关节软骨修复的制作方法

本申请要求于2016年7月22日提交的美国临时专利申请第62/365517号的优先权，通过引用将其公开内容全部并入本文。

背景技术：

最近美国健康统计表明，目前经临床诊断为骨关节炎的个体超过5000万人，该骨关节炎是一种由关节软骨和下方骨质破裂引起的关节疾病。此外，大约40％的这种人群患有慢性关节疼痛。据估计，年龄在40-65岁之间的这种人群中约有3％(或接近280万患者)患有髋关节骨关节炎并寻求药物治疗。在这些近280万患者中，估计有840,000患者(约30％)患有活动受限的髋关节骨关节炎，并且通常推荐这些患者进行髋关节置换手术，也称为全髋关节置换术。

目前，估计这些840,000名患者中的约15％选择进行髋关节置换手术。该低百分比可归因于髋关节植入物对于活跃患者相对短的预计寿命以及随后需要进行翻修手术。修改先前植入的髋关节植入物的翻修手术与显著的并发症、共病症和总体降低的有效性相关。

由于缺乏理想的解决方案，许多年龄在40-65岁之间的活跃患者通过药物(例如，非甾体类抗炎药物(nsaid))或营养保健品(即，葡糖胺和硫酸软骨素)来控制其疼痛。因此，为了解决这一群活跃的年轻患者(年龄为40-65岁)患有活动受限的髋关节骨关节炎但非全关节置换术的良好候选人的问题，需要针对置换骨关节炎的退化关节的患病软骨(具有较大关节炎损伤的软骨)的方法。对于该患者群体的可以避免传统的全髋关节置换术、缓解疼痛并恢复活跃生活方式的任何治疗方法，将解决目前尚无良好解决方案的临床难题。

已经引入了许多技术来试图解决该患者群体的问题。这些技术中的一些包括半髋关节置换术，其中髋关节的两侧都用金属制的假体帽进行表面重修或暂时覆盖。一些用于半髋关节置换术的植入物是“金属对金属(metal-on-metal)”，其中将金属施加到髋关节的两侧。虽然在半髋关节置换术中使用的金属对金属植入物表现出良好的早期成功，但最近的研究表明，由于与磨损率过高和金属碎片增加相关的多种因素导致金属对金属表面重修较大程度失败，最终导致市场召回其中几种植入系统。类似地，众所周知，使用聚乙烯表面而非金属的用于半髋关节置换术的植入物与由于仅次于颗粒磨损的骨溶解导致的植入物松动有关。在这些情况下，翻修关节置换手术比原始手术困难得多，并且容易发生并发症。

可以采用现有的软骨修复策略来治疗骨关节炎关节中的患病软骨的一些软骨损伤。这些现有的外科“修复”策略通常可分为三类：骨髓刺激、骨软骨转移和自体软骨细胞移植或aci(以及基质辅助的aci或maci)。

在1995年由公众可获得的aci是目前在美国可用于临床的用于关节软骨的唯一基于细胞的修复方法。该方法包括分离和扩增患者自身的软骨细胞，然后将细胞重新植入软骨缺损处，然后用患者自身骨膜组织的皮瓣覆盖。尽管据报道临床结果为良好至极好，但已报告了大量患者出现一些并发症，如移植物过度生长和存在松散体。许多这些问题可以说是与缺乏支架生物材料有关，而该支架生物材料有助于将细胞保留在植入部位、引导和约束组织生长、促进与宿主软骨整合、并提供适当生长和分化所需的生物信号(无论是内源性的或治疗性嵌入性的)。然而，一个阻止患者适宜于现有软骨修复策略的一致的排除标准是弥漫性骨关节炎或大面积的患病软骨。因此，可以定义时间窗口，在这段时间内可以利用当前策略来治疗急性软骨病症以完全抑制或延迟进展成骨关节炎。

对相关文献的简要回顾表明这三大类软骨修复的成功的临床结果，但是仍有重要注意事项，即：(1)无弥漫性骨关节炎；(2)无伴随的不稳定性；(3)患者年龄应小于45岁；和(4)损伤需小于4cm²。

为了扩大现有软骨修复技术的使用，已经进行了若干研究以治疗年轻患者群体中的骨关节炎。已经尝试骨软骨转移以及微骨折手术来治疗较大的损伤，并且已经清楚地显示出相对于较小的内在损伤(containedlesion)治疗，结果较差。最近的努力还涉及扩展第二代aci或maci方法的纳入标准，以便治疗年轻患者的慢性疾病。经过平均9年的随访，报道采用maci方法治疗的年轻患者的失败率高达27.3％。同样，在骨关节炎情况下，报道了用aci技术治疗的年轻患者的不良结果和较高的失败百分比。总之，这些结果表明对于组织工程策略的高要求的关节环境以及对具有合适机械性能的材料的需求以在关节中存活，而且还支持和促进对于长期功能性的再生响应。

由于修复和再生关节软骨的未满足的临床需要，仍然存在对改进的组织工程策略的显著兴趣以实现该目的。在过去15年中，此兴趣不断升级，导致20多种着重于局灶性缺损修复的软骨组织工程产品处于不同的开发或批准阶段。这些产品主要着重于在改进捕获缺损内细胞的方法的生物材料的使用上。其它产品着重于创建双层骨软骨植入物以重建骨软骨组织的双层结构，但不能复制天然组织的机械性能。

相关文献充分记载了使功能性组织在体外生长的其它方法，已经并正在使用合成的和天然的聚合物材料在研究环境中对这些方法进行了探索。这些方法包括使用由可生物降解的β-羟基酯(例如，聚乙醇酸和聚乳酸)、肽修饰的聚合物、胶原、透明质酸和壳聚糖制成的纤维性网和泡沫以及琼脂糖和藻酸盐的大孔水凝胶。通常这种支架设计已经成功地形成组织学上类似于软骨的结构。然而，已经证明有效地重建天然组织的生物力学和生物化学功能更为困难，特别是在植入后早期。例如，可生物降解的聚合物结构的初始(即，培养后，植入前)机械性能倾向于过于僵硬，而相反，在同一阶段接种的水凝胶显示出刚度不足，尤其是在使流体加压和负载支撑所需要的张力方面。已经提出理想化的支架应当足够硬以承受预期的体内负载，同时允许甚至促进支架内的功能性组织的生物合成。因为目前现有的产品不能复制天然组织的功能性质，所以只能将它们用于较小的损伤，而不能用于较大的退化的软骨表面。

美国专利8,691,542公开了用于软骨组织表面重修的三维编织支架。将该三维编织支架用于通过置换关节软骨表面来重修软骨表面中的许多缺损。然而，'542专利中的三维支架没有采用锚固装置，并且没有整合形状保持锚固层。

其它参考文献已经公开了采用多相材料用于骨软骨组织工程的用途。美国专利7,776,100和7,963,997公开了包含与软骨下区域连接的聚电解质复合物的软骨区域，在这些区域之间具有疏水性屏障，其中聚电解质复合物转变为水凝胶。美国专利6,319,712公开了以三维多孔载体形式的生物混合的关节表面置换物，其用于细胞生长和组织发育并具有用于辅助骨整合的单独试剂。

美国专利6,306,169公开了生物力学植入物，其由两种基质组分组成：第一组分由胶原组成，第二组分由水合藻酸盐组成，用于在受损的软骨组织中使用。美国专利5,607,474公开了用于支撑在具有不同机械性能的组织区域的患病或损伤系统中生长的补充组织的载体。该专利公开了两个多孔层，其适于具有两个不同组织层的相应机械性能的两个不同组织层的组织生长。美国专利7,217,294公开了在一层或多层密封剂下面的骨软骨损伤中植入的二维或三维可生物降解支架的用途，其中密封剂将骨质层和软骨层分隔。

美国专利5,842,477公开了为了软骨修复目的而将三维支架结构与骨膜或软骨膜组织组合植入。美国专利9,072,815公开了适用于骨软骨组织修复的多层胶原支架，其包括包含i型胶原和透明质酸的第一层、包含i型和ii型胶原和透明质酸的混合物的第二层和包含i型和ii型胶原和另一种聚合物或生物制剂(如糖胺聚糖)的第三层。

美国专利8,685,107公开了双结构的组织植入物，其包括具有多个孔的主要支架和在所述孔结构内的用于修复软骨缺损的次要交联胶原支架。这是用于软骨修复目的的单相(即，由两种材料的组合组成的一种结构)复合材料，因此在植入时进行软骨层的恢复。类似地，美国专利8,192,759、8,444,968、8,512,730和8,580,289公开了利用包含与多糖聚合物缠结的聚酯聚合物的基质用于骨软骨(以及采用相同材料用于其它组织)修复的单相植入物。

美国专利5,736,372公开了与由聚合物纤维组成的生物相容性基质混合的细胞，在体外孵育，然后植入软骨缺损中以最终在体外形成软骨结构。这也是用于关节软骨修复的单相混合物。

美国专利8,226,715公开了多种用于肌腱和韧带重建的三维编织生物可吸收纤维。该编织结构是将肌腱/韧带修复装置锚固到骨中的一种方法，其中并不旨在将该三维编织结构整合到骨中，而是依赖于与该三维编织层结合的刚性多孔的形状保持结构。

上述专利公开了用于治疗软骨缺损的方法和植入物，并且许多专利依赖于以分层方式(双相或三相)的至少两种不同组分来修复骨软骨损伤(即骨质和软骨)。现有技术不包括有序的编织基质，并且不提供锚固的形状保持特征。

技术实现要素：

本公开通过利用用于功能性软骨再生的具有工程化仿生机械性能的三维编织支架系统解决了这些问题。本公开的方法和植入物主要依赖于仿生三维编织结构来置换关节软骨层。将锚固基底添加至该层中，使得有效地将形状限定的刚性多孔基底整合到基于织物的软骨表面重修层。

再生、恢复和/或复制关节中的功能性组织的问题需要特定工程化用于关节重建的植入物。本文公开的软骨修复植入物通过多孔的刚性锚固基底立即复制关节软骨组织的承重性能并在空间上控制组织发育。可以将这种解剖学上正确的仿生植入物定制为“精确地适合”每个损伤，从而提供三个重要特征：1)精确恢复每名患者软骨的特定轮廓的能力，从而实现关节一致性，2)提供无缝“压合”的能力以确保软骨植入物完整厚度，而无需在其它手术中使用的额外缝合线、螺钉或纤维蛋白胶，和3)由于较大软骨损伤通常涉及下方骨质的退化(例如，硬化骨质)，因而使用作为锚的多孔基底具有置换这种“患病”骨质的额外益处。

在植入后，在细胞流入和组织在植入物上发育之前，植入物立即提供类似于天然软骨的拉伸、压缩和剪切性质，同时也牢固地锚固在下方骨质中。该锚为三维编织软骨层提供固体基底，有助于保持关节的一致性，并且易于结合到下方周围骨质中。如此，植入物解决了当前临床治疗选择的缺陷。此外，如果在以后生命中有必要转换为全关节置换术(tja)，这种方法可以维持现有的骨量。因此，这种植入物能够延迟tja的时间，并且可以通过恢复关节形状和功能、缓解疼痛以及使患者恢复至活跃的生活方式来为治疗常见的股骨软骨疾病提供主要益处。

本公开涉及用于关节软骨修复的方法和系统，其用于恢复由于骨软骨损伤而丢失或退化的组织的天然结构和功能。本公开引入了与三维微编织织物连接的多孔刚性基底，以产生高性能的精确工程化的结构，其可以通过在植入后立即提供天然软骨功能和精确维持关节一致性来用于治疗较大软骨损伤。在本文中，我们公开了采用由在三维多孔刚性材料上的三维编织织物组成的混合结构。

将多孔基质添加到三维编织织物中呈现出显著改善三维编织结构修复、置换和/或再生大面积病理性关节软骨的能力。将该织物工程化成模仿软骨的许多承载力学性质，并且基底锚固三维编织支架以刚性地限定成功有效的临床结果所需的形状。以这种方式，在将软骨再生和/或修复时，该基底限定或帮助维持织物的解剖学形状。

该结构的新颖性源于其用作植入物以表面重修关节中的大面积退化软骨，同时恢复和维持关节解剖和一致性的能力。大面积表面重修与治疗关节软骨的分离的局灶性缺损形成鲜明对比。使用三维正交纤维编织技术制备织物以产生仿生支架，其复制关节软骨的许多不均匀的各向异性和粘弹性机械性质。该织物与三维打印基底结合，有效地形成软骨修复植入物，其可用于大面积的关节损伤、侵蚀和/或退化。所得到的结构有效地提供了高性能植入物，其再现了天然组织的物理和结构性质，同时为软骨下骨质提供了固体锚固点以用于植入物稳定性和固定化。

附图说明

图1描绘了包括三维支架和三维基底的软骨修复植入物。

图2a示出了图1的软骨修复植入物的三维支架的表面的扫描电子显微镜图像。

图2b示出了图1的软骨修复植入物的三维基底的自顶向下的立体显微镜图像。

图2c示出了图1的三维支架和三维基底的横截面。

图2d示出了图1的软骨修复植入物的示例性形状。

图2e示出了图1的软骨修复植入物的三维基底的替代示例性形状。

图3a是三维支架的微编织结构的示意图。

图3b描绘了模制成特定解剖学形状的图1的三维支架的实例。

图3c描绘了模制成替代的特定解剖学形状的图1的三维支架的实例。

图3d描绘了图1的三维支架内和表面上的活细胞。

图4a描绘了离体的图1三维支架。

图4b描绘了图1三维支架的ct重建。

图5a描绘了体内的图1三维支架。

图5b描绘了植入骨组织的图1的三维支架。

图5c描绘了体内的图1三维支架。

图5d描绘了图5c的三维支架的一部分的近视图。

图6a描绘了具有待被植入物(如图1的植入物)置换的软骨损伤的骨组织的示意图。

图6b描绘了制备图6a的骨组织的骨床。

图6c描绘了制备的图6b骨床。

图6d描绘了植入物，如插入至图6c的制备的骨床中的图1植入物。

图6e描绘了包括待被植入物(如图1的植入物)置换的受损软骨的骨组织。

图6f描绘了制备图6e的骨组织的骨床。

图6g描绘了植入物，如插入至制备的图6f骨床中的图1植入物。

图7a示出了图1的软骨修复植入物的三维基底的一个实施方式。

图7a示出了图1的软骨修复植入物的三维基底的另一个实施方式。

图7c示出了图1的软骨修复植入物的三维基底的另一个实施方式。

图8a描绘了图1的软骨修复植入物的替代实施方式。

图8b描绘了图8a的软骨修复植入物的横截面视图。

图9a示出了配置用于膝关节软骨修复的图1的软骨修复植入物的实施方式。

图9b描绘了图9a的软骨修复植入物的横截面视图。

图10a描绘了包括待被植入物(如图1的软骨修复植入物)置换的髋骨组织的髋关节。

图10b示出了在髋骨组织已经被植入物(如图1的软骨修复植入物)置换之后的髋关节。

图11a描绘了包括待被植入物(如图1的软骨修复植入物)置换的承载髋骨组织的髋关节。

图11b描绘了在制备用于植入物植入的骨床后的髋骨组织。

图11c描绘了在植入图11b的植入物后的髋骨组织。

图12a描绘了包括待被植入物(如图1的软骨修复植入物)置换的承载膝关节骨组织的膝关节。

图12b描绘了在植入图12a的植入物后的膝关节骨组织。

图13a描绘了包括具有待被植入物(如图1的软骨修复植入物)置换的骨坏死的骨组织的肱骨头。

图13b描绘了在植入图13a的植入物后的骨组织。

图14a描绘了在植入植入物(如图1的软骨修复植入物)后一个月的犬模型的活动水平的图表。

图14b描绘了在植入植入物(如图1的软骨修复植入物)后六个月的犬模型的活动水平的图表。

图14c描绘了在植入植入物(如图1的软骨修复植入物)后的犬模型的垂直力峰值的图表。

图14d描绘了在植入植入物(如图1的软骨修复植入物)后的犬模型的后肢推进力的图表。

图14e描绘了在手术后六个月的包括软骨损伤的骨组织的对照模型。

图14f描绘了在植入手术后6个月的包括被植入物(如图1的软骨修复植入物)置换的软骨损伤的骨组织的实验模型。

具体实施方式

为了促进对本发明原理的理解，现在将参考以下书面说明书中描述的实施方式。应理解，并不旨在限制本发明的范围。还应理解，本发明包括对举例说明的实施方式的任何改变和修改，并且包括本发明所属领域的技术人员通常会想到的本发明原理的进一步应用。

用于软骨组织工程化的大多数生物材料不具有天然软骨的机械性质和承载特性，直到随着时间推移发生显著的基质沉积，因此可能需要在植入前进行显著的离体培养。美国专利8,691,542公开了纤维在三个正交方向上的三维“微编织物”。该工艺优于标准编织方法，因为它消除了纤维卷曲并形成真正的三维结构。(相比之下，大多数现有的三维织物复合材料是通过将多个2d结构层叠在一起而构建的，并且多个层之间的交界面是复合材料中可能发生分层的薄弱点。)此外，由此产生的孔结构的受控规律性和互连性允许细胞易于负载并均匀地分布在支架内，在支架上能够合成稳健的细胞外基质(ecm)。规则的孔隙几何形状还通过促进营养物沿整个支架的规则连续路径扩散而对组织维持具有积极影响。

在本公开中，已经将纤维的三维微编织物优化以模拟关节软骨的功能性质，并且已经证明了在延长的体外培养中维持功能性质的能力。具体地，本文公开的三维微编织物显示出较强的拉伸-压缩非线性，类似于天然软骨，在拉伸和压缩模量中具有2-3个数量级的差异。此外，它们显示出显著的流体载荷支持，其中表观水力渗透率为10^-15m⁴/n-s，这也类似于天然软骨。在一个优选的实施方式中，本文公开的支架由生物可吸收的材料构成，但也可以用不可再吸收的材料构成。在任一种情况下，三维微编织物都需要用对于制备具有与软骨一致的结构性质的植入物所必需的适当的材料、纤丝直径、纱线直径、纤维间距和编织参数构造。

在本发明的公开中，如图1所示，植入物100包括用于软骨修复的三维微编织织物支架104，其牢固地连接到多孔刚性基底108。在至少一个实施方式中，支架104可以热结合至基底108。在至少一个替代实施方式中，可以用医用级粘合剂将支架附着至基底108。刚性基底108使得植入物100能够有效地固定到病理部位，并且由于可以将锚固性刚性基底108制备成任何形状和尺寸，同时还保持其多孔结构，因而该锚固性刚性基底108有助于保持适当的解剖学几何形状，使得具有机械功能的植入物100可以作为天然的解剖学组织起作用。

如图2a所示，软骨修复植入物100的三维编织织物支架104是在其间形成孔116的纤维112的三维微编织物结构。编织织物支架104具有受控的孔隙率，并且孔116例如为约50μm至约1000μm，以允许植入物100中的组织透过生长和固结。在至少一个实施方式中，孔116可以为约100μm至约500μm。在至少一个实施方式中，孔116可以为约250μm至约400μm。

编织织物支架104的纤维112由生物相容性材料制成，其可以是多纤丝纤维、单纤丝纤维、沿其长度具有可变或不规则横截面的纤丝、中空纤维或其任何组合。纤维112的厚度或直径例如为约25μm至约300μm。生物相容性纤维112由生物可吸收的生物材料、非生物可吸收的生物材料或其组合组成。代表性的非生物可吸收材料包括但不限于聚丙烯、聚酯、聚四氟乙烯(ptfe)、聚氨酯、聚碳酸酯型聚氨酯、聚酰胺、尼龙、聚芳醚酮材料(paek)、聚砜、碳、陶瓷、金属或任何其它可接受的非生物可吸收的生物材料纤维。代表性的可吸收材料包括但不限于聚乙醇酸(pga)、聚乳酸(pla)、聚己内酯(pcl)、胶原、丝、甲壳质、壳聚糖、透明质酸或任何其它可接受的生物可吸收的生物材料纤维。

如图2b所示，植入物100的刚性基底108包括支柱120，其限定在其间的孔124。刚性基底108的支柱120可以优选地通过三维绘制/打印聚合物(例如，绘制/打印的聚(ε-己内酯)(pcl))形成。pcl是可使用的有益材料，因为它能够维持关节中适当的几何形状，并且因为具有100-500μm孔的生物绘制的pcl可以通过刺激增强骨生成的信号传导途径来促进移植干细胞的骨生成。因此，具有由具有100-500μm孔124的生物绘制的pcl形成的支柱120的刚性基底108可以进一步帮助长期保持刚性基底108的锚固功能。

深处骨质损伤可能与待用植入物100治疗的软骨损伤有关联，尽管骨组织具有自我再生的能力，但当软骨下缺损较大或较深时，它将往往保持未修复，除非使用合适的骨空隙填充剂。在这种情况下，具有由支柱120和孔124提供的适当几何形状和孔径的刚性基底108提供了成功的骨空隙填充物必不可少的机械和结构性质。

孔124的尺寸在体内变得更加重要，因为它会影响如基底108的细胞浸润和随后血管形成的过程。基底108的生物相容性支柱112由生物可吸收的生物材料、非生物可吸收的生物材料或其组合组成。代表性的非生物可吸收材料包括但不限于聚丙烯、聚酯、聚四氟乙烯(ptfe)、聚氨酯、聚碳酸酯型聚氨酯、聚酰胺、尼龙、聚芳醚酮材料(paek)、聚砜、碳、陶瓷、金属或任何其它可接受的非生物可吸收的生物材料纤丝。代表性的可吸收材料包括但不限于聚乙醇酸(pga)、聚乳酸(pla)、聚己内酯(pcl)、胶原、甲壳质、壳聚糖或任何其它可接受的生物可吸收的生物材料纤丝。

在至少一个实施方式中，软骨修复植入物100还可以递送细胞(例如，软骨细胞、成纤维细胞、祖细胞、干细胞、重编程细胞)和/或其它外源性引入的生物活性分子(如生长因子、细胞因子、趋化因子、抗生素、dna、质粒或其它可诱导细胞定向生长和/或分化的分子)、或能够将生物活性治疗性基因递送给产品的载体(vector)。特别地，织物支架104和/或基底108可用于递送不同的细胞、分子、生长因子、细胞因子、趋化因子、抗生素、dna、质粒或可诱导细胞定向生长和/或分化的其它分子，或能够将生物活性治疗性基因递送给产品的载体(vector)。植入物100的基底108和/或三维编织支架104的一部分可以至少部分地涂覆有已知促进骨形成的无机基质涂层，如羟基磷灰石、磷酸钙、碳酸钙、氧化铝、氧化锆、氧化钇稳定的氧化锆、基于氮化硅的材料、生物活性玻璃和/或玻璃陶瓷。织物支架104和基底108中的一个或两个也可以至少部分地涂覆有细胞外来源的生物材料，如软骨来源的基质、脱矿骨基质或其它脱细胞组织。在另一个实施方式中，植入物100可以是部分地(例如，在织物支架104的一侧)或完全地填充有由胶原、透明质酸、藻酸盐、琼脂糖、壳聚糖、明胶、层粘连蛋白、纤连蛋白、互穿网络(完全生物的、完全合成的、或两者组合的网络)或纤维蛋白组成的生物材料凝胶。

在另一个替代实施方式中，植入物100的纤维112可涂覆有生物活性涂层，例如腺相关病毒(aav)、慢病毒(lv)、裸露dna、肽、自组装肽、抗炎性药物、细胞因子、细胞因子抑制剂、骨和软骨天然的大分子(例如，蛋白多糖、软骨寡聚基质蛋白、透明质酸、i型胶原、ii型胶原和骨形态生成蛋白)或其组合。一部分纤维112可以涂覆有一种或多种生物制剂，并且部分可以涂覆或不涂覆有完全不同的试剂。经编互锁织物(如编织织物支架104)结构的一个好处是能够涂覆单个纤维束以诱导支架104上的细胞位点特异性分化。

参照图2a，示出了三维编织织物支架104的表面的扫描电子显微镜图像。支架104由pcl(比例尺＝0.2mm)形成。图2b示出了软骨修复植入物100的刚性基底108的自顶向下立体显微镜图像。刚性基底108的支柱120以交替的0度和90度排列(比例尺＝0.5mm)堆叠。在一个替代实施方式中，支柱120可以相对于彼此以约30度至约120度的角度堆叠。

图2c示出了软骨修复植入物100的织物支架104和刚性基底108的横截面。图2d示出了植入物100的刚性基底108可以被制备成不同的形状，例如，以解剖学形状，从而帮助将植入物100锚固在特定部位。特别地，图2d描绘了直径为10mm的软骨修复植入物100，其具有配置成匹配股骨头的24mm直径曲率的解剖学上的圆顶表面128。图1e进一步描绘了刚性基底108的替代实施方式，其以各种尺寸和形状三维打印以用于不同的特定应用。

图3a-3d示出了织物支架104在体外再生软骨组织中的功效。图3a是织物支架104的三维微编织结构的示意图。图3b和3c是已经被模制成解剖学形状然后离体培养的织物支架104的实例。在图3b所示的实例中，示出了不含刚性基底108的织物支架104。织物支架104由pcl形成，并模制成股骨髁的形状。在图3c所示的实例中，织物支架104由pcl形成，并模制成股骨头的形状。将图3b和3c中所示的模制的pcl支架104在软骨形成条件下培养4周，从而在支架上生长的组织发育为图中看到的光滑表面。图3d示出了5周后的横截面共聚焦图像。

图3d的图片描绘了活细胞132嵌入在ecm内并完全包封支架104。因此，图3d的图片进一步证明了在支架104的三维多孔结构内的稳健组织发育。图3d左侧示出的插图描绘了证明支架104的孔结构中组织发育的放大视图。图3d右侧所示的插图描绘了ii型胶原的免疫标记，其证明在关节软骨中发现的主要胶原的显著沉积。

图4a和4b描绘了三维打印的支架104，其接种有干细胞并将其在成骨培养基中离体培养6周。图4a示出了6周时的总体图像，并且图4b示出了在ct重建中的支架矿化。

采用多种动物模型进行的研究评估了植入物100对于支持体内组织生长和发育的能力。在早期研究中，当在大鼠异位模型中无细胞植入8周时，证明了细胞浸润、组织向内生长以及三维编织支架104与宿主组织的附着。在该项研究之后，当在兔子的内侧髁中的骨软骨缺损中无细胞植入时，在用于关节软骨修复的兔模型中示出了稳健的组织合成。在该兔模型中，早在6周时就特别注意到与周围天然组织快速完全的整合，无纤维包封和/或天然骨或天然软骨之间间隙的迹象。重要的是，这两种物种中的支架纤维112(图5a、5c和5d中所有白色的未染色的部分是支架纤维112束)保持完整，以在引导和支持组织生长的同时提供“功能性”植入。该结构不仅在支架104内表现出稳健水平的生物合成活性，而且该结构还支持较强的软骨形成表型，如在支架104的整个结构中通过番红-o染色(图5c和d)所证明的。注意到这些早期研究并没有整合植入物100的刚性基底108。

图6a-6g描绘了该技术在不同关节空间中的使用，即在犬模型的髋部(如图6a、6b、6c和6d所示)，以及用于膝关节骨关节炎的山羊模型(如图6e、6f和6g所示)。这些外科手术图片证明了该方法对解决复杂软骨病理学在复杂解剖学几何形状方面的适用性。每个关节的实质曲率(如图6a和6e中的箭头136所示)由多个半径限定。植入物100(图6d和6g中所示)能够匹配曲率，并重建天然功能性组织的许多结构和机械性质。

为了举例说明植入物100对于多种应用的多功能性，图7a-7c各自描绘了图1所示的植入物100的可能的不同结构。如图7a-7c所示的每种结构中，三维编织的模制织物104形成为待修复的关节组织的形状。特别地，编织织物支架104形成为具有弯曲底面(underside)138的中空半球形。图7a、7b和7c各自描绘了多孔刚性基底108的可能的不同结构的横截面，该多孔刚性基底108与支架104连接并且配置成支撑图1中所示的三维编织织物支架104。基底108的多种结构各自都适合于在体内的不同部位植入，以使得将植入物100锚固在待修复的各个关节处。

图7a描绘了基本上形成为圆柱体的基底108。基底108具有基本上平坦的底部140，和弯曲以与支架104的弯曲底面138的一部分适配的顶部144。基底108的顶部144的直径小于支架104的弯曲底面138的直径，并且基底108的顶部144相对于支架104的弯曲底面138居中。

图7b描绘了包括杆部152和头部156的基底108。杆部152基本上是圆柱形，并且从基底108的底部140延伸到头部156。杆部152的直径小于头部156的直径，并且杆部152相对于头部156居中。头部156基本上是半球形，并且从基底108的顶部144延伸到杆部152。将头部156的半球形形状配置成与支架104的弯曲底面138的形状适配，并且基本上与支架104的整个弯曲底面138接触。

图7c描绘了基本上形成为圆柱体的基底108。基底108具有基本上平坦的底部140，和弯曲以与支架104的弯曲底面138适配的顶部144。将顶部144成形为基本上与支架104的整个弯曲底面138接触。

图8a和8b描绘了植入物100的另一个替代实施方式。在图8a和8b所示的实施方式中，基底108的底部140基本上为圆柱体，并且将基底的顶部144配置成与支架104的弯曲底面138和平坦底面148两者的形状适配(如图8b所示)。换言之，支架104的中空半球形状的底面包括凹面(弯曲的底面138)和围绕该凹面的平坦表面(平坦底面148)。在图8a和8b所示的实施方式中，支架104附着或结合到基底108，使得基底108完全支撑三维编织织物支架104。

图9a和9b描绘了植入物100的另一替代实施方式。在图9a和9b所示的实施方式中，将支架104成形为膝关节髁。在图9a中，将支架104附着到窄基底108上，窄基底108不与支架104的整个底面接触并且不支撑该支架104的整个底面。相比之下，图9b包括相同的支架104，但包括被配置成完全接触并支撑三维编织织物支架104的底面的基底108。图9a和9b各自描绘了用于置换、修复和再生复杂的关节解剖结构的软骨修复装置100的复杂曲率。

图10a和10b描绘了使用植入物100用于修复髋部骨关节炎。在该实例中，将软骨修复装置100形成为人股骨头的形状。如图10a所示，植入装置100以使得基底108锚固在髋部的股骨颈160中，并且如图10b所示，软骨修复装置100置换整个股骨头的解剖结构。

图11a-11c描绘了软骨修复装置100的另一个实施方式，将该软骨修复装置100配置成修复比图10a中所示的损伤更小的损伤。图11a描绘了比使用当前手术可以治疗的损伤更大的损伤164，其位于股骨头168的承载方面。将缺损164清创以形成规则的受控缺损170(图11b中所示)，其具有包围整个损伤164的规则形状。这使得该部位准备好接收软骨修复装置100，如图11b所示。如图11c所示，将软骨修复装置100放置在股骨头168中，以治疗位于上方的软骨损伤164。

图12a和12b示出了软骨修复装置100在膝关节中的应用。通过移除患病骨164周围区域中的受损软骨并在髁中制备骨来有效地修复髁骨关节炎，如图12a所示。然后植入解剖学形状的软骨修复植入物100，如图12b所示。

图13a和13b描绘了治疗肱骨头的骨坏死。将图13a所示的坏死骨172移除，并且将软骨修复植入物100锚固在限定的损伤170中，其通过移除坏死骨172形成，如图13b所示。

在至少一个实施方式中，软骨修复植入物100如下构成。采用正交的三维编织织物构造软骨修复植入物100的支架104。特别地，将生物医学级纱线(直径为150μm)编织成包含11个面内纤维层的三维正交结构：沿经线方向(x方向或织机中的0°或纵向)取向的五个层，和沿纬线方向(y方向或与纵向纤维成90°)取向的六个层。支架104的五个经线层各自包含二十四根纱线/厘米，六个纬线层各自包含二十根纱线/厘米，并且在z方向上包括二十四根纱线/厘米。支架104的互连内部孔的尺寸为390μm×320μm×104μm，产生约60-70％的总空隙体积。在织物织造之后，将支架104切割成接近的尺寸，然后使用用于所讨论的几何形状的定制模具将其模制成缺损的形状。优选地，使用受控加热来稳定支架104的材料，以重新组织构成组成纱线的聚合物的分子状态并将它们锁定为改变的物理构象。这种被称为“热定形”的过程使得结构稳定，而不会损失每层的孔隙率、贯穿孔隙率(throughporosity)或结构的设计机械性质。使用任何传统的成像模态(例如，mri、ct或x-射线)来精确地绘制关节炎缺损。

优选地将软骨修复植入物100的基底108三维打印，以使得可以将其容易地制备为匹配所讨论的几何形状/解剖结构并且完全支撑植入物100的上部三维编织织物支架104。基底108的多个层优选地在200μm和500μm厚之间，并且股线间距优选地在0.5和1.0mm之间。将连续的各层挤出为与前一层成90度，间距为1mm。基底108的总高度由层的数量决定。在该实例中，挤出20个层，使得基底的厚度为约6.4mm。包括基底108和支架104两者的软骨修复植入物100的厚度为约7mm。将植入物100的支架104的上表面的半径和几何形状制备为匹配正被修复的关节表面的直径/半径/曲率。然后，优选地在显微镜控制下将基底108热结合至支架104，以产生双区域的软骨修复植入物100。优选地，采用聚(ε-己内酯)(pcl)以制备基底108和支架104两者，由于其缓慢的降解速率和在长时间时期内保持适当机械特征的能力。还将植入物100配置成匹配软骨的压缩模量以能够即时发挥作用，同时组织在软骨修复植入物100中、穿透其及在其表面上重新发育。例如，支架104的压缩模量可以在200kpa和5mpa之间。

在至少一个替代实施方式中，软骨修复植入物100如下构成。采用正交的三维编织织物构造软骨修复植入物100的支架104。特别地，将生物医学级纱线(直径为150μm)编织成包含11个面内纤维层的三维正交结构：沿经线方向(x方向或织机中的0°或纵向)取向的五个层，和沿纬线方向(y方向或与纵向纤维成90°)取向的六个层。支架104的五个经线层各自包含二十四根纱线/厘米，六个纬线层各自包含二十根纱线/厘米，并且在z方向上包括二十四根纱线/厘米。支架104的互连内部孔的尺寸为390μm×320μm×104μm，产生约60-70％的总空隙体积。在织物织造之后，将支架104切割成接近的尺寸，然后使用用于所讨论的几何形状的定制模具将其模制成缺损的形状。优选地，使用受控加热来稳定支架104的材料，以重新组织构成组成纱线的聚合物的分子状态并将它们锁定为改变的物理构象。这种被称为“热定形”的过程使得支架104的结构稳定，而不会损失每层的孔隙率、贯穿孔隙率或结构的设计机械性质。使用任何传统的成像模态(例如，mri、ct或x-射线)来精确地绘制关节炎缺损。

优选地将软骨修复植入物100的基底108三维打印，以使得其匹配在骨中制备的锚固孔的几何形状。基底108的多个层优选地在200μm和500μm厚之间，并且股线间距优选地在0.5和1.0mm之间。将连续的各层挤出为与前一层成90度，间距为1mm。然后，优选地，在显微镜控制下将基底108热结合至三维编织支架104，以产生双层(即，两个不同区域)的软骨修复植入物100。优选地，采用聚(ε-己内酯)(pcl)以制备支架104和基底108两者，由于其缓慢的降解速率和在长时间时期内保持适当机械特征的能力。还将植入物100配置成匹配软骨的压缩模量以能够即时发挥作用，同时组织在软骨修复植入物100中、穿透其及在其表面上重新发育。

基底108的总高度由层的数量决定。在该实例中，挤出30个层，使得基底108的厚度为约9.6mm。三维打印的基底108匹配在基底108和支架104连接在一起的附着点处的编织支架104的曲率。将三维打印的基底108挤出成具有圆形横截面并且直径为10mm。使用已知技术在骨中制备孔，例如使用直径也为10mm或略小的钻头或端铣刀。然后，对关节炎区域进行清创，并且将基底108压合并因此锚固到骨中，以使得支架104完全置换退化的表面，从而恢复关节一致性。软骨修复植入物100的总厚度为约11mm。

在至少一个替代实施方式中，软骨修复植入物100如下构成。由正交的三维编织织物构造软骨修复植入物100的支架104。特别地，将生物医学级纱线(直径150μm)编织成包含11个面内纤维层的三维正交结构：沿经线方向(在织机中的0°或纵向)取向五个层，和沿纬线方向(与纵向纤维成90°)取向六个层。该结构的五个经线层各自包含二十四根纱线/厘米，六个纬线层各自包含二十根纱线/厘米，并且在z方向上包括二十四根纱线/厘米。在编织之前，经编纤维束涂覆有编码转化生长因子-β(tgf-β)的慢病毒，以诱导在植入后迁移到支架104的细胞的软骨分化。

将基底108三维打印为每层厚度为320μm并且挤出的纤丝之间的间距为1mm。将连续的各层挤出为与前一层成90度，间距同样为1mm。基底108的总高度由层的数量决定。在该实例中，挤出10个层，使得基底108的厚度为约3.2mm。包括基底108和支架104两者的软骨修复植入物100的厚度为约4mm。将基底108的上表面设计和制备为匹配需要修复的表面(例如，股骨头或膝关节髁)的曲率。基底108的打印层涂覆有骨形态发生因子2(bmp-2)或编码bmp-2的慢病毒，以促进迁移到该结构中的内源性干细胞的成骨分化，从而将该结构锚固到下方骨质中。

如在先前的实施方式中，支架104的互连内部孔的尺寸为390μm×320μm×104μm，产生约60-70％的总空隙体积。在织物支架104织造之后，将支架104结合到三维打印的基底108上，优选热结合。优选地，采用聚(ε-己内酯)(pcl)以制备支架104和基底108两者，由于其缓慢的降解速率和在长时间时期内保持适当机械特征的能力。还将植入物100设计成匹配软骨的压缩模量以能够即时发挥作用，同时组织在软骨修复植入物100中、穿透其及在其表面上重新发育。

在基底108和支架104彼此连接之后，将所得的两个区域的植入物100切成接近的尺寸、冻干、并使用非加热灭菌方法(例如，低温环氧乙烷灭菌)灭菌。在手术时将植入物100从包装袋中取出，切成缺损的形状，然后将其置于所制备的骨床上成骨侧的缺损上。

在至少一个替代实施方式中，将软骨修复植入物100构造为用于犬髋中的软骨修复。采用生物医学级纱线(直径为150μm)制备的正交的三维编织织物构造支架104，将其编织为成包含11个面内纤维层的三维正交结构：沿经线方向(x方向或织机中的0°或纵向)取向的五个层，和沿纬线方向(y方向或与纵向纤维成90°)取向的六个层。支架104的五个经线层各自包含二十四根纱线/厘米，六个纬线层各自包含二十根纱线/厘米，并且在z方向上包括二十四根纱线/厘米。支架104的互连内部孔的尺寸为390μm×320μm×104μm，产生约60-70％的总空隙体积，并且总厚度为约700微米。在织物织造之后，将支架104切割成接近的尺寸，在这种情况下，为直径10mm的盘。

将植入物100的基底108三维打印成总高度为约2mm，直径为10mm，与植入物100的织物支架104的直径相同。将基底108的多个层中的纤丝打印为320μm厚，并且股线间距为1.0mm。将基底108的连续的各层挤出为与前一层成90度，间距同样为1mm。将三维打印的基底108配置并打印成匹配待置换和再生的关节炎软骨的曲率。然后，优选地，在显微镜控制下将基底108热结合到三维编织支架104上，以产生双层(即，两个不同区域)的结构，以产生软骨修复植入物100。采用聚(ε-己内酯)(pcl)以制备支架104和基底108两者，由于其缓慢的降解速率和在长时间时期内保持适当机械特征的能力。

还将植入物100配置成匹配软骨的压缩模量以能够即时发挥作用，同时组织在软骨修复植入物100中、穿透其及在其表面上重新发育。例如，支架104的压缩模量可以在200kpa和5mpa之间。为了测试植入物100的功效，可以采用骨关节炎的犬模型来测试植入物100的双层/两区域结构。如图14a所示，来自一个该测试的数据表明，相对于术前(植入手术之前)，在两周时间内的24小时活动水平平均值(显著运动)表明术后(植入手术之后)一个月的活动量较少。如图14b所示，六个月的活动水平表明接受双层/两区域植入物100的实验动物恢复到正常活动量。如图14c和14d所示，压敏走道(pressuresensitivewalkway)研究揭示了三个月恢复到术前的“正常”运动学，如通过垂直力峰值(pvf)(图14c中所示)和后肢推进力(图14d中所示)测量的。si(如图14c和14d所示)指的是“对称性指数”，其通过将针对给定量度的从经治疗的肢体到对侧肢体所获得的值归一化来测量跛行。值0表示手术和对侧对照之间没有差异性，值-200表示完全跛足。

图14e和14f示出了对照髋部(图14e所示)和在植入手术后六个月的经手术的实验髋部(图14f所示)的尸检的实例。图14e所示的关节炎对照中的退化软骨说明了采用图14f中所示的双层植入物100对实验组中平滑修复的功效。实验组关节六个月的尸检总体评估揭示了与宿主组织的整合，没有出现软骨表面空洞或进一步侵蚀的迹象，同时保持股骨头的正常解剖曲率。这些数据表明，结合到三维打印的锚固基底108的功能性仿生三维编织织物支架104有助于获得成功的临床结果。

在至少一个替代实施方式中，将软骨修复植入物100构造为修复肱骨头的骨坏死。可以通过标准磁共振或计算机断层扫描成像识别患者中的坏死骨。一旦确定了坏死区域，就进行手术计划以确定需要移除的坏死骨的边缘，同时最大限度地保留健康骨骼。然后使用自由形式建模软件设计定制指南，然后制备其以引导患病组织的移除。

将植入物100配置为匹配用引导工具产生的缺损。对于该实例，在将由引导工具产生的缺损定位之后，将深度固定的空心端铣刀通过k线以钻出坏死骨，从而产生15mm(直径)×15mm(深度)的切口。将以与先前实施方式中呈现的方式类似的方式所制备的适当尺寸的双层植入物100压入到位。

本公开应当被认为是对特征的说明而非对特征的限制。应当理解，仅提出了一些实施方式，并且旨在保护落入本公开精神内出现的所有改变、修改和其它应用。