JP2020500092A - 光重合性骨充填材材料 - Google Patents

Abstract

流体ポリマー材料、光反応開始剤および複数の中実ポリマー光ファイバを含む光重合性骨充填材材料を開示し、前記光ファイバは、光重合構造体全体への照射と強化の両方のために使用される。一実施形態では、ＰＭＭＡとＭＭＡの混合物を流体ポリマー材料として使用する。一実施形態では、光反応開始剤はビスアシルホスフィンオキシド（ＢＡＰＯ）群に属し、好適な波長の光を使用すると、ＰＭＭＡ／ＭＭＡ液体骨セメントを完全に、迅速にかつ確実に光重合させることができる。実験設定に使用する他の光反応開始剤および化学的に類似の化合物とは対照的に、ＢＡＰＯ光反応開始剤により、機械的に堅牢かつ生体内での使用に好適な重合した骨セメントを得ることができる。開発した流体の骨充填材を使用するための方法もまた、本明細書で開示する。

Description

本発明は、生物医学的用途のための充填材、強化材および組織置換材料ならびにそのような材料を適用するためのデバイスおよび方法の分野に位置する。

医学的手術では、組織を置換または補強することが一般的である。そのために、セメント、シーラント、および充填材のような様々な材料が使用される。そのような充填材材料の一般的な例は、脊椎骨折後に脊椎内に配置される骨セメントである。脊椎骨折は主要な健康問題であり、世界的に骨粗鬆症の最も一般的な合併症である。脊椎圧迫骨折（ＶＣＦ）は、椎体に過負荷がかかって圧潰すると起こる。ＶＣＦは、楔状椎（全ＶＣＦの５０％超）、魚椎または終板（１７％）および扁平椎（１３％）の３種類に分類される。これらは脊椎全体で起こり得るが、特に胸椎下部で起こり得る。ＶＣＦの主な原因は、外傷（自動車事故、スポーツでのけがなど）または転移性腫瘍である。

可能であれば、保存療法がＶＣＦの好ましい治療法である。保存療法としては、ベッドでの短期間の安静、疼痛管理（鎮痛薬）、装具を用いた固定およびリハビリテーションが挙げられる。ほとんどの患者は保存療法後に治癒するが、背痛により保存療法が失敗する場合、または骨折が重度である場合には外科的介入が必要になる可能性がある。２つの経皮的で低侵襲性の脊椎増強術（ｖｅｒｔｅｂｒａｌ ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）、椎体形成術およびカイフォプラスティが、現在好まれている方法である。

椎体形成術は、針の位置、セメントの位置およびセメントの分布を視覚化するため、ＣＴスキャナーおよび／またはＸ線透視のガイド下で骨セメントを椎体内に注入する工程からなる。セメントにより損傷したまたは欠損した骨を置き換えることができ、つぶれた椎体の安定化および強化につながる。カイフォプラスティも同様の手術法である。唯一の違いは膨張可能なバルーンを挿入することであり、バルーンはその後セメントで充填される。

椎体形成術用の市販の骨セメントは、ほとんどポリメチルメタクリラート（ＰＭＭＡ）をベースとしている。ＰＭＭＡセメントは、手術前に混合する必要がある粉末および液体からなる２成分系である。表１は、各成分の組成、機能および比率をまとめ直したものである。

粉末および液体の混合後、ＰＭＭＡおよびメチルメタクリラート（ＭＭＡ）分子を架橋するフリーラジカルを生成するために、反応開始剤である過酸化ベンゾイル（ＢＰＯ）および促進剤であるＮ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン（ＤＭＰＴ）が共に反応する。ベンゾイルラジカルはＭＭＡモノマーの二重結合を攻撃し、フリーラジカルＭＭＡモノマー（ｆｒｅｅ ｒａｄｉｃａｌ ＭＭＡ ｍｏｎｏｍｅｒ）とする。このラジカルは別のＭＭＡモノマーまたはＰＭＭＡポリマーと反応し、高分子量のＰＭＭＡポリマーが形成されるまで伝搬する。

セメントの調製と使用は４工程に分けることができ、この間にセメントの粘度は連続的に変化する：
・粉末および液体を共に混合し、均質化する混合段階（最大２分間）
・練粉のような非付着性セメントを得るための待機段階（最大数分間）
・外科医がセメントを注入することができる作業段階（２〜１０分間）
・硬化段階（２〜１５分間）

商用骨セメント（ｃｅｍＳｙｓ３、Ｍａｔｈｙｓ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｃｓ）の各段階における持続時間の例を図１に示す。

セメントの混合および重合速度により、手術のタイミングおよび処置の段取りが決まる。セメントの混合および最終硬化の間に、粘度は連続して非直線的に変化する。ほとんどの場合、最初はゆっくりと増加し、中間段階（多くは作業段階）の間には急速に増加し、かつ最後の最後（硬化段階の間または後）には再びゆっくりと増加する。粘度は、反応開始剤および促進剤の濃度ばかりでなく、セメントの組成、粉末／液体比によっても影響を受ける。それは、穿孔した型内でセメントを圧縮する工程および穿孔内へのセメントの侵入範囲を測定する工程からなる、侵入試験のようなレオロジー試験により決定することができる。せん断レオメータのような他のレオメータも、粘度および流れ測定のための試験と同様に使用することができる。

ある種の用途には、低粘度または高粘度のセメントが使用される。低粘度のセメントは待機段階が長く、高粘度のセメントは待機段階が短く、その後長い作業段階が続く。現在外科医は、患者の解剖学的構造による指示に応じて、いつセメントを混合すべきか、その後いつセメントを使用すべきかを決定する。外科医は、セメントが使用したい粘度に到達するまで待機する。

市販のセメントのほとんどは粘度が一定ではなく、２つの配合材料を混合する必要があり、かつ一定の期間中のみ使用することができる。理想的には、セメントの粘度は一定で調整可能であり、混合の必要がなく、かつ使用に失敗した後に使用することができる、または最終的に取り除くことができる。

椎体海綿骨のヤング率は、数百メガパスカルである。非特許文献１では、平均値が３７４±２０８ＭＰａ（８７〜７９１ＭＰａの範囲にある）であることが示された。椎体海綿骨のヤング率は、患者の年齢および脊椎内の位置に依存する（非特許文献２では、上下方向の平均ヤング率が１６５ＭＰａ、水平方向が４３ＭＰａであると測定された）。

経皮的な脊椎増強法（ｖｅｒｔｅｂｒａｌ ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄ）は有用な介入であるが、これらの技術にはある種の欠点がある。ＭＭＡの重合は発熱反応である：ＭＭＡ１モル当たり５２ｋＪの発熱があり、これはセメント１ｍ^３当たり１．４〜１．７×１０^８Ｊに等しい。生体外での調査では、温度が４５〜１１５℃の間に及ぶことが示された（非特許文献３）。しかし、生体内での温度上昇はより低い。非特許文献４では、試験したセメントのほとんどで、ピーク温度４４．８℃を記録した。この熱生成により、局所的に細胞が病的状態となり、セメント周囲の組織が壊死する可能性がある。温度上昇は、患者に転移性腫瘍がある場合に限っては利点として考慮される。

商用セメント中でのＭＭＡの転化率は、１００％には到達しない。通常、残留モノマーの２〜６％が未反応の、依然として活性のある状態で残る。Ｒｕｄｉｇｉｅｒらは、残留モノマーは主に手術後２４時間で重合し、残留モノマーの含有量が減少することを示した。しかし、未反応のＭＭＡが依然として流出し、骨壊死を引き起こす可能性がある。

別の欠点は、硬化後のセメントの体積収縮である。純ＭＭＡの収縮率は２１％であるが、骨セメントは全体がＭＭＡから構成されてはいないので、セメントの収縮率は約６％である。この重合特性により、椎体および骨／セメント界面の強化が損なわれる可能性がある。

前述の通り、手術はセメントの調製にしたがって正確に計画する必要がある。一旦２つの成分を共に混合すると、重合を止めることはできない。外科医は適切な粘度を得るために待つ必要があり、その後セメントをきわめて短時間で注入する必要がある。したがって、化学重合は制御できないため問題である。

光重合では、開始反応が光反応開始剤および光照射により実施されることを除き、従来の重合と同じ重合機構を使用する。光反応開始剤は、特定波長の光を吸収する分子である。光および反応開始剤の間の相互作用により、フリーラジカル、イオンラジカル、カチオンまたはアニオンが発生し、これらは続けて重合反応を開始させる。光重合には、熱的にまたは化学的に開始される重合と比較して、空間的および時間的な制御、最小限の熱生成、速い重合速度ならびに室温での高い反応率といった多くの利点がある。したがって、骨セメントの光重合は、現在の椎体形成術の手順における欠点に対処するための有望な解決策となる可能性がある。

ＥＩ Ｍａｓｒｉら、［Ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｍｅｔｈｏｄｓ ｉｎ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ ａｎｄ ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、１５．１（２０１２）、２３〜８ページ］ Ｎｉｃｈｏｌｓｏｎら、［Ｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ＆ Ｐｈｙｓｉｃｓ １９．８（１９９７）、７２９〜７３７ページ］ Ｓ．Ｍ．ＢｅｌｋｏｆｆおよびＳ．Ｍｏｌｌｏｙ、Ｓｐｉｎｅ ２８．１４（２００３年７月）、１５５５〜９ページ Ａｎｓｅｌｍｅｔｔｉら、（ＣａｒｄｉｏＶａｓｃｕｌａｒ ａｎｄ Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ ３２．３（２００９）、４９１〜４９８ページ）

骨充填材またはセメント分野における従来技術の欠点、ならびに骨手術および特に椎体形成術の枠内で外科医が重合速度を厳密に調整することの必要性を考慮して、本発明者らは、光誘起重合を使用してこれらの問題を効率的かつ有利に克服することができる新規の解決法を開発した。

本発明の１つの目的は、外科医にやさしい方法で骨間隙を充填するための、または骨折を治療するための材料および方法を開発することであった。

本発明の別の目的は、現在医院で使用されている材料を最小限変更することで、機械的に好適な、長期間効果のある安定な骨セメントを開発することであった。

本発明のさらなる目的は、最小侵襲の手順にて、効率的にかつ素早く骨セメントを光重合させることであった。

本発明のさらなる目的は、場合により細胞毒性が低下した生体適合性骨セメントを開発することであった。

さらに、本発明のさらなる目的は、得られた骨セメント構造体を、その化学組成を変更せずに場合により強化することであった。

開発した骨充填材材料は、光重合時間、機械的特性および生体適合性の点からそれを最適化するために設計した。前記充填材材料は、光重合性粘性骨充填材材料であって、
− 流体ポリマー材料；
− 光反応開始剤；ならびに
− 複数の中実ポリマー光ファイバであって、２つの異なる屈折率を有する２つ以上の材料から構成されるコアおよびシェルを含む前記中実ポリマー光ファイバ
を含む前記光重合性粘性骨充填材材料である。

実施した一実施形態では、流体ポリマー材料は、リン系光重合反応開始剤を含んだＰＭＭＡ／ＭＭＡ流体混合物をベースとする。材料は、光重合時間および機械的特性の点で効率的に光重合することが証明された。骨粗鬆症の骨モデルに移植された光活性化セメント（ｐｈｏｔｏａｃｔｉｖａｔｅｄ ｃｅｍｅｎｔ）は、機械的負荷下、商用骨セメントと比較してきわめて類似の性能を示した。さらに、骨充填材材料をその場で注入し、骨充填材材料を照射するための医療デバイスを本明細書にて開示した。

一実施形態では、材料を１つまたは好ましくはいくつかの光ファイバと共に注入し、前記光ファイバを注入の流れと平行に配置する。材料中に組み込んだ光ファイバにより、全体積の重合速度が増加する。重合後、それらは材料内に残しておくか、または引き抜いてもよい。

一実施形態では、光ファイバのコアおよび骨充填材の流体ポリマー材料は、全く同じ材料からなる。

特定の実施形態では、これらの光ファイバにより最終的に重合構造全体が強化されるよう、重合して骨充填材になり、したがって照射／重合工程の最後に最終的に重合した充填材内に残るようなＰＭＭＡ光ファイバが照射に使用されてきた。

システム全体を検証するため、光架橋セメント（ｐｈｏｔｏ−ｃｒｏｓｓ−ｌｉｎｋｅｄ ｃｅｍｅｎｔ）を、開発したデバイスを使用して骨粗鬆症の骨モデル内に移植し、負荷下で評価した。

他の光重合性材料に関しては、現在開発した骨充填材組成物によりもたらされる利点は、光重合が開始するまで材料の粘度が一定のままであるという事実によるものである。これにより外科医は、ＰＭＭＡ／ＭＭＡの混合に関する重合時間に制限されることなく、取り扱いやすい材料を用いて作業することができるようになる。さらに特定の群の光反応開始剤を選択することで、骨セメントの好適な最終強度を保証しつつ、短時間（他の光反応開始剤を用いるよりもさらに短い）で完全に硬化を進行させることができる。

したがって、本発明の目的は、注入デバイスであって、
− 光重合性粘性骨充填材材料であって、
ｉ）流体ポリマー材料；および
ｉｉ）光反応開始剤
を含む前記光重合性粘性骨充填材材料、ならびに
− １つまたは複数の中実ポリマー光ファイバであって、２つの異なる屈折率を有する２つ以上の材料から構成されるコアおよびシェルを含む前記中実ポリマー光ファイバ
を含む前記注入デバイスを提供することである。

一実施形態では、骨充填材材料の粘度は１０Ｐａ＊ｓ〜１０^６Ｐａ＊ｓの間に含まれ、好ましくは１００Ｐａ＊ｓ〜１０^４Ｐａ＊ｓの間に含まれる。

一実施形態では、ファイバの光減衰係数は１０ｄＢ／ｃｍ〜１０^−８ｄＢ／ｃｍの間に含まれる。

一実施形態では、光ファイバおよび流体ポリマー材料は、同じ材料から実質的に構成される。

一実施形態では、流体ポリマー材料は、流体状態のＰＭＭＡとＭＭＡの混合物を含む。

一実施形態では、ＰＭＭＡ／ＭＭＡ重量比は０．５〜４の間に含まれ、好ましくは０．８〜１．４の間に含まれ、さらにより好ましくは１である。

一実施形態では、光反応開始剤はビスアシルホスフィンオキシド（ＢＡＰＯ）群に属する。

光反応開始剤は、式

を有する。

一実施形態では、光反応開始剤の濃度は、０．００１〜１ｗｔ％の間に含まれ、好ましくは０．１ｗｔ％である。

一実施形態では、骨充填材材料は、放射線不透過材料をさらに含む。

一実施形態では、光ファイバはＰＭＭＡ光ファイバである。

本発明のさらなる目的は、ＰＭＭＡ／ＭＭＡ骨充填材材料の光重合における、式

のビスアシルホスフィンオキシド光反応開始剤の使用に関する。

さらに、本発明のさらなる目的は、骨欠損を有する対象を治療する方法であって、
ａ）上記のデバイスを用意する工程；
ｂ）骨充填材材料を骨欠損の内部または表面に注入する工程；および
ｃ）注入された光重合性骨充填材材料内にその光重合に適合された化学光を、光ファイバを通して送達する工程
を含む前記方法に関する。

一実施形態では、骨充填材材料を光重合させるのに使用する化学光の波長は３００〜５５０ｎｍの間に含まれ、好ましくは４００〜４５０ｎｍの間に含まれる。

一実施形態では、骨充填材材料を光重合させるのに使用する光は、最大５分間送達され、好ましくは最大２分間送達される。

一実施形態では、光ファイバは、注入の流れと平行に並べられる。

一実施形態では、方法は、光ファイバまたはその一部分を光重合した骨充填材材料中に放出する工程をさらに含む。

一実施形態では、骨欠損は、骨折、脊椎骨折または歯の欠損である。

さらに、本発明のさらなる目的は、光重合した骨充填材材料および１つまたは複数の中実ポリマー光ファイバを含む、上述した方法により得られるインプラントに関する。

Ｍａｔｈｙｓ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｃｓから入手したセメントｃｅｍＳｙｓ３の、様々な処理段階における持続時間を表す図である。 硬化の進行および進行時の骨セメント粘度の影響を示す図である。 実験段階で使用する光反応開始剤の化学構造、ａ）Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９ ｂ）Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９ ｃ）ＢＡＰＯ−ＮＨ_２ ｄ）カンファーキノン ｅ）ローズベンガル ｆ）リボフラビンを示す図である。 骨セメントの注入および光重合のために開発した医療デバイスの２つの実施形態、医療デバイスプロトタイプ１（図４）：シリンジに開けた、光ファイバを挿入するための穴、医療デバイスプロトタイプ２（図５）：プランジャに開けた、光ファイバを挿入するための穴、を示す図である。 骨セメントの注入および光重合のために開発した医療デバイスの２つの実施形態、医療デバイスプロトタイプ１（図４）：シリンジに開けた、光ファイバを挿入するための穴、医療デバイスプロトタイプ２（図５）：プランジャに開けた、光ファイバを挿入するための穴、を示す図である。 セメント注入および２５０μｍのＰＭＭＡ光ファイバを用いた照射の模式図（左）および写真（右）を示す図である。 骨折の生体内状態をシミュレートするために水平位置に穴を配置する、Ｓａｗｂｏｎｅｓサンプル（Ｓａｗｂｏｎｅｓ ｓａｍｐｌｅｓ）の圧縮機構の概略を示す図である。 セメントの様々な処理段階にわたる、Ｍａｔｈｙｓ骨セメントの粘度を示す図である。 様々なＰＭＭＡ／ＭＭＡ比における、液体セメントの粘度を示す図である。 ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比が１および０．８であるセメントの、経時的な粘度安定性に関するグラフを示す図である。 様々な光反応開始剤におけるフォトレオロジー結果に関するグラフを示す図である。 圧縮試験の前（左）および後（右）の０．１％ＢＡＰＯ−ＮＨ_２−光重合被試験物を示す図である。 使用した光反応開始剤、その濃度および照射時間との相関としての、圧縮試験結果を示す図である。 図１３−１の続き。 ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比が１．５であるセメントの調製後の日数に対する押出圧力を表す図である。 非重合のセメント（ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比が１、１．５および２）に関する、細胞への曝露の１０分、３０分、１時間および４時間後の生存率結果、ａ）セメント曝露１時間後の測定、ｂ）セメント曝露１日後の測定（細胞のインキュベーション時間は１日）を示す図である。 セメントの光重合中（液体状態から固体状態）の細胞生存率を示す図である。 重合セメントへの曝露の７日目に測定した、重合セメントにおける細胞の生存／毒性を示す図である。 使用した骨セメントの細胞毒性を評価するためのギムザ染色した顕微鏡画像、ａ）細胞対照、ｂ）ＢＡＰＯ−ＮＨ_２−光重合セメントとの界面、ｃ）Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９−光重合セメントとの界面、ｄ）カンファーキノン−光重合セメントとの界面を示す図である。 試験条件（セメントを用いなかった場合、Ｍａｔｈｙｓセメントを用いた場合、およびＢＡＰＯ−ＮＨ_２−光活性化セメントを用いた場合）にしたがう、圧縮後の被試験物を示す図である。 様々な条件の被試験物（空洞またはＭａｔｈｙｓセメントもしくはＢＡＰＯ−ＮＨ_２−光活性化セメントにより充填）に関する圧縮試験結果のグラフを示す図である。 様々な試験条件（セメントを用いなかった場合、Ｍａｔｈｙｓセメントを用いた場合、およびＢＡＰＯ−ＮＨ_２−光活性化セメントを用いた場合）における、１０および２５％ひずみでの圧縮応力に関するグラフを示す図である。

本開示は、本開示の一部を形成する、添付図面に関連して示される以下の詳細な説明を参照することにより、より容易に理解される。本開示は、本明細書に記載するおよび／または示す特定の条件またはパラメータに限定されるものではなく、本明細書で使用される専門用語は実施例を用いて具体的な実施形態を記載する目的のためだけのものであり、請求した開示を制限することを意図するものではないことが理解されるべきである。

本明細書および添付の特許請求の範囲において使用される場合、文脈上特に明記されない限り、単数形「ａ」、「ａｎ」および「ｔｈｅ」は複数の指示物を含むものとする。したがって、例えば「ある光ファイバ」への言及は複数のそのようなファイバを含んでよく、「ある放射線不透過材料」への言及は１つまたはそれ以上の放射線不透過材料への言及を含む、などである。

同じく、「または」の使用は、他に記載のない限り「および／または」を意味する。同様に、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｅ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｅｓ）」、および「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」は互換性があり、制限することを意図するものではない。種々の実施形態で「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という用語を使用する場合、当業者であれば、特定の場合において、言い回し「から本質的になる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｅｓｓｅｎｔｉａｌｌｙ ｏｆ）」または「からなる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｏｆ）」を使用して実施形態を代わりに説明することができることを理解するであろうことをさらに理解すべきである。

本発明は、骨充填材またはセメントとして好適な光重合性材料を使用する枠内で、光重合構造体全体への照射と強化の両方のために光ファイバを使用することができるという直感に少なくとも部分的に基づいている。特に本発明は、有利には、注入可能な流体である硬化性骨充填材を光重合させることを目的として骨腔または骨欠損を充填するために外科的処置の際に光ファイバを挿入することができ、強化目的のため、後で光ファイバを光重合した骨充填材内に放出する方法および材料を特徴としている。本発明の一態様では、前記手順は注入の流れと平行な光ファイバ束を使用することを見越してのものである。これに関連して、本発明者らは全手順を容易にする目的で注入用の医療デバイスを設計し、このデバイスは、骨充填材として好適な生体適合性注入可能ポリマー材料を充填済みの溜め、およびデバイスからの注入時に骨充填材を照射できるよう配置した、１つまたは好ましくは複数の光ファイバを含む。好ましい実施態様では、デバイスはプレフィルドシリンジである。

本発明はさらに、ビスアシルホスフィンオキシド群の光反応開始剤に好適な波長の光を使用すると、体積数ｃｍ^３のＰＭＭＡ／ＭＭＡ骨セメントを迅速に、完全に光重合させることができるという驚くべき証拠に少なくとも部分的に基づいている。これに関連して、本明細書では使用する光を「化学光」、すなわち特定の感光材料が感光する光とも呼び、換言すれば、化学光には特定の感光材料を活性化し、重合させ、またはなんらかの方法でその特性を変化させる能力がある。

本発明者らの知る限り、これは可視光を使用したＰＭＭＡ／ＭＭＡベースの骨充填材材料（本明細書では「骨セメント」とも呼ばれる）の光重合、およびＰＭＭＡ／ＭＭＡベースの骨セメントの光重合を促進させるためのビスアシルホスフィンオキシド光反応開始剤の使用に関する最初の報告である。特に、ＰＭＭＡ／ＭＭＡベースの骨充填材材料の光重合は、得られる骨セメントが市販のＰＭＭＡ／ＭＭＡ骨セメントに匹敵する数十ＭＰａの圧縮強度および様々なひずみ率での圧縮応力に耐えることができるようなものである。

好ましい実施形態によれば、使用する光反応開始剤はホスフィンオキシドを修飾したタイプの、フェニルビス（２，４，６−トリメチルベンゾイル）化合物、ＢＡＰＯとも呼ばれるものであり、現在、Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９という商品名で市販されている。ＢＡＰＯ−ＮＨ_２という別名をつけた使用する光反応開始剤は、次の化学式を有する：

驚くべきことに、ＢＡＰＯ−ＮＨ_２を用いるとＰＭＭＡ／ＭＭＡ骨セメントを迅速にかつ確実に、完全に光重合させることができ、その結果、治療すべき骨欠損を有する対象への使用に好適な最終的な骨充填材生成物が得られる。市販のセメントと比較して、それは機械抵抗の点でいかなる有意差も示さなかった（最終強度、図１３）。これに関連して、ＢＡＰＯ−ＮＨ_２光反応開始剤を含むＰＭＭＡ／ＭＭＡ流体セメント前駆体を、得られる重合材料が、他の光反応開始剤を含む同一の骨充填材と比較して優れた機械的特徴（例えば、最終強度がより高い、圧縮強度がより高い、または圧縮応力に対する耐性がより高い）を示すような方法で光重合する。

したがって本発明の方法および組成物は、例えば脊椎骨折の場合、特に特定の粘性が必要な場合、材料を抜き出すもしくは引き上げる必要がある場合、または硬化の進行を完全に制御する必要がある場合のような、骨間隙および骨欠損を閉じるといった困難な臨床状況における治療のための、効率的で、より安全で、かつ低侵襲の解決策を提供する。本明細書に記載の組成物は、新規の骨形成および／または骨吸収の阻害が治療に必須の要素である様々な疾患、障害、および異常において有用である。一実施形態では、それは骨成長を促進する生物活性分子を含む、またはセメントの骨結合を促進する材料からなる。

特に、本発明による骨充填材組成物は大腿骨、脛骨、腓骨、および上腕骨における長骨欠損の修復のために、さらに脊椎骨折の場合のような椎体欠損のために使用することができる。この組成物は、歯槽骨が歯科インプラント用の支持材料を必要とする歯周病においても有用となり得る。したがって光重合性骨充填材は、整形外科の、顎顔面の、および歯科の様々な外科的処置、例えば単純骨折および開放骨折の治療、外部または内部の固定を必要とする偽関節、関節再建および全人工関節置換術、脊椎固定術および内固定を含む脊柱の治療、腫瘍手術、脊髄損傷および脊椎損傷の治療、骨折の髄内固定、おとがい形成術、顎関節置換術、歯槽堤増大術および再建術、インレー骨移植などに利用される。

いくつかの実施形態では、本発明による骨セメントは、特定の重量比を有する注入可能な流動性の流体状態である、ＰＭＭＡとＭＭＡの混合物を含む、流体粘性配合物にて提供する。後の実施例の節で詳述するように、前記比率は、骨セメントに求められる粘度に応じて０．５〜４の範囲とすることができる。いくつかの好ましい実施形態では、ＰＭＭＡ／ＭＭＡ重量比は、０．８〜３の間に含まれ、好ましくは０．８〜１．５の間に含まれ、例えば値は１などであり、これらの値は、２〜３の間で反応させる市販の骨セメントとの比較のみならず、経時的な粘度安定性、およびＰＭＭＡ／ＭＭＡ重量比の値がより高い場合にＰＭＭＡを形成するためにＭＭＡモノマーの自発的な重合が示されることに関する検討に基づいて選択されているものである。ＰＭＭＡポリマー長または分子量、および初期の粒径を変化させることで、これらの比は変化し得る。本明細書に開示された発明の強みは、ポリマーおよびモノマーの分配を変化させることにより、ほぼあらゆるタイプの粘度に容易に作り替えることができることである。

いくつかの実施形態では、本発明の骨充填材材料の粘度は１０Ｐａ＊ｓ〜１０^６Ｐａ＊ｓの間、好ましくは１００Ｐａ＊ｓ〜１０^４Ｐａ＊ｓの間に含まれ、これは、最小侵襲の外科的状況にて材料が注入可能であるための好適な範囲であると考えられる。実際、組成物中でのＰＭＭＡ／ＭＭＡ重量比が選択されたものであれば、粘度はこれらの値を超過または下回ることがないことが示されており、これは外科医が作業に使用するのに十分に好適である。これにより、安定した組成物をすぐに入手することができる。

使用する光反応開始剤は、０．００１〜１ｗｔ％の間に含まれる量で骨セメント組成物中に存在することができ、例えば０．０１〜１ｗｔ％の量であり、好ましい値は０．１ｗｔ％あたりである。この値は、組成物を完全に重合させるため、かつ得られた硬化骨セメントの機械的特性が好適である（例えば、高い圧縮強度）ために理想的であることが実験で証明された。

一実施形態では、本発明の骨充填材材料は放射線不透過材料を含む。「放射線不透過材料」は、本発明の組成物の放射線不透過性のうち少なくとも７０％、好ましくは少なくとも９０％に寄与する材料である。ほとんどの場合、前記放射線不透過材料は分子、化合物または材料のうちで原子量が最も大きい原子を含む原子または化合物である（いくつかの前記放射線不透過材料が２番目に大きい、などであるといけないので）。本開示の枠内では、用語「放射線造影剤」は、放射線不透過材料を示すために同じように使用することができる。放射線造影剤の一般的な定義は、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、Ｘ線撮影、および蛍光透視法のようなＸ線ベースの画像形成法において、体の内部構造の可視性を向上させるために使用される医療用造影剤の一種である。別の実施形態では、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）のような別の画像形成法用の造影剤を使用する。

放射線不透過材料は、５〜２０％ｗ／ｗの量で存在してよい。一実施形態では放射線不透過材料は金属を含み、例えば、放射線不透過材料は金属もしくは半金属の分子、酸化物および／もしくはその塩からなるか、またはそれらを含んでよい。金属または金属ベースの放射線不透過材料の例は、硫酸バリウム、酸化ジルコニウム、酸化亜鉛、タングステン酸カルシウム、金、ガドリニウム、銀、ヨウ素、白金、タンタルおよび前述のものの組み合わせまたはこれらの誘導体を含む、非限定的なリストから選択することができる。このような誘導体には、それらを取り囲む、またはそれらに結合した任意のタイプの分子または原子構造を含んでよい。放射線不透過材料はまた、平均粒径がマイクロメートル、またはさらにはナノメートルスケールである粒子の形態で提供してよい。

本発明の骨充填材材料の１つの大きな利点は、好適な波長およびパワーの化学光を使用した際に素早くかつ完全に重合させることができることである。重合プロセスは、波長が３００〜５５０ｎｍの間、好ましくは４００〜４５０ｎｍの間に含まれ、総照射パワーが０．１〜５００ｍＷ、理想的には３〜１００ｍＷの間である電磁放射線を組成物内に送達した際に、最大１０分、理想的には最大５分、さらには最大わずか２分で完了することができる。

明らかなように、本発明は、例えば骨折、脊椎骨折または歯の欠損のような骨欠損を有する対象を治療するための方法であって、
ａ）ＰＭＭＡとＭＭＡの混合物、ならびに式

のビスアシルホスフィンオキシド（ＢＡＰＯ）ベースの光反応開始剤を含む充填材材料のような記載の光重合性骨充填材材料を含む光重合性骨充填材材料を用意する工程；
ｂ）光重合性骨充填材を骨欠損の内部または表面に、好ましくは注入により配置する工程；ならびに
ｃ）光重合性骨充填材内に、その光重合に適合された化学光を、骨充填材材料内に含まれる光ファイバを通して送達する工程
を含む前記方法にも及ぶ。

すでに本明細書で前述したように、液体骨セメントを光重合するために使用する化学光の波長は３００〜５５０ｎｍの間、好ましくは４００〜４５０ｎｍの間に含まれ、かつ総パワーは０．１〜５００ｍＷ、好ましくは３〜１００ｍＷである。

有利には、光重合プロセスの実施に使用する光は、１つもしくは複数の光ファイバまたは光ファイバ束を介して流体骨セメント（ｆｌｕｉｄ ｂｏｎｅ ｃｅｍｅｎｔ）内に送達することができる。実施した実施形態では、本発明者らは、前記ファイバが骨欠損に容易に到達し、注入した液体セメントに光を送達できるよう、液体骨充填材組成物を注入するためのシリンジを、前記シリンジの出口オリフィス（それに接続した針もしくはカニューレ、またはプランジャ反対側のシリンジ自体の出口穴）を通過する１つまたは複数の光ファイバを備えるよう作り替えた。遠位では、光ファイバを好適な波長の化学光を提供する光源と操作可能な状態で接続する。

一実施形態では、ファイバまたはファイバ束をセメントと共に注入する。この実施形態では、セメントの流れおよびファイバの流れまたは押し方向は平行である。あるいは注入用デバイスは、セメントの流れおよび押し方向またはファイバの方向が異なり、もはや平行ではないような第２の要素または空間を備える。好ましい実施形態では、より硬いファイバをブロックし、ゆえにファイバまたはファイバ束に圧縮応力を及ぼす第３の要素がある。これによりファイバまたはファイバ束が変形し、ファイバまたはファイバ束が水平方向に屈曲する、またはらせん状になる。この好ましい実施形態では、ファイバまたはファイバ束の３次元構造または配置は、注入の間中、変化する。ファイバまたはファイバ束間の空間または体積も注入の間中同様に変化し、セメントで充填されることになるため、不均質な３次元構造を形成する。

１つの好ましい実施形態では、方法は、光ファイバまたはその一部分を、光重合した骨セメント中に放出する工程をさらに含む。この実現性は方法自体と密接に関連するものであり、場合により強化構造体として機能する光ファイバが中に埋め込まれた、重合した骨セメント（すなわち、骨インプラント）を得るというさらなる利点を提供することができる。事実、流体またはそうでなければ液体配合物を重合する際、重合工程が進行する以上、光を送達する要素を注入した組成物から引き剥がさない限りは、それを除去するのは困難となる可能性がある。したがって解決策としては、それらを硬化した骨セメント内部に残し、光重合した骨セメント中に埋め込まれたままになっているその部分を破壊するというものになり得る。いくつかの実施形態では、最終的な骨セメントの化学組成を元のままに保ち、かつ生体適合性を保つため、光ファイバをＰＭＭＡ光ファイバとすることができる。この実施形態では、ＰＭＭＡセメントはファイバと共有結合で架橋される。しかし明らかなように、開示した方法の枠内では、異なる材料または材料の混合物から作られた光ファイバを使用することができる。

一実施形態では、光ファイバは、光重合した骨充填材インプラント中にそれらを放つためにそれらを破壊するのに有利に働く手段をさらに含む。例えば、光ファイバを容易に破断させるため、その本体に沿って１つまたは複数の溝を配置する。

好ましい実施形態では、硬化剤は光反応開始剤である。「光反応開始剤」は、紫外線または可視光のような電磁放射線にさらされた際に反応種（フリーラジカル、カチオンまたはアニオン）を生成する分子である。可視光または紫外線により活性化される好適な光反応開始剤の例としては、ＩＴＸ ４−イソプロピル−９−チオキサンテノン、ルシリンＴＰＯ 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、Ｉｒｇａｃｕｒｅ１８４ １−ヒドロキシ−シクロヘキシル−フェニル−ケトン、Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９ １−［４−（２−ヒドロキシエトキシ）−フェニル］−２−ヒドロキシ−２−メチル−１−プロパン−１−オン、Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９ ホスフィンオキシド、フェニルビス（２，４，６−トリメチルベンゾイル）、ＬＡＰ リチウムフェニル−２，４，６−トリメチルベンゾイルホスフィナート、リボフラビン ７，８−ジメチル−１０−（（２Ｒ，３Ｒ，４Ｓ）−２，３，４，５−テトラヒドロキシペンチル）ベンゾ［ｇ］プテリジン−２，４（３Ｈ，１０Ｈ）−ジオン、ローズベンガル ４，５，６，７−テトラクロロ−２’，４’，５’，７’−テトラヨードフルオレセイン、ＰＬ−ＢＤＫ ベンジルジメチルケタール、ＰＬ−ＣＰＫ １−ヒドロキシ−シクロヘキシルフェニル−ケトン、ＰＬ−ＨＭＰＰ ２−ヒドロキシ−２−メチル−１−フェニル−１−プロパノン、カンファーキノン、３−（４−ＱｕａｎｔａｃｕｒｅＢＰＱベンゾイルフェノキシ）−２−ヒドロキシ−Ｎ，Ｎ，Ｎ−トリメチル−１−プロパンアミニウム−クロリド、ＡＰｉ−１８０ ヒドロキシアルキルプロパノン、ビスアシルホスフィンオキシドまたはモノアシルホスフィンオキシドベースの反応開始剤が挙げられる。好ましい実施形態では、ビス（１，３，５−トリメチルベンゾイル）ホスフィン酸のようなビス（アシル）ホスフィンオキシド誘導（ＢＡＰＯ）光反応開始剤を使用する。好適なＢＡＰＯ光反応開始剤の他の例は以下の参考文献、例えば：Ｋ．Ｄｉｅｔｌｉｋｅｒ、Ａ ｃｏｍｐｉｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｏｒｓ ｃｏｍｍｅｒｃｉａｌｌｙ ａｖａｉｌａｂｌｅ ｆｏｒ ＵＶ ｔｏｄａｙ、ＳＩＴＡ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｌｔｄ、Ｅｄｉｎｂｅｒｇｈ、Ｌｏｎｄｏｎ、２００２；Ｊ．Ｖ．Ｃｒｉｖｅｌｌｏ、Ｋ．Ｄｉｅｔｌｉｋｅｒ、Ｇ．Ｂｒａｄｌｅｙ、Ｐｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｏｒｓ ｆｏｒ ｆｒｅｅ ｒａｄｉｃａｌ ｃａｔｉｏｎｉｃ ＆ ａｎｉｏｎｉｃ ｐｈｏｔｏｐｏｌｙｍｅｒｉｓａｔｉｏｎ、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ ＆ Ｓｏｎｓ、Ｃｈｉｃｈｅｓｔｅｒ、Ｗｅｓｔ Ｓｕｓｓｅｘ、Ｅｎｇｌａｎｄ、Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ、１９９８．；Ｓ．Ｂｅｎｅｄｉｋｔ、Ｊ．Ｗａｎｇ、Ｍ．Ｍａｒｋｏｖｉｃ、Ｎ．Ｍｏｓｚｎｅｒ、Ｋ．Ｄｉｅｔｌｉｋｅｒ、Ａ．Ｏｖｓｉａｎｉｋｏｖ、Ｈ．Ｇｒｕｔｚｍａｃｈｅｒ、Ｒ．Ｌｉｓｋａ、Ｊ．Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．、Ｐａｒｔ Ａ： Ｐｏｌｙｍ．Ｃｈｅｍ．２０１６、５４、４７３〜４７９．；Ｔ．Ｍａｊｉｍａ、Ｗ．Ｓｃｈｎａｂｅｌ、Ｗ．Ｗｅｂｅｒ、Ｍａｋｒｏｍｏｌ．Ｃｈｅｍ．１９９１、１９２、２３０７〜２３１５；Ｓ．Ｌｉ、Ｆ．Ｗｕ、Ｍ．Ｌｉ、Ｅ．Ｗａｎｇ、Ｐｏｌｙｍｅｒ２００５、４６、１１９３４〜１１９３９；Ｍ．Ａ．Ｔａｓｄｅｌｅｎ、Ｂ．Ｋａｒａｇｏｚ、Ｎ．Ｂｉｃａｋ、Ｙ．Ｙａｇｃｉ、Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｂｕｌｌｅｔｉｎ２００８、５９、７５９〜７６６；Ｂ．Ｄ．Ｆａｉｒｂａｎｋｓ、Ｍ．Ｐ．Ｓｃｈｗａｒｔｚ、Ｃ．Ｎ．Ｂｏｗｍａｎ、Ｋ．Ｓ．Ａｎｓｅｔｈ、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ２００９、３０、６７０２〜６７０７．；Ａ．Ｈｕｂｅｒ、Ａ．Ｋｕｓｃｈｅｌ、Ｔ．Ｏｔｔ、Ｇ．Ｓａｎｔｉｓｏ−Ｑｕｉｎｏｎｅｓ、Ｄ．Ｓｔｅｉｎ、Ｊ．Ｂｒａｕｅｒ、Ｒ．Ｋｉｓｓｎｅｒ、Ｆ．Ｋｒｕｍｅｉｃｈ、 Ｈ．Ｓｃｈｏｎｂｅｒｇ、Ｊ．Ｌｅｖａｌｏｉｓ−Ｇｒｕｔｚｍａｃｈｅｒ、Ｈ．Ｇｒｕｔｚｍａｃｈｅｒ、Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．２０１２、１２４、４７２６〜４７３０．Ｇ．；Ｍｕｌｌｅｒ、Ｍ．Ｚａｌｉｂｅｒａ、Ｇ．Ｇｅｓｃｈｅｉｄｔ、Ａ．Ｒｏｓｅｎｔｈａｌ、Ｇ．Ｓａｎｔｉｓｏ−Ｑｕｉｎｏｎｅｓ、Ｋ．Ｄｉｅｔｌｉｋｅｒ、Ｈ．Ｇｒｕｔｚｍａｃｈｅｒ、Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｒａｐｉｄ Ｃｏｍｍｕｎ．２０１５、３６、５５３〜５５７などに記載されている。以下の特許出願は、本明細書に完全に組み込まれる：ＷＯ２００５０１４６０５、ＷＯ２００６０５６５４１、ＷＯ２０１１００３７７２、ＷＯ２０１４０５３４５５、ＷＯ２０１４０９５７２４、ＥＰ１６１８９５４９．５。

組成物の重合を有利に進めることを目的として、メタクリラート基、ジアクリラート基などを、キャリア中に存在する架橋性ポリマー材料に結合させることが想定される。可能な材料モノマーもしくはポリマー、または重合性材料は、ｂｉｓ−ＧＭＡ、ｂｉｓ−ＥＭＡ、ＴＥＧＤＭＡ、リン酸カルシウム、硫酸カルシウム、ヒドロキシアパタイトおよびセラミックス粒子（コンベイト（ｃｏｍｂｅｉｔｅ））である。好適な架橋剤は、例えば１，４−シクロヘキサンジメタノールジビニルエーテル、ジ（エチレングリコール）ジアクリラート、ジ（エチレングリコール）ジメタクリラート、Ｎ，Ｎ’−（１，２−ジヒドロキシエチレン）ビスアクリルアミド、ジビニルベンゼン、ｐ−ジビニルベンゼン、エチレングリコールジアクリラート、エチレングリコールジメタクリラート、１，６−ヘキサンジオールジアクリラート、４，４’−メチレンビス（シクロヘキシルイソシアナート）、１，４−フェニレンジアクリロイルクロリド、ポリ（エチレングリコール）ジアクリラート、ポリ（エチレングリコール）ジメタクリラート、テトラ（エチレングリコール）ジアクリラートまたはテトラエチレングリコールジメチルエーテルを含むことができる。

材料の調製
市販の骨セメントの場合と同様に、光活性化セメントは、モノマーであるＭＭＡ、ポリマーであるＰＭＭＡ、放射線不透過剤（硫酸バリウム）および反応開始剤系、この場合は光反応開始剤から構成される。前述の通り、粘度は、骨セメントの使用に関する最も重要なパラメータの１つである。これが、第一段階が、現在使用されている骨セメントの粘度にできるだけ近くなるようまねた粉末／液体比を決定することであった理由である。

光反応開始剤により重合が開始されかつ活性化されるため、それらもまた、材料の重要な成分である。したがって第二段階においては、光重合プロセスを最適化するため、様々な光反応開始剤に関する調査を実施した。

ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比
ＰＭＭＡ粉末（Ｍｗ＝１２０，０００ｇ／ｍｏｌ）およびＭＭＡは、Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈから購入した。ＰＭＭＡ粉末をＭＭＡに加え、少なくとも４時間撹拌することで溶液を均質化した。表２に示す、様々なＰＭＭＡ／ＭＭＡ重量比のものを調製した。

光反応開始剤
Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９はＢＡＳＦ（バーゼル、スイス）から購入し、Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９（またはＢＡＰＯ）はＢＡＳＦから無料で入手した。カンファーキノン、リボフラビンおよびローズベンガルは、Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈから購入した。ＢＡＰＯベースの光反応開始剤であるＢＡＰＯ−ＮＨ_２は、合成した。化学名および光反応開始剤が光を吸収する波長は表３に見つけることができ、光反応開始剤の構造は図３に見つけることができる。

サンプルの光重合
光反応開始剤およびそれらの濃度は、試験によりけりであった。使用した光反応開始剤は上に列挙しており、使用した濃度は０．０１、０．１および１ｗｔ％であった。

光反応開始剤をＭＭＡに加えた。ＰＭＭＡ（９０ｗｔ％）および硫酸バリウム（１０ｗｔ％）を、粉末／液体比１で溶液中に溶解させた。溶液の均質化は、撹拌により行った。光重合を防止するため、サンプルをアルミニウムで包んだ。光重合プロセスを活性化するため、材料サンプルを様々なランプ（表４）で照射した。光重合を定性的に評価するため、紫外線ランプを最初に使用した。医療デバイスを通して光を結合することが可能であり、かつより長い波長はより生体許容性が高く、細胞に与える害がより少ないので、さらなる試験には４０５ｎｍレーザーを使用した。

機械試験
ベンチマーキングのため、光活性化骨セメント（ｐｈｏｔｏａｃｔｉｖａｔｅｄ ｂｏｎｅ ｃｅｍｅｎｔｓ）およびＭａｔｈｙｓ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｃｓから入手した骨セメントｃｅｍＳｙｓ３に関して機械試験を実施した。粘性状態（「手術前」の状態）の材料特性を試験するためにレオロジーを使用し、粘性から固体（移植中）への変化を得るためにフォトレオロジーを使用し、固化後（「手術後」の状態）の特性を評価するために圧縮試験を使用した。

レオロジー
様々なＰＭＭＡ／ＭＭＡ比のサンプルに関して、レオロジーを実施した。Ｂｏｈｌｉｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓのレオロジー機器を用い、１０００μｍ厚のサンプルに関して振動時間掃引実験（ｏｓｃｉｌｌａｔｏｒｙ ｔｉｍｅ ｓｗｅｅｐ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔ）を実施した。このレオロジー試験は、１Ｈｚの周波数で経時的に一定の５％ひずみを加えることで、材料の流れを調査することからなるものであった。２４０秒間、弾性係数および粘性係数と共に粘度を記録した。

セメントの経時的な安定性を決定するため、同様の試験を５日間隔で８００秒間実施し、粘度の長期的な変化を評価した。各段階全ての間（混合後２分で開始し、硬化段階まで）の粘度を記録するため、骨セメントｃｅｍＳｙｓ３の３サンプルに関して、１５分間、同じパラメータを測定する時間掃引もまた実施した。

フォトレオロジー
光重合した骨セメントの光重合反応速度を各光反応開始剤との相関として定量的に特徴づけるため、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓのレオメータを用いてフォトレオロジーを実施した。せん断弾性係数および弾性係数と共に粘度を決定した。

１０００μｍ厚のサンプルへの照射はセメントの領域にわたり、４０５ｎｍで３．５ｍＷ／ｃｍ^２の強度で均一であった。上部プレートを１Ｈｚで回転させ、サンプルに一定の５％ひずみを加えた。

圧縮
骨セメントの機械的特性、特に圧縮強度を特徴づけるために、圧縮試験を実施した。サンプルを直径５．６０ｍｍ、厚さ４．４５ｍｍのプラスチック型に流し込んだ。被試験物を顕微鏡用スライドで覆い、４０５ｎｍレーザーで、４５ｍＷ／ｃｍ^２の強度で２、５または１０分間照射した。

ＩｎｓｔｒｏｎのＥ３０００リニア機械試験機（ｌｉｎｅａｒ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｔｅｓｔｉｎｇ ｍａｃｈｉｎｅ）を用いて圧縮試験を実施した。サンプルに１Ｎの予負荷を加え、次にそれを一定速度５ｍｍ／分で圧縮した。負荷および変位を記録し、最終的な圧縮強度を式

により計算した。式中、Ｆ_ｍａｘは平均極限負荷（または破壊するために加えた負荷）であり、Ｓは元の断面積である。

医療デバイスの開発
医療デバイスは、注入のための材料および手術用デバイス、ならびに照射システムからなる。この節では、必要条件を定義し、手術用デバイスの設計について概説する。デバイスの本質をなす部分は光送達に使用する光ファイバであり、これについてもまたこの節で説明している。

一般的な必要条件
光重合性セメント（ｐｈｏｔｏｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｂｌｅ ｃｅｍｅｎｔ）は粘性状態で椎体内に注入しなければならず、セメントの重合を活性化するために、その場で照射を行う必要がある。

手術デバイスに関して、以下のユーザニーズを設定した：
１．セメントをすぐに使用することができること（２成分を混合する時間または待機時間がないこと）；さらに、セメントシステムが少なくとも１８カ月間にわたり化学的に安定であること。デバイス内の材料が手術前に光と接触することはなく、透明な包装容器内に保存することはないこと。
２．外科医は行う必要がある手術に応じて、様々な粘度（照射前の材料）を選択することができること；
３．セメントは、注入機構（例えばシリンジ）により送達すること；光送達システムは注入機構に埋め込まれており、オン／オフを切り替えることができること。加圧システムにより、あらゆる粘度のセメントを注入することができること。
４．ボタンを押下することでセメントを硬化させることができること；および
５．硬化には、理想的には５分以下、理想的には２分以下の時間を必要とすること。

光ファイバ特性決定
サイズおよび吸収特性の点で最適なファイバを見つけるため、様々な光ファイバの特性を決定付けた。この調査で試験した光ファイバとしては、Ｓｗｉｃｏｆｉｌ ＡＧから購入したＰＭＭＡ光ファイバ１本、およびスイス連邦材料試験研究所（ＥＭＰＡ）から製造されたファイバ３本が挙げられる。これらのファイバの材料および直径を、表５に明記する。

特性決定のため、４０５ｎｍのレーザー光線を使用した。凸レンズ（Ｄ＝２５．４ｍｍ、ｆ＝２５ｍｍ）を通して、平行ビームをファイバ内に結合させた。ファイバ近位末端上の焦点位置を確実に最適にするため、３軸並進ステージを使用した。２０ｃｍ〜１ｍの範囲（増分は２０ｃｍであった）にあるファイバ片に関して入力および出力パワーを記録することにより、ファイバの特徴を決定した。

注入および照射デバイスの設計
前で設定した必要条件にしたがい、２つのプロトタイプを製造した。いずれのプロトタイプも、セメント注入を達成するために、従来の３ｍＬ（またはそれ以下もしくはそれ以上の）シリンジをベースとするものであった。光送達は光ファイバにより実現し、光ファイバはシリンジ内に埋め込み、セメントと共に注入した。光ファイバのシリンジ内への挿入に関して調査した。

図４に示すプロトタイプ１は、光ファイバを挿入するためにシリンジに直径１ｍｍの穴を開けることからなるものであった。図５に示すプロトタイプ２の場合は、シリンジのピストンに直径１ｍｍの穴を開けた。２５０μｍのＰＭＭＡ光ファイバを挿入し、Ｌｏｃｔｉｔ ３４３０５分エポキシ接着剤（Ｌｏｃｔｉｔｅ ３４３０ ５ ｍｉｎ ｅｐｏｘｙ ａｄｈｅｓｉｖｅ）を用いて接着した。４０５ｎｍレーザーからの光を、プロトタイプ中に埋め込んだ光ファイバ内に結合させた。

材料の安定性
材料の経時的な安定性を調査するため、様々な粉末／液体比の材料について押出試験を実施した。押出試験は、小さなサイズの穴を通して材料を０．１ｍｍ／ｓの一定速度で押出すこと、およびセメントを注入するために必要な力を記録することからなるものであった。この試験は、セメントの混合後１日、７日、１６日および２２日目に実施した。この試験により材料の経時的な安定性を決定することができ、材料の注入に必要な圧力もまた決定することができる。

生体適合性試験：生存率アッセイ
非重合セメント
非重合セメントに対して、生体適合性試験を実施した。９６ウェルプレートを細胞３０００個／ｍＬで満たし、細胞が接着して、コンフルエンスが７０〜８０％となるように３日間インキュベートした。次に、セメントサンプルを１５分間、３０分間、１時間または４時間各ウェルに入れて取り出し、材料がどの曝露時間まで細胞に対して毒性ではないかを決定した。サンプルのＰＭＭＡ／ＭＭＡ比は１、１．５または２であった。生存率は、セメント材料への曝露後の様々な時点（１時間または１日後）で、Ｃｅｌｌ−Ｔｉｔｅｒ ９６ Ａｑｕｅｏｕｓ Ｏｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｃｅｌｌ Ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ Ａｓｓａｙを用いて測定した。

Ｃｅｌｌ−Ｔｉｔｅｒ ９６ Ａｑｕｅｏｕｓ Ｏｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｃｅｌｌ Ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ Ａｓｓａｙの生物学についてはこの後記載する。ＭＴＳテトラゾリウム化合物は、細胞によって組織培養培地に可溶な有色のホルマザン生成物に生物還元される。この変換はおそらく、代謝的に活性な細胞内でデヒドロゲナーゼ酵素により生成されるＮＡＤＰＨまたはＮＡＤＨにより行われる。

光活性化セメントにおける生存率結果を、商用セメント（ｃｅｍＳｙｓ３ Ｍａｔｈｙｓ Ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｃｓ）における生存率と比較した。

液体から固体へのセメントの光重合
液体状態のサンプルから固体状態への光重合中にもまた、生存率アッセイを実施した。９６ウェルプレートの各ウェルに、液体状態のサンプルを５分間または３０分間加えた。次に、サンプルを４０５ｎｍレーザーで、１．５ｍＷのパワーで５分間照射した。前でＣｅｌｌ−Ｔｉｔｅｒ ９６ Ａｑｕｅｏｕｓ Ｏｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｃｅｌｌ Ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ Ａｓｓａｙを使用したようにして、生存率を照射の１時間、１日または１週間後に測定した。

重合セメント
重合セメントにおける生存率もまた、Ｃｅｌｌ−Ｔｉｔｅｒ ９６ Ａｑｕｅｏｕｓ Ｏｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｃｅｌｌ Ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ Ａｓｓａｙを使用して調査した。この試験においては、セメントサンプルを細胞外で、１．５ｍＷのパワーの照射で２分間または５分間重合した。次に、固体サンプルを９６ウェルプレートに加えた。固体セメントに曝露させた１日後または１週間後に、生存率を測定した。ギムザ染色を用いて材料の細胞毒性を調査した。光重合した固体サンプルの生体適合性を、ウシ軟骨細胞に関して調査した。サンプルを細胞懸濁液で取り囲み、３７℃かつ５％ＣＯ_２のインキュベータ内に３日間置いた。次に、ギムザ表面染色プロトコルを実施した。倒立光学顕微鏡（Ｚｅｉｓｓ Ａｘｉｏｖｅｒｔ １００）を用いて、セメント−細胞界面を可視化した。

表２．１では、３つの生存率アッセイおよび評価したパラメータをまとめている。

デバイスの移植
Ｓａｗｂｏｎｅｓ材料（Ｓａｗｂｏｎｅｓ ｍａｔｅｒｉａｌ）標本の準備
Ｓａｗｂｏｎｅｓ材料は、椎体の皮質骨をシミュレートするために使用されてきた。この調査で使用するＳａｗｂｏｎｅｓ材料はポリウレタン系であり、密度は０．１２ｇ／ｃｍ^３である。標本を、２０×２０×２０ｍｍ寸法の立方体へと切断した。直径１０ｍｍ、深さ１４ｍｍの穴を作成した。サンプルには、３タイプの条件を適用した：

・２５０μｍのＰＭＭＡ光ファイバ２本を使用した光活性化セメントの注入。総出力光強度は３５ｍＷ／ｃｍ^２であり、ファイバをセメントの内部４ｍｍおよび１０ｍｍの深さに配置した。照射は１０分間継続した。図６は、Ｓａｗｂｏｎｅｓ標本（Ｓａｗｂｏｎｅｓ ｓｐｅｃｉｍｅｎ）への光活性化セメントの移植および光ファイバによる光曝露を図式化したものである。光活性化セメントを、商用のＭａｔｈｙｓセメントと比較した。

圧縮試験
脊椎に加わる負荷をシミュレートし、セメント注入の影響を評価するため、Ｓａｗｂｏｎｅｓサンプルに対して圧縮試験を実施した。骨折の生体内状態をシミュレートするため、図７に示すように、水平位置に穴を配置した。この配置では、骨折（空洞）またはセメント（充填された穴）は、Ｓａｗｂｏｎｅｓ材料により囲まれている。前述のセメント材料に対する圧縮プロトコルと同様に、Ｓａｗｂｏｎｅｓサンプルに予負荷１Ｎを加え、次にそれを一定速度５ｍｍ／分で圧縮した。各サンプルについて、最終的な圧縮強度を記録した。

統計
３つの被試験物を各条件で試験した。Ｍａｔｌａｂを用いて統計学的評価を行った。結果は、平均値±標準偏差として表した。比較のために、対応のあるｔ検定を使用した。ｐ＜０．０５を有意な結果（＊で示す）であるとみなし、ｐ＞０．０５を非有意な結果（ｎｓで示す）であるとみなした。ｐ＜０．０１は＊＊で示し、ｐ＜０．００１は＊＊＊で示した。

結果
粘度
商用セメントの粘度
様々な処理段階での粘度を決定するため、Ｍａｔｈｙｓセメントに対してレオロジーを実施した。この試験では、混合２分後での９．８８×１０^２±１５４．７Ｐａ・ｓから、混合１３分後のセメントの最終硬化段階での６．９４９９×１０^４±２．８０６８×１０^４Ｐａ・ｓまでの粘度上昇が示された。粘度変化を図８に示す。

光重合セメントに対するＰＭＭＡ／ＭＭＡ比の影響
レオロジーを使用し、様々なＰＭＭＡ／ＭＭＡ比の液体セメント（注入前）の粘度を測定した。ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比が増加するにつれて粘度が上昇し、０．８〜１．４の間の比率では１０^４Ｐａ・ｓあたりで一定値に達する。レオロジーの結果を図９に示す。１０^５Ｐａ・ｓオーダーのより高い粘度に到達させるため、比率をさらに大きくしてよい。

経時的な安定性
液体セメントの経時的安定性を調査するため、比率１の被試験物に対して５日間隔でレオロジー試験を繰り返した。８００ｓでの粘度結果を図１０に示す。比率が１である場合、混合後５日では粘度に有意差はなかった（ｐ＝０．８１２）。

光反応開始剤の評価
いくつかの光反応開始剤の硬化性能を、最初に紫外線（表４で言及したように３６５ｎｍで、または水銀ランプで）を用いて評価した。重合が起こったかどうかを判定するため、材料の硬度を評価した。表６では、定性的な光重合の結果のみに言及している。ローズベンガルを除く全ての光反応開始剤において、数分後の重合が可能であった。この定性的な事前評価により、セメントが光重合し、その結果さらに進行するという可能性を確認した。

効果的な光反応開始剤は、フォトレオロジーにて特徴づけた。フォトレオロジー試験では、Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９、ＢＡＰＯ−ＮＨ_２およびカンファーキノン被試験物における光重合が実証された。Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９およびリボフラビンを用いたサンプルは、３０分間の照射後に重合しなかった。結果を図１１に示す。

重合時間および弾性係数Ｇ’は、使用した光反応開始剤によって変化した。表７では、様々な光反応開始剤の架橋特性をまとめている。

機械的評価
フォトレオロジーの結果に基づき、Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９、ＢＡＰＯ−ＮＨ_２およびカンファーキノンを用いた被試験物を圧縮試験用に選択した。試験は、光反応開始剤濃度および照射時間との相関として実施した。図１２は、圧縮前後の代表的な一組の被試験物を示す。圧縮後、被試験物が短くなり、水平方向に広がることを観察できた。図１３は、様々な光反応開始剤における、照射時間および光反応開始剤濃度との相関としての最終的な圧縮強度の平均値および標準偏差を示す。各条件およびＭａｔｈｙｓセメント（基準として採用）の間で、対応のあるｔ検定を実施した。

圧縮に関する光反応開始剤の比較は、ＢＡＰＯ−ＮＨ_２被試験物の最終強度がＩｒｇａｃｕｒｅ８１９およびカンファーキノンよりも高いということを示している。光反応開始剤濃度の点では、１％が最適濃度であるカンファーキノンを除き、濃度が０．１％のときに機械的特性がより優れるということが確認された。Ｉｒｇａｃｕｒｅ８１９およびカンファーキノンに関しては、濃度０．０１％では被試験物は重合しなかった。

照射時間も同様に、機械的特性に影響を与える。一般に、被試験物をより長く照射すると圧縮強度が高くなる（例えば、２分照射後には重合しなかったが、５分後には重合した０．１％のカンファーキノン被試験物）。０．１％のＢＡＰＯ−ＮＨ_２サンプルに関しては、様々な照射時間で圧縮強度に有意差はなかった。光重合が照射２分後に完了したと結論付けることができる。この結果は、ＢＡＰＯ−ＮＨ_２はより迅速に光重合するということを示したフォトレオロジーの結果と一致する。

Ｍａｔｈｙｓセメントは、全条件と比較して最も高い破裂強度を示す。０．１％のＢＡＰＯ−ＮＨ_２の機械的特性のみ、Ｍａｔｈｙｓセメントとの有意差がない（ｐ＞０．０５）。したがって、０．１％のＢＡＰＯ−ＮＨ_２がＰＭＭＡ／ＭＭＡ骨セメントを重合させるための最も効果的な光反応開始剤であると結論付けることができる。体積が１．１ｃｍ^３の場合、光重合を完了させるためには２分間の照射で十分である。

非重合の前駆体溶液、特に中に光反応開始剤を含むものは、不安定となり得る。図１４における非重合材料の安定性は、押出試験により評価した。ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比は１．５であった。押出圧力はセメントの調製後１５日目までは増加するが、その後約４５０ＭＰａでプラトーに達する。

生存率
非重合のセメント
図１５における非重合のセメントの生存率結果は、３つのパラメータによる影響を示すものである：ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比、細胞への材料の曝露時間および曝露後の測定時間である。

材料が生体適合性であると結論付けるためには、一般に生存率が７０％超である必要がある。

結果は、ＰＭＭＡ／ＭＭＡ比に対して有意な影響を及ぼさないことを示していた。

細胞への曝露時間が増加すると、材料における生存率は減少する。しかし、光活性化セメントでは最大３０分の曝露まで生存可能である。

曝露の１時間後または１日後に生存率を測定した場合に、同様の結果が見出された。

商用セメントでは曝露時間または測定時間とは無関係に生存できないということもまた、興味深い結果である。

したがって、光重合性セメントにおける生存率は、商用セメントの場合よりも高い。

液体から固体へのセメントの光重合
ウシ軟骨細胞を、未硬化材料に５分間または３０分間曝露させた（図１６）。次に、材料（細胞の上）を、架橋のため５分間照射した。結果は、材料では曝露時間とは無関係に最大１週間生存可能であることを示している。これは光重合および照射中、細胞が光重合プロセスにより悪影響を受けないことを示している。

重合セメント
ウシ軟骨細胞に対する生存率アッセイにより、重合セメントは商用セメントと比較した場合、細胞への１週間の曝露までは毒性が有意に低いということが示された（図１７）。細胞を組織分布的に着色するため、ギムザ染色を使用した。したがって、サンプル周囲の細胞分布により、光活性化セメントの生体適合性に関する予備的結果が得られる。セメント−細胞界面の顕微鏡画像を図１８に示す。ウシ軟骨細胞のみを含む溶液およびセメント−細胞界面との間には、有意差を確認することはできない。光重合セメントは使用した光反応開始剤系とは無関係に、周囲の細胞に対して無毒であると思われる。

デバイスの移植
システムを検証するため、Ｓａｗｂｏｎｅｓ材料内に光活性化セメントを移植し、ＰＭＭＡ光ファイバによる照射を実施した。各試験条件間で、１０％および２５％ひずみでの圧縮応力を比較した。図１９は、セメントを用いなかった場合、Ｍａｔｈｙｓセメントを用いた場合、および光活性化したＢＡＰＯ−ＮＨ_２セメントを用いた場合における、圧縮した一連の被試験物を示す。

注入したセメントサンプルはいずれも、セメントを用いなかったサンプルよりも厚みが大きいことが観察できた。Ｍａｔｈｙｓセメントおよび光活性化セメントサンプルの圧縮後の高さは類似しており、有意差はなかった。圧縮試験の結果を図２０に示す。光活性化セメントおよびＭａｔｈｙｓセメントの圧縮に関する機械的挙動は、類似している。

圧縮応力はＳａｗｂｏｎｅｓ材料が損傷を受けはじめる約０．７５ＭＰａのプラトーに到達するまで増加し、その後はセメントの強度のために応力が増加する。空洞の場合、圧縮応力は０．５ＭＰａのプラトーまで増加する。図２１における１０％および２５％ひずみでの圧縮応力の比較では、両セメントに関して、１０〜２５％ひずみまでに圧縮応力が有意に上昇する（光活性化セメントに関してはｐ＝０．０４１、Ｍａｔｈｙｓセメントに関してはｐ＝０．０３３）が、一方で空洞に関しては結果に有意差はない（ｐ＝０．４６５９）ということを示している。光活性化セメントおよびＭａｔｈｙｓセメントの圧縮応力に有意差はない（２５％ひずみではｐ＝０．８１４９）。したがって、光活性化セメントにより骨粗鬆症の骨モデルを十分に強化することができる。

Claims (20)

1. 注入デバイスであって、
   − 光重合性粘性骨充填材材料であって、
   ｉ）流体ポリマー材料；および
   ｉｉ）光反応開始剤
   を含む前記光重合性粘性骨充填材材料、ならびに
   − １つまたは複数の中実ポリマー光ファイバであって、２つの異なる屈折率を有する２つ以上の材料から構成されるコアおよびシェルを含む前記中実ポリマー光ファイバ
   を含む前記注入デバイス。
2. 骨充填材の粘度は１０Ｐａ＊ｓ〜１０^６Ｐａ＊ｓの間に含まれ、好ましくは１００Ｐａ＊ｓ〜１０^４Ｐａ＊ｓの間に含まれる、請求項１に記載のデバイス。
3. ファイバの光減衰係数は１０ｄＢ／ｃｍ〜１０^−８ｄＢ／ｃｍの間に含まれる、請求項１または２に記載のデバイス。
4. 光ファイバおよび流体ポリマー材料は、同じ材料から実質的に構成される、請求項１〜３のいずれか１項に記載のデバイス。
5. 流体ポリマー材料は、流体状態のＰＭＭＡとＭＭＡの混合物を含む、請求項１〜４のいずれか１項に記載のデバイス。
6. ＰＭＭＡ／ＭＭＡ重量比は０．５〜４の間に含まれ、好ましくは０．８〜１．４の間に含まれ、さらにより好ましくは１である、請求項５に記載のデバイス。
7. 光反応開始剤はビスアシルホスフィンオキシド（ＢＡＰＯ）群に属する、請求項１〜６のいずれか１項に記載のデバイス。
8. 光反応開始剤は式
   

   

   を有する、請求項７に記載のデバイス。
9. 光反応開始剤の濃度は０．００１〜１ｗｔ％の間に含まれ、好ましくは０．１ｗｔ％である、請求項１〜８のいずれか１項に記載のデバイス。
10. 骨充填材材料は放射線不透過材料をさらに含む、請求項１〜９のいずれか１項に記載のデバイス。
11. 光ファイバはＰＭＭＡ光ファイバである、請求項１〜１０のいずれか１項に記載のデバイス。
12. 骨欠損を有する対象を治療する方法であって、
    ａ）請求項１〜１１のいずれか１項に記載のデバイスを用意する工程；
    ｂ）骨充填材材料を骨欠損の内部または表面に注入する工程；および
    ｃ）注入された光重合性骨充填材材料内にその光重合に適合された化学光を、光ファイバを通して送達する工程
    を含む前記方法。
13. 骨充填材材料を光重合させるのに使用する化学光の波長は３００〜５５０ｎｍの間に含まれ、好ましくは４００〜４５０ｎｍの間に含まれる、請求項１２に記載の方法。
14. 骨充填材材料を光重合させるのに使用する光は、最大５分間送達され、好ましくは最大２分間送達される、請求項１２または１３に記載の方法。
15. 光ファイバは、注入の流れと平行に並べられる、請求項１２〜１４のいずれか１項に記載の方法。
16. 光ファイバまたはその一部分を、光重合した骨充填材材料中に放出する工程をさらに含む、請求項１２〜１５のいずれか１項に記載の方法。
17. 骨欠損は、骨折、脊椎骨折または歯の欠損である、請求項１２〜１６のいずれか１項に記載の方法。
18. 光重合した骨充填材材料および１つまたは複数の中実ポリマー光ファイバを含む、請求項１６に記載の方法により得られるインプラント。
19. 流体ポリマー材料、光反応開始剤および複数の中実ポリマー光ファイバを含む光重合性骨充填材材料。
20. 前記光ファイバが、光送達のためにも強化構造としても使用されるように材料内に分布している、請求項１９に記載の骨充填材材料を製造する方法。

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