JP2014530744A - 組成物および骨の治癒におけるそれらの使用 - Google Patents

Abstract

【解決手段】 本発明は、実質的に球状な生体活性ガラス粒子から成る移植可能な組成物に向けられるものである。【選択図】 図４

Description

本出願は２０１１年１０月２４日の日付で出願された米国仮特許出願第６１／５５０７０６号の利益を請求し、この参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。

本発明は、骨の治癒に有用な材料における実質的に球状な生体活性ガラス粒子の使用に向けられるものである。

生体活性ガラスは、２４年以上にわたり骨移植材料として用いられてきた周知の外科用材料である。最初の４５Ｓ５生体活性ガラス組成物はＨｅｎｃｈにより見いだされ、以下の組成を有する。４５％のＳｉＯ_２、２４．５％のＮａ_２Ｏ、２４．５％のＣａＯ、および６％のＰ_２Ｏ_５［Ｈｅｎｃｈ Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．Ｓｙｍｐ．１１７−１４１（１９７１）］。骨移植材料として、生体内で移植される場合、生体活性ガラスはガラス表面において炭酸ハイドロキシアパタイト（ＨＣＡ）層を形成する独特の性質を有する。この層の形成は、ガラスの溶解、それに続くカルシウム（Ｃａ）およびリン（Ｐ）イオンの放出、およびガラス表面上におけるＣａ−Ｐに富む層の形成と関連がある。最終的に層は、炭酸ハイドロキシアパタイトに結晶化し、生体活性ガラス粒子のまわりで骨の治癒を改善する生体活性ガラスと骨との間の界面結合を生じる結果となる。

Ｈｅｎｃｈの最初の４５Ｓ５手法の発見の後、さらなる組成物の評価がなされたが、狭い範囲のＣａＯ−ＳｉＯ_２−Ｎａ_２Ｏ比率のみが、４５Ｓ５組成物を生理活性状態とし、最も良好な結果を提供することが明らかとなった。Ｈｅｎｃｈ ｅｔ ａｌ Ｌｉｆｅ Ｃｈｅｍ Ｒｅｐ １３：１８７（１９９６）。

研究はまた最適粒径の決定のため実施された。まず最初に、これは手術の間に湿ったガラスの術中の取扱いを改善することに重点的に取り組んだ。Ｌｏｗら（米国特許第４８５１０４６号明細書）は、術中のガラスの粘着性および操作における４５Ｓ５生体活性ガラス粒径の効果を分析した。テストは、霊長類歯周欠損において幅広い９０〜７１０μｍの粒径が最も良好な術中の取扱いおよび生体内骨形成を有することを示した。

ＳｃｈｅｐｅｒｓおよびＤｕｃｈｅｙｎｅ（米国第５２０４１０６号明細書）はまた、４５Ｓ５生体活性ガラス粒径の影響を分析した。これは、生体活性ガラス粒子の分解および溶解率を制御するために行われた。イヌの顎骨への様々な粒径の移植が異なる生物学的反応をガラスに生じさせることが示された。結果は、２８０〜４２５μｍのサイズ範囲がこの骨格部位で最も良好な骨形成反応を提供することを示した。

先行の顎骨研究からの結果はより小さな粒子の準最適な反応を見い出したが、これは顎におけるより高い流体の流れおよび血管分布状態に起因するものであった。十分な骨の成長を生じる前に、これはより速いガラスの吸収を誘導した。しかしながら、付属肢骨格は顎と比較して低い血管分布状態および最小限の流体の流れを有する。彼らの最初の歯の研究の後、ＳｃｈｅｐｅｒｓおよびＤｕｃｈｅｙｎｅ（米国第５６５８３３２号明細書）は、付属肢骨格に移植する生体活性ガラスのより小さな粒子（２００〜３００μｍ）が顎において見られる速い率で再吸収されないことを見出した。彼らは、核を骨組織形成に提供することにより、より少小さいサイズ範囲が骨形成率を増加させることを見出した。ウサギ腸骨稜欠損で行ったテストは、２００〜３００μｍの粒径が粒子の表面（骨再生）および粒子の中心領域（窩）の中で骨の成長を促進することを示した。その上、様々なガラス組成物の生体内テストでは４５Ｓ５ガラスが最も良好な骨形成を有することを示した。

Ｙａｎｇによる更なる研究（米国第６２２８３８６号明細書）は、生体活性ガラスを狭い範囲で製造することに関連したコストの問題に対処した。Ｙａｎｇの研究は、生体活性ガラス粒子の製造コストを下げるために、ＳｃｈｅｐｅｒｓおよびＤｕｃｈｅｙｎｅの２００〜３００μｍから２００〜４００μｍに拡大した。このより幅広いサイズ範囲を生体内ウサギ腸骨稜モデルでテストし、ＳｃｈｅｐｅｒｓおよびＤｕｃｈｅｙｎｅの２００〜３００μｍおよびＬｏｗにより開示された最初の９０〜７１０μｍと比較した。結果は半定量的で、グループにつき２匹の動物に基づいたものであったが、データはわずかにより広い２００〜４００μｍに最も良好な性能があることを示した。

先行技術は、粒径が粒子の手術中の取扱い、ガラスの溶解、骨核形成部位としての機能および製造コストに影響を及ぼすことを示した。この最初の研究の後、ガラスの新規の特性が生体活性ガラスの骨の治癒の主要な誘因であるということが発見された。Ｏｏｎｉｓｈｉによる研究で、４５Ｓ５生体活性ガラスを生体内ウサギ大腿骨モデルにおいて広く用いられている骨移植物質（ヒドロキシアパタイト）と直接比較した［Ｏｏｎｉｓｈｉ ｅｔ ａｌ．Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．Ｒｅｌ．Ｒｅｓ．３３４：３１６−３２５（１９９７）］。結果は生体活性ガラスがヒドロキシアパタイトより速く、より強固な骨形成に終わることを示した。Ｏｏｎｉｓｈｉは４５Ｓ５ガラスにより増加した骨形成は、ガラスの表面においてコロニー形成および幹細胞の増殖を刺激したシリカ、カルシウム、およびリンイオンの放出に起因していると仮定した。この発見はその後、生体活性ガラスから放出されるイオンが、細胞分化、増殖、およびタンパク質発現の強化により、骨形成を増加させることを示したいくつかの研究により確かめられた［Ｘｙｎｏｓ ｅｔ ａｌ．Ｂｉｏｃｈｅｍ Ｂｉｏｐｈｙｓ Ｒｅｓ Ｃｏｍｍｕｎ ２７６：４６１−４６５（２０００）；Ｂｏｓｅｔｔｉ ｅｔ ａｌ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２６：３８７３−３８７９（２００５）；Ｊｅｌｌ ｅｔ ａｌ．Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｓｃｉ：Ｍａｔｅｒ．Ｍｅｄ．１７：９９７−１００２（２００６）］。

最初の生体活性ガラスの最適化データはガラス粒子のサイズを評価したが、この研究の全ては不規則なガラスの粒子を用いることに基づいており、イオン放出が骨の治癒を促進する生体活性ガラスの能力に重要な影響を及ぼすことを示す最近のデータを考慮していなかった。先行技術の不規則な形の粒子は、特定のサイズ範囲に篩過され、起伏の多い、ギザギザの端を持つ非常に不規則でランダムな形を有した。これに加え、特定のサイズ範囲の単離は、楕円形で「米粒」の形をした粒子が分離工程の間にふるいに通す、または通さない可能性があるのため完全に正確ではない。

先行技術はまた、非常に小さい生体活性ガラスが速く溶解し、骨の治癒に有害な影響を有する部位に、集中的なイオン放出を誘導することが可能であることを示した（米国特許第５６５８３３２号明細書）。反対に、非常に大きい粒子は非常にゆっくりイオンを放出する可能性があり、生体活性ガラスは局所細胞の短期のイオン刺激からは利益を得ない。さらに、先行技術の教えは、有益な骨の治癒反応を成し遂げるために微小亀裂を持つ不規則な形の、起伏のある端を持つ粒子を利用することが重要なことを示す。

新規材料を生産するための生体活性ガラス粒子の形およびサイズの更なる最適化は、さらに骨の治癒反応を改善するために必要である。

本発明は、生理的に許容できる担体および実質的に球状な生体活性ガラス粒子を有する哺乳類の体へ移植可能な組成物に向けられるものである。また、本発明の範囲内は二峰性粒径分布を有する実質的に球状な生体活性ガラス粒子である。予め反応させ、力学的に安定化させた粒子はまた、本発明の範囲内である。焼結した、実質的に球状な生体活性ガラス粒子はまた記述される。

図１は、先行技術（３２〜７１０μｍ）の４５Ｓ５粒子の走査型電子顕微鏡画像を示す。 図２は、等しい半径（Ｄ１＝Ｄ２）を持った均一な球体と不均等な半径（Ｄ１≠Ｄ２）を持った先行技術の不規則な粒子との比較を示す。 図３は、本発明の実質的に球状な４５Ｓ５粒子の走査型電子顕微鏡画像を示す。 図４は、本発明の１実施形態の二峰性粒径範囲の実質的に球状な４５Ｓ５生体活性ガラスの走査型電子顕微鏡画像を示す。 図５は、三角の形の細孔を結果的に生じる３つの球体のパッキングを示す。 図６は、阻害された多孔性および低い多孔性の領域を示す先行技術の不規則な粒子のより高密度なパッキングを示す。 図７は、力学的安定化層で外側のコーティングが続いて存在する生体活性ガラス粒子の表面におけるＨＣＡ層の形成を示す。 図８Ａは、本発明の特定の実施形態の利点を示す、様々な単峰形の球面サイズ範囲（９０〜１８０μｍ、１８０〜３５５μｍ、および３５５〜５００μｍの実質的に球状な粒子）のシリカイオン放出特性を示す。

図８Ｂは、二峰性粒径分布（９０〜１８０／３５５〜５００μｍ、および１８０〜３５５μｍ／３５５〜５００μｍ）を有する実質的に球状なグループおよび先行技術の不規則な粒子グループ（３２〜７１０μｍ）からのシリカイオン放出特性を表す。
図９は、本発明の実質的に球状な４５Ｓ５粒子および先行技術の不規則な粒子グループ由来の６および１２週のウサギ大腿骨の研究検体のマイクロＣＴ画像を示す。本発明の粒子は、欠損部の中央において増加した骨形成を示した。 図１０は、本発明の二峰性４５Ｓ５粒子を用いたウサギ大腿骨研究由来の６および１２週間の組織学結果を示す。 図１１は、本発明の粒子を先行技術の不規則な粒子グループと比較するウサギ大腿骨研究の組織形態計測分析結果を示す。

生体活性ガラスの不規則な形の粒子が骨の治癒のために必要である先行技術の開示とは対照的に、実質的に球状な生体活性ガラス粒子、特に４５Ｓ５ガラス粒子の使用が、骨の形成、骨の癒合、および骨の治癒の率を有意に向上させるということを今、予想外に見出した。特定の単峰形または二峰性粒径範囲を有する実質的に球状な生体活性ガラス粒子の使用はまた、骨の形成、骨の癒合、および骨の治癒の率さえさらに改善するということが今、見いだされた。そのような材料および生体材料におけるそれらの使用、例えば骨修復移植片は、本明細書において記述される。

本発明の材料は、長骨、脊柱、頭蓋顎顔面、歯、および歯周骨を含む骨格のすべての領域において移植可能な骨移植片として用いることが可能である。本明細書において用いられているように、「移植可能な」は、哺乳類の体に入れることが可能である生理的に許容できる材料を指す。そのような生理的に許容できる材料は無菌で、非発熱性で、非免疫原性である。組成物および本発明の方法を用い治療されるものと想定される哺乳類には、ヒトおよびイヌ、ネコ、およびウマのような家畜が含まれる。

本発明は、４５Ｓ５生体活性ガラス、ホウ酸塩ガラスまたは他の任意の適当な生体活性ガラス材料のような生体活性ガラス材料でできている骨移植に向けられるものである。典型的な材料は、ＳｉＯ_２およびＣａＯ、ＳｉＯ_２、ＣａＯ、およびＰ_２Ｏ_５、またはＳｉＯ_２、ＣａＯ、Ｐ_２Ｏ_５、およびＮａ_２Ｏの組合せから成ることが可能である。列挙した組合せに含まれない他の材料と同様に、これらの材料は当技術分野で周知である。

本発明の材料は、先行の不規則な形の生体活性ガラス粒子より、より大きな生物活性およびより良好な骨形成の結果となる生体活性ガラス粒子の特定の形およびサイズを有する。本発明において用いるため本明細書において記述される粒径分配を有する実質的に球状な生体活性ガラス粒子は、当技術分野で周知の方法により調製することが可能であり、Ｍｏ−Ｓｃｉ社（ミズーリ州、Ｒｏｌｌａ）のようなメーカーによりオーダーメイドすることが可能である。

本発明の１つの態様は、最も均一なイオン放出特性を有する生体活性ガラス粒子を用いることである。本発明の範囲内で用いられる生体活性ガラス粒子は、「実質的に球状な」粒子を含む。本明細書において用いられているように、「実質的に球状な」は、ほぼ円形または卵形の断面を有し、例えば、走査型電子顕微鏡画像での顕微鏡観察レベルで円形から丸みのある粒子として認められる粒子を指す。扁円の回転楕円体である粒子、つまり面がそれを二等分する赤道円の直径より短い原線で回転対称の楕円体である粒子はまた、本発明の「実質的に球状な」粒子の範囲内である。

粒子が実質的に球状かどうか当技術分野で周知の方法を用い決定することが可能である。粒子を製造した後に、粒子が実質的に球状かどうか、定性的に評価するために、それらを顕微鏡により検査する。本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子は、溶解の形成に続くガラスの粉砕またはすりつぶしに基づく起伏のある表面および不規則な形を有する典型的な生体活性ガラス粒子と対照的に形づくられる（図１）。起伏のある表面を有するか、後部が楕円形の球であるか、分解した球状断片であるか、癒合する粒子である粒子は、本発明の範囲内で実質的に球状でないと考えられる。

本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子は、単峰形または二峰性粒径分布を望ましくは包含する。本明細書において用いられているように、「二峰性粒径分布」は、大部分の粒径が２つの粒径分布の範囲に含まれる本発明の材料を指す。本発明の二峰性分布の好ましい実施形態は、少数の小さな粒子および大多数のより大きな粒子から成る。二峰性粒径分布を有する本発明の組成物は、２つの特定の粒径分布のいずれの範囲外にも入る少数の粒径を含む可能性がある。好ましくは、重量で粒子の少なくとも６０〜９９％は、２つの特定の粒径分布に含まれる。より好ましくは、重量で粒子の少なくとも８０〜９０％、例えば８５％は、２つの特定の粒径分布に入る。

多モードの粒径分布はまた想定される。そのような多モードの分布において、大多数の粒子サイズは、３若しくはそれ以上の粒径分布に含まれる。

好ましい実施形態において、本発明の材料は、３２〜２００μｍの第１の粒径分布および３００〜８００μｍの第２の粒径分布を有する実質的に球状な生体活性ガラス粒子を含む。好ましくは、重量で粒子の５％〜５０％、より望ましくは粒子の約１０％が、３２〜２００μｍの範囲に、より望ましくは９０〜１８０μｍの範囲に入る粒径を有する。

また、重量で粒子の５０％〜９５％、より望ましくは粒子の約９０％が、３００および８００μｍの範囲に、望ましくは３５５〜５００μｍの範囲に含まれる粒子サイズを有する実施形態が望ましい。

特に好ましい実施形態において、本発明の材料は、９０〜１８０μｍの第１の粒径分布および３５５〜５００μｍの第２の粒径分布を有する実質的に球状な生体活性ガラス粒子を含む。

本明細書を通して、「実質上回転楕円体である」という用語は、望まれない粒子と比較して、本発明で使用するのが望まれる生体活性ガラス粒子を定義するのに用いられた。「実質的に球状」という定義済みの用語は定性的なものであり、機械的な手段で測定または決定するのが困難であることを理解すべきである。したがって、全体的に三次元形において球状であり、圧倒的に滑らかな表面を有するため、それらが当業者により顕微鏡検査を通し視覚化される可能性のある場合、粒子は「実質的に球状」として見られるべきである。当然のことながら自然または人為的に作られたどちらの少量の対象物も、真に幾何学的に球状である。むしろ、幾何学的に球形に近い形の群は、球体または実質的に球状であるであるものと考えられる。このように、扁円の回転楕円体、１若しくはそれ以上の突出部または隆起を有する回転楕円体、および１若しくはそれ以上のくぼみまたは陥没を含む回転楕円体は、全体的に球形に近づいていることが見られる場合、一連の「実質的に球状な」粒子に含まれる可能性がある。

全体的に幾何学的な形と等しく重要なことは粒子の表面の滑らかさである。この点においては、そのような先行の粒子は少なくとも圧倒的に起伏があり、破砕しているという点で、本発明で使用するのに好まれる粒子は生体活性ガラスにおいて用いるため先行技術により学んだそれらと区別され、滑らかでない。かさねて、滑らかさは本発明の粒子の定性的性質であり、その性質は当業者により顕微鏡検査で視覚化され測定される。先行技術の粒子が起伏があるまたは破砕されており、それらの上に複数の角度または鋸刃のようなギザギザの形態を有することが理解されよう。実際に、先行技術は、粒子表面積を増加させるため割れ目および起伏のある形態を意図的に引き起こしたものと考えられる。「実質的に球状な」生体活性ガラス粒子の一連の本粒子は、そのような形態を生じさせるような力にさらさず、むしろ、表面の滑らかさが望まれる。

本発明の実施形態の１若しくはそれ以上の実施において用いられる生体活性ガラス粒子の全てが、「実質的に球状」である必要があるというわけではない。本発明の範囲内で、「実質的に球状」のものとして分類される粒子の数で、最も大きいパーセンテージが好まれるが、良好な結果は、好ましいサイズ範囲内にあり、「実質的に球状」である両方の粒子の数で、少なくとも約７０％である粒子の使用で達成される可能性がある。さらに好まれるのは、好ましいサイズ範囲の中にあり、「実質的に球状な」粒子の数で、７０％〜約９０％、望ましくは約８０％または８５％である粒子の使用である。

実質的に球状な生体活性ガラス粒子の二峰性粒径分布は、例えば、機械式手段により生体活性ガラス粒子の２つの粒径分布を混合することにより作成されることが可能である。当技術分野で周知のふるい分け技術は、実質的に球状な粒子を異なったサイズ範囲に分けるのに用いられることが可能である。粒子が先行技術のそれらより規則形状を有するため、そのような技術は本発明でより正確である。これにより本発明の粒子を用いて正確なサイズ範囲が単離することが可能となる。

ふるい分け工程により、２若しくはそれ以上のサイズのサイズ範囲組合せがつくられることが可能となる。ふるい分けは当技術分野で周知の技術であり、これらの技術は、例えば、ＮＩＳＴ Ｒｅｃｏｍｍｅｎｄｅｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ Ｇｕｉｄｅ、Ｓｐｅｃｉａｌ Ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ ９６０−１、Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｓｉｚｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ，Ｊａｎｕａｒｙ ２００１において記述される。混合したサイズ範囲を用い、放出特性は、様々なサイズの粒子からの最適放出を提供するため変化させる可能性がある。２つの実質的に球状なサイズを含む二峰性サイズ範囲の１つの例を図４に示す。この実施形態において、生体活性ガラスの球面混合は、小さな実質的に球状な生体活性ガラス粒子のパーセンテージ、望ましくは低いパーセンテージとより大きな実質的に球状な生体活性ガラス粒子のパーセンテージ、望ましくはより高いパーセンテージとを混合することにより作成される。

本発明の材料において、より小さな粒子は、治癒の工程を刺激するため、イオンの最初の制御放出を提供する。これらの粒子からのイオン解放が本明細書において記述される組成物により抑制されるので、悪影響をもたらす過剰な生体活性ガラスのイオンの放出を抑えるよう制御することが可能である。その上、より大きな粒子の存在は、粒子に継続した骨形成のための足場の働きをさせる。これらの粒子はより遅い溶解および吸収率を有し、治癒の工程を通し骨誘導能を持つ表面として機能することが可能である。

本発明の生体活性ガラス粒子は、最も再生可能なイオン放出および最適三次元パッキングを有する形を用いる。様々な幾何学的形状の分析において、球面の形は、粒子の中心から端までの一貫した距離とするため、丸い、均一な表面であり、その三次元パッキングのため完全に相互接続した多孔性をつくる能力となるよう選択した（図２）。実質的に球状な生体活性ガラス粒子は、最も一貫した粒子の配置および制御可能なイオン放出特性を提供する。

実質的に球状な４５Ｓ５生体活性ガラス粒子の１つの例を図３に示す。生体内に移植される場合、生体活性ガラスの体液への曝露が、ガラスからイオンを放出する溶解工程を開始する。溶解工程が粒子形に依存しているので、均一な球状粒子の使用は制御されたイオン放出を提供する。粒径を変えることにより、結果として生じるイオン放出特性はまた変化させることが可能である。溶解テストにより、より大きな粒子はより遅い放出を提供するが、より小さな粒子はより速い放出を提供することが示された。

球状粒子を用いることのもう１つの長所は、粒子を３次元空間にパッキングすることが不規則な粒子をパッキングすることから形成される多孔性より骨内への成長をより助長するということである。実質的に球状な粒子をパッキングすることは、結果的に開いた細孔を持ち細孔の妨害物がない完全に相互接続した多孔性をもたらす。細孔径制御は、特定の直径の粒子を用い達成される（より大きな球体はより大きな細孔をつくる）。

これまでに多孔性構造への骨内成長が細孔径に依存していることが示された［Ｈｏｌｌｉｓ ｅｔ ａｌ．Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉｃ Ｈａｎｄｂｏｏｋ ｏｆ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ Ｂｉｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｂｏｃａ Ｒａｔｏｎ：ＣＲＣ Ｐｒｅｓｓ ｐｐ．８０６−８０７（１９９５）］。非常に大きい細孔は骨形成の工程を遅くするが、非常に小さい細孔は多孔性構造への骨内成長をさせない。球体パッキングの利点は、細孔径が粒子のサイズにより制御することが可能であることである。これに加え、実質的に球状な粒子の丸い表面は、多孔性の形成を阻害する配置または骨内への成長には非常に小さい細孔を生じる配置におけるパッキングとなる粒子を阻害する。球体パッキングにおいて、作成することが可能である最も小さな細孔は、３つの粒子を一緒にパッキングすることから生じる（図５）。より大きな球体を利用することにより、骨内への成長には向かない非常に小さい細孔を回避することが可能である。結果として、本発明の実質的に球状な粒子は、完全に相互接続し、全ての多孔性のあらゆる部位で骨の成長をさせることが可能な細孔系を作成することが可能である。

反対に、不規則な形の粒子は、より低い％の多孔性、より小さな細孔、および「閉鎖された」多孔性の領域を持つ、より高密度の配置にパッキングすることが可能である。特に、不規則な粒子の平面および小さい縦横比は、（図６で示すように）皆無かそれに近い多孔性の領域を作成するパッキングを可能にさせる。この種の高密度パッキングは、粒子の間および移植部位の中で形成することが可能である骨の量を減少させる。

また、本発明の範囲内で、生体活性ガラス粒子の生物活性を改善する方法がある。本発明のこの態様は、不規則な形の粒子、規則的に形状化した粒子、球状粒子、繊維、および多孔質足場を含む生体活性ガラスのすべての形に適用されることが可能である。本発明のこの実施形態において、生体活性ガラスを、ガラスの表面で炭酸ハイドロキシアパタイト（ＨＣＡ）の層の形成を開始させるため、製造工程の間、擬似体液（ＳＢＦ）のようなイオン溶液でインキュベートする。生体内で移植される場合、ＨＣＡ層の存在は新しい骨の付着および形成により良い表面を提供する。その上、ＨＣＡ層が移植の時にすでに存在する場合、治癒反応は生体内で層を形成するために必要な時間を省くことにより亢進されるであろう。これにより移植の後、すぐにより迅速な骨形成が可能となる。

予め形成されたＨＣＡ層は骨の治癒に有利であるが、試験管内の工程を用い形成される層は不安定であり、生体活性ガラスの表面から簡単に分離する。製造および流通の間の通常の取扱いにより予め反応させたＨＣＡ表面層が剥がれ、ガラスはこの有益なコーティングを失う。この問題を回避するために、生体活性ガラスのＨＣＡ層を、外側のコーティングの追加により、力学的に安定化させることが可能である（図７）。この外側のコーティングは、それらの混合物のみならず、ヒアルロン酸、ゼラチン、アルギン酸塩、キトサンまたは他のヒドロゲルのような水溶性、生体吸収性材料を含むことが可能である。これらの実施形態において、生体活性ガラスをＳＢＦのようなイオン溶液でインキュベートし、ＨＣＡ層を形成させる。表面がＨＣＡでほぼ被覆されていれば、生体活性ガラスはガラスの表面で乾燥させる別々の外側のコーティング溶液に浸漬させることが可能である。この工程の後、外側のコーティングはＨＣＡ層を安定させる傾向があり、その脆弱性を減少させ、通常の取扱いおよび処理の間、それが分離するようになるのを防ぐ。本発明の力学的に安定化させた、ＨＣＡで被覆した生体活性ガラス粒子を骨欠損に静置する場合、外側のコーティングが溶解し、ＨＣＡ層を周囲の液体および細胞に曝露し、骨の治癒を開始させることが可能である。

また、本発明の範囲内で、骨移植における本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子またはセメント材の使用がある。本発明の１つの典型的な実施形態は、骨移植パテを形成するために生理的に許容できる担体との組み合わせで、本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子から成る骨移植「パテ」である組成物である。本明細書において用いられるように、「パテ」は柔軟で、成形可能な、ペースト状の硬度を有する組成物である。骨移植パテは、パテをつくるために本発明の生体活性ガラス粒子を形成可能な、「柔らかい」組成物に混合することにより作成することが可能である。

イオン放出が水環境により活性化するので、水性担体を用いることが不可能である。好ましくは、本明細書において用いられる生理的に許容できる担体は、非発熱性で、非免疫原性で、滅菌可能である非水化合物であり、短期吸収特性を有する。好ましくは、本発明の骨移植において用いられる担体は、試験管内で、または、生体内で約３〜７日で溶解する傾向がある。

本発明のパテに用いられる好ましい担体は、１若しくはそれ以上のリン脂質、ポリエーテルまたはポリヒドロキシ化合物を含む。好ましくは、担体は２若しくはそれ以上の化学成分の混合物である。

二成分または多成分担体の長所は、それが担体の特性を骨移植応用に最適化させることが可能な点である。例えば、油性ポリマーまたはリン脂質は、形成可能な担体を作製するため、単独では適当でない場合がある。しかしながら、それらと柔軟剤として機能する液体とを混合することにより、形成可能な担体を作製することが可能である。さらに、柔軟剤の濃度を変えることにより、様々なパテ担体を作製することが可能となる。これは、他の骨移植材料および移植部位に付着のための「ペースト状」パテ、注射器またはカニューレにより送達することが可能な押出形成可能なパテ、および独立型骨移植として用いられる堅いパテを含む。

本発明のパテに用いられる好ましい担体は、リン脂質、例えばトリグリセリド、モノグリセリド、脂肪酸またはその組合せを含むホスファチジルコリンの混合物を含む。そのような材料は当技術分野でそれ自体が周知であり、Ｌｉｐｏｉｄ ＧｍｂＨ社（ドイツ、Ｌｕｄｗｉｇｓｈａｆｅｎ）およびＡｍｅｒｉｃａｎ Ｌｅｃｉｔｈｉｎ Ｃｏｍｐａｎｙ社（コネチカット州、Ｏｘｆｏｒｄ）のような供給元から商業的に入手可能である。

本発明の典型的なパテ実施形態において、形成可能な混合担体を作製するため、担体は、ほぼ純粋な、ホスファチジルコリンの固体状態例えば、Ｐｈｏｓｐｈｏｌｉｐｏｎ ９０Ｇ（Ｌｉｐｏｉｄ ＧｍｂＨ社）および可溶化、ホスファチジルコリンの液体状態、例えば、Ｐｈｏｓａｌ ５３ ＭＣＴ（Ｌｉｐｏｉｄ ＧｍｂＨ社）の混合物から成る。混合物は、混合物の重量で、ホスファチジルコリンの固体状態の１０％〜５０％、望ましくは約２０％〜約４０％、および混合物の重量で、ホスファチジルコリンの液体状態の５０％〜９０％、望ましくは約６０％〜約８０％を含む。より好ましくは、混合物は、混合物の重量に基づき、ホスファチジルコリンの固体状態の約３５％、および混合物の重量で、ホスファチジルコリンの液体状態の約６５％を含む。

本発明のパテの特定の使用において、パテがより柔軟で押出形成可能であるよう求めらる可能性がある。より柔軟な形は低侵襲手術（ＭＩＳ）において用いることが可能であり、直接移植部位に噴射することが可能である。例えば、本発明のパテのより柔軟な形は、混合物に存在するホスファチジルコリンの液体状態の量を増加することにより作成されることが可能である。そのような混合物は、混合物の重量で、ホスファチジルコリンの固体状態の約２５％、および混合物の重量で、ホスファチジルコリンの液体状態の約７５％を含むことが可能である。

その後、本発明の生理活性パテは、パテ組成の重量で、本発明の実質的に球状な生理活性粒子の６０％〜９０％、望ましくは７０％〜８０％、およびパテ組成の重量で、担体混合物の１０％〜４０％、望ましくは１５％〜３５％または１５％〜２５％取り入れることにより形成されることが可能である。好ましくは、パテ組成物は、パテ組成の重量で、実質的に球状な生体活性ガラス粒子の約８０％、およびパテ組成の重量で、担体混合物の約２０％を含む。別の好ましい実施形態は、パテ組成の重量で、実質的に球状な生体活性ガラス粒子の約７５％、およびパテ組成の重量で、担体混合物の約２５％を含むパテ組成物を含む。

本発明のパテは、実質的に球状な生体活性ガラス粒子の単峰形、二峰性、または多モードの粒径分布を含むことが可能である。

本発明のパテ組成物は、優れた取扱い特性を有し、殺菌により影響を受けない。それらは形成でき、外科用手袋に粘着することなく、それらの形を維持する。パテ組成物において用いられる担体混合物は短い吸収時間を有し、骨の成長に干渉せず、洗浄に対し抵抗性を持つ。

本発明のパテ組成物のより固いバージョンは、可塑性のあるパテ片を作成することが可能である。そのような細片が、例えば、椎骨癒合において用いられることが可能である。これは、担体混合物においてホスファチジルコリンの大幅に純粋な、固形の量を増加させることにより達成される。そのような担体混合物は、担体混合物の重量で、担体混合物の重量で、ホスファチジルコリンの固体の状態の５０％〜８０％、望ましくは約６０％〜約７０％、および担体混合物の重量で、ホスファチジルコリンの液体の状態の２０％〜５０％、望ましくは約３０％〜約４０％を含むことが可能である。例えば、可塑性のあるパテ片は、混合物の重量で、ホスファチジルコリンの固体状態の約６０％、および混合物の重量で、ホスファチジルコリンの液体状態の約４０％から成る混合物を用いて調製することが可能である。

そのようなパテ片は、パテ片の重量で、本発明の実質的に球状な生理活性粒子の６０％〜９０％、望ましくは７０％〜８０％、またはパテの重量で、担体混合物の１０％〜４０％、望ましくは１５％〜３５％または１５％〜２５％または２０％〜３０％含むことが可能である。好ましくは、パテ片は、パテ片の重量で、実質的に球状な生体活性ガラス粒子の約８０％、およびパテ片の重量で、担体混合物の約２０％を含む。別の好ましい実施形態は、パテ片の重量で、実質的に球状な生体活性ガラス粒子の約７５％、およびパテ片の重量で、担体混合物の約２５％を含むパテ片を含む。

本発明のパテ粒子は、実質的に球状な生体活性ガラス粒子の単峰形、二峰性、または多モードの粒径分布を含むことが可能である。

本発明のパテ組成物およびパテ粒子はまた、本明細書において記述される力学的に安定化させたＨＣＡで被覆した生体活性ガラス粒子を用い形成することが可能である。

本発明の別の実施形態において、吸収性または非吸収性材料から成ることが可能な担体は手術時に混合し、堅い骨セメント材中に硬化することが可能である。これはこれに限定されるものではないが、硫酸カルシウム、リン酸カルシウム、炭酸カルシウムを含む吸収性セメント、およびメタクリル酸塩およびグラスアイオノマーセメントのような非吸収性セメントを含む。この実施形態において、本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子は、乾燥セメント材と予め混合する。手術中に、セメント凝結溶液を乾燥材料に混合し、移植片はペーストから最終的に固い形態に硬化する柔らかいパテに変化する。これらの生体活性セメントは、骨折修復、骨空隙充填、癒合、椎体形成術、椎骨形成術、再建骨修復、および関節置換術のような外科的な適応に用いることが可能である。

１実施例において、例えば、本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子は、硫酸カルシウム半水化物のような吸収性セメントと混合される。その後、生体活性ガラス／硫酸カルシウム半水化物の混合物は、手術の間に滅菌食塩水と混合される。硫酸カルシウム半水化物は、硫酸カルシウム二水和物を形成するため水と反応し、セメントはパテに変化し粘度を増す。その後、セメントパテを、最終的にそれが固くなる骨欠損に静置する。硫酸カルシウム二水和物および埋め込み生体活性ガラスの球体の結果として生じる固い移植片は、骨移植部位に力学的安定性を提供する。移植されると、移植片は体液を吸収し、生体活性ガラスの溶解が始まる。その上、硫酸カルシウム二水和物はまた、再吸収され始め、移植片の表面で、ゆっくり生体活性ガラスの球体に曝露させる。吸収工程の間に、移植片は新しい骨と置き換わる。生体活性ガラスのイオンが移植片表面で治癒を促進するためセメントから拡散することが可能であるため、吸収性セメントにおける実質的に球状な生体活性ガラスの使用は有利である。

本発明の典型的なセメント実施形態において、生理活性セメントは、硫酸カルシウム半水化物（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ社、ミズーリ州、Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ）および本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子の混合物から成る。混合物は、混合物の重量で、硫酸カルシウム半水化物の２０％から９０％、望ましくは約５０％〜約８０％、および混合物の重量で、実質的に球状な生体活性ガラス粒子の１０％〜８０％、望ましくは約２０％〜５０％を含む。より好ましくは、混合物は、混合物の重量に基づき約７０％の硫酸カルシウム半水化物、および混合物の重量で、実質的に球状な生体活性ガラスの約３０％を含む。

硫酸カルシウム半水化物／生体活性ガラスの混合物は、凝結溶液のための別々の容器にキット様式で提供される。手術時に、凝結溶液を乾燥硫酸カルシウム半水化物／生体活性ガラス混合物と混合する。キットは乾燥セメント材の２ｇ〜６ｇ、望ましくは３ｇ〜４ｇごとに１ｃｃの凝結溶液を含む。より好ましくは、混合は３．５ｇの乾燥セメントにつき、１ｃｃの凝結溶液を含む。凝結溶液は当技術分野で周知であり、水、食塩水またはゼラチン、アルギン酸塩、キトサン、ヒアルロン酸のようなヒドロゲル溶液から選択される可能性がある。

本発明の別の典型的な実施形態は、本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子および多孔性、吸収性材料である担体を含む組成物から成る。本明細書において用いられるように「多孔性」材料は、材料の外面を内部に接続する相互接続した細孔系を持つ材料である。そのような多孔性材料は構造を通し骨組織の内への成長を可能とさせる。「吸収性」材料は、分解および同化吸収されるまたは哺乳類の体から排出されることが可能であるそれらである。多孔性骨移植片をつくるのに用いられる吸収性材料は当技術分野で周知であり、例えば、Ｉ型コラーゲン、キトサン、アルギン酸塩、ゼラチン、ヒアルロン酸、および吸収性ポリマーおよびポリ（ヒドロキシ酸）のような共重合体またはその組合せを含む。

実質的に球状な生体活性ガラス粒子は、当技術分野で周知の方法を用いシートを形成するために、多孔性、吸収性材料に包含することが可能である。担体としてＩ型コラーゲンを用いるそれらの方法において、シートを形成するのに標準的なコラーゲン処理方法を用いることが可能である。例えば、Ｉ型コラーゲン繊維の酸性懸濁液および本発明の生体活性ガラス粒子は、相互接続した多孔性を有する組成物を作成するためシート形態に鋳造され、中和され、すべての水を除去し、凍結乾燥することが可能である。結果として生じるシートは、脱熱水性の架橋結合のような標準的なコラーゲン架橋法を用い架橋結合することが可能である。本発明のシートは、多孔質コラーゲン線維網において本発明の埋め込み生体活性ガラス粒子を含む。コラーゲンに加えて、他の多孔性材料、例えば、ポリマーまたはガラス繊維、フォームまたはメッシュが、シートを作成するのに用いることが可能である。

１実施態様において、本発明のシートは、シートの重量に基づき本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子の５０〜９０％、およびシートの重量に基づき多孔性、吸収性材料の１０％〜５０％から成る。他の実施形態において、シートは、シートの重量に基づき本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子の８０〜９０％、およびシートの重量に基づき多孔性、吸収性材料の１０％〜２０％を含む。本発明のシートは、０．２ｇ／ｃｃから０．５ｇ／ｃｃまでそれらを含む密度の範囲で作成することが可能である。

本発明のシートはまた、本明細書において記述される力学的に安定化させたＨＣＡで被覆した生体活性ガラス粒子を用い形成することが可能である。

本発明の別の実施形態は、焼結した、実質的に球状な生体活性ガラス粒子から成る多孔質、形成された構造体を含む。そのような実施形態において、多孔質、焼結した生体活性ガラスの移植片は、遊離した実質的に球状な粒子を型へ注入し、型を生体活性ガラスの焼結点まで加熱することにより作成することが可能である。単峰形で、二峰性で、多モードの粒径分布が、本発明のこの実施形態の中で用いられることが可能である。

これらの実施形態において、ガラスを焼結し、溶解しないため、加熱は構造が崩壊する原因になることなくそれらの接触点で球体をともに熱的に結合させる。結果として生じる構造は、球体を同時に三次元パッキングすることによりつくられる相互接続した多孔性を有する。この方法は、プラグ、ブロック、くさび、リング、その他を含む様々な多孔質の形をつくるのに用いることが可能である。これらの形が、足および足首の癒合、小関節面の癒合、椎体間癒合、関節再建、骨折修復、骨切り術、および他の外科的手技に用いることが可能である。その上、焼結移植片はまた、ＨＣＡ層の形成を生じさせるよう、擬似体液に浸漬することが可能である。内部の多孔性が外面から保護されているため、コーティングは、例えばゼラチンまたはヒアルロン酸の外側のコーティングで安定化させる必要がある、または必要がない可能性がある。

本発明の４５Ｓ５生体活性ガラス粒子から成るパテ組成物を表Ｉにより調製し、不規則な形の粒子を有する市販の４５Ｓ５生体活性ガラスパテと比較した。

各々のグループにおいて、粒子を単離させるために、担体をパテから除去した。単離した粒子は、３７℃でＳＢＦ溶解流体中でインキュベートした。溶解流体のシリカイオン濃度を、誘導結合プラズマ光学放出分光法で測定した。

溶解研究の結果は図８Ａおよび８Ｂに示される。本研究（９０〜１８０μｍ、１８０〜３５５μｍ、および３５５〜５００μｍ）において用いられる単峰形の球体サイズのシリカ放出特性は、図８Ａに示される。データはシリカ放出率（および結果として生じる４５Ｓ５溶解）が粒径に依存していることを示した。９０〜１８０μｍグループは最も速い放出を示し、１８０〜３５５μｍのグループおよび３５５〜５００μｍのグループがそれに続いた。

二峰性球状グループ（９０〜１８０／３５５〜５００μｍの球体および１８０〜３５５μｍ／３５５〜５００μｍの球体）および先行技術由来の３２〜７１０μｍの不規則な粒子グループからのシリカ放出特性の包含は図８Ｂに示す。データは、二峰性サイズ分布を用いることで放出率が制御さられることを示した。球状二峰性グループにおいて、３５５〜５００μｍの実質的に球状な粒子へ９０〜１８０μｍおよび１８０〜３５５μｍの実質的に球状な粒子を追加することで、３５５〜５００μｍの粒子のシリカ放出率が単独で増加した。両方の球状二峰性グループは、１８０〜３５５μｍのグループと３５５〜５００μｍの球状グループとの間に放出特性を有した。

データはまた、図８Ｂにおいて３２〜７１０μｍの不規則な粒子グループの放出特性により見られるように、粒子形が溶解に重要な影響を及ぼすことを示した。このグループは、最大の実質的に球状なグループ（３５５〜５００μｍ）より大きい粒子を有したが、３２〜７１０μｍの不規則な粒子グループは最も小さな実質的に球状なグループ（９０〜１８０μｍ）に匹敵する速い放出率を有した。任意の特定の理論に束縛されることを望むわけではないが、この影響は小さく不規則な粒子の速い溶解およびより大きな不規則な粒子の起伏のある端の溶解に起因すると考えることが可能である。

無菌のパテは、９０〜１８０μｍおよび３５５〜５００μｍの４５Ｓ５の実質的に球状な生体活性ガラス粒子、Ｐｈｏｓｐｈｏｌｉｐｏｎ ９０ＧおよびＰｈｏｓａｌ ５３ ＭＣＴにより製造し、パテの特性を決定するためテストした。担体溶解は、７日間３７℃で食塩水の中でパテをインキュベートし、担体重量の減少を測定することにより決定した。これに加えて、パテの取扱いおよび洗浄に対する抵抗性は、２週間（６０℃および−２℃）、最高最低気温に曝露した後、測定した。データを室温のコントロールと比較した。これは、製品流通の間、遭遇する可能性のある極限状況を模倣するため行った。

担体溶解研究の結果は、担体が水溶解工程を通し効果的に除去されることを示した。これは、研究の間、重量の直線的な減少により示された。全溶解時間５日までで、担体は部位からすぐに除去され、骨の治癒の工程を阻害しない。

温度研究は様々な貯蔵状況にさらされたパテの取扱いが同一であることを示し、形成性、凝集性または粘着性に違いがなかった。すべてのパテは簡単に形成でき、それらの形を維持し、崩壊または、外科用手袋に粘着しなかった。洗浄研究において、パテを食塩水中に完全に沈め、溶解を６０分間、定性的に評価した。研究中に、パテはごくわずかな溶解を示し、パテ検体から剥がれ落ちる粒子はなく、完全に無傷のままであった。これは、全３つの貯蔵状況について見られた。洗浄から最初の溶解に抵抗するパテの能力は、担体の有益な特性であり、過度の洗浄による移植片の移動を最小にする。観察に基づき、パテの硬度および洗浄に対する抵抗性は、生理活性粒子の配置において外科医の助けとなり、移植片を適所にとどまらせる。

生体活性ガラスを含有するパテ（グループにつき５つの移植片）を、ニュージーランド白ウサギの遠位大腿骨の６ｘ１０ｍｍの臨界サイズの欠損部に静置した。６および１２週に、大腿骨を回収し、Ｘ線を用い視覚化し、断層撮影（マイクロＣＴ）イメージングをマイクロコンピューターで解析した。その後、大腿骨をポリメチルメタクリレートに封埋し、連続切片をとった。組織切片は、移植片および骨を視覚化するため、メチレンブルーおよびフクシンで染色した。組織スライドは、移植片への局所組織反応および生体活性ガラス粒子の生体活性を調べるため、定性的に評価した。組織形態計測分析を各々のグループで骨の量を定量化するため行った。欠損部部位で骨の量を同定し、定量化するため画像分析ソフトウェアを用い、グループごとの平均骨形成値を計算した。

不規則な４５Ｓ５粒子と比較し、結果は、本発明の実質的に球状な生体活性ガラス粒子を用いるパテが最も良好な治癒を有し、骨形成の大幅な改善を示すことを示した。グループの各々の代表的な６および１２週間のマイクロＣＴ画像を図９に示す。３２〜７１０μｍの不規則な粒径グループ由来の画像は、６週に欠損部の周辺から中央の方へ骨の成長を示した。欠損部の端において、粒子の間の隙間における粒子の表面で骨の成長が見られた。しかしながら、骨の治癒は全ての欠損部に至らず、そのままの生体活性ガラスの顆粒で満たされる隙間が欠損部の中央に見られた。比較すると、本発明の実質的に球状な粒子の６週の画像は、欠損部位でかなりより多くの骨の成長を示した。最も良好な骨形成は、１８０〜３５５μｍのグループ、３５５〜５００μｍのグループ、および二峰性グループで見られた。これらのグループは、骨欠損部の全体を満たし、移植領域を通し広範囲な骨形成を示した。しかしながら、本発明の９０〜１８０μｍサイズ範囲は、欠損部のあらゆる部位で骨を有しなかった。３２〜７１０μｍの不規則な粒子グループより多くの骨があったが、小さな隙間がなおも欠損部の中央に存在した。

マイクロＣＴの結果は、１２週までにすべてのグループの欠損部の中で、継続した骨形成を示した。しかしながら、３２〜７１０μｍの不規則な粒子グループは、若干の粒子がまだ欠損部の中央において骨の成長の存在がなく、外皮質の全域で架橋する骨を認めた。９０〜１８０μｍのグループは、外皮質の近位の小さな隙間で内部の欠損部の充填を示した。６週の結果と同様に、１８０〜３５５μｍのグループ、３５５〜５００μｍのグループ、および２つの二峰性グループは、骨の全ての欠損部の全域にわたり最も多くの骨形成を示した。

検体の組織学的分析は、すべてのグループが表面および生体活性ガラス粒子の間に骨の成長を促進ことを示した。その上、組織構造は、すべてのグループが粒子表面においてＨＣＡ層を形成し生理活性であることを示した。定性的に、３２〜７１０μｍの不規則な粒子グループと９０〜１８０μｍの実質的に球状なグループとを比較すると、組織学的分析は、１８０μｍ〜３５５μｍのグループ、３５５μｍ〜５００μｍのグループ、および２つの二峰性グループで見られるより多くの骨のマイクロＣＴデータと一致した。

組織構造の代表例を図１０に示す。この画像は、６および１２週の９０〜１８０μｍ／３５５〜５００μｍのグループ由来の球の表面における骨の成長を示す。画像から見られるように、血管柄付き骨が実質的に球状な粒子を完全に取り囲んでいることを見ることが可能である。これに加え、特徴的ＨＣＡ領域は、粒子の外面上の白い層として示される。１２週までに、骨形成が増加し、ＨＣＡ層の厚さは、いくつかの小さな粒子で完全な変換を示し、増加した。

組織構造の画像を用い、各々のグループの欠損部の中の骨の量を、組織形態計測を用い定量化した。組織形態計測分析の結果は、マイクロＣＴおよび組織学分析からの定性的な観察と一致し、図１１に示す。データは、１８０〜３５５μｍのグループ、３５５〜５００μｍ、および二峰性グループが６および１２週に部位において認められる骨の％の平均量がかなり増加する結果となることを示した。１つの形成データは、３２〜７１０μｍの不規則な粒子グループと比較して骨形成における変化を計算するのに用いた。骨形成データの増加の概要は表ＩＩに示す。

データは、実質的に球状なグループの（９０〜１８０μｍを除く）全てが両方の時点で増加した骨形成を示すことを示した。改善された生体活性ガラス粒子形が研究を通し、より速くより強固な骨の治癒に終わったことは、結果から明白であった。データはまた治癒反応がまた粒径に依存していることを示した。実質的に球状なグループ内の比較は９０〜１８０μｍの実質的に球状な粒子の１０％および３５５〜５００μｍの実質的に球状な粒子の９０％を持つ二峰性グループは６および１２週同時に最も良好な結果を有した。

反対に、９０〜１８０μｍのグループは、実質的に球状な粒子グループ内で最も低い骨形成反応を有した。このグループは（実施例１から）３２〜７１０、９０〜１８０μｍの不規則な粒子グループと類似したイオン放出特性を有した。全体として、データは、粒子形およびサイズを通し、イオン放出と比較してコントロールが骨の治癒において相当な改善を有することが可能であることを示した。先行技術に反して、この影響は起伏のある表面を持った不規則な粒子形に依存せず、むしろ、滑らかな、提供した実質的に球状な粒子、および最適な多孔性およびイオン放出特性に依存する。

本発明の実質的に球状な４５Ｓ５粒子または当技術分野で周知の不規則な形の４５Ｓ５粒子は、表面上にＨＣＡ−コーティングを形成するため、擬似体液で前処理することが可能である。擬似体液（ＳＢＦ）は、ヒトの細胞外液に類似したイオンを含む人工溶液である。ＳＢＦ溶液は当業者に周知であり、様々な異なる組成物を有する可能性がある。１実施態様において、生体活性ガラスをＫｕｋｕｂｏにより記述される溶液で３７℃で７日間インキュベートする［Ｋｏｋｕｂｏ ｅｔ ａｌ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．２４：７２１−７３４（１９９０）］。ＨＣＡ層の形成の後、ガラスを静かにＳＢＦ溶液から除去し、洗浄する。

その後、結果として生じるＨＣＡで被覆した粒子は、例えば、ヒアルロン酸の３％溶液を用い浸漬被覆することが可能である。ゼラチンはまた、外側のコーティングとして用いることが可能である。その後、外側を被覆した生体活性ガラスは、力学的に安定化させた、予め反応させた生体活性ガラスの形を作成するため乾燥させることが可能となる。

上記は典型的な実施形態を記述するが、様々な他の変更および付加は当業者にとり明らかである。

参考文献
米国特許第４８５１０４６号明細書
米国特許第５２０４１０６号明細書
米国特許第５６５８３３２号明細書
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Ｋｏｋｕｂｏ ｅｔ ａｌ．"Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ ａｂｌｅ ｔｏ ｒｅｐｒｏｄｕｃｅ ｉｎ ｖｉｖｏ ｓｕｒｆａｃｅ−ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ｂｉｏａｃｔｉｖｅ ｇｌａｓｓ−ｃｅｒａｍｉｃ Ａ−Ｗ．"Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．２４：７２１−７３４（１９９０）．

Claims (38)

1. 哺乳類の身体に移植可能な組成物であって、生理的に許容できる担体と、実質的に球状な生体活性ガラス粒子とを有する組成物。
2. 請求項１記載の組成物において、前記実質的に球状な生体活性ガラス粒子は単峰形の粒径分布を有するものである組成物。
3. 請求項２記載の組成物において、前記単峰形の粒径分布は約１８０μｍ〜約３５５μｍの粒子を含むものである組成物。
4. 請求項２記載の組成物において、前記単峰形の粒径分布は約３５５μｍ〜約５００μｍの粒子を含むものである組成物。
5. 請求項１記載の組成物において、前記実質的に球状な生体活性ガラス粒子は二峰性粒径分布を有するものである組成物。
6. 請求項５記載の組成物において、前記二峰性粒径分布は３２〜２００μｍの粒子および３００〜８００μｍの粒子を含むものである組成物。
7. 請求項１記載の組成物において、前記二峰性分布は約９０μｍ〜約１８０μｍの粒子および約３５５μｍ〜約５００μｍの粒子を含むものである組成物。
8. 請求項１〜７のいずれか１つに記載の組成物において、前記担体は少なくとも２つの非水化合物の混合物である組成物。
9. 請求項８記載の組成物において、前記化合物はリン脂質、ポリヒドロキシ化合物、ポリエーテル、またはその混合物である組成物。
10. 請求項９記載の組成物において、前記混合物はホスファチジルコリンの固体状態およびホスファチジルコリンの液体状態を有するものである組成物。
11. 請求項８記載の組成物において、前記組成物は、当該組成物の重量で前記実質的に球状な生体活性ガラス粒子を６０％〜９０％有するものである組成物。
12. 請求項８記載の組成物において、前記組成物は、当該組成物の重量で前記実質的に球状な生体活性ガラス粒子を約７０％〜８０％有するものである組成物。
13. 請求項１記載の組成物において、前記担体は多孔性の吸収性材料である組成物。
14. 請求項１３記載の組成物において、前記多孔性の吸収性材料は生理的に許容できるポリマーである組成物。
15. 請求項１３記載の組成物において、前記多孔性の吸収性材料は生理的に許容できるヒドロゲルである組成物。
16. 請求項１３記載の組成物において、前記多孔性の吸収性材料はコラーゲンである組成物。
17. 請求項１３記載の組成物において、前記多孔性の吸収性材料はＩ型コラーゲンである組成物。
18. 請求項１３〜１７のいずれか１つに記載の組成物において、前記組成物は、当該組成物の重量で前記実質的に球状な生体活性ガラス粒子を５０％〜９０％有するものである組成物。
19. 請求項１３〜１７のいずれか１つに記載の組成物において、前記組成物は、当該組成物の重量で前記実質的に球状な生体活性ガラス粒子を８０％〜９０％有するものである組成物。
20. 請求項１記載の組成物において、前記担体は吸収性セメントまたは非吸収性セメントである組成物。
21. 請求項２０記載の組成物において、前記セメントは硫酸カルシウム半水化物、リン酸カルシウム、炭酸カルシウム、またはその混合物を有するものである組成物。
22. 請求項２０記載の組成物において、前記セメントはメタクリル酸塩、ガラスアイオノマー、またはその混合物を有するものである組成物。
23. 請求項１〜２２のいずれか１つに記載の組成物において、前記生体活性ガラスは４５Ｓ５ガラスである組成物。
24. 請求項１〜２３のいずれか１つに記載の組成物において、前記生体活性ガラス粒子は炭酸ハイドロキシアパタイトの層で被覆され、または部分的に被覆されているものである組成物。
25. 請求項２４記載の組成物において、前記炭酸ハイドロキシアパタイトの層は、さらに、外側のコーティングで被覆され、または部分的に被覆されているものである組成物。
26. 請求項２５記載の組成物において、前記外側のコーティングはゼラチン、アルギン酸塩、キトサン、ヒアルロン酸、または他のヒドロゲル、及びそれらの混合物を有するものである組成物。
27. 請求項１〜２６のいずれか１つに記載の組成物であって、さらに、
    前記組成物の重量で実質的に球状ではない生体活性ガラス粒子を１０％〜３０％有する組成物。
28. 請求項１〜２７のいずれか１つに記載の組成物において、前記組成物は骨移植パテ、骨移植ペースト、骨移植セメント、ジェル、または可塑性シートの特性を有するものである組成物。
29. 焼結された実質的に球状な生体活性ガラス粒子を有する多孔性の成形構造。
30. 請求項２９記載の構造において、前記生体活性ガラスは４５Ｓ５ガラスである構造。
31. 実質的に球状な生体活性ガラス粒子であって、３２μｍ〜２００μｍの粒子および３００μｍ〜８００μｍの粒子を含む二峰性粒径分布を有し、重量で約１０％〜５０％の前記粒子は３２μｍ〜２００μｍである生体活性ガラス粒子。
32. 請求項３１記載の粒子において、前記二峰性粒径分布は約９０μｍ〜約１８０μｍの粒子および約３５５μｍ〜約５００μｍの粒子を含むものである粒子。
33. 請求項３１記載の粒子において、重量で約１０％の前記粒子は約９０μｍ〜約１８０μｍである粒子。
34. 請求項３１〜３３のいずれか１つに記載の粒子において、前記粒径分布は約９０μｍ〜約１８０μｍの粒子および約３５０μｍ〜約５００μｍの粒子を含むものである粒子。
35. 請求項３１〜３４のいずれか１つに記載の粒子において、前記生体活性ガラスは４５Ｓ５ガラスである粒子。
36. 請求項３１〜３５のいずれか１つに記載の粒子において、前記生体活性ガラス粒子は炭酸ハイドロキシアパタイトの層で被覆され、または部分的に被覆されているものである粒子。
37. 請求項３６記載の粒子において、前記炭酸ハイドロキシアパタイトの層は、さらに、外側のコーティングで被覆され、または部分的に被覆されているものである粒子。
38. 請求項３７記載の組成物において、前記外側のコーティングはゼラチン、アルギン酸塩、キトサン、ヒアルロン酸、または他のヒドロゲル、及びそれらの混合物である組成物。

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