JP2022534845A - ヒドロゲル薬物送達組成物 - Google Patents
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Abstract
開示されるのは、治療剤とポロキサマーとを含むヒドロゲル薬物送達組成物であって、ポロキサマーは、骨または歯の表面に付着することができるように修飾されており、ポロキサマーは、ピロホスフェート、ビスホスホネート、酸性ペプチドまたはテトラサイクリンおよびその誘導体により修飾されている、ヒドロゲル薬物送達組成物である。
Description
関連出願の相互参照
本出願は、2019年4月18日に出願された米国仮特許出願第62/835542号に対する優先権を主張し、その開示は、参照により本明細書に組み込まれる。
本出願は、2019年4月18日に出願された米国仮特許出願第62/835542号に対する優先権を主張し、その開示は、参照により本明細書に組み込まれる。
本発明は、薬物送達システムの分野、特にヒドロゲル薬物送達組成物に関する。
口腔疾患は、ヒトにおいて非常に一般的な疾患である。ほとんどの場合、口腔疾患の処置は、局所投薬しか必要とせず、全身投薬を必要としない。一部の患者では、全身投薬は、重篤な副作用を引き起こすことがある。さらに、全身投薬は、体内で薬物耐性を容易に招き、薬物の有効性を低下させる可能性がある。加えて、口腔環境は複雑であり、多くの要因が口腔の健康に影響を与える。例えば、抗生物質の長期使用は、口腔の正常菌叢を破壊することになる。研究者らは、標的を定めて口腔内で薬物を効果的に放出することができる送達システムを探してきた。
歯周疾患は、歯肉、歯根膜および歯槽骨を含む歯の周囲組織に影響を与えてポケット形成、動揺、骨喪失を生じ、最終的に歯を喪失する一般的かつ慢性的な炎症状態である。病原性細菌集団に加えて、宿主免疫応答(これは、細菌の侵襲から宿主組織を保護することを目的とする)は、歯周損傷のメディエータとしても作用する[1]。現在の処置戦略は、機械的治療法および抗菌剤の投与により細菌負荷を軽減することを目的とする[2、3]。加えて、炎症を寛解し、疾患進行を防止するために宿主調節剤が利用されてきた[4、5]。歯槽骨喪失(これは、歯周疾患の主な破壊的かつ非可逆的な特徴である)を食い止めるそれらの有効性は限定される。したがって、骨侵食を防止し、失われた歯槽骨を再生することになる新規な治療法を開発するという満たされていない臨床的必要性が存在する。
グリコーゲン合成酵素キナーゼ3ベータ(GSK3β)は、炎症および骨恒常性を含むいくつかの生理的過程において決定的な役割を有するマルチタスクのセリン/トレオニンキナーゼである。これは、負の制御因子として宿主の炎症反応[6~8]および骨恒常性[9]において決定的な役割を果たすことが示されており、GSK3βの阻害薬が炎症性および骨代謝性疾患に治療効果をもたらし得ることを示唆する[10]。特に、GSK3β阻害薬(SB216763)が歯周疾患において研究されてきており、データにより、歯周疾患に関連する歯槽骨喪失の防止におけるその治療上の利益が確認された[11]。過去10年間に、いくつかの選択的GSK-3β阻害薬が合成され、様々な相の臨床試験において試験されてきた[12、13]。特に、6-ブロモインジルビン-3’-オキシム(BIO)(5nMの酵素IC50を有する強力なGSK3β阻害薬)は、抗炎症性[7、8]ならびに強い骨および歯同化作用[14~20]を示した。しかし、複数の生理的過程におけるGSK3の関与に起因して、全身投与は、重篤な有害副作用(例えば、下痢、低血糖、腫瘍発生)を引き起こすことがある[21~23]。したがって、その生物学的作用を主として所期の作用部位において限定および制限することが必要である。歯周ポケット内へのBIOの局所送達は、歯周組織を直接標的にし、全身毒性を最小限に抑えると共に高い局所濃度を達成することを可能にする。しかし、乏しい水性溶解度および歯周ポケットからのBIOの迅速な排除が、その効果的な局所送達にとって大きな課題となる。
スタチン(これらは、3-ヒドロキシ-3-メチルグルタリル(HMG)-CoA還元酵素阻害薬として開発された)は、数十年間、心血管疾患を処置するために広く使用されてきた。Mundyらは、2種のスタチン、シンバスタチン(SIM)およびロバスタチンが、骨誘導因子骨形成タンパク質-2(BMP-2)の誘導によるとされた強い骨同化作用を有することを報告した。後に、スタチンは、その抗炎症作用でも知られる[56]。それ以来、この知見の検証を試みて、大きな努力が投じられてきた。しかし、結果は、肝臓における初回通過代謝(これは、経口的に投与されたとき骨に達する量を限定し、骨格骨を強化するまたは歯周炎を処置するそれらの臨床応用を妨げてきた)に部分的に起因して、議論の余地が残されている。シンバスタチンの局所適用は、その乏しい水溶性により妨げられる(https://www.drugbank.ca/drugs/DB00641)。
歯周ポケットに注入された熱応答性ヒドロゲル製剤は、歯周炎に関連する骨欠損を防止するためのBIOまたはSIMの局所送達にとって有望な選択肢であろう。医薬用途向けに米国FDAにより承認された頻繁に使用される製剤賦形剤であるポロキサマー407(Pluronic F127)は、2つのポリエチレンオキシドブロックが両側に隣接するポリプロピレンオキシドの中央ブロックからなるトリブロック両親媒性コポリマー(PEO101 PPO56 PEO101)である[24~27]。これは、制御された薬物および細胞送達において広範に使用されてきた[28]。水性溶液(20~35% w/v)におけるその特有の熱応答性ゲル化特性は、水性溶液を歯周薬物送達および他の同様の用途に魅力的な担体材料にする[29、30]。両親媒性F127ポリマーは、ミセルを形成することにより室温における疎水性薬物の溶解度を向上させる。生理的温度に曝されると、ポリマー溶液はヒドロゲルを生成し、その崩壊したミセル構造内にカプセル化された薬物を保持して徐放速度論を実現する。F127は、非毒性かつ生体適合性であることも既知である[30]。しかし、絶え間ない溝液の流れ、F127ヒドロゲルの乏しい骨付着および機械的特性は、歯周ポケット内のペイロード薬物のバイオアベイラビリティを著しく制限するであろう。
したがって、硬組織へのヒドロゲルの結合を改善することおよび局所部位における効果的な薬物放出のための新規なヒドロゲル薬物送達システムを開発することが必要とされている。
1つの態様において、本開示は、治療剤とポロキサマーとを含む薬物送達組成物であって、ポロキサマーは、骨または歯の表面に付着することができるように修飾されている、薬物送達組成物を提供する。
ポロキサマーは、ポリオキシエチレン(ポリ(エチレンオキシド))の2本の親水性鎖が両側に隣接するポリオキシプロピレン(ポリ(プロピレンオキシド))の中央の疎水性鎖から構成された非イオン性トリブロックコポリマーである。好ましくは、ポロキサマーは、ピロホスフェート、ビスホスホネート、ドーパミン、酸性ペプチドまたはテトラサイクリンおよびその誘導体により修飾されている。
より好ましくは、ポロキサマーは、ピロホスホリル化ポロキサマーまたはポロキサマーとピロホスホリル化ポロキサマーとの混合物である。
本開示の実施形態において、
ポロキサマーは、Pluronic L31、L35、F38、L42、L43、L44、L61、L62、L63、L64、P65、F68、L72、P75、F77、L81、P84、P85、F87、F88、L92、F98、L101、P103、P104、P105、F108、L121、L122、L123、F127、10R5、10R8、12R3、17R1、17R2、17R4、17R8、22R4、25R1、25R2、25R4、25R5、25R8、31R1、31R2、31Rおよびそれらの混合物からなる群から選択され、好ましくは、ポロキサマーはポロキサマー407(Pluronic F127)であり、
治療剤は、抗炎症化合物、骨同化化合物、骨再吸収抑制化合物、抗がん化合物、スタチンおよび抗菌化合物を含み、好ましくは、治療剤は、GSK3-ベータ阻害薬またはスタチンである。
ポロキサマーは、Pluronic L31、L35、F38、L42、L43、L44、L61、L62、L63、L64、P65、F68、L72、P75、F77、L81、P84、P85、F87、F88、L92、F98、L101、P103、P104、P105、F108、L121、L122、L123、F127、10R5、10R8、12R3、17R1、17R2、17R4、17R8、22R4、25R1、25R2、25R4、25R5、25R8、31R1、31R2、31Rおよびそれらの混合物からなる群から選択され、好ましくは、ポロキサマーはポロキサマー407(Pluronic F127)であり、
治療剤は、抗炎症化合物、骨同化化合物、骨再吸収抑制化合物、抗がん化合物、スタチンおよび抗菌化合物を含み、好ましくは、治療剤は、GSK3-ベータ阻害薬またはスタチンである。
本発明において使用されてよいGSK3-ベータ阻害薬を表1に挙げる。
本開示の1つの実施形態において、GSK3-ベータ阻害薬は、インジルビンおよびその誘導体、リチウム、ベリリウム、亜鉛ならびにそれらの混合物など、表1に挙げられた化合物から選択され、好ましくは、GSK3-ベータ阻害薬は、6-ブロモインジルビン-3’-オキシム、リチウムまたは亜鉛である。
本発明において使用されてよいスタチンには、アトルバスタチン(Lipitor)、フルバスタチン(Lescol、Lescol XL)、ロバスタチン(Mevacor、Altoprev)、プラバスタチン(Pravachol)、ロスバスタチン(Crestor)、シンバスタチン(Zocor)およびピタバスタチン(Livalo)が含まれる。
好ましくは、組成物は、ヒドロゲルの形態であり、ヒドロゲルは熱感受性である。
別の態様において、本開示は、薬物送達組成物を製造する方法であって、
ポロキサマーをトシル化反応に供してトシル化ポロキサマーを合成する工程と、
トシル化ポロキサマーをピロホスホリル化に供してピロホスホリル化ポロキサマーを得る工程と、
治療剤をピロホスホリル化ポロキサマーに溶解してヒドロゲル含有薬物送達組成物を得る工程と
を含む、方法を提供する。
ポロキサマーをトシル化反応に供してトシル化ポロキサマーを合成する工程と、
トシル化ポロキサマーをピロホスホリル化に供してピロホスホリル化ポロキサマーを得る工程と、
治療剤をピロホスホリル化ポロキサマーに溶解してヒドロゲル含有薬物送達組成物を得る工程と
を含む、方法を提供する。
別の態様において、本開示は、薬物送達組成物を、それを必要とする対象に局所部位においてin situで投与する工程を含む、口腔疾患を治療する方法を提供する。
好ましくは、局所部位は歯であり、口腔疾患は、歯科疾患、より好ましくは歯周炎である。組成物は、治療剤を放出して少なくとも2日にわたり口腔疾患を処置することができ、組成物は、局所部位に対してのみ付着性である。
実施形態を参照して本開示の実施形態を以下で詳細に説明する。しかし、以下の実施形態は単に本開示を例示するものであり、本開示の範囲を限定するものではないことを当業者なら理解するであろう。特定の条件が指定されない実施形態について、それらは従来の条件または製造者により推奨された条件にしたがって行った。製造者が示されない使用試薬または使用機器について、それらはすべて市販の従来の製品であった。
[実施例1]
材料および試薬
Pluronic F127およびピロホスフェートをSigma-Aldrich(MOのSaint Louis、USA)から購入した。BIOを文献[31]にしたがって合成した。高密度セラミックヒドロキシアパタイトディスク(0.5インチ径および0.08インチ厚)をClarkson Chromatography Products,Inc.(South Williamsport、PA USA)から入手した。マウス骨芽細胞MC3T3-L1細胞をATCC(Manassas、VA、USA)から入手した。ウシ胎児血清(FBS、BenchMark(商標))をGemini BenchMark(West Sacramento、CA)から入手した。最小必須培地(アルファ-MEM)およびトリプシン-EDTAをGIBCO(Grand Island、NY、USA)から購入した。Cell Counting Kit-8(CCK-8)をDojindo Molecular Technologies,Inc.(Rockville、MD USA)から購入した。すべての他の溶媒および試薬(指定されない場合)をAcros Organics(Morris Plains、NJ、USA)またはFisher Scientific(Pittsburgh、PA、USA)のいずれかから入手した。
材料および試薬
Pluronic F127およびピロホスフェートをSigma-Aldrich(MOのSaint Louis、USA)から購入した。BIOを文献[31]にしたがって合成した。高密度セラミックヒドロキシアパタイトディスク(0.5インチ径および0.08インチ厚)をClarkson Chromatography Products,Inc.(South Williamsport、PA USA)から入手した。マウス骨芽細胞MC3T3-L1細胞をATCC(Manassas、VA、USA)から入手した。ウシ胎児血清(FBS、BenchMark(商標))をGemini BenchMark(West Sacramento、CA)から入手した。最小必須培地(アルファ-MEM)およびトリプシン-EDTAをGIBCO(Grand Island、NY、USA)から購入した。Cell Counting Kit-8(CCK-8)をDojindo Molecular Technologies,Inc.(Rockville、MD USA)から購入した。すべての他の溶媒および試薬(指定されない場合)をAcros Organics(Morris Plains、NJ、USA)またはFisher Scientific(Pittsburgh、PA、USA)のいずれかから入手した。
ピロホスホリル化Pluronic F127(F127-PPi)の合成
トシル化Pluronic F127の合成
Pluronic F127(1.0g、0.079mmol)および4-トルエンスルホニルクロリド(151mg、0.79mmol)を乾燥ジクロロメタンに溶解した。次いで、ピリジン(62μL、0.79mmol)を加え、得られた溶液を21℃で24時間撹拌した。ジクロロメタン(80mL)を加えた後、得られた溶液をHCl(1M、20mL)およびブライン(80mL×2)で洗浄した。洗浄後、有機相を分離し、MgSO4で乾燥した。溶液を濾過し、濃縮し、残留物をLH-20カラムで精製して、922mgの最終生成物(収率:90%)を生成した。1H NMR (CDCl3, 500 MHz) δ ppm 7.78 (d, J = 3.0 Hz, 4H), 7.33 (d, J = 3.0 Hz 4H), 4.14 (t, J = 5.0 Hz, 4H), 3.77 (t, J = 4.5 Hz, 8H), 3.59-3.55 (m, 872 H), 3.50-3.44 (m, 142 H), 3.38 (m, 65H), 2.44 (s, 6H), 1.12 (t, J = 5.0 Hz, 195H); 13C NMR (CDCl3, 125 MHz) δ ppm 144.7, 133.0, 129.8, 127.9 , 75.5, 75.4, 75.1, 73.4, 73.0, 72.9, 72.7, 69.2, 68.7, 21.6, 17.5, 17.3.
ピロホスホリル化Pluronic F127の合成
トシル化Pluronic F127(1.0g、0.077mmol)および二リン酸水素トリス(テトラ-n-ブチルアンモニウム)[(n-Bu4N)3(HO)P2O6](0.31mmol、280mg)を乾燥アセトニトリルに溶解した。出発材料が完全に消失するまで(約3時間、TLCにより監視)、溶液を21℃で撹拌した。溶媒の除去後、残留物を水(20mL)に溶解し、NaCl溶液(0.1mol/L)に対して一晩透析(MWCO=12~14kDa)して、テトラブチルアンモニウムをナトリウムに交換した。次いで、得られた溶液を蒸留水に対して透析して、過剰なNaClを除去した。次いで、得られた溶液を凍結乾燥して、859mgの最終的なピロホスホリル化Pluronic F127(F127-PPi)生成物(収率:85%)を得た。合成経路は図1に示されている。
1H NMR (CDCl3, 500 MHz) δ ppm 4.16 (t, J = 5.0 Hz, 4H), 3.78 (t, J = 4.5 Hz, 8H), 3.59-3.54 (m, 872H), 3.50-3.44 (m, 142 H), 3.39-3.36 (m, 65H), 1.13 (t, J = 5.0 Hz, 195H); 13C NMR (CDCl3, 125 MHz) δ ppm 75.5, 75.4, 75.1, 73.4, 73.0, 72.9, 72.8, 72.7, 70.6, 17.5, 17.3; 31P NMR (202.5MHz, CDCl3): δ(ppm) = -7.70 (d, J = 20.2Hz), -7.91 (d, J = 20.2Hz).
PPi含量を決定するために、F127-PPiを1M HCl中100℃で2時間加水分解して、ホスフェートを遊離させた。クロロホルム抽出によるF127の除去後、0.5%(w/v)モリブデン酸アンモニウムおよび2%(w/v)アスコルビン酸を含む等体積の1M HCl溶液を加えた。サンプルを37℃で2時間インキュベートし、次いで、820nmにおけるその吸光度をUV分光計を使用して測定した[49]。F127の80パーセントの末端ヒドロキシル基がピロホスホリル化されたことが見出された。
トシル化Pluronic F127の合成
Pluronic F127(1.0g、0.079mmol)および4-トルエンスルホニルクロリド(151mg、0.79mmol)を乾燥ジクロロメタンに溶解した。次いで、ピリジン(62μL、0.79mmol)を加え、得られた溶液を21℃で24時間撹拌した。ジクロロメタン(80mL)を加えた後、得られた溶液をHCl(1M、20mL)およびブライン(80mL×2)で洗浄した。洗浄後、有機相を分離し、MgSO4で乾燥した。溶液を濾過し、濃縮し、残留物をLH-20カラムで精製して、922mgの最終生成物(収率:90%)を生成した。1H NMR (CDCl3, 500 MHz) δ ppm 7.78 (d, J = 3.0 Hz, 4H), 7.33 (d, J = 3.0 Hz 4H), 4.14 (t, J = 5.0 Hz, 4H), 3.77 (t, J = 4.5 Hz, 8H), 3.59-3.55 (m, 872 H), 3.50-3.44 (m, 142 H), 3.38 (m, 65H), 2.44 (s, 6H), 1.12 (t, J = 5.0 Hz, 195H); 13C NMR (CDCl3, 125 MHz) δ ppm 144.7, 133.0, 129.8, 127.9 , 75.5, 75.4, 75.1, 73.4, 73.0, 72.9, 72.7, 69.2, 68.7, 21.6, 17.5, 17.3.
ピロホスホリル化Pluronic F127の合成
トシル化Pluronic F127(1.0g、0.077mmol)および二リン酸水素トリス(テトラ-n-ブチルアンモニウム)[(n-Bu4N)3(HO)P2O6](0.31mmol、280mg)を乾燥アセトニトリルに溶解した。出発材料が完全に消失するまで(約3時間、TLCにより監視)、溶液を21℃で撹拌した。溶媒の除去後、残留物を水(20mL)に溶解し、NaCl溶液(0.1mol/L)に対して一晩透析(MWCO=12~14kDa)して、テトラブチルアンモニウムをナトリウムに交換した。次いで、得られた溶液を蒸留水に対して透析して、過剰なNaClを除去した。次いで、得られた溶液を凍結乾燥して、859mgの最終的なピロホスホリル化Pluronic F127(F127-PPi)生成物(収率:85%)を得た。合成経路は図1に示されている。
1H NMR (CDCl3, 500 MHz) δ ppm 4.16 (t, J = 5.0 Hz, 4H), 3.78 (t, J = 4.5 Hz, 8H), 3.59-3.54 (m, 872H), 3.50-3.44 (m, 142 H), 3.39-3.36 (m, 65H), 1.13 (t, J = 5.0 Hz, 195H); 13C NMR (CDCl3, 125 MHz) δ ppm 75.5, 75.4, 75.1, 73.4, 73.0, 72.9, 72.8, 72.7, 70.6, 17.5, 17.3; 31P NMR (202.5MHz, CDCl3): δ(ppm) = -7.70 (d, J = 20.2Hz), -7.91 (d, J = 20.2Hz).
PPi含量を決定するために、F127-PPiを1M HCl中100℃で2時間加水分解して、ホスフェートを遊離させた。クロロホルム抽出によるF127の除去後、0.5%(w/v)モリブデン酸アンモニウムおよび2%(w/v)アスコルビン酸を含む等体積の1M HCl溶液を加えた。サンプルを37℃で2時間インキュベートし、次いで、820nmにおけるその吸光度をUV分光計を使用して測定した[49]。F127の80パーセントの末端ヒドロキシル基がピロホスホリル化されたことが見出された。
BIO負荷熱応答性ヒドロゲルの調製
F127-PPiおよびF127を異なる比率(0:100、25:75、50:50、75:25、100:0% w/w)で混合することにより、所定のポリマー濃度(20、25および30% w/v)を有するPF127ヒドロゲル製剤を調製した。簡潔には、所望の量のF127-PPiおよびF127を透明な溶液(PF127)が得られるまで氷水浴(約4℃、ゲル化を防止するため)中で撹拌しながらPBS(pH 7.4)に溶解し、次いで、4℃で一晩保管した。次いで、BIOを4℃で連続撹拌することによりポリマー溶液に溶解し、得られた溶液を0.8μmフィルタシリンジに通して濾過した。
F127-PPiおよびF127を異なる比率(0:100、25:75、50:50、75:25、100:0% w/w)で混合することにより、所定のポリマー濃度(20、25および30% w/v)を有するPF127ヒドロゲル製剤を調製した。簡潔には、所望の量のF127-PPiおよびF127を透明な溶液(PF127)が得られるまで氷水浴(約4℃、ゲル化を防止するため)中で撹拌しながらPBS(pH 7.4)に溶解し、次いで、4℃で一晩保管した。次いで、BIOを4℃で連続撹拌することによりポリマー溶液に溶解し、得られた溶液を0.8μmフィルタシリンジに通して濾過した。
モデル骨(ヒドロキシアパタイト、すなわちHA)への結合能
ヒドロキシアパタイト、すなわちHA(これは、骨および歯の主な無機成分を構成する)への製剤化ヒドロゲルの結合能を評価するために、HAディスクを使用してin vitro結合研究を行った。簡潔には、F127-PPiおよびF127の異なる比率(0:100、25:75、50:50、75:25および100:0% w/w)を使用して、100μMのBIOを含むポリマー溶液(25% w/v)を調製して、結合親和性を最適化した。37℃のプラスチックウェル内に置かれたHAディスク上にヒドロゲル(1mL)を生成し、ヒドロゲルを15分間安定化させた。その後、その上にヒドロゲルが生成されたHAディスクを反転させ、反転させたヒドロゲルを水浴(37℃)内に保持することにより温度を37℃に維持した。HAディスクへのヒドロゲルの結合時間を測定した。結合実験を三つ組で実施した。この研究に基づいて、1種の製剤をすべてのその後の実験のために選択した。
ヒドロキシアパタイト、すなわちHA(これは、骨および歯の主な無機成分を構成する)への製剤化ヒドロゲルの結合能を評価するために、HAディスクを使用してin vitro結合研究を行った。簡潔には、F127-PPiおよびF127の異なる比率(0:100、25:75、50:50、75:25および100:0% w/w)を使用して、100μMのBIOを含むポリマー溶液(25% w/v)を調製して、結合親和性を最適化した。37℃のプラスチックウェル内に置かれたHAディスク上にヒドロゲル(1mL)を生成し、ヒドロゲルを15分間安定化させた。その後、その上にヒドロゲルが生成されたHAディスクを反転させ、反転させたヒドロゲルを水浴(37℃)内に保持することにより温度を37℃に維持した。HAディスクへのヒドロゲルの結合時間を測定した。結合実験を三つ組で実施した。この研究に基づいて、1種の製剤をすべてのその後の実験のために選択した。
PF127溶液およびF127溶液中のBIOの溶解度の評価
PF127溶液およびF127溶液中のBIOの水性溶解度をこの実験において評価した。以前報告された通り、BIOをPF127含有培地およびF127含有培地に所定の時間加えた後、BIOの溶解度値を溶解平衡状態で測定した[32]。具体的には、過剰量のBIOを微量遠心管内の異なる濃度のPF127溶液またはF127溶液に加えた。懸濁液をロータで4℃で48時間混合して溶解平衡を達成した。4℃で、懸濁液を2,000rpmで5分間遠心分離して、未溶解の薬物を微量遠心管の底に沈降させた。次いで、上清を0.8μmシリンジフィルタに通して濾過して、飽和BIO溶液を得た。UV SpectraMax M2分光光度計(Molecular Devices、Sunnyvale、CA、USA)を使用して、260nmにおいてBIO濃度を測定した。
PF127溶液およびF127溶液中のBIOの水性溶解度をこの実験において評価した。以前報告された通り、BIOをPF127含有培地およびF127含有培地に所定の時間加えた後、BIOの溶解度値を溶解平衡状態で測定した[32]。具体的には、過剰量のBIOを微量遠心管内の異なる濃度のPF127溶液またはF127溶液に加えた。懸濁液をロータで4℃で48時間混合して溶解平衡を達成した。4℃で、懸濁液を2,000rpmで5分間遠心分離して、未溶解の薬物を微量遠心管の底に沈降させた。次いで、上清を0.8μmシリンジフィルタに通して濾過して、飽和BIO溶液を得た。UV SpectraMax M2分光光度計(Molecular Devices、Sunnyvale、CA、USA)を使用して、260nmにおいてBIO濃度を測定した。
ヒドロゲルからのBIOのin vitro放出
PF127ヒドロゲル(20、25および30% w/v)からの物理的に捕捉されたBIOの放出速度を、以前報告された通り、膜なし実験により研究した[33~35]。簡潔には、0.5mgのBIOを含む1mLのポリマー溶液のサンプルをスクリューキャップチューブに移し、ゲルが生成するまで37℃の水浴中でインキュベートした。ゲル化後、37℃であらかじめ平衡化させた、0.5% Tween 80を含む2mLのリン酸緩衝生理食塩水(PBS;pH 7.4)をヒドロゲルの表面上に静かに注ぎ、37℃の水浴中で絶えず穏やかに振盪しながらインキュベートした。BIOの放出を測定するために、放出培地(2mL)を一定の時間間隔で採取し、あらかじめ平衡化させた等体積の新鮮な放出緩衝液で置き換えた。Molecular DeviceのSpectramax M2(Sunnyvale、CA、USA)を使用して260nmにおける吸光度を測定することによりBIOの濃度を決定した。放出研究を三つ組で実施した。
PF127ヒドロゲル(20、25および30% w/v)からの物理的に捕捉されたBIOの放出速度を、以前報告された通り、膜なし実験により研究した[33~35]。簡潔には、0.5mgのBIOを含む1mLのポリマー溶液のサンプルをスクリューキャップチューブに移し、ゲルが生成するまで37℃の水浴中でインキュベートした。ゲル化後、37℃であらかじめ平衡化させた、0.5% Tween 80を含む2mLのリン酸緩衝生理食塩水(PBS;pH 7.4)をヒドロゲルの表面上に静かに注ぎ、37℃の水浴中で絶えず穏やかに振盪しながらインキュベートした。BIOの放出を測定するために、放出培地(2mL)を一定の時間間隔で採取し、あらかじめ平衡化させた等体積の新鮮な放出緩衝液で置き換えた。Molecular DeviceのSpectramax M2(Sunnyvale、CA、USA)を使用して260nmにおける吸光度を測定することによりBIOの濃度を決定した。放出研究を三つ組で実施した。
in vitroヒドロゲル浸食
他者により報告された通り、残留重量(%)実験を実施することにより、PF127ヒドロゲル製剤(20、25および30% w/v)の浸食時間を決定した[33~35]。簡潔には、1mLのポリマー溶液のサンプルをスクリューキャップチューブに移し、ゲルが生成するまで37℃の水浴中でインキュベートした。ゲル化後、ヒドロゲルサンプルの元の重量を(W0)として測定した。続いて、37℃であらかじめ平衡化させた2mLのPBS(pH 7.4)をヒドロゲルの表面上に静かに注ぎ、37℃の水浴中で絶えず穏やかに振盪しながらインキュベートした。緩衝液を完全に吸い取った後、残留ヒドロゲルの重量(Wt)を一定の時間間隔で測定した。浸食研究を三つ組で実施した。残留重量(%)を以下の通り計算した:
他者により報告された通り、残留重量(%)実験を実施することにより、PF127ヒドロゲル製剤(20、25および30% w/v)の浸食時間を決定した[33~35]。簡潔には、1mLのポリマー溶液のサンプルをスクリューキャップチューブに移し、ゲルが生成するまで37℃の水浴中でインキュベートした。ゲル化後、ヒドロゲルサンプルの元の重量を(W0)として測定した。続いて、37℃であらかじめ平衡化させた2mLのPBS(pH 7.4)をヒドロゲルの表面上に静かに注ぎ、37℃の水浴中で絶えず穏やかに振盪しながらインキュベートした。緩衝液を完全に吸い取った後、残留ヒドロゲルの重量(Wt)を一定の時間間隔で測定した。浸食研究を三つ組で実施した。残留重量(%)を以下の通り計算した:
PF127ヒドロゲルの生体適合性
細胞生存率に対する選択されたPF127ヒドロゲル製剤(25% w/vの混合F127-PPiおよびF127、50:50% w/w)およびF127ヒドロゲル(25% w/v)(BIOありまたはなし)の影響をCCK-8アッセイを使用して評価した。すべてのBIO含有製剤中のBIO濃度は100nMである。簡潔には、10%(v/v)FBSおよび1%(v/v)ペニシリン/ストレプトマイシンを含む細胞培養培地(アルファ-MEM)中でマウス前骨芽細胞MC3T3-L1細胞株を培養した。5% CO2を含む加湿雰囲気中37℃の標準条件下で、細胞を90%コンフルエンスまでインキュベートした。ヒドロゲルをISO規格10993-12にしたがってアルファ-MEM中37℃で24時間抽出した[34、35]。ヒドロゲルの表面積と培地の体積の間の比率は1.25cm2/mLであった。無希釈の抽出物をアッセイのために使用した。細胞を96ウェルプレート(1×104細胞/ウェル)内で増殖させ、37℃で24時間インキュベートした。次いで、細胞を培地のみ、PF127抽出物、PF127-BIO抽出物、F127抽出物、F127-BIO抽出物または遊離BIOのいずれかで処置し、プレートを37℃で24時間および48時間インキュベートした。各フォローアップ時点で、CCK-8試薬(10μL)を各ウェルに加え、さらに37℃で4時間インキュベートした。Molecular DeviceのSpectramax M2マイクロプレートリーダー(Sunnyvale、CA、USA)を使用して吸光度を450nmにおいて測定した。
細胞生存率に対する選択されたPF127ヒドロゲル製剤(25% w/vの混合F127-PPiおよびF127、50:50% w/w)およびF127ヒドロゲル(25% w/v)(BIOありまたはなし)の影響をCCK-8アッセイを使用して評価した。すべてのBIO含有製剤中のBIO濃度は100nMである。簡潔には、10%(v/v)FBSおよび1%(v/v)ペニシリン/ストレプトマイシンを含む細胞培養培地(アルファ-MEM)中でマウス前骨芽細胞MC3T3-L1細胞株を培養した。5% CO2を含む加湿雰囲気中37℃の標準条件下で、細胞を90%コンフルエンスまでインキュベートした。ヒドロゲルをISO規格10993-12にしたがってアルファ-MEM中37℃で24時間抽出した[34、35]。ヒドロゲルの表面積と培地の体積の間の比率は1.25cm2/mLであった。無希釈の抽出物をアッセイのために使用した。細胞を96ウェルプレート(1×104細胞/ウェル)内で増殖させ、37℃で24時間インキュベートした。次いで、細胞を培地のみ、PF127抽出物、PF127-BIO抽出物、F127抽出物、F127-BIO抽出物または遊離BIOのいずれかで処置し、プレートを37℃で24時間および48時間インキュベートした。各フォローアップ時点で、CCK-8試薬(10μL)を各ウェルに加え、さらに37℃で4時間インキュベートした。Molecular DeviceのSpectramax M2マイクロプレートリーダー(Sunnyvale、CA、USA)を使用して吸光度を450nmにおいて測定した。
ゲル化および粘度研究
サンプルの貯蔵弾性率(G’)および損失弾性率(G’’)を温度掃引モードで測定することによりゲル化温度を決定した[36、37]。20~40%の間の範囲のw/v濃度を有する溶液を上記の通り調製した。レオメーター(TA Instruments AR1500ex)のペルチェプレートと3℃の60mm径、1°コーンジオメトリ(cone geometry)の間に各サンプルを均一に負荷した。振動振幅機能を使用することにより各サンプルの線形粘弾性領域を45℃であらかじめ決定し、以下の条件を選んだ:歪み0.1%および角周波数1rad/s。次いで、レオメーターの振動温度掃引機能(加熱ステップ:1℃、ソーク(soak)時間:各温度上昇につき2分)を使用することにより、3℃~45℃の温度範囲について、各サンプルのG’およびG’’を測定した。G’およびG’’が等しくなるときの温度として各サンプルのゲル化温度を決定した。
サンプルの貯蔵弾性率(G’)および損失弾性率(G’’)を温度掃引モードで測定することによりゲル化温度を決定した[36、37]。20~40%の間の範囲のw/v濃度を有する溶液を上記の通り調製した。レオメーター(TA Instruments AR1500ex)のペルチェプレートと3℃の60mm径、1°コーンジオメトリ(cone geometry)の間に各サンプルを均一に負荷した。振動振幅機能を使用することにより各サンプルの線形粘弾性領域を45℃であらかじめ決定し、以下の条件を選んだ:歪み0.1%および角周波数1rad/s。次いで、レオメーターの振動温度掃引機能(加熱ステップ:1℃、ソーク(soak)時間:各温度上昇につき2分)を使用することにより、3℃~45℃の温度範囲について、各サンプルのG’およびG’’を測定した。G’およびG’’が等しくなるときの温度として各サンプルのゲル化温度を決定した。
レオメーターおよび25mm径平行プレートを使用してフロースイープ(flow sweep)[30](37℃、剪断速度1~100s-1)により一定温度でゲル相の粘度も調査した。サンプルをレオメーターのペルチェプレート上に分配し、37℃まで加熱し、37℃で15分間維持して熱的安定に到達させた後、等温試験を行った。
実験的歯周炎のラットモデルに基づくBIO含有ヒドロゲルの治療有効性
10カ月齢の雌Sprague Dawleyラット(退役種親(retired breeder)、Envigo)を実験前に1週間順化させた。動物(n=48)を以下の群にランダムに割り当てた(表2):健常対照、生理食塩水で処置された実験的歯周炎(EP)、25% w/vの混合F127-PPiおよびF127ヒドロゲル(50:50% w/w、100μMのBIOを含む)(PF127-BIO)で処置されたEP、25% w/vのF127ヒドロゲル(100μMのBIOを含む)(F127-BIO)で処置されたEP、25% w/vのPF127ヒドロゲルで処置されたEP、および遊離BIO(100μM)で処置されたEP。絹糸結紮を使用して、実験的歯周炎を以前記載された通り誘発させた[32、38]。簡潔には、100% O2中1%~4%イソフルランを含むイソフルランチャンバ内でラットをまず麻酔した。体重を量った後、0.5%~2%イソフルランおよび100% O2が供給されたノーズコーンを着けてラットを置き、全手順の間麻酔を維持した。実験的歯周炎を誘発させるために、上顎第二大臼歯(M2)周囲に歯肉縁下で4-0絹糸結紮を軽く締めた。結紮留置後、上顎第一大臼歯(M1)と第二大臼歯(M2)の間に異なる処置(10μL)を毎週1回、3週間局所送達した。1週間後、結紮を除去した。すべての動物を第4週に安楽死させた。3種すべての大臼歯を含む口蓋全体を切離し、マイクロCTおよび組織学的解析の前に10%ホルマリン中で固定した。すべての動物関連実験は、University of Nebraska Medical Center(UNMC)のInstitutional Animal Care and Use Committee(IACUC)により承認された。
10カ月齢の雌Sprague Dawleyラット(退役種親(retired breeder)、Envigo)を実験前に1週間順化させた。動物(n=48)を以下の群にランダムに割り当てた(表2):健常対照、生理食塩水で処置された実験的歯周炎(EP)、25% w/vの混合F127-PPiおよびF127ヒドロゲル(50:50% w/w、100μMのBIOを含む)(PF127-BIO)で処置されたEP、25% w/vのF127ヒドロゲル(100μMのBIOを含む)(F127-BIO)で処置されたEP、25% w/vのPF127ヒドロゲルで処置されたEP、および遊離BIO(100μM)で処置されたEP。絹糸結紮を使用して、実験的歯周炎を以前記載された通り誘発させた[32、38]。簡潔には、100% O2中1%~4%イソフルランを含むイソフルランチャンバ内でラットをまず麻酔した。体重を量った後、0.5%~2%イソフルランおよび100% O2が供給されたノーズコーンを着けてラットを置き、全手順の間麻酔を維持した。実験的歯周炎を誘発させるために、上顎第二大臼歯(M2)周囲に歯肉縁下で4-0絹糸結紮を軽く締めた。結紮留置後、上顎第一大臼歯(M1)と第二大臼歯(M2)の間に異なる処置(10μL)を毎週1回、3週間局所送達した。1週間後、結紮を除去した。すべての動物を第4週に安楽死させた。3種すべての大臼歯を含む口蓋全体を切離し、マイクロCTおよび組織学的解析の前に10%ホルマリン中で固定した。すべての動物関連実験は、University of Nebraska Medical Center(UNMC)のInstitutional Animal Care and Use Committee(IACUC)により承認された。
歯周骨のマイクロコンピュータトモグラフィ(μ-CT)解析
高分解能X線マイクロトモグラフィシステム(Skyscan 1172、Bruker、Kontich、Belgium)を使用して、すべての口蓋サンプル(3種すべての大臼歯を含む)を歯槽骨の質に関して評価した(以前の研究[32、38]を参照)。X線源を以下の通り設定した:70kVおよび141μA、分解能12.9μm、露光時間1880msおよびアルミニウムフィルタ0.5mm厚。3D画像を作成するために、NReconソフトウェアを使用して走査生データを再構成した。CT-Analyzerソフトウェアを使用して矢状断面を作成した。骨侵食を評価するために、Skyscan Data viewerソフトウェアを使用してセメントエナメル境(CEJ)から歯槽骨頂(ABC)までの距離を決定した。より長いCEJからABCまでの距離は、より多い骨喪失を示唆する。骨量(BV)および骨梁幅(Tb.Th)などの組織形態計測学的パラメータの解析のために、M1とM2の間の多角形関心領域(ROI)を同定した。M1の遠心口蓋からM2の近心口蓋まで(長さ)、M1およびM2のCEJ下130スライス(高さ)ならびにM1およびM2の口蓋側から頬側まで(幅)のROIを決定した。
高分解能X線マイクロトモグラフィシステム(Skyscan 1172、Bruker、Kontich、Belgium)を使用して、すべての口蓋サンプル(3種すべての大臼歯を含む)を歯槽骨の質に関して評価した(以前の研究[32、38]を参照)。X線源を以下の通り設定した:70kVおよび141μA、分解能12.9μm、露光時間1880msおよびアルミニウムフィルタ0.5mm厚。3D画像を作成するために、NReconソフトウェアを使用して走査生データを再構成した。CT-Analyzerソフトウェアを使用して矢状断面を作成した。骨侵食を評価するために、Skyscan Data viewerソフトウェアを使用してセメントエナメル境(CEJ)から歯槽骨頂(ABC)までの距離を決定した。より長いCEJからABCまでの距離は、より多い骨喪失を示唆する。骨量(BV)および骨梁幅(Tb.Th)などの組織形態計測学的パラメータの解析のために、M1とM2の間の多角形関心領域(ROI)を同定した。M1の遠心口蓋からM2の近心口蓋まで(長さ)、M1およびM2のCEJ下130スライス(高さ)ならびにM1およびM2の口蓋側から頬側まで(幅)のROIを決定した。
以前記載された通り[39]、この試験ラットの大腿骨も採取および走査して、BIOの潜在的な全身作用を評価した。X線源を以下の通り設定した:電圧は70kV、電流は141μA、露光時間は700ms、分解能は8.6μm、アルミニウムフィルタは0.5mm厚であった。Skyscan NReconおよびSkyscan DataViewerソフトウェアを使用して3D画像を作成した。骨の質を解析するために、遠位大腿骨における海綿骨の一貫した多角形ROIを選択し、成長板に近接した20スライスから100スライスまでのROIを決定した。CT-Analyzerソフトウェアを使用して平均骨量(BV)、骨量/組織量(BV/TV)、骨梁幅(Tb.Th)および骨塩密度(BMD)を含む骨組織形態計測学的パラメータを決定した。
組織学的解析
μ-CT走査完了時、14% EDTA溶液を使用して口蓋を2週間脱灰した。脱灰後、組織をパラフィンに包埋して、4μm厚の矢状断面を得た。スライドを顕微鏡観察のためにヘマトキシリンおよびエオシン(HおよびE)染色した。M1とM2の間の炎症細胞および歯槽頂内の破骨細胞の存在を探索するために、実験群の割当てを知らない病理学者(SML)が、Olympus BX53顕微鏡を使用して半定量的にスライドを評価した。半定量的スコアリングシステム[32、40、41]を使用して炎症細胞を評価した(ここで、0は陰性、1は30%未満の患部組織、2はいくらかの炎症細胞(30~60%)、3は多くの炎症細胞(>60%)である)。同様に、半定量的スコアリングシステム[32,42]を使用して歯槽頂上の破骨細胞を評価した(ここで、0は陰性、1は、歯槽骨表面の5%未満を覆う少数の破骨細胞、2はいくらかの破骨細胞(5~25%)、3は多くの破骨細胞(25~50%)である)。一次抗体(ウサギモノクローナル抗β-カテニン抗体、Abcam、ab32572;1:400希釈)を使用してβ-カテニンの免疫組織化学(IHC)染色を実施した。脱パラフィンおよび再水和の後、切片を抗原回復のためにクエン酸塩緩衝液(pH=6.0、0.1M)中でインキュベートし、洗浄し、次いで、過酸化水素中でインキュベートした。次いで、切片をブロックし、一次抗体とインキュベートし、続いて二次抗体とインキュベートした。DAB色素原を使用して抗体複合体を視覚化した。ヘマトキシリンを対比染色のために使用した。0~3のスケールを使用して病理学者(SML)により染色強度を独立して評価した(ここで、0は陰性、1は弱い染色、2は中程度の染色、3は強い染色である)[19、43]。スライドの積層を評価し、次いで、SMLのスコアと比較した別の試験者(YA)により、SMLのスコアリングを検定した。
μ-CT走査完了時、14% EDTA溶液を使用して口蓋を2週間脱灰した。脱灰後、組織をパラフィンに包埋して、4μm厚の矢状断面を得た。スライドを顕微鏡観察のためにヘマトキシリンおよびエオシン(HおよびE)染色した。M1とM2の間の炎症細胞および歯槽頂内の破骨細胞の存在を探索するために、実験群の割当てを知らない病理学者(SML)が、Olympus BX53顕微鏡を使用して半定量的にスライドを評価した。半定量的スコアリングシステム[32、40、41]を使用して炎症細胞を評価した(ここで、0は陰性、1は30%未満の患部組織、2はいくらかの炎症細胞(30~60%)、3は多くの炎症細胞(>60%)である)。同様に、半定量的スコアリングシステム[32,42]を使用して歯槽頂上の破骨細胞を評価した(ここで、0は陰性、1は、歯槽骨表面の5%未満を覆う少数の破骨細胞、2はいくらかの破骨細胞(5~25%)、3は多くの破骨細胞(25~50%)である)。一次抗体(ウサギモノクローナル抗β-カテニン抗体、Abcam、ab32572;1:400希釈)を使用してβ-カテニンの免疫組織化学(IHC)染色を実施した。脱パラフィンおよび再水和の後、切片を抗原回復のためにクエン酸塩緩衝液(pH=6.0、0.1M)中でインキュベートし、洗浄し、次いで、過酸化水素中でインキュベートした。次いで、切片をブロックし、一次抗体とインキュベートし、続いて二次抗体とインキュベートした。DAB色素原を使用して抗体複合体を視覚化した。ヘマトキシリンを対比染色のために使用した。0~3のスケールを使用して病理学者(SML)により染色強度を独立して評価した(ここで、0は陰性、1は弱い染色、2は中程度の染色、3は強い染色である)[19、43]。スライドの積層を評価し、次いで、SMLのスコアと比較した別の試験者(YA)により、SMLのスコアリングを検定した。
統計解析
すべての生成データを平均±SD(標準偏差)で表した。Prism 8.0ソフトウェア(GraphPad、San Diego、CA)を使用して統計解析を行った。分散分析(ANOVA)を使用して、3つを超える群間で連続アウトカムを分析した。テューキーのペアワイズ事後試験を多重比較のために実施した。0.05未満のP値は統計的に有意とみなした。
すべての生成データを平均±SD(標準偏差)で表した。Prism 8.0ソフトウェア(GraphPad、San Diego、CA)を使用して統計解析を行った。分散分析(ANOVA)を使用して、3つを超える群間で連続アウトカムを分析した。テューキーのペアワイズ事後試験を多重比較のために実施した。0.05未満のP値は統計的に有意とみなした。
結果
ヒドロキシアパタイト(HA)へのヒドロゲル結合
HAへのPF127ヒドロゲル(25% w/v)のin vitro結合を解析して、in vivoでの骨に対するその親和性を予測した。図2aに示す通り、F127-PPi含量がヒドロゲル中で増加するにつれて結合時間は増加した。F127-PPiの異なる比率の中で、50、75および100(w/w %)は、HAディスクへの最長の結合時間(24.6、25.6および28.2分)をそれぞれ示した。それらの結合時間は、F127ヒドロゲルと比較すると統計的に有意であった(P<0.0001)。比率25(w/w %)も、F127ヒドロゲルよりも有意に長い(P<0.01)かなりの結合時間(18.2分)を示した。F127ヒドロゲルは、すべての製剤の中で最低の結合時間(8.5分)を有していた。この観察に基づいて、比率50:50% w/wのF127-PPiおよびF127の製剤が、比較的低いPPi含量で強い結合親和性を示したので、これをその後の実験において使用した。
ヒドロキシアパタイト(HA)へのヒドロゲル結合
HAへのPF127ヒドロゲル(25% w/v)のin vitro結合を解析して、in vivoでの骨に対するその親和性を予測した。図2aに示す通り、F127-PPi含量がヒドロゲル中で増加するにつれて結合時間は増加した。F127-PPiの異なる比率の中で、50、75および100(w/w %)は、HAディスクへの最長の結合時間(24.6、25.6および28.2分)をそれぞれ示した。それらの結合時間は、F127ヒドロゲルと比較すると統計的に有意であった(P<0.0001)。比率25(w/w %)も、F127ヒドロゲルよりも有意に長い(P<0.01)かなりの結合時間(18.2分)を示した。F127ヒドロゲルは、すべての製剤の中で最低の結合時間(8.5分)を有していた。この観察に基づいて、比率50:50% w/wのF127-PPiおよびF127の製剤が、比較的低いPPi含量で強い結合親和性を示したので、これをその後の実験において使用した。
PF127対F127中のBIOの溶解度
異なる濃度のPF127含有溶液およびF127含有溶液中のBIOの溶解度を溶液pH=7で4℃で解析および比較した。図2bに示す通り、BIOの溶解度は、ポリマー濃度に比例的に依存するように見受けられる。20% PF127中のBIOの溶解度は、20% F127中の0.1mg/mLと比較して、0.5mg/mLと決定された。さらに、ポリマー濃度を25%まで増加させると、PF127中のBIOの溶解度は2mg/mLまで大幅に改善されたが、この値はF127溶液中では0.3mg/mLまで改善されただけであった。濃度が30%までさらに増加すると、PF127中の溶解度は3mg/mLまで増加し続けたが、F127中では0.6mg/mLまで改善した。明らかに、PF127は、BIOの水性溶解度を著しく改善することができる。
異なる濃度のPF127含有溶液およびF127含有溶液中のBIOの溶解度を溶液pH=7で4℃で解析および比較した。図2bに示す通り、BIOの溶解度は、ポリマー濃度に比例的に依存するように見受けられる。20% PF127中のBIOの溶解度は、20% F127中の0.1mg/mLと比較して、0.5mg/mLと決定された。さらに、ポリマー濃度を25%まで増加させると、PF127中のBIOの溶解度は2mg/mLまで大幅に改善されたが、この値はF127溶液中では0.3mg/mLまで改善されただけであった。濃度が30%までさらに増加すると、PF127中の溶解度は3mg/mLまで増加し続けたが、F127中では0.6mg/mLまで改善した。明らかに、PF127は、BIOの水性溶解度を著しく改善することができる。
PF127ヒドロゲルからのBIOのin vitro放出
PF127ヒドロゲル(20、25および30% w/v)からのBIOの放出速度論を37℃で研究した。図2cに示す通り、ヒドロゲルからのBIOの放出速度論は、ポリマーの濃度に依存することが見出された:ポリマー濃度が高いほど、放出速度は遅くなる。20% w/vヒドロゲルからのBIOの全放出(約99%)は24時間で起こり、最初の3時間のバースト放出(約50%)を伴った。25% w/vヒドロゲルからのBIO放出は、最初の12時間のバースト放出とその後に続く次の48時間の徐放を伴って示された。30% w/vヒドロゲルの場合、BIOの放出は、48時間を超えて持続した。
PF127ヒドロゲル(20、25および30% w/v)からのBIOの放出速度論を37℃で研究した。図2cに示す通り、ヒドロゲルからのBIOの放出速度論は、ポリマーの濃度に依存することが見出された:ポリマー濃度が高いほど、放出速度は遅くなる。20% w/vヒドロゲルからのBIOの全放出(約99%)は24時間で起こり、最初の3時間のバースト放出(約50%)を伴った。25% w/vヒドロゲルからのBIO放出は、最初の12時間のバースト放出とその後に続く次の48時間の徐放を伴って示された。30% w/vヒドロゲルの場合、BIOの放出は、48時間を超えて持続した。
in vitroヒドロゲル浸食
一定のインキュベーション時間間隔で残留重量(%)を測定することによってPF127ヒドロゲル浸食挙動を特徴付けた。結果は、放出研究と相関し、ヒドロゲルの濃度の関数であることが示される。図2dに示す通り、20% w/v濃度を有するヒドロゲルは24時間以内に完全に浸食され、約50%が最初の3時間で浸食された。25% w/vヒドロゲルは48時間で完全に浸食されたが、約60%の重量減少が最初の6時間で観察され(バースト浸食)、その後、持続的浸食が続いた。30% w/v濃度を有するヒドロゲルは、持続的浸食で48時間で完全に浸食された。
一定のインキュベーション時間間隔で残留重量(%)を測定することによってPF127ヒドロゲル浸食挙動を特徴付けた。結果は、放出研究と相関し、ヒドロゲルの濃度の関数であることが示される。図2dに示す通り、20% w/v濃度を有するヒドロゲルは24時間以内に完全に浸食され、約50%が最初の3時間で浸食された。25% w/vヒドロゲルは48時間で完全に浸食されたが、約60%の重量減少が最初の6時間で観察され(バースト浸食)、その後、持続的浸食が続いた。30% w/v濃度を有するヒドロゲルは、持続的浸食で48時間で完全に浸食された。
PF127ベースのヒドロゲルの生体適合性
生体適合性であることが既知であるF127と比較してPF127ヒドロゲルの安全性を評価するために、マウス骨芽細胞MC3T3-L1細胞をPF127、PF127-BIO、F127およびF127-BIO培養培地抽出物、または遊離BIO(100nM)で24時間および48時間処置し、CCK-8アッセイを使用して細胞生存率を定義した(図3)。PF127 25% w/vで処置されたMC3T3-L1細胞の生存率百分率は、培地処置対照と比較すると、24時間後に84.5%までわずかに減少し、48時間後に79.5%までさらに低下した。F127抽出物で処置されたMC3T3-L1細胞の生存率は、24時間後および48時間後にそれぞれ87.5%および83.5%であった。BIOをヒドロゲルに加えたとき、細胞生存率は大幅に変化しなかった。しかし、細胞を100nMの遊離BIOで処置したとき、生存率は、培地処置対照と比較して102%および104.5%と決定された。
生体適合性であることが既知であるF127と比較してPF127ヒドロゲルの安全性を評価するために、マウス骨芽細胞MC3T3-L1細胞をPF127、PF127-BIO、F127およびF127-BIO培養培地抽出物、または遊離BIO(100nM)で24時間および48時間処置し、CCK-8アッセイを使用して細胞生存率を定義した(図3)。PF127 25% w/vで処置されたMC3T3-L1細胞の生存率百分率は、培地処置対照と比較すると、24時間後に84.5%までわずかに減少し、48時間後に79.5%までさらに低下した。F127抽出物で処置されたMC3T3-L1細胞の生存率は、24時間後および48時間後にそれぞれ87.5%および83.5%であった。BIOをヒドロゲルに加えたとき、細胞生存率は大幅に変化しなかった。しかし、細胞を100nMの遊離BIOで処置したとき、生存率は、培地処置対照と比較して102%および104.5%と決定された。
PF127ヒドロゲルのゲル化および粘度解析
貯蔵および損失弾性率(G’およびG’’)の温度掃引測定に基づいてゲル化温度(Tgel)を決定した(図4)。サンプルは、G’がG’’よりもはるかに小さいので、低温(T<Tgel)で流体のような挙動を示した。サンプルを加熱するにつれて、G’およびG’’のいずれもTgel付近で急激に増加し、G’は高温(T>Tgel)でG’’よりも大きくなった。これは、サンプルがゲル化を経て、固体のような挙動を示したことを示す。したがって、G’曲線とG’’曲線の交差点によりTgelを決定した。表3に得られたTgel値をまとめる。
貯蔵および損失弾性率(G’およびG’’)の温度掃引測定に基づいてゲル化温度(Tgel)を決定した(図4)。サンプルは、G’がG’’よりもはるかに小さいので、低温(T<Tgel)で流体のような挙動を示した。サンプルを加熱するにつれて、G’およびG’’のいずれもTgel付近で急激に増加し、G’は高温(T>Tgel)でG’’よりも大きくなった。これは、サンプルがゲル化を経て、固体のような挙動を示したことを示す。したがって、G’曲線とG’’曲線の交差点によりTgelを決定した。表3に得られたTgel値をまとめる。
BIOありとなしのPF127ヒドロゲルおよびF127ヒドロゲルに対して粘度測定も37℃で実施して、それらの粘性に対するピロホスホリル化および薬物含量の効果を調査した(図4)。すべてのヒドロゲルが典型的なシアシニング挙動(非ニュートン性)を示し、粘度は剪断速度に応じて低下した。低粘度を示した、非常に弱いヒドロゲルを生成する20% w/v PF127を除いて、同じ濃度内でPF127ヒドロゲルとF127ヒドロゲルの間に粘度の注目すべき差は観察されなかった。BIO添加は、ヒドロゲルの粘性に対して著しい影響を与えないようであった。
歯周骨のマイクロコンピュータトモグラフィ(μ-CT)解析
図5aに示す通り、PF127-BIOヒドロゲルが他の処置と比較して歯槽骨喪失を防止したことは明らかである。直線測定(CEJからABC)は、PF127-BIOヒドロゲル処置群が、すべての他の処置群の中で最短距離を有することを示した。F127-BIO処置群は、生理食塩水処置群と比較したときのみ統計的に有意な差を示したが、遊離BIO-処置群は、生理食塩水処置群と比較して統計的に有意な差を示さなかった(図5b)。骨量(BV、図5c)および骨梁幅(Tb.Th、図5d)も定量化して、骨の質をさらに検証した。PF127-BIO処置群のBVの値は、すべての他の処置群と比較して有意により高かった。対照的に、F127-BIO処置群は、生理食塩水処置群と比較したときのみ統計的に有意な差を示した。PF127-BIO処置群およびF127-BIO処置群のTb.Thの値は、生理食塩水群と比較して有意により高かった。遊離BIO処置群と生理食塩水群の間の統計的に有意な差は、上記のμ-CTパラメータにおいて観察されなかった。異なる処置後の歯周骨の質を示す3D動画は補足情報に見出すことができる。大腿骨解析データは、すべての処置群の中で有意差を何ら示さなかった。
図5aに示す通り、PF127-BIOヒドロゲルが他の処置と比較して歯槽骨喪失を防止したことは明らかである。直線測定(CEJからABC)は、PF127-BIOヒドロゲル処置群が、すべての他の処置群の中で最短距離を有することを示した。F127-BIO処置群は、生理食塩水処置群と比較したときのみ統計的に有意な差を示したが、遊離BIO-処置群は、生理食塩水処置群と比較して統計的に有意な差を示さなかった(図5b)。骨量(BV、図5c)および骨梁幅(Tb.Th、図5d)も定量化して、骨の質をさらに検証した。PF127-BIO処置群のBVの値は、すべての他の処置群と比較して有意により高かった。対照的に、F127-BIO処置群は、生理食塩水処置群と比較したときのみ統計的に有意な差を示した。PF127-BIO処置群およびF127-BIO処置群のTb.Thの値は、生理食塩水群と比較して有意により高かった。遊離BIO処置群と生理食塩水群の間の統計的に有意な差は、上記のμ-CTパラメータにおいて観察されなかった。異なる処置後の歯周骨の質を示す3D動画は補足情報に見出すことができる。大腿骨解析データは、すべての処置群の中で有意差を何ら示さなかった。
組織学的評価
炎症細胞、破骨細胞およびβ-カテニンに対する異なる処置の影響を調査するために、染色組織切片の画像(図5a、図6a)を半定量的に評価した。炎症細胞の組織学スコアを図6bに示した。予想される通り、健常Con+群は、炎症細胞および破骨細胞の両方について0のスコアを有し、これは、PF127-BIO群を除くすべての処置群よりも有意に低い。健常Con+群とPF127-BIO群の間に統計的に有意な差はない。PF127-BIOヒドロゲル処置群は、すべての他の群と比較したとき最低の炎症細胞スコアを有する(生理食塩水Con-群と比較してP<0.0001、F127-BIO処置群および遊離BIO処置群と比較してP<0.01)が、F127-BIO処置群および遊離BIO処置群は、生理食塩水Con-群と比較したときのみ統計的に有意な差(P<0.01)を示した。PF127-BIOヒドロゲル処置群は、健常Con+群を除くすべての処置群と比較して最低の破骨細胞スコアを有し、生理食塩水Con-群の破骨細胞スコアよりも有意に(P<0.001)低かった(図6c)。F127-BIO処置群および遊離BIO処置群のスコアは、生理食塩水Con-群よりも有意に低かった。PF127-BIOヒドロゲル処置群のβ-カテニン陽性細胞スコアは、すべての処置群の中で最も高かった(図7b、生理食塩水Con-群と比較してP<0.0001、F127-BIO処置群および遊離BIO処置群と比較してP<0.05、健常Con+群と比較するとP<0.001)。F127-BIO処置群および遊離BIO-処置群のスコアは、生理食塩水Con-、PF127および健常Con+群と有意に異ならなかった(P>0.05)。
炎症細胞、破骨細胞およびβ-カテニンに対する異なる処置の影響を調査するために、染色組織切片の画像(図5a、図6a)を半定量的に評価した。炎症細胞の組織学スコアを図6bに示した。予想される通り、健常Con+群は、炎症細胞および破骨細胞の両方について0のスコアを有し、これは、PF127-BIO群を除くすべての処置群よりも有意に低い。健常Con+群とPF127-BIO群の間に統計的に有意な差はない。PF127-BIOヒドロゲル処置群は、すべての他の群と比較したとき最低の炎症細胞スコアを有する(生理食塩水Con-群と比較してP<0.0001、F127-BIO処置群および遊離BIO処置群と比較してP<0.01)が、F127-BIO処置群および遊離BIO処置群は、生理食塩水Con-群と比較したときのみ統計的に有意な差(P<0.01)を示した。PF127-BIOヒドロゲル処置群は、健常Con+群を除くすべての処置群と比較して最低の破骨細胞スコアを有し、生理食塩水Con-群の破骨細胞スコアよりも有意に(P<0.001)低かった(図6c)。F127-BIO処置群および遊離BIO処置群のスコアは、生理食塩水Con-群よりも有意に低かった。PF127-BIOヒドロゲル処置群のβ-カテニン陽性細胞スコアは、すべての処置群の中で最も高かった(図7b、生理食塩水Con-群と比較してP<0.0001、F127-BIO処置群および遊離BIO処置群と比較してP<0.05、健常Con+群と比較するとP<0.001)。F127-BIO処置群および遊離BIO-処置群のスコアは、生理食塩水Con-、PF127および健常Con+群と有意に異ならなかった(P>0.05)。
[実施例2]
この実施例において、シンバスタチン(SIM)を治療剤として使用した。PF127の調製は実施例1に記載した。
この実施例において、シンバスタチン(SIM)を治療剤として使用した。PF127の調製は実施例1に記載した。
SIM負荷PF127/F127ヒドロゲルの調製
膜水和法:過剰量のSIMをPF127/F127のメタノール溶液に溶解した。メタノールを蒸発させて膜を形成し、次いで、翌日、水和を氷水で30分間行って、ゲルの生成を防止した。遠心分離後に遊離薬物を除去した。
膜水和法:過剰量のSIMをPF127/F127のメタノール溶液に溶解した。メタノールを蒸発させて膜を形成し、次いで、翌日、水和を氷水で30分間行って、ゲルの生成を防止した。遠心分離後に遊離薬物を除去した。
溶媒蒸発法:PF127/F127およびSIMをアセトンに溶解し、次いで、撹拌しながら氷水に滴加した。アセトンを一晩蒸発させた。遠心分離後に遊離薬物を除去した。
直接溶解法:氷PF127/F127溶液をまず調製し、過剰量のSIMを加え、48時間混合した。遠心分離後に遊離薬物を除去した。
結果を表4に示す。この結果に基づいて、直接溶解法をSIM負荷PF127/F127ヒドロゲルの調製において使用した。
SIM負荷PF127/F127ヒドロゲルの相転移が図8に示されている。結果は、F127のピロホスホリル化がその熱応答性挙動に影響を与えないことを示唆する。
歯周炎における治療有効性に関する動物研究
実験プロセスは実施例1に記載されている。群分けおよび処置を表4に示す。
実験プロセスは実施例1に記載されている。群分けおよび処置を表4に示す。
図9に示す通り、SIM負荷PF127製剤が、生理食塩水対照と比較したときCEJ-ABC距離を有意に短縮することができる唯一の製剤である。加えて、この処置は、歯周骨量(BV)および骨梁幅(Tb.Th)を有意に増加させることもできる。
参考文献
Claims (17)
- 治療剤とポロキサマーとを含む薬物送達組成物であって、前記ポロキサマーは、骨または歯の表面に付着することができるように修飾されている、薬物送達組成物。
- 前記ポロキサマーが、ピロホスフェート、ビスホスホネート、ドーパミン、酸性ペプチドまたはテトラサイクリンおよびその誘導体により修飾されている、請求項1に記載の薬物送達組成物。
- 前記ポロキサマーが、ピロホスホリル化ポロキサマーまたはポロキサマーとピロホスホリル化ポロキサマーとの混合物である、請求項2に記載の薬物送達組成物。
- 前記ポロキサマーが、Pluronic L31、L35、F38、L42、L43、L44、L61、L62、L63、L64、P65、F68、L72、P75、F77、L81、P84、P85、F87、F88、L92、F98、L101、P103、P104、P105、F108、L121、L122、L123、F127、10R5、10R8、12R3、17R1、17R2、17R4、17R8、22R4、25R1、25R2、25R4、25R5、25R8、31R1、31R2、31Rおよびそれらの混合物からなる群から選択され、好ましくは、前記ポロキサマーがポロキサマー407(Pluronic F127)である、請求項1から3のいずれか一項に記載の薬物送達組成物。
- 前記治療剤が、抗炎症化合物、骨同化化合物、骨再吸収抑制化合物、抗がん化合物、スタチンおよび抗菌化合物を含み、好ましくは、前記治療剤が、GSK3-ベータ阻害薬またはスタチンである、請求項1から4のいずれか一項に記載の薬物送達組成物。
- 前記GSK3-ベータ阻害薬が、インジルビンおよびその誘導体、リチウム、亜鉛、ベリリウムならびにそれらの混合物からなる群から選択され、好ましくは、前記GSK3-ベータ阻害薬が、6-ブロモインジルビン-3’-オキシム、リチウムまたは亜鉛である、請求項5に記載の薬物送達組成物。
- 前記スタチンが、アトルバスタチン、フルバスタチン、ロバスタチン、プラバスタチン、ロスバスタチン、シンバスタチン、ピタバスタチンおよびそれらの混合物からなる群から選択され、好ましくは、前記スタチンがシンバスタチンである、請求項5に記載の薬物送達組成物。
- 前記組成物が、熱応答性ヒドロゲルの形態である、請求項1から7のいずれか一項に記載の薬物送達組成物。
- 前記組成物が、前記歯の表面に付着することができかつ歯周ポケット内に少なくとも2日間残留する、請求項1から8のいずれか一項に記載の薬物送達組成物。
- 請求項3に記載の薬物送達組成物を製造する方法であって、
前記ポロキサマーをトシル化反応に供してトシル化ポロキサマーを合成する工程と、
前記トシル化ポロキサマーをピロホスホリル化に供してピロホスホリル化ポロキサマーを得る工程と、
前記治療剤を前記ピロホスホリル化ポロキサマーに溶解してin vivo注入時にヒドロゲルを生成してもよい注入可能な溶液組成物を得る工程と
を含む、方法。 - 前記ポロキサマーがポロキサマー407(Pluronic F127)であり、前記治療剤が、GSK3-ベータ阻害薬またはスタチンである、請求項10に記載の方法。
- 前記組成物が、in vivo注入時にヒドロゲルを生成することができる注入剤の形態である、請求項10に記載の方法。
- 請求項1から9のいずれか一項に記載の薬物送達組成物を、それを必要とする対象に局所部位においてin situで投与する工程を含む、口腔疾患を治療する方法。
- 前記局所部位が歯周ポケットであり、前記口腔疾患が、歯科疾患、好ましくは歯周炎である、請求項13に記載の方法。
- 前記組成物が、前記治療剤を放出して少なくとも2日にわたり前記口腔疾患を処置することができ、前記組成物が、前記局所部位にのみ残留する、請求項13または14に記載の方法。
- 口腔疾患の前記処置における使用のための、請求項1から9のいずれか一項に記載の薬物送達組成物。
- 前記口腔疾患が、歯科疾患、好ましくは歯周炎である、請求項16に記載の使用のための薬物送達組成物。
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