生体吸収性の移植可能な基体
移植可能な基体の少なくとも一部分を電子ビーム照射に曝露させるステップを備える、段階的な分子量分布を有する生体吸収性の移植可能な基体を製造する方法が記載される。また、厚さの少なくとも一部分にわたって段階的な分子量分布を有する生体吸収性ポリマを含む生体吸収性の移植可能な基体をも提供される。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、生体吸収性の移植可能な基体を製造する方法、生体吸収性の移植可能な基体の少なくとも一部分の生体吸収性の速度を変更する方法、およびこれらの方法に従って形成される段階的な分子量分布を有する生体吸収性の移植可能な基体に関する。
【０００２】
生体材料研究の長期目標は組織再生にあるのであって、置換にではない。組織工学における生体適合性構造は、移植用の生体外生細胞構築物を設計するため、あるいは荷重を一時的に支持しかつ組織再生用の生体内メカニズムを促進するためのいずれかに使用することができる。これらの目的に理想的な材料は、初期に高い強度を提供し、次いで徐々に分解し、機械的荷重を再生組織に移していかなければならない。典型的な外科的適用は、結合軟組織、靭帯または腱、および硬組織、例えば骨の修復である。
【０００３】
組織が一時的な支持または固定を必要とするだけの場合、生体吸収性ポリマの使用が適している。材料の選択および処理条件によって、生体吸収性ポリマは、数日、数週間、または数ヶ月、それらの組織の支持特性を維持することができる。これらの材料の利点は第一に、応力が最終的に治癒組織に移るので、長期合併症の危険性が低減されることであり、第二に、回収手術の必要性が回避されることである。
【０００４】
整形外科診療および研究における現在の傾向は、外科手術で用いられる最も重要な生体吸収性ポリマが、脂肪族ポリエステル（例えばポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリラクチド（ＰＬＡ）、およびそれらのコポリマ）のような合成ポリマであることを示唆している。これらのポリエステルは、加水分解によって生体内で乳酸およびグリコール酸に分解し、それらは次いでトリカルボン酸回路に取り込まれ、排泄される。これらの種類のポリマは一般的に、水が物質に浸透する速度が、（水溶性フラグメントへの）鎖切断がポリマ内で発生する速度を超えるときに、バルク侵食により分解される（Ｍｉｄｄｌｅｔｏｎ，Ｊ．Ｃ．、Ｔｉｐｔｏｎ，Ａ．Ｊ．、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ、２３３５‐２３４６、２０００）。装置内部の劣化は、自己触媒反応のため、表面より速く発生することがある。これは、ポリマの有用な強度が低下した後も長期間にわたって、装置が空間充填材として残ることを暗に示す。インプラントの表面が最終的に分解されると、自然組織の内部成長は妨げられ、低ｐＨ物質の「ラクチドバースト」（ｌａｃｔｉｄｅ‐ｂｕｒｓｔ）が放出される可能性があり、それは周囲の細胞に損傷を与え炎症を引き起こしかねない。
【０００５】
本発明の第一の態様によれば、移植可能な基体を提供するステップと、移植可能な基体のその部分を電子ビーム照射に曝露させることによって移植可能な基体の少なくとも一部分の分子量分布を変化させるステップとを備える、段階的な分子量分布を有する生体吸収性の移植可能な基体を製造する方法が提供される。
【０００６】
移植可能な基体の電子ビーム照射に曝露される部分の分子量分布は低減することが好都合である。
【０００７】
移植可能な基体の表面の少なくとも一部分を電子ビーム照射に曝露させることが好ましい。移植可能な基体の表面全体または全体の分子量分布は、移植可能な基体の表面全体を電子ビーム照射に曝露させることによって変化させるのが適切である。
【０００８】
移植可能な基体の少なくとも一部分に、０．１〜１００秒間、適切には１〜９０秒間、より適切には３〜６０秒間、電子ビーム照射を曝露させることができる。
【０００９】
電子ビーム照射は、０．１〜２０ＭｅＶ、適切には０．５〜１５ＭｅＶ、より適切には１〜５ＭｅＶの強度を持つことができる。１〜１００ｋＧｙの総放射線量を移植可能な基体に照射することができる。一実施形態では、移植可能な基体は、一回以上の放射線投与、適切には２〜４回の放射線投与を受けることができる。各放射線量は１〜５０ｋＧｙとすることができる。
【００１０】
電子ビーム照射は、移植可能な基体の表面から０．１〜５０ｍｍ浸透することが適切であり、電子ビーム照射は２〜２０ｍｍ浸透することがさらに適切である。一実施形態では、電子ビーム照射は２〜１５ｍｍ浸透する。
【００１１】
移植可能な基体は、少なくとも５０ｍｍ以下、適切には１５ｍｍ以下、より適切には５ｍｍ以下の壁厚を有することができる。
【００１２】
一実施形態では、移植可能な基体の電子ビーム照射に曝露される部分の曲げ強度が変化し、適切には低減する。
【００１３】
一実施形態では、移植可能な基体の電子ビーム照射に曝露される部分の質量損失率が変化し、適切には低減する。
【００１４】
電子ビーム照射への曝露は、移植可能な基体の滅菌をももたらすことが好ましい。
【００１５】
本方法は、移植可能な基体を一回以上の電子ビーム照射の線量に曝露させるステップを備えることができる。各回の電子ビーム照射の線量は異なる強度とすることができる。
【００１６】
各回の電子ビーム照射は、移植可能な基体に異なる深度で浸透することが適切である。分子量分布およびしたがってインプラントの生分解速度は、深度によって異なることが適切である。
【００１７】
本発明の第二の態様によれば、生体吸収性の移植可能な基体の少なくとも一部分を電子ビーム照射に曝露させるステップを備える、その部分の生体吸収速度を変更する方法が提供される。
【００１８】
本発明の第三の態様によれば、上述した方法のいずれかによって得られる生体吸収性の移植可能な基体を提供する。
【００１９】
本発明の第四の態様によれば、厚さの少なくとも一部分にわたって段階的な分子量分布を有する生体吸収性ポリマを含む生体吸収性の移植可能な基体が提供される。
【００２０】
本発明の第五の態様によれば、外面およびコアを有し、移植可能な基体の分子量分布が外面よりコアで大きく、かつコアが外面より生体吸収性が低い、生体吸収性の移植可能な基体が提供される。
【００２１】
本発明の生体吸収性の移植可能な基体は、所定の速度で生体吸収可能であることが好ましい。
【００２２】
本発明の移植可能な基体は、表面の厚さから移植可能な基体全体の厚さまで、その厚さの少なくとも一部分にわたって段階的な分子量分布を有する。移植可能な基体分子量分布を表面に向かって低くして、したがって生体吸収性速度を表面に向かって高くなるようにすることができる。生体吸収速度は事前に定めておき、移植可能な基体の分子量分布を変化させることによって制御することができる。したがって、本発明の移植可能な基体の初期強度および分解中の平均強度は予測可能かつ制御可能である。
【００２３】
一実施形態では、移植可能な基体の外面は最初に生分解し、基体の耐荷重強度はコアから維持される。本発明の移植可能な基体はしたがって、依然として多少の構造支持を提供しながら、自然組織の内部成長を可能にする。
【００２４】
好ましくは、生体吸収性の移植可能な基体の外面およびコアは同一材料から形成される。
【００２５】
一般的に、生体吸収性の移植可能な基体は、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリカプロラクトン、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリ（ジオキサノン）（ＰＤＯ）、ポリ（グリコリドコトリメチレンカーボネート）（ＰＧＡ‐ＴＭＣ）、ポリ無水物、ポリ（プロピレンフマレート）、ポリウレタンおよびコポリマのような脂肪族ポリエステルから形成することが適切である。
【００２６】
基体の分子量分布は移植可能な基体の材料に依存するが、移植可能な基体の外面の分子量分布は１０，０００〜２００，０００であり、移植可能な基体のコアの分子量分布は１００，０００〜５００，０００であることが適切である。移植可能な基体の分子量分布は表面からコアへ徐々に変化することが好ましい。
【００２７】
移植可能な基体の身体への吸収速度は、移植可能な基体の材料および移植可能な基体の寸法に依存する。しかし、本発明の移植可能な基体の吸収速度は、その目的に適合するように事前に定められ、制御されることが好ましい。
【００２８】
好ましくは、移植可能な基体は２０日〜３６５日以内に、さらに好ましくは６０日〜１２０日以内に生体吸収される。
【００２９】
本発明の生体吸収性の移植可能な基体は、生物活性剤および薬剤のような添加剤を含むことができる。添加剤は生体吸収性ポリマに取り込まれて、組織再生を増強するか、あるいは移植に関連する感染症を低減することができる。添加剤の遊離速度は必ずしも線形的である必要はなく、ポリマの吸収速度に依存するが、一般的に２０〜１７５日にわたって遊離する。生物活性剤は、移植可能な基体の外面が生分解し、かつ後でコアが生分解するにつれて、制御された方法で遊離する。したがって、生物活性剤は、組織修復を増強し、および／または感染症の危険性を最小化するように、必要なときに、必要に応じて遊離することができる。
【００３０】
好ましくは、移植可能な基体は、干渉スクリュー（ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｓｃｒｅｗ）、スーチャーアンカ（ｓｔｕｒｅ ａｎｃｈｏｒ）、（適切に自己補強される）生体吸収性ポリマ複合材料、または組織再生および成長用の生体吸収性足場である。
【００３１】
移植可能な基体は、生体内または生体外で組織を培養することができる。
【００３２】
本発明の第六の態様によれば、硬組織または軟組織の疾患または損傷の修復または治療における、前述した生体吸収性の移植可能な基体の使用が提供される。
【００３３】
本発明の第七の態様によれば、前述した生体吸収性の移植可能な基体を人体または動物の体内に埋め込むステップを備える、硬組織または軟組織の疾患または損傷の治療の方法が提供される。
【００３４】
本発明の第八の態様によれば、前述した治療用途のための生体吸収性の移植可能な基体が提供される。
【００３５】
適切には、硬組織または軟組織は結合組織、靭帯、腱、または骨であることができる。
【００３６】
疾患は、骨または関節リウマチ、骨粗しょう症、炎症性、腫瘍性、外傷性、および感染性組織状態、軟骨形成不全を特徴とする症候群、軟骨損傷、骨折、靭帯裂傷、ヘルニア、滑膜炎、全身性エリテマトーデス、または創傷、特に外科手術中に被るものといった、いずれかの組織欠損または外傷とすることができる。
【００３７】
生体吸収性ポリマの分解速度は、少なくとも部分的にそれらの初期分子量に依存する。初期分子量が高ければ高いほど、生体吸収時間は長くなる（他の全ての因子が類似したままである場合）。現在は、生体吸収性ポリマが基本的に同一メカニズム、つまりエステル結合の加水分解切断によって分解することがよく立証されている。この反応は自己触媒反応であり、下記の擬一次反応速度論に従う。
【数１】
ここで、
Ｍｎ＝移植からの時間経過後の分子量、
Ｍｎ，ｏ＝初期分子量、
ｅ＝指数関数、
ｋ＝定数、
ｔ＝移植からの経過時間、
である。
【００３８】
Ｋは、適切には１〜９×１０−６ｓ−１である。ポリグリコリドの場合、Ｋは一般的に１．１６×１０−６ｓ−１である。
【００３９】
したがって、ポリマの初期分子量が既知である場合、分解速度は予測することができる。時間の経過による強度の低下もまた、次の方程式を使用して、分子量から予測可能である。
【数２】
ここで、
σ＝移植からの時間（ｔ）経過後の強度、
σ∞＝初期強度、
Ｂ＝定数、
である。
【００４０】
Ｂは、適切には１〜９×１０５ＭＰａ・ｇ−１ｍｏｌである。ポリグリコリドの場合、Ｂは一般的に３×１０５ＭＰａ・ｇ−１ｍｏｌである。
【００４１】
電子ビーム照射の浸透深度は、使用される電子のエネルギおよび吸収材の密度に依存する。浸透深度は次式から予測することができる。
【数３】
ｄ＝深度（ｃｍ）、
Ｅ＝電子エネルギ（ＭｅＶ）、
ρ＝密度（ｇｃｍ−３）
【００４２】
ＰＧＡおよびＰＬＬＡのようなポリエステルの一般的な密度は１．０〜１．５ｇｃｍ−３の範囲であり、したがって０．３〜１０ＭｅＶの範囲のエネルギの場合、電子の浸透深度は約０．２ｍｍ〜４０ｍｍとなる。１０ＭｅＶの電子ビーム加速器のエネルギは、様々な厚さの金属遮蔽を使用することによって低減することができる。
【００４３】
本発明について、単なる例として、添付の図面を参照しながら説明する。
【００４４】
図１は、人体または動物の体内に埋め込まれた後、公知の移植可能な基体がその断面全体にわたって強度および質量の損失を受けることを示す。公知の移植可能な基体は厚さ全体に均等な分子量分布を有するので、公知の移植可能な基体の表面およびコアはほぼ同一速度で生体吸収される。公知の移植可能な基体が占有する空間は、公知のインプラントがほぼ完全に生体吸収されるまで減少しない。
【００４５】
埋込み後、長期間にわたって、公知の移植可能な基体は、質量の損失によりフラグメント化する。そのような移植可能な基体のコアは表面より先にフラグメント化し、その結果低ｐＨ物質の「ラクチドバースト」が発生することがあり、それは周囲の細胞を損傷し、炎症を引き起こすおそれがある。
【００４６】
図２は本発明に係る移植可能な基体を示し、移植可能な基体が人体または動物の体内に埋め込まれた後、どのように生物分解されるかを示す。本発明の移植可能な基体は段階的な分子量分布を有し、移植可能な基体の表面はコアより低い分子量分布を有する。
【００４７】
移植可能な基体の表面は、移植可能な基体のコアより高い速度で生体吸収されるので、移植可能な基体の表面は、コアより先に強度を失い、移植可能な基体によって占有された空間は徐々に減少し、インプラントによって占有された空間内への、組織のより大きい内部成長が可能になる。
【００４８】
移植可能な基体のコアはまだフラグメントである可能性があるが、移植可能な基体の表面に続いて生体吸収される。移植可能な基体によって占有される空間は、生体吸収中に徐々に減少し、組織の内部成長を促進する。
【実施例１】
【００４９】
ポリ（Ｌラクチド）ＰＬＬＡを、Ｃｏｌｌｉｎ Ｐ２００Ｐプラテンプレスで、温度を２００℃に上昇し、かつ圧力を１００バールに上昇して、厚さ約０．９ｍｍのシート状に成形した。使用したＰＬＬＡは、Ｂｏｅｈｒｉｎｇｅｒ Ｉｎｇｅｌｈｅｉｍ（Ｉｎｇｅｌｈｅｉｍ，Ｇｅｒｍａｎｙ）からペレットの形で供給されたＲｅｓｏｍｅｒ（登録商標）Ｌ（バッチ番号２６０３３）から得た。材料のゲル透過クロマトグラフィから、４６２，０００（ポリスチレン等価分子量として表わす）の分子量および１６６，０００（ポリスチレン等価分子量として表わす）のＭｎ数（平均分子量）が得られた。次いで、手動操作テーブルプレスを使用して、シートから長さ約７５ｍｍのＩＳＯ５２７‐２標準引張試料を製造した。次いで試料をオーブンにて１２０℃で４時間焼鈍して、被加工材料の現実的な代表例を得た。
【００５０】
材料のバルク内の様々な深度におけるＰＬＬＡ材に対する電子ビーム照射の影響を調査するために、ＰＬＬＡと同様の材料特性を持つスペーサが必要であった。ＰＬＬＡ試料と同様の密度を有するアクリルのシートを選択した。試料およびアクリルシートスペーサを積み重ねて、２８個の引張ＰＬＬＡ試料に対し、複合構造の表面から五つの異なる深度、つまり０ｍｍ、３．９ｍｍ、１３．９ｍｍ、２７．３ｍｍ、および４２．７ｍｍに照射した。積み重ねられた試料およびスペーサを、少なくとも５０ｍｍの壁厚のアクリルシートで取り囲んだ。これにより、放射が意図された方向からのみＰＬＬＡ試料に達することを確実にした。次いで、Ｅｂｉｓ Ｉｏｔｒｏｎ（Ｄｉｄｃｏｔ，Ｏｘｆｏｒｄｓｈｉｒｅ）で１０ＭｅＶ電子ビーム機を使用して、試料に照射を行なった。放射線量は、複合試料の上部表面、すなわち深度０ｍｍのＰＬＬＡ試料に、４０ｋＧｙの放射線量を与えるように設定した。照射後、試料を乾燥器内に保存した。
【００５１】
ＰＬＬＡ試料の生体外分解に使用した媒質は、リン酸二水素カリウム（ＫＨ２ＰＯ４）およびリン酸水素二ナトリウム（Ｎａ２ＨＰＯ４）から作製された「Ｓｏｒｅｎｓｅｎ」ｐＨ７．４緩衝液であった。これらの塩を１：１５ｍｏｌ／ｌの比率で溶液に混合した。次いで溶液を１８．２％のＫＨ２ＰＯ４溶液および８１．８％のＮａ２ＨＰＯ４溶液の比率で混合した。この比率は、ＩＳＯ １５８１４「Ｉｍｐｌａｎｔｓ ｆｏｒ ｓｕｒｇｅｒｙ―Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ ａｎｄ ｂｌｅｎｄｓ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｐｏｌｙｌａｃｔｉｄｅ―Iｎ Ｖｉｔｒｏ ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ ｔｅｓｔｉｎｇ」に規定されている。ＰＬＬＡ材の各引張試料を、約２０ｍｌの緩衝液入りのバイアル内に入れる前に秤量した。次いでバイアルを７０℃のオーブンに入れた。特定の時間間隔で各深度から５個の試料を取り出し、次いでブロット乾燥し、水取込みの測定のために秤量した。次いで、ＩＳＯ ５２７‐２に従って、Ｉｎｓｔｒｏｎ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ材料試験機を使用して試料に引張試験を行なった。試験後、試料を乾燥し、秤量して質量損失結果を得た。試験した試料にゲル透過クロマトグラフィを実行して、分解されたＰＬＬＡの分子量を決定した。結果を、電子ビーム照射に曝露されていない対照試料と比較した。
【００５２】
照射試料を最高７０℃の温度に一日間曝して分解の加速を誘発し、電子ビーム照射直後、および加速分解が誘発された後に、試料の曲げ強度を記録した。結果を、電子ビーム照射に曝露されていない対照試料と比較した。
【００５３】
質量損失調査は、照射がポリマの吸収速度にどのように影響したかを決定するように設計された。これを評価するために、分解の加速を誘発した。４つの時間点を取り、各々で三回の繰返しを可能にするために、各断面深度用および対照用に１２個の試料を準備した。各資料の重さは約０．０８５ｇであった。試料は、個々に秤量してそれらの質量を記録する前に、３７℃の真空オーブンで４８時間乾燥した。次いで試料を、前述の通り「Ｓｏｒｅｎｓｅｎ」ｐＨ７．４の緩衝液中に入れ、７０℃のオーブン内で保存した。設定期間後に、各組から３個の試料をオーブンから取り出した。資料および緩衝液は、硬質無灰濾紙を使用して濾過した。次いで濾過物を脱イオン水で洗浄し、再濾過した。次いで、濾過物を含む濾紙を８０℃のオーブンで少なくとも３時間乾燥した後、室温まで冷却した。次いで、乾燥濾過物を取り出して秤量した。乾燥濾過物の質量を試料の元の質量と比較することにより、質量損失率を決定した。電子ビーム照射に曝露されていない対照試料も分析した。
【００５４】
曲げ強度試験の結果を図３に要約する。電子ビーム照射への曝露後に、試料の表面付近（０〜２７．３ｍｍ）の曲げ強度は低下した。コア（つまり表面から４２．７ｍｍ）の曲げ強度は、対照試料の曲げ強度とほぼ同一であった。これは電子ビーム照射が試料のコアまで浸透していないことを示唆している可能性がある。分解の加速を誘発した後は、全ての試料の曲げ強度が低下した。試料のコア（表面から４２．７ｍｍ）の曲げ強度は、分解加速後、対照試料の曲げ強度とほぼ同一のままであった。曲げ強度の結果は、電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体が表面から内部へと徐々に生体分解される傾向を有することを示唆している。
【００５５】
分子量試験の結果を図４に要約する。電子ビーム照射に曝露されなかった対照試料も分析した。試料から二つの分子量を得た。すなわちポリスチレン等価分子量（Ｍｗ）および平均分子量（Ｍｎ）である。電子ビーム照射への曝露後、移植可能な基体の分子量（ＭｗおよびＭｎの両方）は、表面から３．９〜２７．３ｍｍの深度で減少した。コア（つまり表面から４２．７ｍｍ）の分子量は、対照試料の分子量とほぼ同一のままであった。これは、電子ビーム照射が試料のコアまで浸透していないことを示唆している可能性がある。表面（０ｍｍ）の分子量は、電子ビーム照射への曝露後、予想外に高かった。これは、移植可能な基体が高すぎる電子ビーム照射線量に曝露された可能性があること、およびこれが表面のポリマの多少の架橋結合を誘発し、したがって表面の分子量を増加した可能性があることを示唆している。分子量の結果は、電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体が表面からコアへの段階的な分子量分布を有し、コアの分子量が最大であることを示唆している。電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体は、表面から内側に向かって徐々に生分解する傾向を有し、移植可能な基体によって占有される空間を徐々に低減する。しかし、高すぎる電子ビーム照射の線量を使用すると、表面で基体ポリマの架橋結合が誘発され、表面の比較的高い分子量を導く可能性がある。この作用は、使用する電子ビーム照射の線量を低減することによって回避することができる。
【００５６】
図５は質量損失試験の結果を要約する。電子ビーム照射への曝露後、表面付近（０〜２７．３ｍｍ）の質量損失率は、対照試料に比較して増加した。表面の質量損失率は、わずかに深さがある場合の質量損失率より低かった。これは、電子ビーム照射の線量が高く、表面にある程度の架橋結合を誘発したことを示唆している可能性がある。これはまた、分子量分析によっても示唆された。コア（４２．７ｍｍ）の質量損失率は対照試料の質量損失率とほぼ同一であり、これは、電子ビーム照射が試料のコアに浸透しなかったことを示唆している可能性がある。質量損失の結果は、電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体が表面から内側に向かって徐々に生分解する傾向を有することを示唆している。
【図面の簡単な説明】
【００５７】
【図１】当業界で公知の移植可能な基体の生体吸収作用を示す図であり、斜線の網掛けは基体の分解速度および分子量を表わし、幅が広くなった斜線の網掛けは分解速度の増加および分子量の低下を表わし、水平の網掛けは基体のフラグメント化を表わす。
【図２】本発明に係る移植可能な基体の生体吸収作用を示す図であり、斜線の網掛けは基体の分解速度および分子量を表わし、幅が広くなった斜線の網掛けは分解速度の増加および分子量の低下を表わし、水平の網掛けは基体のフラグメント化を表わす。
【図３】実施例１の方法に従って形成された移植可能な基体について、電子ビーム照射に曝露した直後（０日目）および分解の加速を誘発する状態に１日間曝露した後（１日目）の移植可能な基体の表面から様々な深度における曲げ強度を示す図である。
【図４】実施例１の方法に従って形成された移植可能な基体の表面から様々な深度におけるポリスチレン等価分子量（Ｍｗ）および平均分子量（Ｍｎ）を示す図である。
【図５】実施例１の方法に従って形成された移植可能な基体の、分解の加速を誘発する状態に１２日間曝露した後の、表面から様々な深度における質量損失率を示す図である。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、生体吸収性の移植可能な基体を製造する方法、生体吸収性の移植可能な基体の少なくとも一部分の生体吸収性の速度を変更する方法、およびこれらの方法に従って形成される段階的な分子量分布を有する生体吸収性の移植可能な基体に関する。
【０００２】
生体材料研究の長期目標は組織再生にあるのであって、置換にではない。組織工学における生体適合性構造は、移植用の生体外生細胞構築物を設計するため、あるいは荷重を一時的に支持しかつ組織再生用の生体内メカニズムを促進するためのいずれかに使用することができる。これらの目的に理想的な材料は、初期に高い強度を提供し、次いで徐々に分解し、機械的荷重を再生組織に移していかなければならない。典型的な外科的適用は、結合軟組織、靭帯または腱、および硬組織、例えば骨の修復である。
【０００３】
組織が一時的な支持または固定を必要とするだけの場合、生体吸収性ポリマの使用が適している。材料の選択および処理条件によって、生体吸収性ポリマは、数日、数週間、または数ヶ月、それらの組織の支持特性を維持することができる。これらの材料の利点は第一に、応力が最終的に治癒組織に移るので、長期合併症の危険性が低減されることであり、第二に、回収手術の必要性が回避されることである。
【０００４】
整形外科診療および研究における現在の傾向は、外科手術で用いられる最も重要な生体吸収性ポリマが、脂肪族ポリエステル（例えばポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリラクチド（ＰＬＡ）、およびそれらのコポリマ）のような合成ポリマであることを示唆している。これらのポリエステルは、加水分解によって生体内で乳酸およびグリコール酸に分解し、それらは次いでトリカルボン酸回路に取り込まれ、排泄される。これらの種類のポリマは一般的に、水が物質に浸透する速度が、（水溶性フラグメントへの）鎖切断がポリマ内で発生する速度を超えるときに、バルク侵食により分解される（Ｍｉｄｄｌｅｔｏｎ，Ｊ．Ｃ．、Ｔｉｐｔｏｎ，Ａ．Ｊ．、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ、２３３５‐２３４６、２０００）。装置内部の劣化は、自己触媒反応のため、表面より速く発生することがある。これは、ポリマの有用な強度が低下した後も長期間にわたって、装置が空間充填材として残ることを暗に示す。インプラントの表面が最終的に分解されると、自然組織の内部成長は妨げられ、低ｐＨ物質の「ラクチドバースト」（ｌａｃｔｉｄｅ‐ｂｕｒｓｔ）が放出される可能性があり、それは周囲の細胞に損傷を与え炎症を引き起こしかねない。
【０００５】
本発明の第一の態様によれば、移植可能な基体を提供するステップと、移植可能な基体のその部分を電子ビーム照射に曝露させることによって移植可能な基体の少なくとも一部分の分子量分布を変化させるステップとを備える、段階的な分子量分布を有する生体吸収性の移植可能な基体を製造する方法が提供される。
【０００６】
移植可能な基体の電子ビーム照射に曝露される部分の分子量分布は低減することが好都合である。
【０００７】
移植可能な基体の表面の少なくとも一部分を電子ビーム照射に曝露させることが好ましい。移植可能な基体の表面全体または全体の分子量分布は、移植可能な基体の表面全体を電子ビーム照射に曝露させることによって変化させるのが適切である。
【０００８】
移植可能な基体の少なくとも一部分に、０．１〜１００秒間、適切には１〜９０秒間、より適切には３〜６０秒間、電子ビーム照射を曝露させることができる。
【０００９】
電子ビーム照射は、０．１〜２０ＭｅＶ、適切には０．５〜１５ＭｅＶ、より適切には１〜５ＭｅＶの強度を持つことができる。１〜１００ｋＧｙの総放射線量を移植可能な基体に照射することができる。一実施形態では、移植可能な基体は、一回以上の放射線投与、適切には２〜４回の放射線投与を受けることができる。各放射線量は１〜５０ｋＧｙとすることができる。
【００１０】
電子ビーム照射は、移植可能な基体の表面から０．１〜５０ｍｍ浸透することが適切であり、電子ビーム照射は２〜２０ｍｍ浸透することがさらに適切である。一実施形態では、電子ビーム照射は２〜１５ｍｍ浸透する。
【００１１】
移植可能な基体は、少なくとも５０ｍｍ以下、適切には１５ｍｍ以下、より適切には５ｍｍ以下の壁厚を有することができる。
【００１２】
一実施形態では、移植可能な基体の電子ビーム照射に曝露される部分の曲げ強度が変化し、適切には低減する。
【００１３】
一実施形態では、移植可能な基体の電子ビーム照射に曝露される部分の質量損失率が変化し、適切には低減する。
【００１４】
電子ビーム照射への曝露は、移植可能な基体の滅菌をももたらすことが好ましい。
【００１５】
本方法は、移植可能な基体を一回以上の電子ビーム照射の線量に曝露させるステップを備えることができる。各回の電子ビーム照射の線量は異なる強度とすることができる。
【００１６】
各回の電子ビーム照射は、移植可能な基体に異なる深度で浸透することが適切である。分子量分布およびしたがってインプラントの生分解速度は、深度によって異なることが適切である。
【００１７】
本発明の第二の態様によれば、生体吸収性の移植可能な基体の少なくとも一部分を電子ビーム照射に曝露させるステップを備える、その部分の生体吸収速度を変更する方法が提供される。
【００１８】
本発明の第三の態様によれば、上述した方法のいずれかによって得られる生体吸収性の移植可能な基体を提供する。
【００１９】
本発明の第四の態様によれば、厚さの少なくとも一部分にわたって段階的な分子量分布を有する生体吸収性ポリマを含む生体吸収性の移植可能な基体が提供される。
【００２０】
本発明の第五の態様によれば、外面およびコアを有し、移植可能な基体の分子量分布が外面よりコアで大きく、かつコアが外面より生体吸収性が低い、生体吸収性の移植可能な基体が提供される。
【００２１】
本発明の生体吸収性の移植可能な基体は、所定の速度で生体吸収可能であることが好ましい。
【００２２】
本発明の移植可能な基体は、表面の厚さから移植可能な基体全体の厚さまで、その厚さの少なくとも一部分にわたって段階的な分子量分布を有する。移植可能な基体分子量分布を表面に向かって低くして、したがって生体吸収性速度を表面に向かって高くなるようにすることができる。生体吸収速度は事前に定めておき、移植可能な基体の分子量分布を変化させることによって制御することができる。したがって、本発明の移植可能な基体の初期強度および分解中の平均強度は予測可能かつ制御可能である。
【００２３】
一実施形態では、移植可能な基体の外面は最初に生分解し、基体の耐荷重強度はコアから維持される。本発明の移植可能な基体はしたがって、依然として多少の構造支持を提供しながら、自然組織の内部成長を可能にする。
【００２４】
好ましくは、生体吸収性の移植可能な基体の外面およびコアは同一材料から形成される。
【００２５】
一般的に、生体吸収性の移植可能な基体は、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリカプロラクトン、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリ（ジオキサノン）（ＰＤＯ）、ポリ（グリコリドコトリメチレンカーボネート）（ＰＧＡ‐ＴＭＣ）、ポリ無水物、ポリ（プロピレンフマレート）、ポリウレタンおよびコポリマのような脂肪族ポリエステルから形成することが適切である。
【００２６】
基体の分子量分布は移植可能な基体の材料に依存するが、移植可能な基体の外面の分子量分布は１０，０００〜２００，０００であり、移植可能な基体のコアの分子量分布は１００，０００〜５００，０００であることが適切である。移植可能な基体の分子量分布は表面からコアへ徐々に変化することが好ましい。
【００２７】
移植可能な基体の身体への吸収速度は、移植可能な基体の材料および移植可能な基体の寸法に依存する。しかし、本発明の移植可能な基体の吸収速度は、その目的に適合するように事前に定められ、制御されることが好ましい。
【００２８】
好ましくは、移植可能な基体は２０日〜３６５日以内に、さらに好ましくは６０日〜１２０日以内に生体吸収される。
【００２９】
本発明の生体吸収性の移植可能な基体は、生物活性剤および薬剤のような添加剤を含むことができる。添加剤は生体吸収性ポリマに取り込まれて、組織再生を増強するか、あるいは移植に関連する感染症を低減することができる。添加剤の遊離速度は必ずしも線形的である必要はなく、ポリマの吸収速度に依存するが、一般的に２０〜１７５日にわたって遊離する。生物活性剤は、移植可能な基体の外面が生分解し、かつ後でコアが生分解するにつれて、制御された方法で遊離する。したがって、生物活性剤は、組織修復を増強し、および／または感染症の危険性を最小化するように、必要なときに、必要に応じて遊離することができる。
【００３０】
好ましくは、移植可能な基体は、干渉スクリュー（ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｓｃｒｅｗ）、スーチャーアンカ（ｓｔｕｒｅ ａｎｃｈｏｒ）、（適切に自己補強される）生体吸収性ポリマ複合材料、または組織再生および成長用の生体吸収性足場である。
【００３１】
移植可能な基体は、生体内または生体外で組織を培養することができる。
【００３２】
本発明の第六の態様によれば、硬組織または軟組織の疾患または損傷の修復または治療における、前述した生体吸収性の移植可能な基体の使用が提供される。
【００３３】
本発明の第七の態様によれば、前述した生体吸収性の移植可能な基体を人体または動物の体内に埋め込むステップを備える、硬組織または軟組織の疾患または損傷の治療の方法が提供される。
【００３４】
本発明の第八の態様によれば、前述した治療用途のための生体吸収性の移植可能な基体が提供される。
【００３５】
適切には、硬組織または軟組織は結合組織、靭帯、腱、または骨であることができる。
【００３６】
疾患は、骨または関節リウマチ、骨粗しょう症、炎症性、腫瘍性、外傷性、および感染性組織状態、軟骨形成不全を特徴とする症候群、軟骨損傷、骨折、靭帯裂傷、ヘルニア、滑膜炎、全身性エリテマトーデス、または創傷、特に外科手術中に被るものといった、いずれかの組織欠損または外傷とすることができる。
【００３７】
生体吸収性ポリマの分解速度は、少なくとも部分的にそれらの初期分子量に依存する。初期分子量が高ければ高いほど、生体吸収時間は長くなる（他の全ての因子が類似したままである場合）。現在は、生体吸収性ポリマが基本的に同一メカニズム、つまりエステル結合の加水分解切断によって分解することがよく立証されている。この反応は自己触媒反応であり、下記の擬一次反応速度論に従う。
【数１】
ここで、
Ｍｎ＝移植からの時間経過後の分子量、
Ｍｎ，ｏ＝初期分子量、
ｅ＝指数関数、
ｋ＝定数、
ｔ＝移植からの経過時間、
である。
【００３８】
Ｋは、適切には１〜９×１０−６ｓ−１である。ポリグリコリドの場合、Ｋは一般的に１．１６×１０−６ｓ−１である。
【００３９】
したがって、ポリマの初期分子量が既知である場合、分解速度は予測することができる。時間の経過による強度の低下もまた、次の方程式を使用して、分子量から予測可能である。
【数２】
ここで、
σ＝移植からの時間（ｔ）経過後の強度、
σ∞＝初期強度、
Ｂ＝定数、
である。
【００４０】
Ｂは、適切には１〜９×１０５ＭＰａ・ｇ−１ｍｏｌである。ポリグリコリドの場合、Ｂは一般的に３×１０５ＭＰａ・ｇ−１ｍｏｌである。
【００４１】
電子ビーム照射の浸透深度は、使用される電子のエネルギおよび吸収材の密度に依存する。浸透深度は次式から予測することができる。
【数３】
ｄ＝深度（ｃｍ）、
Ｅ＝電子エネルギ（ＭｅＶ）、
ρ＝密度（ｇｃｍ−３）
【００４２】
ＰＧＡおよびＰＬＬＡのようなポリエステルの一般的な密度は１．０〜１．５ｇｃｍ−３の範囲であり、したがって０．３〜１０ＭｅＶの範囲のエネルギの場合、電子の浸透深度は約０．２ｍｍ〜４０ｍｍとなる。１０ＭｅＶの電子ビーム加速器のエネルギは、様々な厚さの金属遮蔽を使用することによって低減することができる。
【００４３】
本発明について、単なる例として、添付の図面を参照しながら説明する。
【００４４】
図１は、人体または動物の体内に埋め込まれた後、公知の移植可能な基体がその断面全体にわたって強度および質量の損失を受けることを示す。公知の移植可能な基体は厚さ全体に均等な分子量分布を有するので、公知の移植可能な基体の表面およびコアはほぼ同一速度で生体吸収される。公知の移植可能な基体が占有する空間は、公知のインプラントがほぼ完全に生体吸収されるまで減少しない。
【００４５】
埋込み後、長期間にわたって、公知の移植可能な基体は、質量の損失によりフラグメント化する。そのような移植可能な基体のコアは表面より先にフラグメント化し、その結果低ｐＨ物質の「ラクチドバースト」が発生することがあり、それは周囲の細胞を損傷し、炎症を引き起こすおそれがある。
【００４６】
図２は本発明に係る移植可能な基体を示し、移植可能な基体が人体または動物の体内に埋め込まれた後、どのように生物分解されるかを示す。本発明の移植可能な基体は段階的な分子量分布を有し、移植可能な基体の表面はコアより低い分子量分布を有する。
【００４７】
移植可能な基体の表面は、移植可能な基体のコアより高い速度で生体吸収されるので、移植可能な基体の表面は、コアより先に強度を失い、移植可能な基体によって占有された空間は徐々に減少し、インプラントによって占有された空間内への、組織のより大きい内部成長が可能になる。
【００４８】
移植可能な基体のコアはまだフラグメントである可能性があるが、移植可能な基体の表面に続いて生体吸収される。移植可能な基体によって占有される空間は、生体吸収中に徐々に減少し、組織の内部成長を促進する。
【実施例１】
【００４９】
ポリ（Ｌラクチド）ＰＬＬＡを、Ｃｏｌｌｉｎ Ｐ２００Ｐプラテンプレスで、温度を２００℃に上昇し、かつ圧力を１００バールに上昇して、厚さ約０．９ｍｍのシート状に成形した。使用したＰＬＬＡは、Ｂｏｅｈｒｉｎｇｅｒ Ｉｎｇｅｌｈｅｉｍ（Ｉｎｇｅｌｈｅｉｍ，Ｇｅｒｍａｎｙ）からペレットの形で供給されたＲｅｓｏｍｅｒ（登録商標）Ｌ（バッチ番号２６０３３）から得た。材料のゲル透過クロマトグラフィから、４６２，０００（ポリスチレン等価分子量として表わす）の分子量および１６６，０００（ポリスチレン等価分子量として表わす）のＭｎ数（平均分子量）が得られた。次いで、手動操作テーブルプレスを使用して、シートから長さ約７５ｍｍのＩＳＯ５２７‐２標準引張試料を製造した。次いで試料をオーブンにて１２０℃で４時間焼鈍して、被加工材料の現実的な代表例を得た。
【００５０】
材料のバルク内の様々な深度におけるＰＬＬＡ材に対する電子ビーム照射の影響を調査するために、ＰＬＬＡと同様の材料特性を持つスペーサが必要であった。ＰＬＬＡ試料と同様の密度を有するアクリルのシートを選択した。試料およびアクリルシートスペーサを積み重ねて、２８個の引張ＰＬＬＡ試料に対し、複合構造の表面から五つの異なる深度、つまり０ｍｍ、３．９ｍｍ、１３．９ｍｍ、２７．３ｍｍ、および４２．７ｍｍに照射した。積み重ねられた試料およびスペーサを、少なくとも５０ｍｍの壁厚のアクリルシートで取り囲んだ。これにより、放射が意図された方向からのみＰＬＬＡ試料に達することを確実にした。次いで、Ｅｂｉｓ Ｉｏｔｒｏｎ（Ｄｉｄｃｏｔ，Ｏｘｆｏｒｄｓｈｉｒｅ）で１０ＭｅＶ電子ビーム機を使用して、試料に照射を行なった。放射線量は、複合試料の上部表面、すなわち深度０ｍｍのＰＬＬＡ試料に、４０ｋＧｙの放射線量を与えるように設定した。照射後、試料を乾燥器内に保存した。
【００５１】
ＰＬＬＡ試料の生体外分解に使用した媒質は、リン酸二水素カリウム（ＫＨ２ＰＯ４）およびリン酸水素二ナトリウム（Ｎａ２ＨＰＯ４）から作製された「Ｓｏｒｅｎｓｅｎ」ｐＨ７．４緩衝液であった。これらの塩を１：１５ｍｏｌ／ｌの比率で溶液に混合した。次いで溶液を１８．２％のＫＨ２ＰＯ４溶液および８１．８％のＮａ２ＨＰＯ４溶液の比率で混合した。この比率は、ＩＳＯ １５８１４「Ｉｍｐｌａｎｔｓ ｆｏｒ ｓｕｒｇｅｒｙ―Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ ａｎｄ ｂｌｅｎｄｓ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｐｏｌｙｌａｃｔｉｄｅ―Iｎ Ｖｉｔｒｏ ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ ｔｅｓｔｉｎｇ」に規定されている。ＰＬＬＡ材の各引張試料を、約２０ｍｌの緩衝液入りのバイアル内に入れる前に秤量した。次いでバイアルを７０℃のオーブンに入れた。特定の時間間隔で各深度から５個の試料を取り出し、次いでブロット乾燥し、水取込みの測定のために秤量した。次いで、ＩＳＯ ５２７‐２に従って、Ｉｎｓｔｒｏｎ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ材料試験機を使用して試料に引張試験を行なった。試験後、試料を乾燥し、秤量して質量損失結果を得た。試験した試料にゲル透過クロマトグラフィを実行して、分解されたＰＬＬＡの分子量を決定した。結果を、電子ビーム照射に曝露されていない対照試料と比較した。
【００５２】
照射試料を最高７０℃の温度に一日間曝して分解の加速を誘発し、電子ビーム照射直後、および加速分解が誘発された後に、試料の曲げ強度を記録した。結果を、電子ビーム照射に曝露されていない対照試料と比較した。
【００５３】
質量損失調査は、照射がポリマの吸収速度にどのように影響したかを決定するように設計された。これを評価するために、分解の加速を誘発した。４つの時間点を取り、各々で三回の繰返しを可能にするために、各断面深度用および対照用に１２個の試料を準備した。各資料の重さは約０．０８５ｇであった。試料は、個々に秤量してそれらの質量を記録する前に、３７℃の真空オーブンで４８時間乾燥した。次いで試料を、前述の通り「Ｓｏｒｅｎｓｅｎ」ｐＨ７．４の緩衝液中に入れ、７０℃のオーブン内で保存した。設定期間後に、各組から３個の試料をオーブンから取り出した。資料および緩衝液は、硬質無灰濾紙を使用して濾過した。次いで濾過物を脱イオン水で洗浄し、再濾過した。次いで、濾過物を含む濾紙を８０℃のオーブンで少なくとも３時間乾燥した後、室温まで冷却した。次いで、乾燥濾過物を取り出して秤量した。乾燥濾過物の質量を試料の元の質量と比較することにより、質量損失率を決定した。電子ビーム照射に曝露されていない対照試料も分析した。
【００５４】
曲げ強度試験の結果を図３に要約する。電子ビーム照射への曝露後に、試料の表面付近（０〜２７．３ｍｍ）の曲げ強度は低下した。コア（つまり表面から４２．７ｍｍ）の曲げ強度は、対照試料の曲げ強度とほぼ同一であった。これは電子ビーム照射が試料のコアまで浸透していないことを示唆している可能性がある。分解の加速を誘発した後は、全ての試料の曲げ強度が低下した。試料のコア（表面から４２．７ｍｍ）の曲げ強度は、分解加速後、対照試料の曲げ強度とほぼ同一のままであった。曲げ強度の結果は、電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体が表面から内部へと徐々に生体分解される傾向を有することを示唆している。
【００５５】
分子量試験の結果を図４に要約する。電子ビーム照射に曝露されなかった対照試料も分析した。試料から二つの分子量を得た。すなわちポリスチレン等価分子量（Ｍｗ）および平均分子量（Ｍｎ）である。電子ビーム照射への曝露後、移植可能な基体の分子量（ＭｗおよびＭｎの両方）は、表面から３．９〜２７．３ｍｍの深度で減少した。コア（つまり表面から４２．７ｍｍ）の分子量は、対照試料の分子量とほぼ同一のままであった。これは、電子ビーム照射が試料のコアまで浸透していないことを示唆している可能性がある。表面（０ｍｍ）の分子量は、電子ビーム照射への曝露後、予想外に高かった。これは、移植可能な基体が高すぎる電子ビーム照射線量に曝露された可能性があること、およびこれが表面のポリマの多少の架橋結合を誘発し、したがって表面の分子量を増加した可能性があることを示唆している。分子量の結果は、電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体が表面からコアへの段階的な分子量分布を有し、コアの分子量が最大であることを示唆している。電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体は、表面から内側に向かって徐々に生分解する傾向を有し、移植可能な基体によって占有される空間を徐々に低減する。しかし、高すぎる電子ビーム照射の線量を使用すると、表面で基体ポリマの架橋結合が誘発され、表面の比較的高い分子量を導く可能性がある。この作用は、使用する電子ビーム照射の線量を低減することによって回避することができる。
【００５６】
図５は質量損失試験の結果を要約する。電子ビーム照射への曝露後、表面付近（０〜２７．３ｍｍ）の質量損失率は、対照試料に比較して増加した。表面の質量損失率は、わずかに深さがある場合の質量損失率より低かった。これは、電子ビーム照射の線量が高く、表面にある程度の架橋結合を誘発したことを示唆している可能性がある。これはまた、分子量分析によっても示唆された。コア（４２．７ｍｍ）の質量損失率は対照試料の質量損失率とほぼ同一であり、これは、電子ビーム照射が試料のコアに浸透しなかったことを示唆している可能性がある。質量損失の結果は、電子ビーム照射に曝露された移植可能な基体が表面から内側に向かって徐々に生分解する傾向を有することを示唆している。
【図面の簡単な説明】
【００５７】
【図１】当業界で公知の移植可能な基体の生体吸収作用を示す図であり、斜線の網掛けは基体の分解速度および分子量を表わし、幅が広くなった斜線の網掛けは分解速度の増加および分子量の低下を表わし、水平の網掛けは基体のフラグメント化を表わす。
【図２】本発明に係る移植可能な基体の生体吸収作用を示す図であり、斜線の網掛けは基体の分解速度および分子量を表わし、幅が広くなった斜線の網掛けは分解速度の増加および分子量の低下を表わし、水平の網掛けは基体のフラグメント化を表わす。
【図３】実施例１の方法に従って形成された移植可能な基体について、電子ビーム照射に曝露した直後（０日目）および分解の加速を誘発する状態に１日間曝露した後（１日目）の移植可能な基体の表面から様々な深度における曲げ強度を示す図である。
【図４】実施例１の方法に従って形成された移植可能な基体の表面から様々な深度におけるポリスチレン等価分子量（Ｍｗ）および平均分子量（Ｍｎ）を示す図である。
【図５】実施例１の方法に従って形成された移植可能な基体の、分解の加速を誘発する状態に１２日間曝露した後の、表面から様々な深度における質量損失率を示す図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
段階的な分子量分布を有する生体吸収性の移植可能な基体を製造する方法であって、
移植可能な基体を提供するステップと、
前記移植可能な基体の少なくとも一部分を電子ビーム照射に曝露させることによって前記移植可能な基体の前記部分の分子量分布を変化させるステップと、
を備える方法。
【請求項２】
前記移植可能な基体の表面全体を電子ビーム照射に曝露させることによって、前記移植可能な基体の前記表面全体の分子量分布を変化させる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記移植可能な基体が、０．１〜１０ＭｅＶの強度を有する０．１〜１００秒間の電子ビーム照射の線量に１回以上曝露され、前記電子ビーム照射が前記移植可能な基体の表面から０．１〜４０ｍｍ浸透する、請求項１または２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４】
前記移植可能な基体が１回以上の電子ビーム照射の線量に曝露され、各回の電子ビーム照射の線量が異なる強度である、請求項１〜３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
各回の電子ビーム照射の線量が前記移植可能な基体に異なる深度まで浸透する、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
生体吸収性の移植可能な基体の少なくとも一部分の生体吸収速度を変更する方法であって、前記部分を電子ビーム照射に曝露させるステップを備える方法。
【請求項７】
請求項１〜６のいずれかに記載の方法によって得られる生体吸収性の移植可能な基体。
【請求項８】
厚さの少なくとも一部分にわたって段階的な分子量分布を有する生体吸収性ポリマを含む生体吸収性の移植可能な基体。
【請求項９】
インプラントの前記生体吸収速度が所定である、請求項７または８のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１０】
前記移植可能な基体の厚さ全体にわたって段階的な分子量分布を有する、請求項７〜９のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１１】
外面およびコアを有し、前記移植可能な基体の分子量分布が外面よりコアで大きく、かつコアの生体吸収速度が外面の生体吸収速度より低い、請求項７〜１０のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１２】
前記生体吸収性の移植可能な基体の外面およびコアが同一材料から形成される、請求項１１に記載の基体。
【請求項１３】
ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリカプロラクトン、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリ（ジオキサノン）（ＰＤＯ）、ポリ（グリコリドコトリメチレンカーボネート）（ＰＧＡ‐ＴＭＣ）、ポリ無水物、ポリ（プロピレンフマレート）、ポリウレタン、それらのコポリマ、またはそれらの組合せから形成される、請求項７〜１２のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１４】
干渉スクリュー、スーチャーアンカ、生体吸収性ポリマ複合材料、または組織再生および成長用の生体吸収性足場の形態を取る、請求項７〜１３のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１５】
請求項７〜１４のいずれか一項に記載の基体を人体または動物の体内に埋め込むステップを備える、硬組織または軟組織の疾患または損傷の治療の方法。
【請求項１６】
前記疾患が、骨または関節リウマチ、骨粗しょう症、炎症性、腫瘍性、外傷性、または感染性組織状態、軟骨形成不全を特徴とする症候群、軟骨損傷、骨折、靭帯裂傷、ヘルニア、滑膜炎、全身性エリテマトーデス、または外科手術中に被る創傷である、請求項１５に記載の治療の方法。
【請求項１７】
請求項７〜１５のいずれか一項に記載の治療用途のための基体。
【請求項１８】
人体または動物体の硬組織または軟組織の疾患または損傷の修復または治療用の医薬品の製造における、請求項７〜１４のいずれか一項に記載の基体の使用。
【請求項１】
段階的な分子量分布を有する生体吸収性の移植可能な基体を製造する方法であって、
移植可能な基体を提供するステップと、
前記移植可能な基体の少なくとも一部分を電子ビーム照射に曝露させることによって前記移植可能な基体の前記部分の分子量分布を変化させるステップと、
を備える方法。
【請求項２】
前記移植可能な基体の表面全体を電子ビーム照射に曝露させることによって、前記移植可能な基体の前記表面全体の分子量分布を変化させる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記移植可能な基体が、０．１〜１０ＭｅＶの強度を有する０．１〜１００秒間の電子ビーム照射の線量に１回以上曝露され、前記電子ビーム照射が前記移植可能な基体の表面から０．１〜４０ｍｍ浸透する、請求項１または２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４】
前記移植可能な基体が１回以上の電子ビーム照射の線量に曝露され、各回の電子ビーム照射の線量が異なる強度である、請求項１〜３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
各回の電子ビーム照射の線量が前記移植可能な基体に異なる深度まで浸透する、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
生体吸収性の移植可能な基体の少なくとも一部分の生体吸収速度を変更する方法であって、前記部分を電子ビーム照射に曝露させるステップを備える方法。
【請求項７】
請求項１〜６のいずれかに記載の方法によって得られる生体吸収性の移植可能な基体。
【請求項８】
厚さの少なくとも一部分にわたって段階的な分子量分布を有する生体吸収性ポリマを含む生体吸収性の移植可能な基体。
【請求項９】
インプラントの前記生体吸収速度が所定である、請求項７または８のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１０】
前記移植可能な基体の厚さ全体にわたって段階的な分子量分布を有する、請求項７〜９のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１１】
外面およびコアを有し、前記移植可能な基体の分子量分布が外面よりコアで大きく、かつコアの生体吸収速度が外面の生体吸収速度より低い、請求項７〜１０のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１２】
前記生体吸収性の移植可能な基体の外面およびコアが同一材料から形成される、請求項１１に記載の基体。
【請求項１３】
ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリカプロラクトン、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリ（ジオキサノン）（ＰＤＯ）、ポリ（グリコリドコトリメチレンカーボネート）（ＰＧＡ‐ＴＭＣ）、ポリ無水物、ポリ（プロピレンフマレート）、ポリウレタン、それらのコポリマ、またはそれらの組合せから形成される、請求項７〜１２のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１４】
干渉スクリュー、スーチャーアンカ、生体吸収性ポリマ複合材料、または組織再生および成長用の生体吸収性足場の形態を取る、請求項７〜１３のいずれか一項に記載の基体。
【請求項１５】
請求項７〜１４のいずれか一項に記載の基体を人体または動物の体内に埋め込むステップを備える、硬組織または軟組織の疾患または損傷の治療の方法。
【請求項１６】
前記疾患が、骨または関節リウマチ、骨粗しょう症、炎症性、腫瘍性、外傷性、または感染性組織状態、軟骨形成不全を特徴とする症候群、軟骨損傷、骨折、靭帯裂傷、ヘルニア、滑膜炎、全身性エリテマトーデス、または外科手術中に被る創傷である、請求項１５に記載の治療の方法。
【請求項１７】
請求項７〜１５のいずれか一項に記載の治療用途のための基体。
【請求項１８】
人体または動物体の硬組織または軟組織の疾患または損傷の修復または治療用の医薬品の製造における、請求項７〜１４のいずれか一項に記載の基体の使用。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【公表番号】特表２００７−５２１９０２（Ｐ２００７−５２１９０２Ａ）
【公表日】平成１９年８月９日（２００７．８．９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−５５２６８４（Ｐ２００６−５５２６８４）
【出願日】平成１７年２月１０日（２００５．２．１０）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＧＢ２００５／０００４７１
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０７７４３１
【国際公開日】平成１７年８月２５日（２００５．８．２５）
【出願人】（５０４３８９６３６）ザ クイーンズ ユニヴァーシティ オブ ベルファスト (14)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成１９年８月９日（２００７．８．９）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年２月１０日（２００５．２．１０）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＧＢ２００５／０００４７１
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０７７４３１
【国際公開日】平成１７年８月２５日（２００５．８．２５）
【出願人】（５０４３８９６３６）ザ クイーンズ ユニヴァーシティ オブ ベルファスト (14)
【Ｆターム（参考）】
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