JP2009522001A - 歯の骨の欠損を治療するための光硬化性骨成長材料 - Google Patents

Abstract

粒子状骨成長材料及び高分子キャリアの混合物を含む改善された組成物を提供する。粒子は、好ましくは多孔性、再吸収性の無機質骨材料である。高分子キャリアは光硬化して、架橋生分解性ヒドロゲルを形成し得る。１つの形態において、骨成長材料は無機質骨マトリクス粒子と結合した合成ペプチドであり、キャリアはメタクリル化ヒアルロン酸ナトリウム（ＭＨｙ）又はメタクリル化ヒドロキシエチルセルロース（ＭＨＥＣ）である。組成物は、欠損した歯科及び整形外科に関する骨組織を修復するのに特に好適である。粒子及びヒドロゲルキャリアは生分解性であるため、組成物は新しい骨の形成によって時間とともに置換され得る。

Description

本発明は、概して、新しい骨の成長を促進するための組成物に関する。組成物は、骨粒子と、重合性基を有する高分子キャリアとの混合物を含有する。キャリアは光硬化して、架橋生分解性ヒドロゲルを形成し得る。組成物は歯科用途及び整形外科用途に特に好適である。欠損した骨組織に骨成長を誘導する材料を適用する方法も提供する。

［関連出願の相互参照］
本願は、２００５年１２月２８日に出願された米国特許仮出願第６０／７５４，４５３号の利益を主張し、その全体内容を参照により本明細書中に援用する。

一般に、生分解性高分子ネットワークは、インプラント材料及び生物活性材料のためのキャリアとして使用され得ることが知られている。例えば、重合性材料は、インプラントを必要とする被験体（ヒト又は他の種）の体内における欠損した骨組織又は他の領域に適用され得る。そして、重合性材料は重合されて、硬化、造形されたインプラントを形成し得る。例えば、棒、ピン、スクリュー及びプレート等の高分子インプラントは、かかる方法に従って作製され得る。インプラントは歯科用途及び整形外科用途で使用され得る。高分子インプラントを硬化するために、材料に光及び／又は熱が照射されるか、レドックス反応等の自己硬化機構を開始させる。概して、硬化した高分子インプラントは良好な機械的強度を有し、かつ、周辺組織との適合性がある。かかる生体内の重合性材料の１つの利点は、材料が柔軟であり、かつ、インプラント中に複雑な形状に成形及び加工され得ることである。重合性材料をインプラント部位に適用し、生体内で硬化させて、特定の幾何学的寸法を有する硬化したインプラントを製造し得る。代替的には、材料を射出成形することができ、そうでなければ生体外で造形、重合してからインプラントすることができる。硬化した高分子は、組成物に応じて制御された速度で分解する。時間とともに、高分子インプラントの多くは新しい骨によって置換されることが期待される。

ヒドロゲル材料は、より硬い重合性材料とは対照的に、硬化前の良好な展性並びにより良好な再吸収性及び生体適合性という利点を提供する。これらの用途でのヒドロゲルの１つの弱点は、硬化後の機械的強度がより低いことである。

他の例において、生分解性高分子ネットワークは、例えば、ホルモン、酵素、抗生物質、抗炎症剤、及び成長因子等の生物活性材料（骨治療用材料を含む）のためのキャリアとして使用される。高分子ネットワークは光重合又は他の機構によって架橋されて、水を保持する安定なヒドロゲルを作り出す。時間とともに、架橋ヒドロゲルは通常の生理的条件下で分解し、身体によって再吸収、代謝される。

例えば、特許文献１には、架橋性官能基を有する無水物モノマー又はオリゴマーによって形成される生分解性架橋ネットワークが開示されている。高分子ネットワークは歯科用途及び整形外科用途で使用され得る。特許文献１によれば、有用な官能基を有するモノマー又はオリゴマーとしては、不飽和残基等の架橋性基を含む二酸分子及びカルボン酸分子の混合無水物が挙げられる。無水物モノマー又はオリゴマーの例としては、セバシン酸又は１，６−ビス（ｐ−カルボキシフェノキシ）ヘキサン（ＭＣＰＨ）等の二酸、及びメタクリル酸等の不飽和残基を含むカルボン酸の混合無水物が挙げられる。例えば、二酸を、酸の活性型（その無水物等）と反応させることによって、官能基を有する無水物モノマー又はオリゴマーを形成して、混合無水物を形成する。架橋高分子ネットワークは、無水物モノマー又はオリゴマーに紫外光又は可視光を照射することによって生体内で形成され得る。

特許文献２及び特許文献３には、生体内で重合され得る生体適合性の生分解性ヒドロゲルが開示されている。ヒドロゲルは、少なくとも１つの水溶性領域、少なくとも１つの生分解性の（通常は加水分解による）領域、及び少なくとも２つの遊離基重合領域を含むマクロマーから形成される。 特に好ましい実施の形態において、マクロマーは、親水性ポリエチレングリコールオリゴマーから構成されるコア、コアの各端上の外延部（extension）、ポリ乳酸オリゴマーから構成される外延部、及び架橋及び重合可能なアクリレート残基から構成されるエンドキャップを含む。可視光照射又は紫外光照射を使用する光重合を使用してマクロマーを重合し得る。薬物供給の制御、組織表面の一時的な保護又は分離、相互に組織を封止する接着、及び細胞の組織表面への付着防止のために、ヒドロゲル材料を使用して外科手術後の接着形成を防止し得る。

特許文献４には、ポリマーにぶら下がった（polymer-pendant）２以上の重合性基及びポリマーにぶら下がった１以上の開始剤基を含む架橋性マクロマー系が開示されている。紫外光照射又は可視光照射を使用してマクロマー系を重合し得る。好ましい実施の形態において、重合性基及び開始剤基は同一の高分子主鎖にぶら下がっている。代替的な実施の形態において、重合性基及び開始剤基は異なる高分子主鎖上にぶら下がっている。マクロマー系は、薬物放出の制御、組織接着剤及び封止剤の調製、細胞固定、及びインプラント用三次元体の調製等の用途で使用され得る。

特許文献５には、骨治療用材料を生骨及び／又は他の骨格組織に供給して欠損を修復するための組成物が開示されている。かかる骨治療用材料としては、例えば、脱ミネラル骨マトリクス及び皮質−海綿骨チップ等の、骨誘導材料及び／又は骨伝導材料が挙げられる。少なくとも１つの水溶性ブロック、少なくとも１つの生分解性ブロック、及び少なくとも１つの重合性基を含有するマクロマーは、骨治療用材料のためのキャリアとして使用される。ジブロックマクロマーは、一端又は両端が重合性基でキャップされた、生分解性ブロックと連結した水溶性ブロックを含み得る。トリブロックマクロマーは、一端又は両端が重合性基でキャップされた、中央の水溶性ブロック及び外側の生分解性ブロックを含み得る。重合機構としては、光重合、レドックス反応及びカチオン重合が挙げられる。一実施の形態において、キャリアは、ポリエチレングリコール、トリメチレンカーボネート（ＴＭＣ）、及びポリ乳酸のマクロマーである。組成物は事前に選択した形状に重合され、骨成長を促進するためのインプラントとして使用され得る。
米国特許第５，９０２，５９９号 米国特許第５，４１０，０１６号 米国特許第５，６２６，８６３号 米国特許第６，００７，８３３号 米国特許出願公開第２００４／００９１４６２号 米国特許第５，３５４，７３６号 米国特許第５，６３５，４８２号 Leach, J.B. et al. Photocrosslinked Hyaluronic Acid Hydrogels: Natural, Biodegradable Tissue Engineering Scaffolds、Biotechnol Bioeng, 2003. 82(5): p. 578-89 Leach, J. B. et al. Photocrosslinked Hyaluronic Acid Hydrogels：Natural, Biodegradable Tissue Engineering Scaffolds, Biotechnol Bioeng, 2003. 82(5): p. 578-89 Smeds, K. A. et al. Synthesis of a Novel Polysaccharide Hydrogel、Journal of Macromolecular Science 1999. A36(7&8): p. 981-989 Li, Q., D.-a. Wang, and J.H. Elisseeff: Heterogeneous-Phase Reaction of Glycidyl Methacrylate and Chondroitin Sulfate: Mechanism of Ring-Opening-Transesterification Competition、Macromolecules, 2003. 36: p. 2556-2562

骨移植材料は各種技法を使用して体内にインプラントされて、身体が各種機構に従って新しい骨を作製することを助ける。骨移植材料及び生分解性の高分子キャリアを含有する多くの組成物が当該技術分野において既知である。時間とともに、生分解性の高分子キャリアは身体によって再吸収され、新しい骨によって置換される。特に重要なことは、先進の骨移植材料を歯科及び口腔外科において使用することである。かかる骨移植材料は、中等度若しくは重度の歯周病による歯周骨内欠損の治療、歯槽堤の骨欠損の補填、抜歯部位の充填、又は上顎洞底挙上移植術において使用され得る。理想的には、骨移植材料は自家骨を模擬する無機構成成分及び有機構成成分を含むべきである。高い圧縮強度を示す骨移植材料を含有する組成物も望ましい。また、組成物は良好な取扱性を有すると共に、重合機構を使用して生体内で硬化して、安定なヒドロゲルを形成できるべきである。かかる組成物に関して、臨床医は組成物を特に所望の形状に成形し、生体内で構造を硬化し得る。本発明は、これらの望ましい特性並びに他の有益な特徴及び利点を有する、かかる骨移植組成物を提供する。

本発明は、新しい骨材料の成長を促進するための改善された組成物を提供する。骨成長を誘導する組成物を、欠損した骨組織に適用する方法も提供する。組成物は、無機質骨材料に由来する多孔性の再吸収性粒子と、重合基を有する再吸収性の生体適合性キャリア材料と、光により活性化されてキャリア材料を重合する重合系とを含む。好ましくは、粒子はウシ由来であり、粒子の平均粒径は約２５０μｍ〜約１０００μｍの範囲である。より好ましくは、粒径は２５０〜４２０μｍの範囲である。概して、組成物中の粒子の存在量は、組成物の重量に対して約３０重量％〜約７５重量％の範囲である。粒子は比較的高い密度を有する。例えば、組成物は、約１．１〜約１．３ｇ／ｃｃのかさ密度を有する、約４０％〜約６０％の粒子を含有し得る。好ましくは、キャリアは、例えば、メタクリル化ヒアルロン酸ナトリウム（ＭＨｙ）又はメタクリル化ヒドロキシエチルセルロース（ＭＨＥＣ）等の光重合性多糖である。ＭＨｙ及びＭＨＥＣの混合物も使用され得る。キャリアゲルは通常、約２重量％〜約１０重量％のメタクリル化多糖を含有する。重合系は光重合開始剤を含む。三級アミン等の重合促進剤も添加され得る。好ましい実施の形態において、重合系は、エオシンＹ、トリエタノールアミン、及びＮ−ビニルカプロラクタムの配合物を含む。

組成物は、好ましくは良好な粘性及び取扱性を有するパテの形態である。臨床医は、骨修復部位で組成物を所望の構造に成形及び造形し得る。組成物は良好な寸法安定性を有するので、実質的に部位から膨張又は収縮しない。その後、組成物は光重合プロセスを使用して原位置で硬化され得る。組成物の重合系は、約４００〜約６００ｎｍの範囲の波長を有する青色の可視光によって活性化され得る。標準的な歯科用硬化ランプを使用して本照射を生成し得る。粒子及びヒドロゲルキャリアは再吸収性であるので、組成物は最終的には新しい骨によって置換される。

本発明は、新しい骨の成長を促進するための改善された組成物に関する。組成物は、粒子状骨移植材料及び光硬化性で生分解性の高分子キャリアを含有する。本発明はまた、欠損した骨組織を修復する方法を包含する。

概して、各種骨移植材料が当該技術分野において既知であり、かかる材料は骨治療用材料と称されることが多い。骨移植材料の例としては、限定するものではないが、脱灰骨マトリクス（demineralized bone matrix）（「ＤＢＭ」）、脱灰凍結乾燥骨（「ＤＦＤＢＡ」）、皮質−海綿骨チップ（「ＣＣＣ」）、骨形態形成タンパク質（「ＢＭＰ」）、成長因子及びホルモン（例えば、血小板由来成長因子（「ＰＤＧＦ」）等）；線維芽細胞成長因子（「ＦＧＦｓ」）；細胞懸濁液、合成ペプチド、自家骨、ヒドロキシアパタイト（「ＨＡ」）；リン酸三カルシウム（「ＴＣＰ」）；他のリン酸カルシウム塩；炭酸カルシウム；硫酸カルシウム；コラーゲン等が挙げられる。

本発明者等は、当該技術分野において既知の多数の骨移植材料の中でも、無機質骨マトリクス（「ＡＢＭ」）に由来する多孔性の再吸収性粒子が、本発明の組成物を作製するに際し特に有効であることを見出した。無機質骨マトリクス粒子は、好ましくはウシ由来であり、粒径は約２５０〜約１０００μｍの範囲、より好ましくは約２５０〜約４２０μｍの範囲である。無機質骨マトリクス粒子はヒドロキシアパタイトミネラルを含む。かかる粒子状材料は、Dentsply Friadent Ceramed（Lakewood, CO）からＯｓｔｅｏＧｒａｆ／／Ｎ−３００（登録商標）として市販されている。以下の実施例において、ＯｓｔｅｏＧｒａｆ／Ｎ−３００粒子はＡＢＭ又はＯＧ／Ｎ−３００と称され得る。

好ましい実施形態において、「Ｐ−１５」として知られている合成ポリペプチド配列は無機質骨マトリクス粒子と結合する。Ｐ−１５ポリペプチドを含有するかかる粒子状材料は、Dentsply Friadent Ceramed（Lakewood, CO）からＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）として市販されている。ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）製品において、Ｐ−１５ポリペプチド材料は、ヒドロキシアパタイト粒子と非可逆的に結合する。これにより、Ｐ−１５ポリペプチド材料が引き続き活性であることが可能となる。以下の実施例において、ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）材料はＡＢＭ／Ｐ−１５と称され得る。特許文献６及び特許文献７（その開示内容は参照により本明細書中に援用される）には、Ｐ−１５ポリペプチド材料を合成して、それらをヒドロキシアパタイト粒子と結合させるのに使用される方法が記載されている。ＯｓｔｅｏＧｒａｆ／Ｎ−３００（登録商標）及びＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）骨成長材料は、従来技術の骨移植材料を上回る幾つかの利点を提示する。

例えば、これら骨成長材料は高分子キャリアと適合性があり、新しい骨の成長のための安定な足場を提供する。自然骨と同様の特性のため、ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）材料は特に有効である。自家骨は２つの基本的構成成分、即ち、有機構成成分及び無機構成成分を有する。自家骨の無機構成成分は主として、微孔性のリン酸カルシウムミネラル（ヒドロキシアパタイト）である。自家骨の有機構成成分は主として、コラーゲン、特に、らせん状に絡み合った１３００アミノ酸の３本鎖を構成するＩ型コラーゲンである。このアミノ酸鎖のうち、１５アミノ酸の特異的結合配列が、骨再生において重要な役割を果たすことが分かっている。ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）は、ヒドロキシアパタイトミネラルと非可逆的に結合する１５アミノ酸配列（Ｐ−１５）の合成アナログである。したがって、ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）は自家骨の無機構成成分及び有機構成成分を模擬する。無機構成成分はヒトの骨と同様のミネラル組成を有し、骨再生のための天然骨格を提供する。有機構成成分はコラーゲンを模擬し、骨再生細胞の結合を増強する一方、新しい骨の形成の必要に応じて細胞の増殖及び分化を促進する。

以下でさらに記載するように、無機質骨マトリクス粒子（ＯｓｔｅｏＧｒａｆ／Ｎ−３００（登録商標）及びＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標））を含有する、光重合性ヒドロゲル／粒子状材料は、他の骨移植材料、特にＤＦＤＢＡを含有する組成物に対し、圧縮率がより大きいことも見出された。組成物の圧縮強度は、材料に荷重を負荷する際の、組成物の変形への耐性を示す。高い圧縮強度を有する歯科用材料が望ましいのは、高い咀嚼力又は創傷部位に対する軟部組織の縫合により生ずる力に耐えることができるからである。より高い圧縮強度に対する１つの可能な説明としては、これらの組成物中に見出される無機質骨マトリクス粒子が比較的高い密度を有することが挙げられる。

通常、本発明の組成物中での無機質骨マトリクス材料に由来する粒子の存在量は約３０％〜約７５％の範囲である。１つの好ましい形態において、粒子のかさ密度は約１．１〜約１．３ｇ／ｃｃであり、組成物は約４０〜約６０重量％の粒子を含む。これらのかさ密度値を有する粒子をこれらの濃度で使用すると、得られる組成物はパテ様の粘稠性を有し、成形可能、かつ、取扱いが容易である。パテ組成物を歯の骨欠損内に配置して、実質的に適所に固定したままで所望の形状に成形し得る。隣接する健常な骨組織中へ有意に膨張することがなく、骨修復部位で収縮することもないので、良好な寸法安定性を有する。逆に、他の骨成長材料（例えば、ＤＦＤＢＡ）において使用される粒子はかさ密度が低すぎるおそれがある。得られる組成物が薄すぎるので、容易に成形できないか、硬化した組成物が脆すぎたり、骨修復部位中で崩壊するおそれがある。

本発明において使用される高密度粒子はまた、より高い屈折率を有するパテ組成物を提供し得る。組成物を対象とする光照射は、粒子によって妨害されずに、むしろ屈折する。結果として、硬化を生じる光照射が組成物のより深くまで透過できるので、より完全に、かつ、均一に硬化される。

粒子状骨移植材料のためのキャリアは、重合性基を含有する生体適合性、かつ、生分解性の高分子である。当該技術分野で既知のマクロマーはキャリアとして使用され得る。これらのマクロマーは、少なくとも１つの水溶性ブロック、少なくとも１つの生分解性ブロック、及び少なくとも１つの重合性基を含むブロックコポリマーであり得る。好適な水溶性高分子ブロックとしては、例えば、ポリエチレングリコール、ポリエチレンオキシド、部分的に又は完全に加水分解されたポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリエチルオキサゾリン、ポロキサミン、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシアルキル化セルロース（ヒドロキシエチルセルロース及びメチルヒドロキシプロピルセルロース等）、ポリペプチド、ポリヌクレオチド、多糖若しくは糖質（ポリスクロース等）、ヒアルロン酸、デキストラン、コンドロイチン硫酸、ヘパリン、又はアルギン酸塩、並びにタンパク質（ゼラチン、コラーゲン、アルブミン若しくはオバルブミン等）が挙げられる。水溶性ブロックは本質的に生分解性であり得る。概して、重合性基は遊離基開始反応により、好ましくは、紫外光照射又は可視光照射を使用する光重合により重合可能な基を指す。重合性基の例としては、アクリレート、メタクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド及びスチレンが挙げられる。高分子キャリアは重合、架橋されて、本発明による安定なヒドロゲルマトリクスを形成する。粒子は内部で均一に分散され、ヒドロゲルマトリクスにより適所に保持されるので骨修復部位から離れて移動しない。また、ヒドロゲルマトリクスは粒子間に十分な間隔を提供する。粒子の過剰充填が防止され、これにより骨修復部位での新しい細胞浸潤及び血管浸潤の発生が可能となる。ヒドロゲルマトリクスは新しい骨の成長に対して一時的なサポートを与える。粒子及びキャリア材料は再吸収性なので、時間とともに自然骨に変わる。最終的には、これらの材料は完全に新しい骨組織によって一体化される。本発明の粒子及びキャリア材料は良好な生分解速度を有するので、新しい骨の形成が促進される。生分解速度が速すぎると、細胞浸潤及び血管浸潤が部位で進展することができず、骨形成が妨げられる。一方、生分解速度が遅すぎても、細胞転移及び血管透過が阻害される。

上述したように、骨移植材料の供給に使用される重合性基を含有する多くの既知の生分解性キャリアがある。本発明の組成物を形成するのに使用され得る多くの可能な生分解性キャリアの中でも、メタクリル化ヒアルロン酸ナトリウム（ＭＨｙ）又はメタクリル化ヒドロキシエチルセルロース（ＭＨＥＣ）を含むキャリアが最も望ましい特性を与えることが見出された。

ＭＨｙを含むキャリアが特に好ましいのは、生体適合性が高いからである。ヒアルロン酸ナトリウムは、人体の関節、皮膚、及び眼液に見出される安全な天然物質であり、異なる生理学的プロセスに関係する。例えば、ヒアルロン酸ナトリウムは創傷治癒及び炎症緩和についての生化学的機構に関与する。ヒアルロン酸ナトリウムは重合性基、特にメタクリレート基を用いて官能化され得る。メタクリル化ヒアルロン酸ナトリウム（ＭＨｙ）又はメタクリル化ヒドロキシエチルセルロース（ＭＨＥＣ）キャリアは、紫外光照射又は可視光照射に曝露されると遊離基を生成する重合開始剤を使用して重合される。遊離基はＭＨｙ及びＭＨＥＣ化合物の重合及び架橋を開始して、安定なヒドロゲルマトリクスを形成する。

以下の実施例に示すように、ＭＨｙ及びＭＨＥＣキャリア材料の合成に使用される方法は重要である。非特許文献１に記載された方法に従って、ＭＨｙ及びＭＨＥＣキャリアをグリシジルメタクリレート（ＧＭＡ）、トリエチルアミン、テトラブチルアンモニウムブロミド、及びヒアルロン酸ナトリウム（Ｈｙ）又はヒドロキシエチルセルロース（ＨＥＣ）の水溶液中で合成した。ＧＭ：Ｈｙのモル比が増大すると、誘導体化量が増大した。

粒子状骨移植材料及び生分解性の高分子キャリアの他に、組成物は、光により活性化されてキャリアゲル材料を重合する重合系を含有する。重合系は、紫外光又は可視光を照射すると遊離基を生成する光重合開始剤を含む。好適な重合開始剤としては、限定するものではないが、エソシン、アクリジン、チアジン、キサンチン、及びフェナジン染料等の感光染料が挙げられ得る。例えば、エオシンＹ、アクリブラリン；チオニン、ローズベンガル、及びメチレンブルー染料が使用され得る。他の重合開始剤としては、ベンゾフェノン、ベンゾイン及びそれらの誘導体又はα−ジケトン及びその誘導体が挙げられ得る。光開始剤はまた、例えば、２，４，６−トリメチルベンゾイルジフェニルホスフィンオキシド（ＴＰＯ）等のアシルホスフィンオキシド類から選択され得る。重合は、概して約２００〜約７００ｎｍの範囲の波長を有する紫外光又は可視光スペクトルのエネルギーを組成物に照射することによって開始され得る。光重合は、好ましくは約４００〜約６００ｎｍの範囲の波長を有する青色の可視光を組成物に照射することにより開始されることが好ましい。紫外光への長時間の曝露には幾つかの健康上の悪影響があり得るので、可視光を使用することが好ましい。また、殆どの歯科医院は、他の歯科用材料（例えば、複合材料、接着剤及び封止剤）に青色の可視光を照射するための標準的な光硬化ユニットを具備している。かかる標準的な光硬化ユニットを使用して本発明の組成物を照射し得る。重合開始剤は光を吸収し、遊離基の源として機能する。遊離基はＭＨｙ又はＭＨＥＣキャリア上のビニル基の重合を誘導する。重合促進剤、特に三級アミンを組成物に添加して、重合速度を増大し得る。例えば、ジメチルアミノエチルメタクリレート、ジエチルアミノエチルメタクリレート等のアクリレート誘導体が使用され得る。また、例えば、Ｎ−メチルジエタノールアミン、エチル４−（ジメチルアミノ）ベンゾエート（ＥＤＭＡＢ）、２−［４−（ジメチルアミノ）フェニル］エタノール、Ｎ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン（ＤＭＰＴ）、ジヒドロキシエチル−ｐ−トルイジン（ＤＨＥＰＴ）、ビス（ヒドロキシエチル）−ｐ−トルイジン、トリエタノールアミン（ＴＥＡ）等の芳香族三級アミンが使用され得る。また、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン及びＮ−ビニルカプロラクタム等の化合物は、重合促進剤として使用され得る。

上述のように、本発明の組成物は、好ましくは、良好な粘性及び取扱性を有するパテの形態である。これにより臨床医は骨修復部位で組成物を所望の形状に成形及び造形することが可能となる。パテは室温で成形可能であり、接着性がある。良好な寸法安定性を有し、粒子を浮遊状態に保つ。粒子は骨修復部位から移動できず、これにより新しい骨の成長が促進される。また、パテは体液によってすぐには膨潤せず、乾燥が速過ぎることもない。他の実施形態において、組成物は液体、粉末、半固体材料等の形態であり得る。

組成物は、第一の滅菌包装で供給される粒子状骨移植材料及び第二の滅菌包装で供給される注射器内に充填された生分解性の高分子キャリアを有する二部系として提供され得る。第一の包装を開封し、粒子状材料を滅菌混合容器内に流し込む。その後、臨床医は注射器を使用して、高分子キャリアを混合容器中に、かつ、粒子上に調合する。臨床医はキャリア及び粒子を完全に混合して、手術部位にいつでも適用できる均一なパテ様混合物を形成する。

滅菌したスパチュラ又は他の好適な器具を使用して、パテ組成物を適用し得る。パテ組成物は実質的に粘性があり、取り扱いが容易であるので、手術部位で必要な形状に成形され得る。その後、組成物に紫外光又は可視光を照射することにより、組成物は光重合され得る。上述のように、可視光照射を使用して組成物を光重合することが好ましい。標準的な青色光歯科用硬化ユニットを使用して組成物を照射し得る。光重合プロセスが開始すると、組成物はゲル化及び硬化を開始する。比較的短時間のうちに、組成物は安定な架橋ヒドロゲルを形成し始める。

本発明の組成物は、各種歯科用途及び整形外科用途で使用され得る。例えば、組成物は、上顎洞底挙上欠損、抜歯部位、インプラント周辺の骨量減少及びインプラント配置の支持、抜歯部位縁の保存、歯周骨内欠損の修復、インプラント周辺の既存の欠損、歯槽堤の補填、歯槽堤アンレー、歯根分岐部欠損の修復、露出したインプラント表面若しくはインプラント片の被覆、又はインプラント受容を容易にするための無歯部位の修復に使用され得る。

好ましい粒子状骨移植材料及び高分子キャリアを含む本発明の組成物は、多くの有利な特徴を有する。好ましい粒子材料を好ましいキャリアと組み合わせると、メタクリル化ヒアルロン酸ナトリウム（ＭＨｙ）又はメタクリル化ヒドロキシエチルセルロース（ＭＨＥＣ）は、驚くほどに有効な組成物を生成する。組成物は良好な取扱性を有すると共に、光重合によって生体内で硬化して、安定なヒドロゲルを形成することができる。粒子及びキャリアの重量パーセントを最適化して、比較的短時間で均一に光硬化し得る組成物を製造することができる。したがって、臨床医は組成物を特に所望の形状に容易に成形し、生体内で構造を硬化し得る。得られる硬化組成物は、脆くない上に、光硬化性ＤＦＤＢＡ骨移植材料よりも高い圧縮強度を示す。本発明を以下の実施例によってさらに説明するが、これらの実施例は本発明の範囲を限定するように解釈されるべきではない。

以下の実施例１〜実施例４Ａには、光重合性ヒアルロン酸ナトリウム（Ｈｙ）及びヒドロキシエチルセルロース（ＨＥＣ）を合成するための異なる方法を記載する。
[実施例１]

以下に記載する３つの異なる方法を使用して、光重合性ヒアルロン酸ナトリウム（Ｈｙ）を合成した。方法を反応Ｉ、反応ＩＩ及び反応ＩＩＩと称する。

反応Ｉ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
概して、非特許文献２に記載の方法（以下、「Leach法」と称する）に従って、ＧＭＨｙキャリアを調製した。

１％ Ｈｙを室温で２４時間、１０倍モル過剰のグリシジルメタクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。その後、溶液をアセトン中で沈殿させ、蒸留（ＤＩ）水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨｙ溶液を凍結乾燥し、保存した。

反応ＩＩ．Ｈｙ−ＭＡ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
概して、非特許文献３に記載の方法に従って、Ｈｙ−ＭＡキャリアを調製した。

２％ Ｈｙを５℃で２４時間、メタクリル酸無水物とｐＨ８で反応させた。

反応後、溶液をエタノール中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、エタノール中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。Ｈｙ−ＭＡ溶液を凍結乾燥し、保存した。

反応ＩＩＩ．ＧＡＨｙ（アクリル化Ｈｙ）の合成
概して、Leach法に従ってＧＡＨｙマクロマーを調製した。

１％ Ｈｙを室温で２４時間、２０倍モル過剰のグリシジルアクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＡＨｙ溶液を凍結乾燥し、保存した。

結果
ＧＭＨｙキャリアの合成は成功した。約８％のＧＭＨｙを用いて作製したゲルは成功裏に光重合された。Ｈｙ−ＭＡの合成は成功したが、Ｈｙ−ＭＡを用いて作製した硬化ゲルは、Ｈｙ−ＭＡ濃度を低下させても、内部に混合した粒子の有無に関わらず、すべて非常に脆かった。また、反応混合物及び誘導体化材料は共に不透明であり、溶解性の問題を示唆した。ＧＡＨｙ合成は成功したが、材料の取扱いが非常に困難であった。水又は緩衝液への溶解性が低かった。ＧＡＨｙを用いて作製した硬化ゲルは、内部に混合した粒子の有無に関わらず、非常に脆かった。
[実施例２]

以下の実施例において、誘導体化反応を各種条件下で実施して、グリシジルメタクリレートを用いたヒアルロン酸ナトリウム（Ｈｙ）の誘導体化に対しての反応物濃度、組成物及びｐＨの影響を判定した。ＨｙはｐＨ感受性であり、Leach法での反応条件は、相間移動触媒（テトラブチルアンモニウムブロミド）及び塩基（トリエチルアミン）の添加により塩基性（ｐＨ １０．５〜１１）である。こうした塩基性条件ではＨｙの破壊が懸念されるので、反応をグリシジルメタクリレート及び相間移動触媒のみを用いてｐＨ８．５で、グリシジルメタクリレートのみを用いてｐＨ７．２で実施した。また、グリシジルメタクリレートのモル比を１０、１５及び２０にして反応を実施することにより、反応物濃度の影響を調査した。

表１に、各反応において使用する反応物の量及び反応のｐＨを示す。反応ＩＶ及び反応Ｖでは、Ｈｙ １ｇを、 １０ｍＭリン酸緩衝液１２．５ｍＬ、ｐＨ＝７．２及び蒸留（ＤＩ）水８７．５ｍＬに１％で溶解した（ヒアルロンの８％ Ｈｙ ＤＩ水溶液をシミュレートするため)。反応ＶＩ〜反応ＸＩＩでは、Ｈｙ １ｇを１０ｍＭリン酸緩衝液、ｐＨ＝７．２ １００ｍＬに溶解した。

各溶液（反応Ｉ〜反応ＸＩＩ）では、Ｈｙを水及び／又は緩衝液に溶解した後、残りの試薬を添加し、十分に混合した。すべての反応は室温（ＲＴ）で２４時間行われた後、６０℃で１時間インキュベートした。誘導体化Ｈｙをその後アセトン中で沈殿させ、ＤＩ（蒸留）水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させた。

反応の構成成分及び条件を以下の表１に示す。

すべての反応は光重合性生成物を生じた。なお、反応ＶＩ〜反応ＸＩＩにより調製した誘導体化Ｈｙは、粒子状骨移植材料と混合する際の安定性を欠いていた。反応ＶＩ〜反応ＸＩＩにより調製した誘導体化Ｈｙを粒子状材料と１時間混合した後には、もはや重合性でないか、硬質体を作製するのに十分な重合性がなかった。このことは誘導体化の間における反応機構の違いを示唆している。

非特許文献４に記載されているように、グリシジルメタクリレートがＨｙと複合化し得る少なくとも２つの機構がある。第一の機構はエステル交換、即ち、迅速、かつ、可逆的なメタクリレート−Ｈｙ複合化である。第二の機構は、グリシジルメタクリレートが非可逆的にＨｙと結合する開環機構である。より低いｐＨ反応では可逆機構が優勢である一方、より高いｐＨ反応では開環機構が優勢である可能性がある。これが低ｐＨでの反応により調製される誘導体化Ｈｙの安定性の問題の源泉であり得る。
[実施例３]

以下の実施例において、各種条件下で誘導体化反応を実施して、反応時間（４８時間）の増大及び／又は溶液へのグリシジルメタクリレート添加量の増大の影響を判定した。

反応ＸＩＩＩ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
概して、Leach法に従ってＧＭＨｙキャリアを調製した。

１％ Ｈｙを室温で４８時間、１０倍モル過剰のグリシジルメタクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨｙ溶液を凍結乾燥し、保存した。

反応ＸＩＶ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
概して、Leach法に従ってＧＭＨｙキャリアを調製した。

１％ Ｈｙを室温で４８時間、１５倍モル過剰のグリシジルメタクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨｙ溶液を凍結乾燥し、保存した。

反応ＸＶ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
概して、Leach法によってＧＭＨｙキャリアを調製した。

１％Ｈｙを室温で４８時間、２０倍モル過剰のグリシジルメタクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨｙ溶液を凍結乾燥し、保存した。

反応ＸＶＩ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
概して、Leach法によってＧＭＨｙキャリアを調製した。

１％ Ｈｙを室温で２４時間、３０倍モル過剰のグリシジルメタクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨｙ溶液を凍結乾燥し、保存した。

反応ＸＶＩＩ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
概して、Leach法に従ってＧＭＨｙキャリアを調製した。

１％ Ｈｙを室温で４８時間、３０倍モル過剰のグリシジルメタクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨｙ溶液を凍結乾燥し、保存した。
[実施例４]

以下の実施例において、光重合性ヒドロキシエチルセルロース（ＨＥＣ）をLeach法に従って調製した。

反応ＸＶＩＩＩ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
１％ ＨＥＣを室温で２４時間、１０倍モル過剰のグリシジルメタクリレート並びに等量のトリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨＥＣ溶液を凍結乾燥し、保存した。本実施例４において、ＨＥＣをメタクリレート基で成功裏に誘導体化した。エオシンＹ開始系を用いた光重合は成功した。しかしながら、得られるＧＭＨＥＣヒドロゲルはＧＭＨｙヒドロゲルよりも硬く、かつ、脆かった。
[実施例４Ａ]

実施例４に従って製造したＧＭＨＥＣヒドロゲルの脆性を低減させるために、低濃度のグリシジルメタクリレートを使用して反応を実施した。反応は以下の条件で実施された。

反応ＸＩＸ．ＧＭＨｙ（メタクリル化Ｈｙ）の合成
１％ Ｈｙを室温で２４時間、上記実施例４（反応ＸＶＩＩＩ）において使用した半分量のグリシジルメタクリレート、トリエチルアミン及びテトラブチルアンモニウムブロミドと水中で反応させた。反応を６０℃で１時間継続した。反応後、溶液をアセトン中で沈殿させ、ＤＩ水に溶解し、アセトン中で再度沈殿させ、ＤＩ水に再度溶解して過剰の反応物を除去した。ＧＭＨＥＣ溶液を凍結乾燥し、保存した。

本実施例４Ａにおいて、重合時に得られる材料は、元のＧＭＨＥＣよりも軟らかく、脆性が低かった。

反応Ｉ〜反応ＸＩＸの総括
以上に基づいて、反応Ｉ及び反応ＩＶは、本発明の組成物において使用され得る生体適合性、かつ、生分解性の高分子キャリアを作製するための好ましい反応である。また、反応Ｖ及び反応ＸＶＩＩＩを使用しても、良好な特性を有する高分子キャリアが製造され得る。他のすべての反応は、上記のように、キャリアを合成する方法としてはあまり好ましくない。

以下の実施例５には、異なる重合開始剤系を有する重合性組成物を記載する。
[実施例５]

本実施例において、ＧＭＨｙ及び重合開始剤を含む異なる組成物を調製した。組成物は骨移植材料を全く含有しなかった。以下の表２〜表４に組成物を記載する。組成物は、デンツプライスペクトラム８００歯科用ランプ（Dentsply Spectrum 800 dental lamp）（Dentsply International）を使用して重合された。結果を以下で報告する。

以下の表２に記載するように、異なる量の光重合開始剤染料（エオシンＹ（ＥＹ））；トリエタノールアミン（ＴＥＡ）；及びＮ−ビニル−２−ピロリドン（ＮＶＰ）を含有する配合を調製した。

第二に、カンファーキノン（ＣＱ）を含有する配合を調製した。しかしながら、ＣＱは水に不溶である。ＣＱをエタノールに溶解することは可能であるが、重合は起こらない。（Ｈｙはエタノールに不溶である。）非常に希薄なＣＱ水溶液でも機能しなかった。光重合性ゲルは水から作製されるので、親水性の開始剤が必要である。

第三に、以下の表３に記載するように、光重合開始剤染料（ローズベンガル（ＲＢ））を含有する配合を調製した。

最後に、表４に記載するように、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン（ＮＶＰ）又はＮ−ビニルカプロラクタム（ＮＶＣ）を含有する配合を調製した。

ＮＶＣはＮＶＰよりも水に溶けにくいので、作製された初期開始剤溶液は、マクロマーゲルと混合する前には、より薄かった。ＮＶＣを含有する配合では、マクロマーゲル１ｇ当たり開始剤１００μＬを使用した。一方、ＮＶＰを含有する配合では、マクロマーゲル１ｇ当たり開始剤溶液５０μＬを使用した。

結果
硬化深度データ、硬化ゲルの定性的な物性及び構成成分のＦＤＡ承認過程に基づいて、０．０２５ｍＭエオシンＹ（ＥＹ）、１００ｍＭトリエタノールアミン（ＴＥＡ）及び０．５％ Ｎ−ビニルカプロラクタム（ＮＶＣ）を含む開始系が最も好ましい。

以下の実施例６には、ＧＭＨｙヒドロゲル及び粒子状骨移植材料を含有する異なる組成物を記載する。
[実施例６]

本実施例において、ＧＭＨｙヒドロゲルキャリア及び粒子状骨移植材料（ＤＦＤＢＡ又はＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標））を含む異なる組成物を調製した。粒子濃度だけでなく、ＧＭＨＹ濃度（緩衝液中）も変化させた。以下の表５に、これらの組成物を記載する。組成物をデンツプライスペクトラム８００歯科用ランプ（Denstply International）を使用して重合した。結果を下記に示す。

８重量％のＧＭＨｙを含有する配合が最も好ましい。４〜６重量％のＧＭＨＹを含有するゲルは、硬化前に粘着性があるが、硬化後に固体ではない。８％配合の中でも、粒子濃度の低いものは、粒子濃度の高い配合ほど硬くはないが、光曝露中に硬化する深度はより大きい。３７〜５５重量％の範囲の粒子濃度を有するすべての組成物が有効であるが、光硬化の前後両方で異なる特性を有する。

１８重量％のＤＦＤＢＡ配合は、４０重量％のＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）配合と同じ容量％の粒子を有する。表５に、各粒子配合の容量％及び重量％の値を示す。ＤＦＤＢＡを用いて作製した配合は、ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）配合と比較して、硬化前には同様の取扱性を有する。硬化後、ＤＦＤＢＡ配合はより軟らかく、ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）配合ほど硬化しなかった。こうした理由から、ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）を有する配合が好ましい。

好ましいＧＭＨｙ／粒子組成物は、上記表５中の配合番号４、７、８、及び９として識別される。

各種粒子状骨移植材料及びキャリアを含有する組成物の機械的試験
上記した組成物の圧縮率を、テクスチャ分析計を用いて測定した（ｎ＝４〜５）。結果を以下の棒グラフで示す。

上述のように、ＯＧ／Ｎ−３００は無機質骨マトリクス（ＡＢＭ）粒子状材料であり、同様の粒子状材料が、ＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）製品において使用される。ＯＧ／Ｎ−３００及びＰｅｐＧｅｎ Ｐ−１５（登録商標）材料において同様の粒子が使用されるので、製品は物理的特性及び機械的特性に関して同様の挙動を示す。以下の機械的特性試験においては、ＯＧ／Ｎ−３００材料を試験サンプルとして使用した。

試験１（各種粒子濃度でのＤＦＤＢＡを用いて作製した材料対ＯＧ／Ｎ−３００を用いて作製した材料の圧縮率比較）
本試験１において、ＧＭＨｙキャリアは、実施例１（反応Ｉ）に記載した方法に従って合成された。重合系は配合Ｏ（表４、実施例５）とした。配合４及び配合７〜配合１３（実施例６）；配合４及び配合７〜配合１３（実施例６）について試験した。結果を図１の棒グラフに示す。

試験２（各種硬化時間でのＤＦＤＢＡを用いて作製した材料対ＡＢＭを用いて作製した材料の圧縮率比較）
本試験２において、実施例１（反応Ｉ）に記載した方法に従って、ＧＭＨｙキャリアを合成した。重合系は配合Ｏ（表４、実施例５）とした。配合４及び配合７〜配合１３（実施例６）について試験した。結果を図２の棒グラフに示す。

試験３（各種粒子濃度及び硬化時間でのＯＧ／Ｎ−３００を用いて作製した２つの材料の圧縮率比較）
本試験３において、実施例１（反応Ｉ）に記載した方法に従って、ＧＭＨｙキャリアを合成した。重合系は配合Ｏ（表４、実施例５）とした。配合４及び７（実施例６）について試験した。結果を図３の棒グラフに示す。

試験４（ＧＭＨｙキャリア及びＯＧ／Ｎ−３００の各種濃度で作製した２つの材料の圧縮率比較）
実施例１及び実施例２（反応Ｉ及び反応ＩＶ）に記載した方法に従って、ＧＭＨｙキャリアを合成した。重合系は配合Ｏ（表４、実施例５）とした。配合４及び配合７〜配合９（実施例６）について試験した。結果を図４の棒グラフに示す。

ウサギ骨インプラントの検討
検討１
４羽のニュージーランド（ＮＺ）ウサギにおいて直径５ｍｍの両側、単一脛骨欠損を創出した。ＧＭＨＥＣ又はＧＭＨｙのいずれかのＰ−１５細胞結合ペプチド（ＡＢＭ／Ｐ−１５）で覆われた無機質骨マトリクスから構成される光硬化性パテ材料を部位に移植した。移植片は可視光を用いて原位置で硬化させた。６週間後、組織診断及びＸ線撮影を行った。

実施例２及び実施例４（反応ＸＩＩ及び反応ＸＶＩＩＩ）に記載した方法に従って、ＧＭＨｙキャリアを合成した。重合系は配合Ｏ（表４、実施例５）とした。配合４について試験した。

組織学的結果及びＸ線撮影結果から、あらゆる欠損において両方の移植材料内部で、中等度から十分な骨形成が示された。軽度から中等度の炎症が観察された。図５に、光硬化性ヒドロゲル／ＡＢＭ／Ｐ−１５移植材料のインプラント及び原位置での硬化から６週間後の骨形成の代表的な組織学的結果を示す。

検討２
第二の検討では、未硬化ＧＭＨｙ及び原位置で硬化したＧＭＨｙを用いた４週間での骨形成を、６羽のＮＺ白ウサギの大腿骨における両側直径２．０ｍｍの欠損で比較した。

実施例２（反応１）に記載した方法に従って、ＧＭＨｙキャリアを合成した。重合系は配合Ｏ（表４、実施例５）とした。配合４（実施例６）について試験した。

硬化試験材料及び未硬化試験材料は共に、骨及び隣接する筋肉組織において良好な耐容性を示した。未硬化材料の方が硬化材料よりも、欠損修復及び骨融合について僅かに良好な結果を示した。両材料は骨を覆う筋肉に対する刺激性が無いと考えられた。

各種濃度レベルでの、ＤＦＤＢＡを用いて作製した材料対ＯＧ／Ｎ−３００粒子を用いて作製した材料の圧縮率特性を示す棒グラフである。 各種硬化時間での、ＤＦＤＢＡを用いて作製した材料対ＯＧ／Ｎ−３００粒子を用いて作製した材料の圧縮率特性を示す棒グラフである。 各種濃度レベル及び各種硬化時間での、ＯＧ／Ｎ−３００粒子を用いて作製した材料の圧縮率特性を示す棒グラフである。 各種濃度レベルでの、ＧＭＨｙキャリア及びＯＧ／Ｎ−３００粒子を用いて作製した材料圧縮率特性を示す棒グラフである。 ＭＨＥＣ／ＡＢＭ／Ｐ−１５骨成長材料のインプラント後の骨形成の組織像を示す図である。

Claims (24)

1. 新しい骨材料の成長を促進するための組成物であって、
   無機質骨材料に由来する多孔性の再吸収性粒子、
   重合時に安定なヒドロゲルマトリクスを形成し、かつ、前記粒子が該ヒドロゲル内部に分散される、重合性基を有する再吸収性の生体適合性キャリアゲル材料、及び
   光で活性化されて前記キャリアゲル材料を重合する重合系、
   からなる組成物。
2. 前記粒子がウシ由来であり、かつ、前記粒子の平均粒径が約２５０μｍ〜約１０００μｍの範囲である、請求項１に記載の組成物。
3. 前記粒子の平均粒径が約２５０μｍ〜約４２０μｍの範囲である、請求項２に記載の組成物。
4. 前記粒子の存在量が、前記組成物の重量に対して約３０重量％〜約７５重量％の範囲である、請求項１に記載の組成物。
5. 前記粒子のかさ密度が約１．１〜約１．３ｇ／ｃｃであり、かつ、前記組成物が約４０％〜約６０％の粒子を含む、請求項４に記載の組成物。
6. 前記キャリアゲルが光重合性多糖を含む、請求項１に記載の組成物。
7. 前記キャリアゲルがメタクリル化ヒアルロン酸ナトリウムを含む、請求項６に記載の組成物。
8. 前記キャリアゲルがメタクリル化ヒドロキシエチルセルロースを含む、請求項６に記載の組成物。
9. 前記キャリアゲルが、メタクリル化ヒアルロン酸ナトリウム及びメタクリル化ヒドロキシエチルセルロースの混合物を含む、請求項６に記載の組成物。
10. 前記キャリアゲルが約２重量％〜約１０重量％の光重合性多糖を含む、請求項１に記載の組成物。
11. 前記重合系が、エオシンＹ、アクリブラリン、チオニン、ローズベンガル、及びメチレンブルー染料、並びにそれらの混合物から成る群から選択される光重合開始剤を含む、請求項１に記載の組成物。
12. 前記重合系が、約４００〜約６００ｎｍの範囲の波長を有する青色の可視光によって活性化される、請求項１に記載の組成物。
13. 前記重合系が、Ｎ−メチルジエタノールアミン、エチル４−（ジメチルアミノ）ベンゾエート（ＥＤＭＡＢ）、２−［４−（ジメチルアミノ）フェニル］エタノール、Ｎ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン（ＤＭＰＴ）、ジヒドロキシエチル−ｐ−トルイジン（ＤＨＥＰＴ）、ビス（ヒドロキシエチル）−ｐ−トルイジン、トリエタノールアミン（ＴＥＡ）、及びそれらの混合物から成る群から選択される光重合促進剤を含む、請求項１に記載の組成物。
14. 前記重合系が、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン、Ｎ−ビニルカプロラクタム、及びそれらの混合物から成る群から選択される光重合促進剤を含む、請求項１に記載の組成物。
15. 前記重合系が、エオシンＹ、トリエタノールアミン、及びＮ−ビニルカプロラクタムの配合物を含む、請求項１に記載の組成物。
16. 新しい骨材料の成長を促進するための組成物であって、
    Ｐ−１５ポリペプチド材料と結合する、無機質骨材料に由来する多孔性の再吸収性粒子、
    重合時に安定なヒドロゲルマトリクスを形成し、かつ、前記粒子が該ヒドロゲル内部に分散される、重合性基を有する再吸収性の生体適合性キャリアゲル材料、及び
    光で活性化されて前記キャリアゲル材料を重合する重合系、
    からなる組成物。
17. 骨成長を誘導する組成物を欠損した骨組織に適用する方法であって、
    ａ）無機質骨材料に由来する多孔性の再吸収性粒子；重合時に安定なヒドロゲルマトリクスを形成し、かつ、前記粒子が該ヒドロゲル内部に分散される、重合性基を有する再吸収性の生体適合性キャリアゲル材料；及び、光で活性化されて前記キャリアゲル材料を重合する重合系からなる、骨成長を誘導する組成物を用意する工程、
    ｂ）前記組成物を欠損した骨組織へ適用する工程、及び
    ｃ）前記組成物が硬化するように、前記組成物に光を照射する工程、
    からなる方法。
18. 前記組成物がパテ様の粘稠性を有し、かつ、光を照射する前に、前記欠損した骨組織全体に渡って成形される、請求項１７に記載の方法。
19. 前記粒子がウシ由来であり、かつ、前記粒子の平均粒径が約２５０μｍ〜約１０００μｍの範囲である、請求項１７に記載の方法。
20. 前記キャリアゲルがメタクリル化ヒアルロン酸ナトリウムを含む、請求項１７に記載の方法。
21. 前記キャリアゲルがメタクリル化ヒドロキシエチルセルロースを含む、請求項１７に記載の方法。
22. 前記組成物に、約４００〜約６００ｎｍの範囲の波長を有する青色の可視光を照射する、請求項１７に記載の方法。
23. 前記重合系が、エオシンＹ、トリエタノールアミン、及びＮ−ビニルカプロラクタムの配合物を含む、請求項１７に記載の方法。
24. Ｐ−１５ポリペプチド材料が前記無機質骨材料に由来する前記粒子と結合する、請求項１７に記載の方法。

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