８〜１５０μｍの粒子サイズ範囲で用い、そして７５〜１５０
μｍの粒子サイズのより大きなＮａＣｌ（ロット９６５７３７，Ｆｉｓｈｅｒ
）を用いた。

【０１１３】表３に列挙した５つの異なる組成のサンプルを二次加工して、引っ張り特性お
よび圧縮特性に対する、孔隙率および無機物質含量の影響を研究した。標本を二
次加工するために使用したパラメーターを表４に提供する。１〜４の組み合わせ
を指示Ａを用いて製造し、そして組み合わせ５を指示Ｂを用いて製造して、実際
のデバイス製作条件により近づけて再現した。全てのサンプルを液体ＣＯ₂で乾
燥させて、残りのクロロホルムを除去し、そして浸出させて試験前にＮａＣｌを
取り除いた。可能な場合、ＡｍｅｒｉｃａｎＳｏｃｉｅｔｙｏｆＴｅｓｔ
ｉｎｇａｎｄＭａｔｅｒｉａｌｓ（ＡＳＴＭ）試験基準を遵守したが、わず
かな改変を行って、製作および試験プロセスを単純化した。弾性係数、降伏強さ
、引っ張り強さ、伸長パーセント、および圧縮強さについての値を負荷−排水量
曲線から得た。

【０１１４】

【表３】粉末の正しい組成を粉末ベッドに配置して、必要なサンプル数を生成した。両
面テープを用いて、初期の粉末拡散を改善し、そして３層の支柱をプリンティン
グの間にレーンをとばすことにより構築した。支柱は、実際の作業片についての
機械指示を始める前にこの粉末ベッドにおいて形成された平行隆起であり、この
作業片についての機械指示は、構築プラットフォーム上の粉末ベッドから作業片
を取り出すことを容易にする。サンプルを指示Ａを用いて二重プリンティングし
、そして指示Ｂを用いて１回プリンティングした。引っ張り標本は、２０層であ
り、そして圧縮サンプルは、６０層であった。製作の後、このプリンティングプ
レートをデシケータ中に２４時間入れた。次いで、標本を一晩窒素棚に入れて、
クロロホルムの大部分を除去した。

【０１１５】

【表４】（引っ張り試験）引っ張り試験標本を、ＡＳＴＭ標準Ｄ６３８−９６に合わ
せた寸法で製作した。特注製作のマスクを用いて、図２に記載されるような適切
な寸法のサンプルを作製した。ＩｎｓｔｒｏｎＴｅｓｔｉｎｇｍａｃｈｉｎ
ｅ４２０１を、引っ張り試験および圧縮試験の両方のために用いた。圧気グリ
ップ（ｐｎｅｕｍａｔｉｃｇｒｉｐ）（Ｉｎｓｔｒｏｎｔｙｐｅ２７１２
）を用いて、３０ｐｓｉの外気圧で正しい位置に標本を保持した。この手順は、
サンプルの広幅の切片のいくらかの変形を生じた。このグリップから標本まで負
荷が確実に良好に移行するように、グリップの遠端にスペーサーを使用すること
が必要であった。０．１ｍｍ／分のひずみ速度を５つの異なるサンプルに適用し
、そして負荷をプロセスの間に記録した。置換を、プラスティシーンの下面で、
伸長メーター（ｅｘｔｅｎｓｉｏｍｅｔｅｒ）（Ｉｎｓｔｒｏｎ，カタログ番号
２６２０−８２６、移動＋／−０．２５４ｍｍ）を用いて測定した。初期断面積
を用いて以下の計算を補助した。ヤング率を、材料がたわむ前のひずみに対する
応力の比率として計算した。引っ張り強さを破断前のピーク応力として見出した
。引っ張り試験標本の寸法は、以下の通りであった。ＬＯ＝５０ｍｍ、Ｌ＝９．
５３ｍｍ、Ｔ＝３．２ｍｍ、Ｒ＝１２．７ｍｍ、Ｗ＝３．１４ｍｍ、Ｈ＝９．５
３ｍｍ。

【０１１６】（圧縮試験）圧縮試験を、ＡＳＴＭＤ６９５−９６標準に従って行った。
このプロトコルは、その直径の二倍の長さを有する円筒状標本を用いることを推
奨していた。この研究において使用するために、６ｍｍの直径および１２ｍｍの
長さのサイズで円筒状サンプルを製作した。各組成の５つの標本を、上記の引っ
張り試験と同じＩｎｓｔｒｏｎを用いてこの試験に供した。目の細かい紙ヤスリ
を用いて表面の異常を除去した後、このサンプルを、上部の圧縮盤の表面と、底
部の圧縮アンビルとの間に置いた（上側の圧盤についてはＩｎｓｔｒｏｎ，カタ
ログ番号２５０１−１０７、下側のアンビルについては２５０１−０８５）。０
．５ｍｍ／分の速度で、７％と２０％との間のひずみまで圧縮を行った。ほとん
どの場合、この標本は、制御された様式で負荷されず、そしてヒステリシスを記
録した。均質な変形を仮定した。初期断面積を、以下の計算で用いた。圧縮強さ
を、初期線形領域からの線および終末線形領域からの線が交差した時点と規定し
た。弾性係数を、引っ張り試験におけるように得た。

【０１１７】

【表５】Ｌ−ＰＬＧＡ（８５：１５）、塩およびＴＣＰの組成が全体的に変動されるサ
ンプルのセットを、試験した。引張り強さ、圧縮強さ、および弾性係数の導かれ
た値の要約を、表５に提示する；各々の点は、３〜４の異なる標本の平均を表す
。引張り強さおよびヤング率もまた、表５におけるいくつかの参照物質に対して
与えられる。２５％ＮａＣｌ、２５％ＴＣＰ、５０％Ｌ−ＰＬＧＡについ
ての張力データは、グリップにおける滑りに起因して評価することが困難であり
、過度のひずみを生じる。列挙された値は、ポリ（ＤＬ−ラクチド−コ−カプロ
ラクトン）（８５：１５）１３０，０００ＭＷおよびポリ（Ｌ−乳酸）について
の参考文献から得られた値に匹敵する強度であることに留意すること。

【０１１８】以下の一般的な知見がなされた：（１）孔隙率の増大は、弾性係数、引張り強
さ、および降伏強さを低下させた；（２）ポリマー含量の増大は、その強度およ
び弾性係数を増大させた；（３）ＴＣＰのより高い画分を有する標本は、張力下
で脆性破壊を示す傾向があったが、一方、ＴＣＰのより低い画分を有するサンプ
ルは、延性破壊を示した；そして（４）ＴＣＰ含量の増大は、伸長パーセントを
失敗まで減少させた。

【０１１９】このデータは、いくつかの予期された傾向を示す。デバイス内の間隙画分が２
５％から５５％に増大するにつれて、張力および圧縮強さの両方が減少する。同
様に、１つの特異な結果を除いて、ヤング率および弾性係数は、間隙フラクショ
ンが増大すると減少する。ヤング率の値（張力試験によって得られる）が、理想
状態の下で、圧縮試験により得られる弾性係数の値に厳密に対応することを予測
する。しばしば、圧縮試験により得られた値は、プレートからの摩擦に起因して
わずかに高い。本明細書で試験したサンプルにおいて、このような一致が、２つ
の異なる方法の間で得られた（３５％ＮａＣｌ：１５％ＴＣＰ：５０％Ｐ
ＬＧＡ標本の例外を除く）ことは、印象的である。これは、特に重要である。な
ぜなら、製作中のデバイスの配向は、各試験に使用されたサンプルにおいて同じ
ではなかったからである。張力試験は、構築されたサンプルを用いて実行され、
その結果、層がひずみの方向に整列されるが、一方、圧縮サンプルが構築され、
その結果、この層は、ひずみの方向に正常に整列された。

【０１２０】純粋な、濃密Ｌ−ＰＬＧＡ（８５：１５）２４２，０００ＭＷポリマーについ
ての値は利用可能ではないが、ＰＬＡ／ＰＣＬ（８５：１５）２００，０００Ｍ
Ｗの値に匹敵することが予測される。全ての多孔性デバイスについての強度およ
び弾性係数パラメーターは、この参照ポリマーについて報告されたものを超える
。これらのデバイスの引張り強さおよび圧縮強さについての値は、海綿質骨のも
のに匹敵する。このことは、これらのデバイスがインビボでの適用について受容
可能な機械的特性を有することを示唆する。

【０１２１】（実施例７：チャネル構造を有するポリマー成分）軟骨再生を奨励するように特異的に設計されたデバイスの開発は、２つの主要
な考慮（材料の選択および巨視的アーキテクチャ）を前進させる。この材料の組
成は、高い孔隙率を生じ、かつ数週間以内に分解するように選択される。ＰＬＧ
ＡおよびＰＬＡを含む、２つの主要なポリマーの組合せを、軟骨デバイスにおけ
るそれらの使用について評価した。巨視的千鳥形（ｍａｃｒｏｓｃｏｐｉｃｓ
ｔａｇｇｅｒｅｄ）チャネル構造の２つの改変物が、開発された。この巨視的チ
ャネルの目的は、細胞の播種および増殖を促進することであった。所望の巨視的
チャネルサイズは、構造統合性または均質な組織形成を損なうことなく細胞の播
種を利用可能にする表面積を最大化するために、およそ２００μｍに選択された
。

【０１２２】（軟骨バッチＡ）バッチＡといわれる軟骨デバイスのこのバッチは、Ｌ−ＰＬＡ２７，０００
ＭＷ（ＢｉｒｍｉｎｇｈａｍＰｏｌｙｍｅｒｓ）に対する遊離酸性側鎖を有す
る、１：１の比率のＤ，Ｌ−ＰＬＧＡ（５０：５０）５０，０００ＭＷ（Ｂｏｅ
ｈｒｉｎｇｅｒＩｎｇｅｌｈｅｉｍ）を備えた。このポリマー性粒子サイズは
、６３〜１０６ｍｍであった。遊離酸性側鎖を有するＰＬＧＡは、このデバイス
の分解の速度を増大させるように選択された。なぜなら標準的なＰＬＧＡを用い
た以前の結果は、より速い分解が望ましくあり得ることを示唆したからである。
９０重量％のＮａＣｌおよび１０％のＰＬＡ−ＰＬＧＡ混合物は、高い孔隙率を
得るために使用された。この孔サイズは、ＮａＣｌ粒子サイズ（これは、１０６
〜１５０ｍｍである）よりも大きいことが予期された。３７℃で４８時間オービ
タルシェーカー（ｏｒｂｉｔａｌｓｈａｋｅｒ）上で浸出した後に、これらの
デバイスは、直径において８．３％および厚さにおいて２０％縮小した。このデ
ィスクは、硝酸銀アッセイに従って、９０％の重量の損失（すなわち、孔隙率）
を伴って、７時間後に完全に浸出した。残留クロロホルムは、これらのディスク
において検出されなかった（ｎ＝５）。

【０１２３】バッチＡは、図４ｆに示されるように、このデバイスの厚さを完全に通ってい
ない千鳥形チャネルを備えた。これは、骨領域が巨視的チャネルを備えていない
軟骨−骨複合体デバイスをモデル化することであった。このディスクの直径（す
なわち、アーク）を横切る溝を備える層を備える、巨視的千鳥形チャネル構造が
、作製された（図ａ〜ｄ）。一番下の層は、巨視的チャネルを備えなかった（図
４ｅ）。溝は、この層にある０．６７５ｍｍ幅の切片上にクロロホルムを堆積さ
せないことによって形成された。これらの溝は、２．０５ｍｍ離れて間隔を空け
られた。１６個の穴は、これらの溝に重ねられた、デバイスの１番上の表面上に
形成された。これらの穴は、１層の溝にプリンティングし、プリンティングベッ
ド（ｐｒｉｎｔｂｅｄ）を９０°回転させ、そしてさらなる粉末をまぶすこと
なく別のセットの溝にプリンティングすることによって形成された。これを、ク
ロロホルムを備えるデバイスマトリクスの重要な部分に効果的に二重プリンティ
ングした。二重プリンティングはまた、ポリマーをより完全に溶解し、それによ
ってこのポリマー性粒子間により強い連結を作製することによって、最終デバイ
スの機械的特性を改善し得る。チャネルサイズは、実際のデバイスにおいて１８
２±３７μｍであることが観察された。このアーキテクチャ設計の欠陥は、２セ
ットの溝が互いに平行に置かれ、構造的な弱さを潜在的に引き起こすことである
。これは、このデバイスが空間的に播種される場合には重要なことではない。

【０１２４】断面図の走査電子顕微鏡写真（ＥｖａｎｓＥａｓｔ、Ｐｌａｉｎｓｂｏｒｏ
、ＮＪ）は、千鳥形チャネルの証拠を示す。これらの特性のいくつかは、このデ
バイスを区画化する場合に失われた。表面のＳＥＭはまた、１００ミクロンより
も大きい第１の孔、および１０ミクロン未満のサイズを有する第２の孔を備える
多孔性ネットワークを示す。

【０１２５】（軟骨バッチＢ）バッチＢといわれる軟骨デバイスは、単独型軟骨配置製品として製作された。
このデバイスは、バイオリアクターにおける培養条件の間の流体の流れに抵抗す
るために十分な強度を必要とした。バッチＢは、バッチＡと類似しているが、い
くつかの改善が、これらの性能要件を満たすために、材料の組成および巨視的ア
ーキテクチャにおいてなされた。流体の流れからの圧力の構築を最小化するため
に、このデバイスを完全に通っている巨視的チャネルが、図５ｆに示されるよう
に使用された。さらに、壁を支持することが、長い溝を備える層において使用さ
れ（図５ｂおよびｄ）、そしてこれらの溝付き層が、互いに９０°オフセットで
あった。チャネルは、図５ａ、ｃ、およびｅにおいて示される。これらのデバイ
スの材料およびアーキテクチャは、軟骨−骨複合物の軟骨領域において使用され
たものと同じであった。図５ｆは、バッチＢのデバイスの模式的な断面図を示す
。巨視的チャネルは、より上の角に輪郭づけられた暗い領域である。

【０１２６】（塩の浸出）４８時間浸出した後に、これらのデバイスは、直径において５．３％、および
厚さにおいて７％縮小した。７時間浸出した後に、これらのデバイスは、硝酸銀
アッセイに従って、完全に浸出された。これらのデバイスは、計画された設計と
一致して、浸出からの重量変化に基づき、９０％の多孔性であると見積もられた
。残留クロロホルム分析は、約５０ｐｐｍのより低い検出限界を有し、無視可能
な量のクロロホルムが存在したことを示唆する（ｎ＝４）。

【０１２７】（示差走査熱分析）示差走査熱分析を、１：１の比率のＤ，Ｌ−ＰＬＧＡおよびＬ−ＰＬＡを含む
デバイスの加工されたバッチ上で実施した。Ｄ，Ｌ−ＰＬＧＡは非結晶であり、
そしてＬ−ＰＬＡは結晶であるので、これらのデバイスは、ガラス転移温度およ
び融解温度の両方を有した。５３℃のガラス転移温度および１６１℃（ｎ＝３）
の融解温度を有した全てのバッチは、製作が行われる間の一貫した物理的特性を
示す。

【０１２８】（実施例８：軟骨および骨再生のための複合体デバイス）骨軟骨性欠損の根本的骨への挿入および固定化のために、上部軟骨成分、移行
帯、ならびに下部骨成分から構成される構造を有するデバイスを作製した。軟骨
−骨複合体の骨の部分において使用される材料は、緩慢に分解するＰＬＧＡ、リ
ン酸三カルシウム（ＣａＰ）、およびＮａＣｌである。ＮａＣｌを、最終的なデ
バイス中で微小孔を形成するように浸出した。

【０１２９】軟骨−骨複合体デバイスの試行バッチを、骨領域、移行領域、および軟骨バッ
チＡ（ＣａｒｔｉｌａｇｅＢａｔｃｈＡ）と同じ微小孔チャネルを有する軟
骨領域を用いて加工した。この生成物の全体の寸法は、乾燥工程および塩浸出工
程の前に８ｍｍ×１ｃｍであった。この開発バッチの目的は、最終的なデバイス
のラミネーションおよび機械的保全性を評価するためであった。

【０１３０】（軟骨−骨複合体設計の説明）１６の千鳥形チャネル（ｓｔａｇｇｅｒｅｄｃｈａｎｎｅｌ）を、これらの
デバイスのミクロアーキテクチャへ組み込んだ。このチャネルは、公称０．６７
５ｍｍ四方であり、そして２．０５ｍｍの間隔を空けた。２層のチャネルを、３
層の壁（幅１．３７５ｍｍ、および２．０５ｍｍの間隔を空けた）によって分離
した。取り外し可能なプリンティングプレートを使用して、ステンシルの下の粉
末ベッド（ｐｏｗｄｅｒｂｅｄ）の回転を可能にした。各々のチャネル層は、
回転しない粉末ベッドおよび回転した粉末ベッドの上でのプリンティングを含ん
だ。手動のローラーを用いて粉末を拡散した。

【０１３１】５つの異なるポリマーの組合せを、この粉末ベッドにおいて使用して、軟骨−
骨のディスクを作製した。このシーケンスは、以下の通りであった：３層の支柱
、２２層の骨領域、６層の移行領域、および千鳥形チャネルを使用する１０層の
軟骨領域（表６）。両側タップを適用し、そして支柱を各々２００μｍの３つ層
から構築した。支柱を、１脚あたり２つの隣接線を有する、十字線配置にプリン
ティングした。領域１についてのポリマーの組合せは、支柱およびデバイスの骨
部分を構成した（層１〜２２）。１ｃｍのクローバー型のステンシルを、骨およ
び最初の２つの移行領域のために使用した。あらゆる２つの粉末の層を有する領
域２、３および４についての粉末組合せを、拡散した。領域５についての粉末組
合せは、デバイスの軟骨部分を構成し、これは、１０層のチャネル構造を含んだ
。領域５についての構造は、図５に示され、そして実施例６において軟骨バッチ
Ｂ（ＣａｒｔｉｌａｇｅＢａｔｃｈＢ）について記載される通りの設計を使
用した。チャネルの構築は、層上にプリンティングし、次いでプレートを９０°
回転すること、次いで、同じ層に再びプリンティングを必要とした（特定のパタ
ーンにおいて）。このプレートの右上端を、ピストンハウジング（ｐｉｓｔｏｎ
ｈｏｕｓｉｎｇ）の壁に記録した。４×４配列に配置された１６のチャネルは
、公称０．６７５ｍｍ四方であり、そして２．０５ｍｍ離れて間隔を空けた。２
層のチャネルを、２層の移行チャネルによって分離した。移行チャネルは、通常
のチャネルに類似したが、公称０．６７５ｍｍの幅および１．９０ｍｍの長さで
あった。

【０１３２】得られた軟骨−骨複合体デバイスは、材料の勾配に加えて、特有の巨視的アー
キテクチャを含んだ。このデバイスの底は、約５ｍｍ厚であり、そして増強され
た骨内殖クローバー型のステンシルで加工した。次の６層は、クローバー型のス
テンシルを使用して底の４層を有する移行領域を含んだ。この移行領域の上２層
は、ディスクステンシルを使用して、機械的強度の重要性を回避した。この複合
体の最上層の２ｍｍ（軟骨領域）を、微視的な千鳥形チャネルアーキテクチャを
用いて加工した。少しの改変により、このデバイスの構造的保全性を増強させた
。増加した支持について、薄壁を、長溝に付加した。この溝はまた、互いに関し
て９０°回転していた。

【０１３３】骨−複合体デバイスについての最良の結果を生じる、製作パラメーター、機械
設定および材料を、以下に示す。

【０１３４】プリンティングパラメーター：流速：１．２ｍｌ／分リザーバーＰ：１８ｐｓｉｇプリンティング速度：１２５ｃｍ／秒線幅：１２５μｍ材料：バインダー＝溶媒：１００％クロロホルム（ＦｌｓｈｅｒＳｃｉｅｎｔｉｆ
ｉｃ）。

【０１３５】

【表６】いくつかの異なる材料組成を、骨領域、移行領域および軟骨領域を形成するた
めに複合体デバイス構造へ組み込んだ。この材料を選択して、収縮の有害な効果
を最小化した。固定化した変数は、軟骨領域および浸出温度（細胞培養のために
使用される温度）について９０％ＮａＣｌの含有量であった。

【０１３６】（仕上げ）大きなサイズの複合体（高さ８ｍｍ）は、以前のディスクデバイスよりも非常
に長い期間浸出することを必要とした。軟骨領域が酸性側鎖なしにＤ，Ｌ−ＰＬ
ＧＡから構成された場合に、長期間の浸出（＞２４時間）が曝露の間に軟骨領域
を軟骨と移行領域との間で層剥離が発見された。層剥離の原因は、これらの２つ
の領域間の有意なレベルの示差的な収縮に起因した。隣接する移行領域は、直径
において、軟骨領域の８．３％と比較して３．８％のみの収縮を見出した。これ
は、過剰な剪断応力を生じ、そして最終的には層剥離を生じた。収縮のこのレベ
ルは、以前に受けず、そして浸出プロセスまたはデバイス組成のいずれかにおけ
る変化が、層剥離に寄与し得る。

【０１３７】研究を実施して、収縮を生じると疑われるパラメーターを調査し、そして複合
体デバイスの構造的保全性を改善した。このアプローチは、軟骨領域収縮の量を
減少すること、または移行領域のより多い収縮を奨励することのいずれかであっ
た。この研究の結果を、以下に示す。１．液体ＣＯ₂を含有する残りの溶媒を除去して、収縮を有意に減少した。２．収縮は、浸出時間を増加するにつれて増加した。３．室温での浸出は、３７℃での収縮と比較して収縮を減少した。４．収縮は、浸出期間の間に生じ、そしてその後、乾燥の間には生じなかった。
５．遊離酸性側鎖を有するＰＬＧＡ（５０：５０）の使用は、規則的ＰＬＧＡ（
５０：５０）に対して収縮を増加した。６．９０％ＮａＣｌを含むデバイスは、８５％ＮａＣｌを含むデバイスより
も収縮する。７．巨視的チャネルは、収縮を十分に引き起こさなかった。８．製作において使用された層の厚さは、収縮に影響しなかった。９．二重プリンティング（対単一プリンティング）は、収縮を引き起こさなかっ
た。１０．結晶Ｌ−ＰＬＡ１４１，０００ＭＷおよび７５％または９０％Ｎａ
Ｃｌから構成されるデバイスは、２％未満を収縮する。

【０１３８】Ｌ−ＰＬＡは、５７〜６５℃のガラス転移温度を有し、そしてＤ，Ｌ−ＰＬＧ
Ａ（５０：５０）は、４５〜５５℃付近でガラス転移することが、報告されてい
る。１：１の比のＤ，Ｌ−ＰＬＧＡ（５０：５０）５０，０００とＬ−ＰＬＡ
２７，０００を用いて作製されたデバイスは、約５３℃のガラス転移温度を有
する。従って、３７℃にて浸出する間の非結晶質ポリマーの塑性流動に起因して
、収縮が生じたのではないようである。これらの結果は、２つの可能性を示唆す
る。このデバイス中のポリマーは、そのＮａＣｌ粒子の周囲に、残余する（ｒｅ
ｓｉｄｕａｌ）弾性ひずみを含む。この支持するＮａＣｌが浸出されてしまった
場合、このポリマーは、部分的にへこみ得、このデバイスがこの浸出プロセスの
間に受ける水圧におそらく起因して、このデバイス全体の寸法の収縮が生じ得る
。

【０１３９】従って、この収縮研究によって決定されたような軟骨デバイス作製のための最
も有望な候補は、酸性側鎖を有さないＰＬＧＡの使用、および浸出前のＣＯ₂乾
燥であった。１：１の比率のＤ，Ｌ−ＰＬＧＡ（５０：５０）５０，０００Ｍ
ＷとＬ−ＰＬＡ２７，０００ＭＷを、この軟骨領域に使用した。この移行領域
は、この軟骨領域から骨領域までに、８５％〜６５％のＮａＣｌ勾配、１０％〜
５％の１：１ＰＬＧＡ：ＰＬＡの勾配、および５％〜３０％のＬ−ＰＬＧＡ（
８５：１５）２４２，０００ＭＷの勾配を含んだ。この骨領域を、５５％のＮａ
Ｃｌおよび３：１の比率のＰＬＧＡ（８５：１５）：ＴＣＰを用いて作製した。
これを、骨伝導および力学的強度について推定上最適な組成として選択した。こ
の複合デバイスを、３７℃の静的ＰＢＳ溶液中で１ヶ月の間インキュベートして
、力学的完全性を確認した。層剥離または他の欠損は、観察されなかった。

【０１４０】（このデバイス設計の実施）このデバイスの軟骨部分における巨視的千鳥形チ
ャネル（ｍａｃｒｏｓｃｏｐｉｃｓｔａｇｇｅｒｅｄｃｈａｎｎｅｌ）は、
軟骨細胞が、１つの表面上のみではなく、このデバイスの厚みを通じて、インビ
トロで播種されることを可能にする。これは、軟骨形成のために重要である。な
ぜなら、軟骨細胞は、約２ｍｍよりも大きな距離を超えては、容易に移動し得な
いからである、従って、この千鳥形チャネル設計は、軟骨細胞が、このデバイス
の軟骨部分の中心に直接播種することを促進する。より均一な播種によって、よ
り速く均一な軟骨形成が促進される。関連して、この千鳥形チャネルは、細胞増
殖培地における培養の間の、その細胞への栄養分の輸送、ならびに、細胞副生成
物およびポリマー分解副生成物の、その細胞からの除去を、促進する。このデバ
イスの骨移植可能部分は、以下の２つの理由が原因で、千鳥形チャネルを有さな
い：骨細胞が非常に遊走性であり、従って、このような立体配置を必要とせず、
そしてこのデバイスのこの部分に対して力学的強度を付与する必要がない。後者
の特性は、重要な特徴であり、このデバイスが外科的移植の力を耐えることを可
能にする。

【０１４１】（実施例９：組織操作置換体として使用するための足場（ｓｃａｆｆｏｌｄ）
）多数の細胞型によるインビボ組織形成を、真皮、軟骨または平滑筋をヒト移植
用に操作するための、生分解性合成足場または生体安定性（ｂｉｏｓｔａｂｌｅ
）合成足場上で試験した。足場は、その化学、構造（例えば、寸法、構成、孔サ
イズ、または間隙画分[ＶＦ]）および製作（例えば、織った、編んだ、不織布状
にされた、スポンジのように溶媒キャストされた、または上記のように３−Ｄプ
リンティングされた）によって、異なった。材料は、ナイロン、ポリ（グリコー
ル酸）、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリ（ε−カプロラクトン）、ポリ
−Ｌ−乳酸またはポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチドコグリコリド）／ポリ（Ｌ−乳酸）を
含んだ。ヒト由来細胞または動物由来細胞（真皮および動脈繊維芽細胞、ケラチ
ノサイト、関節軟骨、動脈平滑筋細胞および動脈内皮細胞）を、８週間までの間
、静的または動的に、足場上で培養した。操作した組織１つ１つについて、分析
を特別にした（それぞれ、代謝活性および細胞数についての、定量的ＭＴＴＴ試
験およびＤＮＡ試験；グリコサミノグリカンについてのＤＭＭＢアッセイ；コラ
ーゲンについてのシリウスレッドアッセイ、培養前寸法についての画像解析およ
び培養後寸法についての画像解析、足場および組織の力学、ならびに定性免疫染
色および組織学）。

【０１４２】このデータは、ヒト細胞型および動物細胞型が、種々の化学の足場内で、組織
に接着し、組織を増殖させ、そして容易に組織を生成したことを示した。しかし
、細胞の内殖、分布、方向、および生存能力、ならびに構築物の全体の形態が、
細胞型および足場特徴（孔サイズ、ＶＦ、繊維密度、分解）の両方によって、影
響された。コロニー形成の深さおよび均一性、ならびに軟骨細胞、繊維細胞、平
滑筋細胞および内皮細胞によって形成された細胞外マトリクスは、図６ａおよび
６ｂに示され、実施例１０にてより詳細に考察されるような、３ＤＰ足場中の孔
サイズに対応する。特に、３８ミクロン未満の孔サイズは、細胞接着および増殖
を促進せず、そしてその最大の生育および増殖は、７５％と比較して、９０％の
孔隙率を得た。不織布および編みもの（ｂｒａｄｅ）中の繊維芽細胞の方向は、
それぞれ、ランダムなポリマー繊維配置または線状のポリマー繊維配置に従った
。ナイロンメッシュ上の繊維芽細胞は、その粒子ふるいサイズに依存して、単層
または３−Ｄ組織を形成した。これらの結果は、足場の特徴を規定することによ
って、当業者が、インビトロで足場上で、細胞の終点、方向および細胞外マトリ
クス生成を調節して、移植用に、生存したコンフルエントな組織を一貫して形成
し得ることを、示す。

【０１４３】（実施例１０：組織操作した軟骨構築物）動脈軟骨欠損は、治癒するための限定された能力を有する。非常に多孔性のＰ
ＧＡ足場上で細胞を増殖させることによって作製された、組織操作された構築物
は、骨軟骨（ｏｓｔｅｏｃｈｏｎｄｒａｌ）損傷を修復するために使用されてい
る。組織操作において使用される足場の巨視的アーキテクチャは、細胞取り込み
およびマトリクス堆積に対して、劇的な影響を有し得る。この研究を、軟骨細胞
接着、増殖、および軟骨特異的細胞外マトリクスの形成または堆積に対する、足
場の孔隙率の効果を試験するために設計した。

【０１４４】（材料および方法）：種々の孔隙率および孔サイズのＰＬＬＡ足場を、上記の
３次元プリンティングプロセスを使用して作製した。この足場におけるマクロ孔
質構造を、ポロゲン（ｐｏｒｏｇｅｎ）、ＮａＣｌの組み込み、続いて、この足
場からのＮａＣｌの浸出によって作製した。この足場の孔隙率を、この足場に組
み込んだＮａＣｌ粒子に対するポリマーの重量比を変化することによって制御し
た。８バッチ（ｂａｔｃｈ）のＰＬＬＡ足場を製造した。８バッチのうち、４つ
を、７５％の塩画分を用いて作製し、そして４つを、９０％塩画分を用いて作製
し、それぞれ、およその孔隙率７５％および９０％を有する、足場を得た。さら
に、足場の孔サイズを、製作プロセスにおいて特定の粒子サイズのＮａＣｌを使
用することによって、制御した。この足場製作において使用したＮａＣｌ粒子を
、サイズ３８ミクロン未満、３８〜６３ミクロン、６３〜１０６ミクロン、およ
び１０６〜１５０ミクロンにふるいわけて、これらの粒子サイズによって規定さ
れた孔サイズを有する、足場を作製した。１つのバッチの足場を、この２つの孔
隙率の各々について、各サイズ範囲で作製した。足場は、直径１０ｍｍでありそ
して２ｍｍの厚さであった。ＰＧＡがもつれたメッシュを、コントロール足場と
して使用した。これは、およその孔隙率９７％および９０ミクロンの繊維間隔を
有する。すべての足場に、若年のヒツジ由来の４ｅ６一次ヒツジ動脈軟骨細胞を
一方の側に、二方向性シリンジ法を介して播種し、そしてバイオリアクターシス
テム中で４週間培養した。細胞を播種した構築物を、播種後に収集し、ＭＴＴに
よって機能的細胞分布を分析し、そして全細胞数をＤＮＡ分析によって分析した
。４週の培養後に収集した構築物を、ＭＴＴ染色、ならびにＤＮＡ，硫酸化（ｓ
ｕｌｆａｔｅｄ）グリコサミノグリカン（Ｓ−ＧＡＧ）、およびコラーゲン含量
について、分析した。

【０１４５】（結果）：この結果を、図６ａおよび６ｂに示す。軟骨細胞が、研究したすべ
ての足場において、ヒアリン様マトリクスに接着、増殖、および堆積することが
見出された。この９０％多孔質足場は、すべての孔サイズについて、ＭＴＴ染色
したサンプルによって示されるように、この７５％多孔質足場よりも、均一な細
胞播種を支持した。培養４週間目までに、この細胞は、この９０％多孔質足場に
おいては、そのもとの数の５倍を超えるまで、そしてこの７５％多孔質足場にお
いては、より少ない程度まで、増殖した。この７５％多孔質足場と比較して、よ
り多量（ｐ＜０．０１）の硫酸化ＧＡＧ（図６ｂ）およびコラーゲン（図６ａ）
を、この９０％多孔質足場中にて見出した。このＰＧＡコントロール足場と同様
の量のＳ−ＧＡＧおよびコラーゲンを、この９０％３ＤＰ足場において見出し
た。組織学的サンプルの試験によってもまた、この９０％多孔質足場において、
より多くの軟骨性マトリクスが生成されたことが、確認された。この足場の孔サ
イズは、両方の孔隙率について、この定量性測定のいずれ（ＤＮＡ、Ｓ−ＧＡＧ
、およびコラーゲン）に対しても、有意な効果を有さなかった。それにも関わら
ず、両方の孔隙率の足場によって、より均一な細胞播種、および漸増する孔サイ
ズを有する均一に分布したマトリクスが可能になった。

【０１４６】この結果は、組織操作した構築物が、この足場構成を制御することによって改
変され得ることを、示した。９０％多孔質ＰＬＬＡから構成される３ＤＰ足場は
、ＰＧＡ足場と比較した場合に、等価な軟骨マトリクスレベルを含んだ。対照的
に、軟骨細胞は、この７５％多孔質ＴｈｅｒｉＦｏｒｍ足場において、かなり少
ない（ｐ＜０．０５）ヒアリン様マトリクスを堆積した。より大きい孔サイズの
足場において、より均一な細胞播種、およびサフラニン−Ｏ染色されたマトリク
スの堆積が、見出された。この研究は、種々の孔隙率および孔サイズの足場が、
細胞播種およびマトリクス堆積の、程度および均一性に対して劇的な効果を有し
得、これら２つのパラメーターが、細胞の取り込みまたは組織の内殖を、促進ま
たは制限のいずれかを行うために変更され得ることを、確立し得る。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、医療用デバイスを作製するための三次元プリンティングのプロセスの
模式図である。

【図２】図２は、骨に移植可能な軟骨の再生のための複合デバイスを示す。

【図３】図３ａ〜ｇは、移植可能デバイスの断面（二次元）形状である。

【図４】図４は、層（図４ａ〜ｅ）の複合デバイス（図４ｆ）の略図であり、図４ｇに
おける千鳥形チャネル設計の断面図を示す（黒塗り部分はポリマーの壁を示す）
。

【図５】図５ａ〜ｆは、異なるチャネルサイズ、および溶媒（クロロホルム）の堆積を
導くためにマスクを用いて形成された開口部を有する重層化部分により構成され
る軟骨デバイスのチャネル設計を示す。これは、凝固し、そしてポリマーと一緒
に連結し（図５ａ〜ｅ）単一の多層を形成する（図５ｆ）。

【図６】図６ａは、４つの孔サイズ（３８ミクロン未満、３８〜６３ミクロン、６３〜
１０６ミクロン、１０６〜１５０ミクロン）の１つでの、足場の９０％または７
５％のいずれかの孔隙率の関数としての総コラーゲン（μｇ）のグラフである。図６ｂは、４つの孔サイズ（３８ミクロン未満、３８〜６３ミクロン、６３〜
１０６ミクロン、１０６〜１５０ミクロン）の１つでの、足場の９０％または７
５％のいずれかの孔隙率の関数としての総硫酸化グリコサミノグリカン（μｇ）
のグラフである。

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１２年１０月１６日（２０００．１０．１６）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１２２

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１２２】（軟骨バッチＡ）バッチＡといわれる軟骨デバイスのこのバッチは、Ｌ−ＰＬＡ２７，０００
ＭＷ（ＢｉｒｍｉｎｇｈａｍＰｏｌｙｍｅｒｓ）に対する遊離酸性側鎖を有す
る、１：１の比のＤ，Ｌ−ＰＬＧＡ（５０：５０）５０，０００ＭＷ（Ｂｏｅｈ
ｒｉｎｇｅｒＩｎｇｅｌｈｅｉｍ）を備えた。このポリマー粒子サイズは、６
３〜１０６μｍであった。遊離酸性側鎖を有するＰＬＧＡは、このデバイスの分
解速度を増大させるように選択された。なぜなら標準的なＰＬＧＡを用いた以前
の結果は、より速い分解が望ましくあり得ることを示唆したからである。９０重
量％のＮａＣｌおよび１０％のＰＬＡ−ＰＬＧＡ混合物は、高い孔隙率を得るた
めに使用された。この孔サイズは、ＮａＣｌ粒子サイズ（これは、１０６〜１５
０μｍである）よりも大きいことが予期された。３７℃で４８時間オービタルシ
ェーカー（ｏｒｂｉｔａｌｓｈａｋｅｒ）上で浸出した後に、これらのデバイ
スは、直径において８．３％および厚さにおいて２０％縮小した。このディスク
は、硝酸銀アッセイに従って、９０％の重量の損失（すなわち、孔隙率）を伴っ
て、７時間後に完全に浸出した。残留クロロホルムは、これらのディスクにおい
て検出されなかった（ｎ＝５）。

【手続補正２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１２３

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１２３】バッチＡは、図４ｆに示されるように、このデバイスの厚さを完全に通ってい
ない千鳥形チャネルを備えた。これは、骨領域が巨視的チャネルを備えていない
軟骨−骨複合体デバイスをモデル化することであった。このディスクの直径（す
なわち、アーク）を横切る溝を備える層を備える、巨視的千鳥形チャネル構造が
、作製された（図４ａ〜ｄ）。一番下の層は、巨視的チャネルを備えなかった（
図４ｅ）。溝は、この層にある０．６７５ｍｍ幅の切片上にクロロホルムを堆積
させないことによって形成された。これらの溝は、２．０５ｍｍ離れて間隔を空
けられた。１６個の穴は、これらの溝に重ねられた、デバイスの１番上の表面上
に形成された。これらの穴は、１層の溝にプリンティングし、プリンティングベ
ッド（ｐｒｉｎｔｂｅｄ）を９０°回転させ、そしてさらなる粉末をまぶすこ
となく別のセットの溝にプリンティングすることによって形成された。これを、
クロロホルムを備えるデバイスマトリクスの重要な部分に効果的に二重プリンテ
ィングした。二重プリンティングはまた、ポリマーをより完全に溶解し、それに
よってこのポリマー粒子間により強い結合を作製することによって、最終デバイ
スの機械的特性を改善し得る。チャネルサイズは、実際のデバイスにおいて１８
２±３７μｍであることが観察された。この構造設計の欠陥は、２セットの溝が
互いに平行に置かれ、構造的な弱さを潜在的に引き起こすことである。これは、
このデバイスが空間的に播種される場合には重要なことではない。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (71)出願人 77 ＭａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓＡｖｅｎｕｅ，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，ＭＡ 02139 ＵＳＡ (72)発明者シャーウッド，ジルケイ．アメリカ合衆国ニュージャージー 08540，プリンストン，ナンバー５，トリニティーコート 308 (72)発明者グリフィス，リンダジー．アメリカ合衆国マサチューセッツ 02139，ケンブリッジ，アントリムストリート 110 (72)発明者ブラウン，スコットアメリカ合衆国ニュージャージー 08540，プリンストン，ドランアベニュー 58 Ｆターム(参考） 4C081 AB02 AB03 AB04 BA16 BB07 BB08 CA15 CA16 CA17 CD01 CE02 CF02 CF03 DB03 4C097 AA01 BB01 CC01 CC03 DD02 DD07 DD15 EE08 EE16 FF05 SC00

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】固形自由造形製作により形成された、組織操作のための多孔
性デバイスであって、以下：第１細胞型の接着、増殖、および／または分化を促進するように選択された、
第１の孔サイズ、孔隙率、マクロアーキテクチャ、ミクロアーキテクチャ、およ
び組成を有する、第１領域、該第１領域に継ぎ目なしで連結された第２領域であって、該第２領域は、（ｉ
）第２細胞型の接着、増殖、および／または分化を促進するようにか、または（
ｉｉ）該第１細胞型または該第２細胞型のいずれかの接着または増殖を制限する
ように選択された、第２の孔サイズ、孔隙率、マクロアーキテクチャ、ミクロア
ーキテクチャ、および／または組成を有する、第２領域、を含み、ここで該第１領域および該第２領域の各々は、層剥離を回避するように
適合した孔サイズ、孔隙率、マクロアーキテクチャ、ミクロアーキテクチャ、お
よび／または組成の勾配を有する、多孔性デバイス。
【請求項２】前記第１領域と前記第２領域との間で、該第１領域と該第２
領域を継ぎ目なしで連結する、孔サイズ、孔隙率、および／または組成の移行帯
または勾配をさらに含む、請求項１に記載のデバイス。
【請求項３】前記第１領域および前記第２領域が、粉末の形態にあるポリ
マー性材料から、三次元プリンティングを使用して製作される、請求項１に記載
のデバイス。
【請求項４】少なくとも１つの領域における前記孔隙率が、約９０％以上
である、請求項１に記載のデバイス。
【請求項５】少なくとも１つの領域または１つの領域内の勾配が、骨原性
材料、骨誘導性材料および／または骨伝導性材料を含む、請求項１に記載のデバ
イス。
【請求項６】細胞接着を増大させるかまたは構造的特性を与える、生物活
性剤、診断剤、または非ポリマー性粒子をさらに含む、請求項１に記載のデバイ
ス。
【請求項７】前記生物活性剤が、細胞または特定の細胞型の分化、増殖、
および／または接着を増大させる、請求項６に記載のデバイス。
【請求項８】少なくとも１つの領域で分散された、規定された直径を有す
る浸出可能な塩の粒子をさらに含む、請求項１に記載のデバイス。
【請求項９】少なくとも１つの前記領域が、実質的に、チューブ、コイル
、クローバー、反転クローバー、蜂の巣、およびスロットからなる群から選択さ
れる形態にある断面の設計を有する、請求項１に記載のデバイス。
【請求項１０】少なくとも１つの領域の前記ミクロアーキテクチャが、細
胞の取り込みおよび／または組織の内殖を促進する、請求項１に記載のデバイス
。
【請求項１１】少なくとも１つの領域の前記ミクロアーキテクチャが、細
胞の取り込みおよび／または組織の内殖を制限する、請求項１に記載のデバイス
。
【請求項１２】少なくとも１つの領域の表面が、界面活性剤、細胞接着ペ
プチド、または生物活性剤により改変される、請求項１に記載のデバイス。
【請求項１３】少なくとも１つの領域、前記移行帯またはその両方が、２
つ以上の材料の混合物の層を含み、ここで該層は共に、該少なくとも１つの領域
、該移行帯またはその両方内で、２つ以上の該材料の勾配を与える、請求項２に
記載のデバイス。
【請求項１４】前記材料の一方が浸出可能であり、そして該材料の他方が
浸出可能ではない、請求項１３に記載のデバイス。
【請求項１５】前記浸出可能な材料が塩化ナトリウムである、請求項１４
に記載のデバイス。
【請求項１６】前記混合物がさらに、無機粒子を含む、請求項１３に記載
のデバイス。
【請求項１７】前記無機粒子が、骨、リン酸三カルシウム、ヒドロキシア
パタイト、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、請求項１６に
記載のデバイス。
【請求項１８】前記ポリマー性材料が、ポリ（α）エステル、ポリ（ε−
カプロラクトン）、ポリ酸無水物、ポリアリーレート、ポリホスファゼン、ポリ
ヒドロキシアルカノエート、およびポリサッカリドからなる群から選択されるポ
リマーを含む、請求項１に記載のデバイス。
【請求項１９】前記ポリマーが、ポリ（乳酸−コ−グリコール酸）または
ポリ（乳酸）である、請求項１８に記載のデバイス。
【請求項２０】前記ポリ（乳酸−コ−グリコール酸）が、前記ポリマーの
分解の速度を増加させるために遊離酸性側鎖を有する、請求項１９に記載のデバ
イス。
【請求項２１】前記ポリマー性材料が、コアセルベート化粒子から形成さ
れる、請求項１に記載のデバイス。
【請求項２２】前記コアセルベート化粒子が、ポリマーでコーティングさ
れた非ポリマー性粒子である、請求項２１に記載のデバイス。
【請求項２３】前記非ポリマー性粒子が、骨粒子、ヒドロキシアパタイト
粒子、およびリン酸カルシウム粒子からなる群から選択される、請求項２２に記
載のデバイス。
【請求項２４】前記粒子が、ポリ（乳酸−コ−グリコール酸）でコーティ
ングされる、請求項２２または２３に記載のデバイス。
【請求項２５】前記第１領域が骨再生領域であり、そして前記第２領域が
軟骨再生領域である、請求項１に記載のデバイス。
【請求項２６】前記軟骨領域の孔隙率が約９０％以上であり、そして該軟
骨領域の孔サイズが３８μｍ以上である、請求項２５に記載のデバイス。
【請求項２７】前記軟骨領域の孔サイズが約１０６μｍと１５０μｍとの
間である、請求項２６に記載のデバイス。
【請求項２８】前記骨領域の孔隙率が約３５％と５５％との間であり、そ
して前記孔サイズが約１２５μｍと１５０μｍとの間である、請求項２５〜２７
のいずれかに記載のデバイス。
【請求項２９】前記骨領域がクローバー形状を有する、請求項２５〜２８
のいずれかに記載のデバイス。
【請求項３０】前記骨領域が蜂の巣形状または中空円筒形状を有する、請
求項２５〜２７のいずれかに記載のデバイス。
【請求項３１】前記骨領域が、３：１の比率のポリ（乳酸−コ−グリコー
ル酸）対リン酸三カルシウムまたはヒドロキシアパタイトを含む、請求項２５〜
３１のいずれかに記載のデバイス。
【請求項３２】前記骨領域が５５％の塩をさらに含む、請求項３１に記載
のデバイス。
【請求項３３】前記軟骨領域が１：１の比率のポリ（乳酸−コ−グリコー
ル酸）およびポリ（乳酸）を含む、請求項２５〜３１のいずれかに記載のデバイ
ス。
【請求項３４】前記軟骨領域が９０％の塩を含む、請求項３３に記載のデ
バイス。
【請求項３５】前記第１領域と前記第２領域との間の移行領域をさらに含
む、請求項２５〜３４のいずれかに記載のデバイス。
【請求項３６】前記移行領域が、軟骨領域から骨領域へと、８５％から６
５％への塩の勾配、１０％から５％への１：１ポリ（乳酸−コ−グリコール酸）
（５０：５０）：ポリ（乳酸）の勾配、および５％から３０％へのポリ（乳酸−
コ−グリコール酸）（８５：１５）の勾配を含む、請求項３５に記載のデバイス
。
【請求項３７】１つ以上の前記領域および移行帯がさらに、細胞播種およ
び増殖のために適切な１つ以上の巨視的チャネルを含む、請求項２に記載のデバ
イス。
【請求項３８】チャネルの２つ以上の層を有する請求項３７に記載のデバ
イスであって、ここで１つの層の該チャネルは、隣接する層の該チャネルに関し
て千鳥形の配向、オフセットの配向またはその両方にある、請求項３７に記載の
デバイス。
【請求項３９】前記層内のチャネルが、前記デバイスを通じて完全に伸長
する流路を形成する、請求項３８に記載のデバイス。
【請求項４０】前記層内のチャネルが、前記デバイスを通じて完全には伸
長しない流路を形成する、請求項３８に記載のデバイス。
【請求項４１】前記チャネルが、前記層に対して垂直な軸に関して約９０
°オフセットである、請求項３８に記載のデバイス。
【請求項４２】細胞が、インビトロで前記デバイスの１つ以上の領域から
、該１つ以上の領域の孔サイズおよび／または孔隙率によって選択的に排除され
る、請求項１に記載のデバイス。
【請求項４３】細胞が、インビボで前記１つ以上の領域において増殖する
、請求項４２に記載のデバイス。
【請求項４４】少なくとも１つの領域を、インビトロでの細胞接着を予防
するための材料で処理するが、ここにおいて細胞はインビボでは成長する、請求
項１に記載のデバイス。
【請求項４５】前記第１領域は負荷を保有する重量に適切であり、そして
前記第２領域は軟部組織の再生に適切である、請求項１に記載のデバイス。
【請求項４６】軟骨の再生のためのデバイスであって、以下：ポリマーの三次元プリンティングにより形成される多孔性マトリクスであって
、ここで該マトリクスは千鳥形チャネルを含み、そして９０％以上の孔隙率を有
する、多孔性マトリクス、を含む、デバイス。
【請求項４７】前記マトリクスが、１００μｍより大きいサイズを有する
一次孔および１０μｍ未満のサイズを有する二次孔を含む、請求項４６に記載の
デバイス。
【請求項４８】前記チャネル内に播種された軟骨細胞をさらに含む、請求
項４６または４７に記載のデバイス。
【請求項４９】少なくとも２つの領域を含む組織操作のための多孔性デバ
イスを作製する方法であって、該方法は、以下：（ａ）第１細胞型の接着、増殖、および／または分化を促進するように選択さ
れた孔サイズ、孔隙率、マクロアーキテクチャ、ミクロアーキテクチャ、および
組成を有する第１領域を、材料の固形自由造形製作により作製する工程、（ｂ）（ｉ）第２細胞型の接着、増殖、および／または分化を促進するように
か、または（ｉｉ）該第１細胞型または該第２細胞型のいずれかの接着または増
殖を制限するように選択された孔サイズ、孔隙率、マクロアーキテクチャ、ミク
ロアーキテクチャ、および／または組成を有する第２領域を、材料の固形自由造
形製作により作製する工程、を包含し、ここで該第１領域および該第２領域の各々は、層剥離を回避するよう
に適合した孔サイズ、孔隙率、マクロアーキテクチャ、ミクロアーキテクチャ、
および／または組成の勾配を有する、方法。
【請求項５０】前記第１領域と前記第２領域との間に、孔サイズ、孔隙率
、および／または組成の移行帯または勾配を形成する工程をさらに包含する、請
求項４９に記載の方法。
【請求項５１】前記固形自由造形製作が三次元プリンティングである、請
求項４９に記載の方法。
【請求項５２】前記第１領域、前記第２領域、またはその両方を形成する
材料が、ポリマー性材料を含む、請求項４９〜５１のいずれかに記載の方法。
【請求項５３】前記領域の一方または両方に、浸出可能な粒子を組み込む
工程をさらに包含する、請求項４９に記載の方法。
【請求項５４】前記デバイスから前記浸出可能な粒子を浸出させる工程を
さらに包含する、請求項５３に記載の方法。
【請求項５５】前記浸出させる工程の前に、液体二酸化炭素または超臨界
二酸化炭素を使用して、残渣溶媒を前記デバイスから取り除く、請求項５４に記
載の方法。
【請求項５６】工程（ａ）および／または工程（ｂ）における前記ポリマ
ー性材料が、ポリマーでコーティングされた非ポリマー性粒子のコアセルベート
である、請求項５２に記載の方法。
【請求項５７】前記デバイスの１つ以上の領域に、細胞を播種する工程を
さらに包含する、請求項４９に記載の方法。
【請求項５８】デバイスが少なくとも２つの領域を有し、該領域のうちの
１つは骨再生領域であり、そして該領域のうちの１つは軟骨再生領域である、請
求項４９に記載の方法。
【請求項５９】インビトロで前記軟骨領域に選択的に細胞を播種し、一方
で同時に前記骨領域における細胞接着を排除する工程、をさらに包含する、請求
項５８に記載の方法。
【請求項６０】前記選択的に播種する工程が、前記２つの領域の相対的な
孔隙率の関数として達成される、請求項５９に記載の方法。
【請求項６１】前記細胞が軟骨細胞である、請求項５７または５９に記載
の方法。
【請求項６２】前記固形自由造形製作方法が、ステレオリソグラフィー、
選択的レーザー焼結、弾道粒子製造法、および融合堆積モデリングから選択され
る、請求項４９に記載の方法。