JP6985396B2 - 多孔質複合材料 - Google Patents

Description

本発明は、多孔質複合材料、および３次元スキャフォールド（ｓｃａｆｆｏｌｄ）などの当該材料を含む物体に関し、特には、体温で変換可能な生物活性かつ生体吸収性のスキャフォールドに関する。本発明はまた、材料の製造方法および生体組織工学における材料の使用に関する。

合成物質由来の骨代替材料は、再生医療の分野における従来の骨移植に挑戦する有望な技術である。骨再生のための高度な方法は、生物活性かつ生体吸収性の多孔質材料、すなわちスキャフォールドと一緒に適切な細胞を組み合わせる生体組織工学的方法を使用することである。再生手術での使用に供するために、スキャフォールドはいくつかの条件を満たさなければならない。例えば、スキャフォールドは、３次元環境での細胞増殖および組織形成を刺激し、かつ支持しなければならない。

骨代替材料に適した最先端の移植可能な多孔質３次元スキャフォールドは、純粋なセラミック材料、またはその中に分散された生物活性セラミック粒子を含有する生分解性かつ生体吸収性のポリマーのいずれかを含む。

理想的には、組織再生のためのスキャフォールドは、欠損の形状に適応するように手術中に操作され得る能力を有するべきである。バイオセラミックスは硬いが脆いため、操作上の必要に応じて簡単に成形することはできない。バイオセラミックスはまた、充填性能を欠いており、これは、粒子状物質の最適充填が操作中に確定され得ないことを意味する。硬質の粒子は、欠損形状に従った形をとらないので、天然の組織と有効な界面を形成しない。すなわち、硬質の粒子は、欠損形状の角および鋭角縁から離れて周囲の組織と界面を形成するだけである。純粋なセラミック成分からなる多孔質材料が粗く詰め込まれると、それらは壊れてより小さくかつより高密度の材料に代わり得る。これは、外科手術および骨治癒の間に合併症を引き起こす可能性がある。遊離粒子は、それらが欠損部位に留まるように一緒に圧迫され得ないためである。このような場合、欠損の位置は、手術技術、その容易さおよび手術時間に著しく影響を及ぼし得る。遊離した多孔質粒子は、重力によって下向きに流れる傾向があるためである。

欧州特許出願公開第１９３２５５０（Ａ１）号は、その中に分散された生物活性バイオセラミック粒子を含有する生分解性かつ生体吸収性のポリマーを含む、複合多孔質体を開示している。材料の内部は、４０〜６００μｍのボイド径を有する大きなボイドと、１μｍ以下のボイド径を有する小さなボイドと、を有している。

米国特許第８１１９１５２号は、生物活性バイオセラミック粉末が生分解性かつ生体吸収性のポリマー中に均一に分散されている有機−無機複合多孔質体を含む、移植可能な生物活性材料を開示している。材料は、連続細孔を有し、バイオセラミック粉末は、細孔内面、または細孔内面および細孔体表面に部分的に露出している。

米国特許出願公開第２０１３／０２１８２９１（Ａ１）号は、硬質ＰＬＧＡ ＨＡ ヒドロキシアパタイト複合骨移植片およびその製造方法を開示している。生体材料は、ガス発泡法を用いて形成される。好適な実施形態によれば、この複合物は、ポリマー粒子およびバイオセラミック粒子を特定の比率およびサイズで組み合わせ、型に充填し、続いて３〜４時間にわたって高圧ＣＯ_２および約９３℃の温度にさらし、続いて圧力を低下させることによって製造されている。

Ｓｈｉｋｉｎａｍｉら［Ｊ．Ｒ Ｓｏｃ．Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ，２００６，３，８０５−８２１頁，ｄｏｉ：１０．１０９８／ｒｓｉｆ．２００６．０１４４］は、ポリ−Ｄ／Ｌ−ラクチド中に７０重量％のリン酸カルシウムを含有する、生物活性かつ生体吸収性のセル状立方体を開示している。著者によれば、この材料は、海綿骨と同様の圧縮強度とセル形状を有する。この材料は骨誘導性であり、また、ポリマーのガラス転移温度（６５℃）を超えて加熱されると手術中に変化させることができた。

この技術の複合３次元スキャフォールドの欠点は、はさみやメスを使用して室温でトリミングされ得るが、該材料を変形させて骨欠損部位へ挿入するためには、該材料をそれらのガラス転移温度、例えば７０℃まで加熱する必要があることである。これにより、術中に欠損部位にヒートショックが発生する可能性がある。さらに、注入温度が高いと、細胞と共に材料を欠損部位に挿入する方法での使用には不適切になる。Ｂｅｃｋｅｒら（Ｓｐｉｎｅ ３１，２００６年１月１日，第３１巻，１号，１１〜１７頁，ｄｏｉ：１０．１０９７／０１．ｂｒｓ．００００１９２７６２．４０２７４．５７）によれば、例えば、骨髄液からの骨形成細胞が移植可能なスキャフォールドに含浸されていると、骨形成が大幅に増加する。同じ外科手術の間に採取されて骨伝導性または骨誘導性の構造材料を伴う、患者自身の細胞の有用性は、骨手術のための時間と費用対効果の高い方法を提示する。

よって、著しく低い温度で変換され得る移植可能なスキャフォールドが必要とされている。

本発明では、全気孔率が６０〜８０％である特定の多孔質の生物活性かつ生体吸収性のスキャフォールドが、２００〜５００μｍの平均孔径を有する複数の、典型的には不規則な形状の気孔を含むことが観察された。細孔の少なくとも５０％は、５μｍよりも広幅のチャネルによって互いに接続されている。スキャフォールドは、流体に浸漬することによって、かつ／あるいは加温することによって変化させられ得る。さらに、複合材料の剛性を下げ、弾性回復速度を上げることができる。例えば、本発明の多孔質複合材料を流体中で圧縮させて動的に変形させることによって、生物活性粒子をポリマーマトリックスから露出させることができる。

本発明によれば、多孔質複合材料を製造するための新規の方法が提供される。当該方法は、
・生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーと、その中に分散された生物活性粒子と、を含む多孔質複合材料を提供するステップであって、複合材料の全気孔率が６０〜８０％であり、平均孔径が２００〜５００μｍであり、複合材料中の生物活性粒子の含有量が５０〜８０重量％であり、生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトンを含み、生物活性粒子がバイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子から選択され、複合材料の細孔の少なくとも５０％がチャネルによって互いに接続されており、チャネルの幅が少なくとも５μｍであるステップと、
・多孔質複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
・外力を加えることによって多孔質複合材料を圧搾するステップと、
・外力を解放するステップと、を含む。

本発明によれば、多孔質複合材料の新規の製造方法もまた提供される。当該方法は、
・複合材料を製造するために、生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーと、その中に分散された生物活性粒子と、を溶融混合するステップであって、複合材料中の生物活性粒子の含有量が５０〜８０重量％であり、生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトンを含み、生物活性粒子がバイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子から選択されるステップと、
・複合材料に１つ以上の穴を形成するステップと、
・１つ以上の穴のうちの１つ以上を、バイオセラミック粒子、生物活性ガラス粒子およびそれらの混合物から選択される生物活性粒子で任意に充填するステップと、
多孔質複合材料を製造するために、
・ＣＯ_２圧力が少なくとも７４バールであり、かつ温度が３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間である条件のもと、複合材料をＣＯ_２で飽和させるステップと、
・前記ＣＯ_２圧力を１バールに下げ、かつ温度を３１℃と前記有機ポリマーの結晶相の融解温度との間に維持するステップと、を含む。

本発明によれば、当該方法はさらに、
・多孔質複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
・外力を加えることによって多孔質複合材料を圧搾するステップと、
・外力を解放するステップと、を含む。

本発明によれば、本発明に従う方法によって得られる多孔質複合材料もまた提供される。

本発明によれば、本発明に従う多孔質複合材料を含む、多孔質複合体もまた提供される。

本発明によれば、生体組織工学で使用するための、本発明による多孔質複合材料または多孔質複合多体も提供される。

本発明のさらなる態様は、従属請求項に開示されている。

本明細書における「備える」および「含む」という動詞は、列挙されていない特徴の存在を排除することも要求することもしない、オープンな制限として使用されている。添付の従属請求項に記載されている特徴は、特に明記しない限り、互いに自由に組み合わせられ得る。さらに、本明細書全体を通して、不定冠詞、すなわち単数形を使用することは、複数を排除するものではないことを理解されたい。

本発明で使用する例示的な多孔質複合材料のマイクロＣＴ写真を示す図である。 水に浸漬したときの例示的な多孔質複合材料の圧縮弾性率の減少を示す図である（Ａ＝乾燥；Ｂ＝３７℃で４８時間浸漬）。 本発明による、浸漬および圧縮された例示的な多孔質複合材料の歪み／弾性回復を示す図である。 本発明による例示的な多孔質複合材料の弾性率の減少を示す図である（Ａ＝乾燥；Ｂ＝湿潤で１０分間動的圧縮；Ｃ＝湿潤および動的圧縮後に３日間真空乾燥）。 本発明による例示的な複合材料の、構造Ａ（乾燥）から構造Ｂ（湿潤および圧縮後）への変形プロセスの間の生じる構造変化を示す図である。 本発明による例示的な複合材料の、非変形構造Ａ（細孔がポリマーフィルムを含んでいる）から構造Ｂ（ポリマーフィルが外力によって破壊されている）への、機械的または動的変形に起因する構造変化を示す図である。

一実施形態によれば、本発明は、多孔質複合材料の製造方法に関し、当該方法は：
ａ）生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーと、その中に分散された生物活性粒子と、を含む多孔質複合材料を提供するステップであって、複合材料の全気孔率が６０〜８０％であり、平均孔径が２００〜５００μｍであり、複合材料中の生物活性粒子の含有量が５０〜８０重量％であり、生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトンを含み、生物活性粒子がバイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子から選択され、複合材料の細孔の少なくとも５０％がチャネルによって互いに接続されており、チャネルの幅が少なくとも５μｍであるステップと、
（ｂ）多孔質複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
（ｃ）外力を加えることによって多孔質複合材料を圧搾するステップと、
（ｄ）外力を解放するステップと、を含む。

複合多孔質材料の細孔の少なくとも５０％は、チャネルによって互いに接続されており、当該チャネルの幅は、少なくとも５μｍであり、好ましくは５０〜１５０μｍである。これは、物体の所望の可鍛性と、物体内への潜在的な組織および血管の内方成長と、を確実にし、したがって生体組織工学における有用性を確実にするためである。気孔率は、高分解能マイクロコンピュータ断層撮影法（μ−ＣＴ）によって測定することができる。分析において、気孔率は、全細孔容積を物体の総容積で割ったものである。画像スタックを閾値処理して２値画像を形成することによって、複合相から細孔を抽出することができる。開放気孔率は、物体の外側につながるすべての細孔を、該物体の総容積で割ったものとして定義することができる。細孔ネットワークは、各細孔ボクセルが、それが属する最大の球の値を有するように割り当てられ得る。気孔率は、現在の直径よりも小さい細孔を除外することによって計算される。結果として得られるネットワークは、現在の直径よりも大きい細孔を示している。これは、現在の直径サイズを有する粒子が、物体の外側からすべての開放気孔率の細孔にアクセスできることを意味する。

一実施形態によれば、バイオセラミック粒子は粒状であり、粒子はポリマーマトリックスに均一に分散されている。しかしながら、粒子の一部はまた、細孔内面および／または多孔質体の外面に露出し得る。これは、細胞の付着および増殖にとって有利である。

一実施形態によれば、有機ポリマーは、カプロラクトンに加えてさらなる成分も含む。一実施形態によれば、生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーは、カプロラクトンと、Ｌ−乳酸、Ｄ−乳酸、Ｄ／Ｌ乳酸、グリコール酸、Ｌ−乳酸およびＤ／Ｌ乳酸のブロック、乳酸とグリコール酸の両方、乳酸とｐ−ジオキサノンの両方、乳酸とエチレングリコールの両方のうちの１つ以上と、を含む。

一実施形態によれば、バイオセラミック粒子は、未焼結かつ未焼成のヒドロキシアパタイト、ａ−ＴＣＰ、β−ＴＣＰ、リン酸四カルシウム、リン酸二カルシウム脱水物、リン酸二カルシウム無水物、およびリン酸八カルシウム、好ましくはβ−ＴＣＰからなる群から選択される。

生物活性粒子は、バイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子から選択される。一実施形態によれば、生物活性粒子は、バイオセラミック粒子を含む。他の実施形態によれば、生物活性粒子は、バイオセラミック粒子と生物活性ガラス粒子とを含む。さらに他の実施形態によれば、生物活性粒子は、生物活性ガラス粒子を含む。

材料に使用される生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーは、安全性が確認されているものが好ましい。有機ポリマーは、カプロラクトンを含む。カプロラクトンモノマーは、ポリマー鎖の成分としてのその機械弾性的性質と、その低いガラス転移温度のために好ましい。ラクチド系ポリマー、例えば、７０モル％のＬ−ラクチドおよび３０モル％のε−カプロラクトンを含むポリ−ラクチド−コ−ε−カプロラクトンコポリマー（７０Ｌ／３０ＣＬ）の構造成分として、ポリマー鎖のカプロラクトン部分は、ラクチドのＬ−異性体またはＤ−異性体のみを含むポリラクチドと比較して、材料に著しい弾性的性質を生じさせる。

存在し得る例示的なポリマーは、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、グリコリドのコポリマー、ポリラクチド、ポリラクチドのコポリマー、非対称３，６−置換ポリ−１，４−ジオキサン−２，５ジオン、ポリ−β−ヒドロキシブチレート（ＰＨＢＡ）、ＰＨＢＡ β−ヒドロキシバレレートコポリマー（ＰＨＢＡ ＨＶＡ）、ポリ−β−ヒドロキシプロピオネート（ＰＨＰＡ）、ポリ−ｐ−ジオキサノン（ＰＤＳ）、ポリ−５−バレロラクトン、ポリ−ε−カプロラクトン、メチルメタクリレート−Ｎ−ビニルピロリジンコポリマー、ポリエステルアミド、シュウ酸系ポリエステル、ポリジヒドロピラン、ポリアルキル−２−シアノアクリレート、ポリウレタン（ＰＵ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリペプチド、ポリ−ｐ−リンゴ酸（ＰＭＬＡ）、ポリ−β−アルカン酸、ポリエチレンオキシド（ＰＥＯ）およびキチンポリマーである。グリコリドのコポリマーは、例えば、グリコリド／Ｌ−ラクチドコポリマー（ＰＧＡ ＰＬＬＡ）およびグリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー（ＰＧＡ ＴＭＣ）を含む。ポリラクチドは、例えば、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）、ポリ−Ｄ−ラクチド（ＰＤＬＡ）およびポリ−ＤＬ−ラクチド（ＰＤＬＬＡ）を含む。ポリラクチドのコポリマーは、例えば、Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチドコポリマー、Ｌ−ラクチド／Ｄ−ラクチドコポリマー、ラクチド／テトラメチルグリコリドコポリマー、ラクチド／トリメチレンカーボネートコポリマー、ラクチド／δ−バレロラクトンコポリマー、ラクチド／ε−カプロラクトンコポリマー、ポリデプシペプチド（グリシン−ＤＬ−ラクチドコポリマー）、ポリラクチド／ポリエチレンオキシドコポリマーおよびポリラクチド／ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）コポリマーを含む。特定の有機ポリマーは、ポリ（ラクチド−コ−ε−カプロラクトン）である。

例示的なバイオセラミック粒子は、未焼結かつ未焼成のヒドロキシアパタイト、α−リン酸三カルシウム（α−ＴＣＰ）、β−リン酸三カルシウム（β−ＴＣＰ）、リン酸四カルシウム、リン酸二カルシウム脱水物、リン酸二カルシウム無水物、リン酸八カルシウムまたは任意の生物活性ガラスを含む。特定のバイオセラミック粒子は、β−ＴＣＰである。バイオセラミック粒子および／または生物活性ガラス粒子は、好ましくは粒状であり、粒径は、好ましくは１〜５００μｍ、より好ましくは３〜３００μｍ、最も好ましくは５〜２００μｍである。粒状化粒子は、当初より鋭利なエッジを有し、それが稠密で滑らかな表面よりも早くイオンを放出するので好ましい。当然のことながら、他の形状も使用することができる。例示的な多孔質複合材料は、バイオセラミック材料としてβ−ＴＣＰを含み、有機ポリマーとしてポリラクチド−コ−ε−カプロラクトンを含む。

一実施形態によれば、生体材料は、生物活性ガラス粒子を含む。生物活性ガラス粒子は、表面反応性ガラス−セラミック生体材料の一群であり、オリジナルの生物活性ガラス、Ｂｉｏｇｌａｓｓ（登録商標）を含む。本発明に適した例示的な生物活性ガラス粒子は、４５Ｓ５、５８Ｓ、７０Ｓ３０Ｃ、およびＳ５３Ｐ４である。

本発明に使用される複合材料は、好ましくは溶融混合によって製造される。重力が複合材料に粒子分布勾配を生じさせるため、溶融混合は、例えば、溶媒混合または小さな微粒子の混合などの他の方法と比較して有利である。したがって、セラミック粒子とポリマー溶融物との溶融混合は、セラミック粒子が材料全体に均一に分布している等方的で均質な複合ベース構造を生成する。ポリマー鎖の相互作用が材料中で均一であり、細孔形成を妨げ得る非混合領域からの妨害が回避されるので、これは、発泡相においても有利である。

例示的な一実施形態によれば、この方法は、例えばロッド状に押し出すことによって、生体吸収性ポリマーと生物活性バイオセラミック粒子などの生物活性材料とを溶融混合するステップと、超臨界二酸化炭素によって複合構造を多孔質複合構造に発泡するステップと、複合発泡体を所望の形状の多孔質複合体に切断するステップと、を含む。

特定の実施形態によれば、多孔質複合材料を製造するための本発明の方法は、例えば、飽和させるステップの前に、穿孔によって複合体に１つ以上の穴を形成するステップを含む。１つ以上の穴のうちの１つ以上が、生物活性粒子で充填され得る。したがって、この方法は、複合多孔質体に小さな有向穴を形成し、かつ／あるいは吸引細胞または内方成長組織への高いセラミック表面接触を有する材料中に異種領域を形成することができる。

一実施形態によれば、この方法は、
・複合材料を製造するために、生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーと、その中に分散された生物活性粒子と、を溶融混合するステップであって、複合材料中の生物活性粒子の含有量が５０〜８０重量％であり、生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトンを含み、生物活性粒子がバイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子から選択されるステップと、
・複合材料に１つ以上の穴を任意に形成するステップと、
・１つ以上の穴のうちの１つ以上を、バイオセラミック粒子、生物活性ガラス粒子およびそれらの混合物から選択される生物活性粒子で任意に充填するステップと、
多孔質複合材料を製造するために、
・ＣＯ_２圧力が少なくとも７４バールであり、温度が３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間である条件のもと、複合材料をＣＯ_２で飽和させるステップと、
・ＣＯ_２圧力を１バールに下げ、かつ温度を３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間に維持するステップと、を含む。

発泡ステップは、ＣＯ_２圧力が少なくとも７４バールであり、温度が３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間である条件のもと、非発泡材料をＣＯ_２で飽和させ、かつＣＯ_２圧力を１バールに下げ、そして温度を３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間に維持することによって行われる。

本発明の方法はまた、以下のステップを含む。
・多孔質複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
・外力を加えることによって多孔質複合材料を圧搾するステップと、 ・外力を解放するステップ。

例示的な適切な流体は、エタノールおよびメタノールなどのアルコール、水、食塩水、ならびに体液である。好ましい体液は、血液および骨髄液である。特定の実施形態によれば、体液は、幹細胞などの細胞を含む。例示的な外力は、０．５〜１００Ｎである。

一実施形態によれば、この方法は、外力を使用することによって材料を非多孔質状態に圧搾し、次いで、材料が多孔質状態に戻って、流体、特には体液が材料の細孔に吸収されるように、外力を解放するステップを含む。例示的な力は、０．５〜１００Ｎである。

他の実施形態によれば、本発明は、本発明の方法によって得られる多孔質複合材料、および当該材料を含む物体に関する。

一実施形態によれば、材料の生物活性粒子はバイオセラミック粒子を含む。特定の実施形態によれば、バイオセラミック粒子は粒状であり、該粒子はポリマーマトリックスに均一に分散されている。

他の実施形態によれば、材料のバイオセラミック粒子は粒状であり、該粒子の一部は細孔内面および／または多孔質材料の外面に露出している。

特定の実施形態によれば、細孔内面は、ポリマーフィルムによって被覆されており、ポリマーフィルムは、多孔質複合材料を圧搾するなどの変形時に少なくとも部分的に破壊される。

図１は、本発明での使用に適した多孔質複合材料で作られた例示的物体のマイクロＣＴ写真を示す。ここに示される物体は、ポリ−Ｌ−ラクチド−コ−ε−カプロラクトン７０Ｌ／３０ＣＬ（ＰＬＣＬ）と、β−リン酸三カルシウム（β−ＴＣＰ）と、を溶融混合することによって製造された。ＰＬＣＬコポリマーが５０重量％および粒径１００〜３００μｍのβ−ＴＣＰが５０重量％の比で、溶融押出法で行った。組成物をロッド状に押し出した。複合ロッドを切断し、ロッド形状の型に入れ、超臨界二酸化炭素（ＳＣＣＯ_２）で発泡させた。複合ロッドを二酸化酸素で飽和させた後、圧力を大気圧まで下げた。時間、温度、および圧力を含む処理パラメータは、所望の細孔サイズ、細孔接続性、およびチャネル幅が得られるように最適化された。細孔生成に影響を与えるパラメータは、ポリマーまたは複合構造へのＣＯ_２の拡散または飽和に要する時間、圧力、減圧速度、およびプロセス温度である。超臨界二酸化炭素の飽和に必要な時間は、１０〜１２０分であり、好ましくは４０〜９０分である。細孔構造の生成に必要な圧力は、少なくとも７４バールであり、例えば、７４バール〜６００バールであり、好ましくは２００〜５００バールであり、減圧速度は、０．８バール／分〜１０バール／分であり、好ましくは１．２バール／分〜７バール／分である。発泡プロセスに必要な温度は、３１℃とポリマーの結晶相の融解温度との間の温度である。結晶相を融解させるための例示的な温度は、ＰＬＣＬ７０／３０については１３０℃であり、Ｐ（Ｌ／Ｄ）ＬＡ ９６Ｌ／４Ｄについては１７０℃である。

図２は、図１の多孔質体を水に浸漬した後に動的に圧縮させたときの弾性率の減少を示し、図３は、浸漬および圧縮された複合多孔質体の歪み／弾性回復を示している。驚くべきことに、本発明の多孔質複合体の弾性率は、乾燥時よりも流体にさらされた時の方が低いことが分かった。このように、弾性率は６ＭＰａから４ＭＰａに低下したが、圧縮力が除去されると、材料は元の形状を保持した。これにより、流体、特には、血液および骨髄液などの体液を物体内に浮遊させることが可能になる。これは、例えば、骨髄液または静脈血を、追加の複雑な器具を使用せずに多孔質体に容易に浸すことができる外科手術の際に特に有利である。

図４は、多孔質複合体が圧縮されて水中に浸漬されることによって動的に変形したときの弾性率の減少を示し、図５は、動的圧縮が物体の微細構造にどのように影響するのかを示している。図４において、バーＡは、乾燥物体の弾性率を示す。バーＢは、１０分間にわたって湿潤し動的に圧縮した後の物体の弾性率を示す。バーＣは、湿潤および圧縮後に物体が真空乾燥されたときの状況を示す。このように、弾性率は、約２桁減少する。微細構造は、動的変形中に、細孔表面を覆う滑らかで固体のポリマーフィルムを有する多孔質構造（図５Ａ）から、細孔表面に微小孔またはチャネルを有し、細孔表面に少なくとも部分的に露出するセラミック粒子を有する多孔質構造（図５Ｂ）に明らかに変化する。構造の変化は、ポリマー相に埋め込まれたセラミック粒子の補強がより弱いために、多孔質複合体の機械弾性特性にも影響を及ぼす。極限強度および弾性率は低下し、多孔質複合体は、湿潤または乾燥時に、２５℃を超える温度で著しく軟化する。これは、血液または骨髄液または他の体液によってサンプルを濡らすための効果的な方法を可能にする。生物活性セラミック粒子などの少なくとも部分的に露出した生物活性粒子は、多孔質複合体の生物活性を増加させる。これは、バイオセラミック粒子などの生物活性粒子と細胞との間の相互作用がより生じやすいからである。

図６は、ＰＬＣＬ７０Ｌ／３０ＣＬポリマーフィルムによって被覆されている例示的な複合体の細孔を示す。図６Ａは、ポリマーフィルムが無傷の状態を示し、図６Ｂは、ポリマーフィルムが破壊された状態を示す。

このように、本発明の複合材料および複合体の細孔内面は、乾燥時または湿潤時に約２５℃の温度での機械的または動的変形によって破壊され得るポリマーフィルムによって被覆されていてもよい。したがって、図６Ｂに示すように、ポリマーマトリックス中に埋め込まれたセラミック粒子の少なくともいくつかは、複合構造体または細孔表面から露出または剥離するであろう。変形時におけるこの構造の変換は、細胞の増殖および分化、したがって組織再生に有利であり得る。

本発明の多孔質複合体は、好ましくは、圧縮後約０．５〜６０分で、５０％圧縮から完全弾性回復を示す。この特性は、該複合体が、例えば骨欠損部の補修のために使用されるときに有利である。したがって、該複合体を圧搾して欠損部に挿入することができ、適所にある間、該複合体は、欠損部を完全に満たして周囲の骨組織と良好に接触することができる。さらなる利点は、本発明の多孔質複合体の構造は、骨欠損部に挿入されると、コンポート材料が圧縮から回復しているときに、該複合体の突起が周囲の骨孔から突出し得ることである。複数の複合体を骨欠損部の補修に使用する場合、ある複合体の突起は、圧縮からの弾性回復中に第２の複合体の細孔へと突出する場合がある。この有利な性質は、１つの多孔質体に機械的に融合する、連続多孔質マトリックスの形成を可能にする。

Ｌ−ラクチドが７０％およびε−カプロラクトンが３０％のモル比を有するポリ−Ｌ−ラクチド−コ−ε−カプロラクトン（ＰＬＰＣ）と、β−リン酸三カルシウム（β−ＴＣＰ）と、を溶融混合することによってポリマー複合材料を製造した。ＰＬＣＬコポリマーが５０重量％および粒径が１００〜３００μｍのβ−ＴＣＰが５０重量％の比で、溶融押出法で行った。組成物を、ロッド状に押し出した。混合比は、熱重量分析により確認した。複合ロッドを切断し、ロッド形状の型に入れ、そして圧力容器に閉じた。容器をＣＯ_２で満たし、圧力を７４バール〜６００バールの範囲に上げた。複合ロッドを、３０〜９０分にわたってＣＯ_２で飽和させ、その後、温度を３１℃とポリマーの結晶相の融解温度との間の温度に維持しながら、１．７バール／分〜１０バール／分の減圧速度で圧力を大気圧まで下げた。気孔率および細孔径分布を、マイクロコンピュータ断層撮影法によって測定した。分析において、気孔率は、全細孔容積を物体の総容積で割ったものであり、開放気孔率は、物体の外側につながるすべての細孔を、該物体の総容積で割ったものとして定義される。細孔表面上に複合材料のセラミック粒子を覆う独特のポリマーフィルムを有することが、複合材料にとって典型的である。発泡されたロッドを円盤状に切断し、梱包し、無菌状態にするためにガンマ線照射した。移植前に、多孔質複合材料を静脈血に浸し、室温で動的に圧縮した。多孔質複合体を濡らして繰返し圧縮または圧搾する間に、弾性率は減少し、硬い構造は弾性の、完全に形状回復する、適用された血液をその中に浸漬する複合体に変化した。同時に、ポリマーマトリックス中に埋め込まれた少なくともいくつかのβ−ＴＣＰ粒子が、細孔表面から露出した。実施例１に従って製造された例示的な複合体のマイクロＣＴ写真を図１に示し、圧縮中の構造変化を図５に示す。

Ｌ−ラクチドが７０％およびε−カプロラクトンが３０％のモル比を有するポリ−Ｌ−ラクチド−コ−ε−カプロラクトン（ＰＬＰＣ）と、β−リン酸三カルシウム（β−ＴＣＰ）と、を溶融混合することによってポリマー複合材料を調製した。ＰＬＣＬコポリマーが５０重量％、粒径１００〜３００μｍのβ−ＴＣＰが３５重量％、粒径１００〜３００μｍの生物活性ガラス（４５Ｓ５）が１５重量％の比で、溶融押出法で行った。組成物を、ロッド状に押し出した。複合ロッドを切断し、矩形の型に入れ、超臨界二酸化炭素で発泡させた。使用した発泡プロセス温度は、ポリマーのガラス転移温度と結晶相の融解温度との間であり、圧力は、５００バールと大気圧との間であった。複合ロッドをＣＯ_２で飽和させた後、圧力を大気圧まで下げた。発泡させたロッドを２０ｍｍ×２０ｍｍ×６ｍｍのブロック形状に切断し、３０分間エタノール中に浸漬し、次いでβ−ＴＣＰおよび生物活性ガラス粒子の少なくとも一部を細孔表面から露出させるために、異なる側から５０％を超える変形率で繰り返し圧縮した。梱包およびガンマ線滅菌の前に、サンプルを真空乾燥させた。実施例２に従って製造された例示的な物体のマイクロＣＴ写真を図５Ｂに示す。

Ｌ−ラクチドが７０％およびε−カプロラクトンが３０％のモル比を有するポリ−Ｌ−ラクチド−コ−ε−カプロラクトン（ＰＬＰＣ）と、β−リン酸三カルシウム（β−ＴＣＰ）と、を溶融混合することによってポリマー複合材料を調製した。ＰＬＣＬコポリマーが４０重量％および粒径１００〜３００μｍのβ−ＴＣＰが６０重量％の比で、溶融押出法で行った。組成物を、ロッド状に押し出した。混合比は、熱重量分析により確認した。複合ロッドを切断し、ロッド形状の型に入れ、超臨界二酸化炭素で発泡させた。使用した発泡プロセス温度は、ポリマーのガラス転移温度と結晶相の融解温度との間であり、圧力は、５００バールと大気圧との間であった。複合ロッドをＣＯ_２で飽和させた後、圧力を大気圧まで下げた。発泡させたロッドを１．４ｍｍ〜２．８ｍｍのサイズの多孔質顆粒に粉砕した。

Ｌ−ラクチドが７０％およびε−カプロラクトンが３０％のモル比を有するポリ−Ｌ−ラクチド−コ−ε−カプロラクトン（ＰＬＰＣ）と、Ｌ−ラクチドが７０％およびＤＬ−ラクチドが３０％のモル比を有するポリ−Ｌ／ＤＬ−ラクチドと、生物活性ガラスと、を溶融混合することによってポリマー複合材料を調製した。ＰＬＣＬコポリマーが４０重量％、ポリ−Ｌ／ＤＬ−ラクチドが１０重量％、粒径１００〜３００μｍの生物活性ガラス（４５Ｓ５）が５０重量％の比で、溶融押出法で行った。組成物を、ロッド状に押し出した。複合ロッドを切断し、棒形状の型に入れ、超臨界二酸化炭素で発泡させた。使用した発泡プロセス温度は、ポリマーのガラス転移温度と結晶相の融解温度との間であり、圧力は、５００バールと大気圧との間であった。複合ロッドをＣＯ_２で飽和させた後、圧力を大気圧まで下げた。発泡させたロッドを１０ｍｍ×２０ｍｍ×３ｍｍの帯状に切断した。梱包およびガンマ線滅菌の前にサンプルを真空乾燥させた。

さらに他の実施形態によれば、本発明は、本発明の多孔質複合材料に体液を移動させる方法に関し、当該方法は、
（ａ）本発明の多孔質材料を提供するステップと、
（ｂ）対象から得られる体液に多孔質材料を浸漬するステップと、
（ｃ）材料を外力にさらすことによって、該材料を好ましくは無孔状態に圧搾するステップと、
（ｄ）体液が材料の細孔に吸収されるように外力を解放するステップと、を含む。

さらに他の実施形態によれば、本発明は、本発明の多孔質複合体に体液を移動させる方法に関し、当該方法は、
（ａ）本発明の多孔質体を提供するステップと、
（ｂ）対象から得られる体液に多孔質体を浸漬するステップと、
（ｃ）多孔質体を外力にさらすことによって、該多孔質体を好ましくは無孔状態に圧搾するステップと、
（ｄ）体液が材料の細孔に吸収されるように外力を解放するステップと、を含む。

さらなる実施形態は、以下の番号が付された項目に開示されている。

１．多孔質複合材料であって、
ａ）カプロラクトンを含む生体吸収有機ポリマーと、バイオセラミック粒子、生物活性ガラス粒子およびそれらの混合物から選択される５０〜８０重量％の生物活性粒子と、を含む複合材料を提供するステップと、
ｂ）ＣＯ_２圧力が少なくとも７４バールであり、温度が３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間である条件のもと、複合材料をＣＯ_２で飽和するステップと、
ｃ）ＣＯ_２圧力を１バールに下げ、かつ温度を３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間に維持するステップと、
ｄ）複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
ｅ）外力を加えることによって複合材料を圧搾するステップと、
ｆ）外力を解放するステップと、を含む方法によって得られる、多孔質複合材料。

２．飽和ステップが３０〜９０分である、項目１に記載の多孔質複合材料。

３．ＣＯ_２圧力を１バールに下げるステップが１バール／分〜１０バール／分である、項目１または２に記載の多孔質複合材料。

４．有機ホモポリマーまたはコポリマーが、カプロラクトンと、Ｌ−乳酸、Ｄ−乳酸、Ｄ／Ｌ乳酸、グリコール酸、Ｌ−乳酸およびＤ／Ｌ乳酸のブロック、乳酸とグリコール酸の両方、乳酸とｐ−ジオキサノンの両方、乳酸とエチレングリコールの両方のうちの１つ以上と、を含む、項目１〜３のいずれか１つに記載の多孔質複合材料。

５．バイオセラミック粒子が、未焼結かつ未焼成のヒドロキシアパタイト、β−ＴＣＢ、β−ＴＣＰ、リン酸四カルシウム、リン酸二カルシウム脱水物、リン酸二カルシウム無水物、およびリン酸八カルシウム、好ましくはβ−ＴＣＰからなる群から選択される、項目１〜４のいずれか１つに記載の多孔質複合材料。

６．項目１〜５のいずれか一項に従う多孔質複合材料を含む、多孔質複合体。

７．多孔質複合体であって、
ａ）カプロラクトンを含む生体吸収有機ポリマーと、バイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子およびそれらの混合物から選択される５０〜８０重量％の生物活性粒子と、を含む複合体を提供するステップと、
ｂ）穿孔などによって、複合体に１つ以上の穴を形成するステップと、
ｃ）該１つ以上の穴のうちの１つ以上を、バイオセラミック粒子、バイオガラス粒子、およびそれらの混合物から選択される生物活性粒子で任意に充填するステップと、
ｄ）ＣＯ_２圧力が少なくとも７４バールであり、温度が３１℃と有機ポリマーの結晶相の融解温度との間である条件のもと、複合体をＣＯ_２で飽和させるステップと、
ｅ）ＣＯ_２圧力を１バールに下げ、かつ温度を３１℃と前記有機ポリマーの結晶相の融解温度との間に維持するステップと、
（ｆ）多孔質複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
（ｇ）外力を加えることによって多孔質複合材料を圧搾するステップと、
（ｈ）外力を解放するステップと、を含む方法によって得られる、多孔質複合体。

８．飽和ステップが３０〜９０分である、項目７に記載の多孔質複合体。

９．ＣＯ_２圧力を１バール下げるステップが、１バール／分〜１０バール／分である、項目８に記載の多孔質複合体。

１０．有機ホモポリマーまたはコポリマーが、カプロラクトンと、Ｌ−乳酸、Ｄ−乳酸、Ｄ／Ｌ乳酸、グリコール酸、Ｌ−乳酸およびＤ／Ｌ乳酸のブロック、乳酸とグリコール酸の両方、乳酸とｐ−ジオキサノンの両方、乳酸とエチレングリコールの両方のうちの１つ以上と、を含む、項目７〜９のいずれか１つに記載の多孔質複合体。

１１．バイオセラミック粒子が、未焼結かつ未焼成のヒドロキシアパタイト、α−ＴＣＰ、β−ＴＣＰ、リン酸四カルシウム、リン酸二カルシウム脱水物、リン酸二カルシウム無水物、およびリン酸八カルシウム、好ましくはβ−ＴＣＰからなる群から選択される、項目７〜１０のいずれか１つに記載の多孔質複合体。

上記の説明において提供された特定の例は、添付の特許請求の範囲の範囲および／または適用性を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (21)

1. 多孔質複合材料の製造方法であって、
   ａ）生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーと、その中に分散された生物活性粒子と、を含む多孔質複合材料を提供するステップを含み、前記複合材料の全気孔率が６０〜８０％であり、平均孔径が２００〜５００μｍであり、前記複合材料中の前記生物活性粒子の含有量が５０〜８０重量％であり、前記生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトンを含み、前記生物活性粒子がバイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子から選択され、前記複合材料の細孔の少なくとも５０％がチャネルによって互いに接続されており、前記チャネルの幅が少なくとも５μｍであり、当該方法はさらに、
   （ｂ）前記多孔質複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
   （ｃ）外力を加えることによって前記多孔質複合材料を圧搾するステップと、
   （ｄ）前記外力を解放するステップと、を含むことを特徴とする方法。
2. 前記流体が、アルコール、水、食塩水および体液から選択される、請求項１に記載の方法。
3. 前記体液が、血液および骨髄液から選択される、請求項２に記載の方法。
4. 前記体液が、幹細胞などの細胞を含む、請求項２または３に記載の方法。
5. 前記バイオセラミック粒子が、未焼結かつ未焼成のヒドロキシアパタイト、ａ−ＴＣＰ、β−ＴＣＰ、リン酸四カルシウム、リン酸二カルシウム脱水物、リン酸二カルシウム無水物、およびリン酸八カルシウム、好ましくはβ−ＴＣＰからなる群から選択される、請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
6. 前記外力が０．５〜１００Ｎである、請求項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
7. 前記生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトン及びＬ−乳酸を含み、請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法によって得られる、多孔質複合材料。
8. 前記生物活性粒子が粒状であり、かつ当該生物活性粒子がポリマーマトリックスに均一に分散している、請求項７に記載の多孔質複合材料。
9. 前記多孔質複合材料の細孔内面が、前記生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーによって少なくとも部分的に覆われており、かつ前記生物活性粒子が、前記細孔内面に少なくとも部分的に露出している、請求項７に記載の多孔質複合材料。
10. 多孔質複合材料の製造方法であって、
    ａ）複合材料を製造するために、生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーと、その中に分散された生物活性粒子と、を溶融混合するステップであって、前記複合材料中の前記生物活性粒子の含有量が５０〜８０重量％であり、前記生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトンを含み、前記生物活性粒子がバイオセラミック粒子および生物活性ガラス粒子から選択されるステップと、
    ｂ）前記複合材料に１つ以上の穴を形成するステップと、
    ｃ）前記１つ以上の穴のうちの１つ以上を、バイオセラミック粒子、生物活性ガラス粒子およびそれらの混合物から選択される生物活性粒子で任意に充填するステップと、
    多孔質複合材料を製造するために、
    ｄ）ＣＯ_２圧力が少なくとも７４バールであり、かつ温度が３１℃と前記有機ポリマーの結晶相の融解温度との間である条件のもと、前記複合材料をＣＯ_２で飽和させるステップと、
    ｅ）前記ＣＯ_２圧力を１バールに下げ、かつ温度を３１℃と前記有機ポリマーの結晶相の融解温度との間に維持するステップと、を含み、
    当該方法はさらに、
    （ｆ）前記多孔質複合材料を流体中に浸漬し、かつ／あるいは２５〜４０℃で加熱するステップと、
    （ｇ）外力を加えることによって前記多孔質複合材料を圧搾するステップと、
    （ｈ）前記外力を解放するステップと、を含むことを特徴とする方法。
11. 前記飽和ステップが、１０〜１２０分であり、好ましくは４０〜９０分である、請求項１０に記載の方法。
12. 前記ＣＯ_２圧力を１バールに下げるステップが、０．８バール／分〜１０バール／分であり、好ましくは１．２バール／分〜７バール／分である、請求項１０または１１に記載の方法。
13. 前記流体が、アルコール、水、食塩水および体液から選択される、請求項１０〜１２のいずれか一項に記載の方法。
14. 前記体液が、血液および骨髄液から選択される、請求項１３に記載の方法。
15. 前記体液が、幹細胞などの細胞を含む、請求項１３または１４に記載の方法。
16. 前記バイオセラミック粒子が、未焼結かつ未焼成のヒドロキシアパタイト、ａ−ＴＣＰ、β−ＴＣＰ、リン酸四カルシウム、リン酸二カルシウム脱水物、リン酸二カルシウム無水物、およびリン酸八カルシウム、好ましくはβ−ＴＣＰからなる群から選択される、請求項１０〜１５のいずれか一項に記載の方法。
17. 前記外力が０．５〜１００Ｎである、請求項１０〜１６のいずれか一項に記載の方法。
18. 前記生体吸収性の有機ポリマーがカプロラクトン及びＬ−乳酸を含み、請求項１０〜１７のいずれか一項に記載の方法によって得られる、多孔質複合材料。
19. 前記生物活性粒子が粒状であり、かつ当該生物活性粒子がポリマーマトリックスに均一に分散している、請求項１８に記載の多孔質複合材料。
20. 前記多孔質複合材料の細孔内面が、前記生分解性かつ生体吸収性の有機ポリマーによって少なくとも部分的に覆われており、かつ前記生物活性粒子が、前記細孔内面に少なくとも部分的に露出している、請求項１８に記載の多孔質複合材料。
21. 請求項７〜９または１８〜２０のいずれか一項に記載の材料を含む、多孔質複合体。
    

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