JP7118132B2 - 骨代替材料用のキャリアー組成物 - Google Patents

Description

本発明は、エチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーとその中に埋め込まれたシリカナノ粒子との混合物を含むヒドロゲルである粒子状および顆粒状骨代替材料用のキャリアー組成物に関する。本発明はまた、新規なキャリアー組成物に加えて、骨伝導性および／または骨誘導性粒子または顆粒を含有する骨代替材料に関する。新規なキャリアー組成物および新規な骨代替材料を調製するための方法も、本発明の枠組み内で提供される。

骨置換材料は、その構造および組成によって決定される機能を有する。骨置換材料は、材料表面とタンパク質、例えば骨代謝を制御するもの、および細胞接着を促進する表面構造との相互作用によりその効果を発揮する。従来技術で既知である骨置換材料は、通常、セラミックまたはバイオガラスであり、これらは、通常、顆粒形態で使用される。適用前に、これらの顆粒は患者の血液と混合されるため、顆粒の表面は自己タンパク質でコーティングされる。血液の凝固は、例えば、骨欠損部に導入することができるペースト状の塊を生成する。

しかしながら、これらの骨代替材料の製造は、かなりの不利益を伴う。骨代替材料と血液を混合し、凝固を待つ必要があるため、手術の経過が定期的に複雑になる。このため、先行技術では、血液との混合を不要にする骨代替材料用のキャリアー材料の開発が試みられてきた。ここでは、レオロジー特性をコンクリート用途に適合できることが重要である。一方では、骨代替顆粒のキャリアー材料は、可能であれば寸法安定性および水安定性である必要があり、また、出血性の強い欠損部に挿入した後も十分な接着効果を発揮する必要がある。他方では、キャリアー材料は、カニューレによる投与を可能にする剤形で存在する必要がある。

国際公開第２００４／０７１４５２Ａ２号は、医療および外科的用途のためポロキサマー４０７などのポロキサマーを記載している。国際公開第２０１２／１１７２６０Ａ２号は、セラミック粒子がヒドロゲルキャリアー中に埋め込まれた合成骨代替材料を開示している。ヒドロゲルは、ポロキサマー４０７に基づくヒドロゲルであることが好ましい。国際公開第２０１４／０９９９６７Ａ２号は、ポロキサマー４０７に基づくヒドロゲル中にセラミック成分を含有する骨代替材料も記載している。米国特許第２０１６／００５１７２５号は、リン酸カルシウム粒子を含有するポロキサマー系ヒドロゲルを開示し、ヒドロゲルの粘弾性およびレオロジー特性を添加剤によってどのように改善することができるかを記載している。米国特許第２０１３／００４５９２０号は、セラミック材料、ポロキサマー４０７ヒドロゲル、および多糖類添加剤を含む骨置換材料を記載している。国際公開第２０１４／０９５９１５Ａ２号は、医療分野における多用途への応用を可能にすると思われるポロキサマーを基礎とする熱可逆性ヒドロゲルを記載している。これらのヒドロゲルのゲル形成は、ブロックポリマーによる温度依存性のミセルの形成を介して行われる。しかしながら、最新技術に記載されているヒドロゲルは、それらの粘度がヒドロゲルの十分に高い成形性および粘着性を保証するには低すぎるという欠点を有する。

骨代替材料の円滑な適用を保証するために、成形が容易で、欠損部に固定されるのに十分な粘着性があるすぐに使用できるキャリアー材料が必要である。さらに、材料は水に安定である必要があり、すなわち、ひどく出血している傷の場合でも、洗い流す必要がない。理想的には、適切なアプリケーターから欠損部にそれを直接挿入することが可能である必要がある。

したがって、本出願の目的は、上記の要件を満たすキャリアー材料を開発することである。

本発明は、粒子状および顆粒状の骨代替材料用のキャリアーとして使用できる新規な組成物を提供する。該キャリアー組成物は、
（ａ）エチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーまたはエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの混合物；および
（ｂ）シリカナノ粒子
を含むヒドロゲルである。

本発明によるヒドロゲルにおいて、ゲル形成は、エチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーとシリカナノ粒子との架橋により起こる。レオロジー特性は、ヒドロゲル成分の特定の修正により修正し、様々な用途に適合させることができる。ブロックコポリマーに基づく従来のヒドロゲルとは対照的に、本発明によるヒドロゲルのゲル形成は、ミセル形成ではなく、シリカナノ粒子とブロックコポリマーとの間の直接の相互作用によって起こる。したがって、本発明のヒドロゲルは、ミセルの形態のブロックコポリマーを全く含有しないか、またはごく少ない割合しか含有しない。好ましくは、ミセルの形態のブロックコポリマーの割合は、２％未満、より好ましくは１％未満である。特に好ましい実施形態では、本発明のヒドロゲルはミセルを含まない。本発明のヒドロゲルはミセルの形成に基づかないため、それらは感熱性ではなく、すなわち、これらのヒドロゲルのゾルゲル転移は温度に依存しない。本発明のヒドロゲルは熱安定性であり、低温でも液体にならない。

本発明の枠組みにおいて、新しいキャリアー組成物は骨治癒の生物学的プロセスに悪影響を及ぼさないことが見出された。例えば、自己タンパク質でのこの表面のコーティングを防止することによる、またはナノポアの目詰まりによるキャリアー組成物と骨代替材料の表面との負の相互作用は、実証されていない。さらに、新しいキャリアー組成物は、迅速な吸収を保証する粘弾性およびレオロジー特性を有する。したがって、新しいキャリアー組成物は、既知の顆粒と血液との混合物を不要にする。代わりに、顆粒形態の骨代替材料は、新しいキャリアー組成物と直接混合され、欠損部に挿入される。これにより、臨床診療が大幅に簡素化される。

キャリアー組成物は、エチレンオキシドとプロピレンオキシドとの１つ以上のブロックコポリマーに基づくヒドロゲルである。ブロックコポリマーは、ポロキサマーであることが好ましい。ポロキサマーは、化学技術産業での分散および乳化に広く使用されている低発泡性の非イオン性界面活性剤である。ポリマーのポリエチレンオキシド部分は水溶性であるが、ポリプロピレンオキシド部分はそうではないため、両親媒性が生じる。エトキシル化の程度に応じて、それらは液体（Ｌ）、ペースト状（Ｐ）、固体（Ｆ）、または粉末状である。ポロキサマーは良好な生体適合性を有し、生理学的条件下で代謝されず、毒性または腐食性がほとんどなく、身体から容易に除去される。

ポロキサマーは１９５０年代にＢＡＳＦによって開発され、その後Ｐｌｕｒｏｎｉｃ（登録商標）の商標名で販売されている。両親媒性構造により、ポロキサマーは、水性多成分混合物中でいわゆるリオトロピック会合コロイドを形成することができる。このプロセスでは、いわゆる熱ゲル化挙動が発生する。これは、ポロキサマー溶液が温度に応じてそのコロイド構造を変化させ、それによって可逆的なゲル構造を形成できることを意味する。ポロキサマーが水と接触すると、水素結合の形成とともに水和が起こる。温度が上昇すると、これらの水素結合の結合力が低下するため、脱水が起こり、それによってより疎水性のポリプロピレンオキシド部分が主に影響を受ける。この疎水化は、親油性プロピレンオキシド単位のミセルへの会合を引き起こし、温度のさらなる上昇および十分なポロキサマー濃度により、密に詰められたミセルのゲル足場の形成を引き起こす。これらの界面活性剤ゲルは光学的に等方性であるため、透明である。

本発明のキャリアー組成物の製造に好ましいポロキサマーは、ポロキサマー４０７であり、これは、Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７の名称でも市販されている。ポロキサマー４０７は、特に医薬品および医療機器に使用され、次の構造式を有する：

式中、ブロックの長さは約ａ＝１０１およびｂ＝５６である。本発明のキャリアー組成物を製造するための出発物質としてのポロキサマー４０７の使用が特に好ましいが、ポロキサマー１８８などの他のポロキサマーも使用することができる。

ポロキサマー４０７の水溶液は、２０～３０％の濃度でいわゆる熱ゲル化を示す。このゲル化プロセスは、その後温度を下げると完全に可逆的である（Ｍｏｒｔｅｎｓｅｎ＆Ｐｅｄｅｒｓｅｎ（１９９３），Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ２６（４），ｐｐ．８０５－８１２）。組成物の熱ゲル化点（ＴＧＰ）、すなわち、そのようなゾル－ゲル変換が起こる温度は、振動レオロジーを使用して簡単に決定できる。

キャリアー組成物中のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの割合は、好ましくは約１０％～約４０％（ｗ／ｗ）、好ましくは約２０％～約３７％（ｗ／ｗ）である。例えば、キャリアー組成物中のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの割合は、１０％、１５％、２０％、２５％、３０％、３５％、または４０％であり得る。キャリアー組成物中の水の割合は、通常、約６０％～約９０％（ｗ／ｗ）である。キャリアー組成物中の水の割合は、約６０％、６５％、７０％、７５％、８０％、８５％、または９０％（ｗ／ｗ）であり得る。

好ましい実施形態では、キャリアー組成物中のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーは、約１，０００ｇ／ｍｏｌ～７０，０００ｇ／ｍｏｌの分子量分布を有する。特に好ましい実施形態では、キャリアー組成物中のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの少なくとも３０％（ｗ／ｗ）、好ましくは４０％（ｗ／ｗ）は、９，８００～１４，６００ｇ／ｍｏｌの範囲の平均分子量を有するポロキサマー、好ましくはポロキサマー４０７からなる。

本発明の過程において、驚くべきことに、ポロキサマー４０７などのポロキサマーに基づくヒドロゲルの粘度は、シリカナノ粒子の添加によりかなり増加させることができることが見出された。以下の実施例に示すように、ナノ粒子の添加により、ポロキサマー系ヒドロゲルの粘度を１０倍に増加することによって、成形可能なペースト状キャリアー材料としてヒドロゲルの使用が可能になる。本発明のキャリアー組成物中のシリカナノ粒子の割合は、好ましくは約２％～約１２％（ｗ／ｗ）、好ましくは約３．５％～約５％（ｗ／ｗ）の範囲である。キャリアー組成物中のシリカナノ粒子の割合は、約２％、３％、４％、５％、６％、７％、８％、９％、１０％、１１％、または１２％（ｗ／ｗ）であることが特に好ましい。

シリカナノ粒子は、サイズが１μｍ未満の粒子として定義される。シリカナノ粒子は、好ましくは約０．５ｎｍ～約５０ｎｍ、より好ましくは約０．５ｎｍ～約１０ｎｍ、さらにより好ましくは約０．５ｎｍ～約１．５ｎｍのサイズを有する。シリカナノ粒子は、好ましくはフラクタルクラスターを形成すべきではない。シリカナノ粒子がフラクタル凝集クラスターを形成する場合、これらのクラスターは、好ましくは約５００ｎｍ未満、より好ましくは約２００ｎｍ未満、さらにより好ましくは約１００ｎｍ未満のサイズを有する。好ましくは、１５個未満、例えば１０未満または５未満のナノ粒子を含有する凝集クラスターが使用される。

水系ゲルが本発明のキャリアー組成物の基礎であるため、ナトリウム水ガラス溶液からシリカナノ粒子を製造することは理にかなっている。約２７％のＳｉＯ₂濃度および約８％のＮａ₂Ｏ濃度を有する典型的なナトリウム水ガラス溶液を出発基質として使用すると、約０．５ｎｍのゾル粒子が形成される。ナトリウムイオンは、イオン交換体を使用して水素に置き換えることができ、純粋なシリカゾルが得られる。シリカナノ粒子の粒子表面はポリマー分子と相互作用するため、キャリアー組成物には非凝集ゾル粒子を使用することが好ましい。イオン交換後、ゾルのｐＨ値は、通常、２～３である。このｐＨ値では、ゾル粒子のクラスターへの凝集は非常にゆっくりと起こり、ゾルを冷却することでさらに減速することができる。さらなる処理をいかなる問題もなく行うことができる典型的なＳｉＯ₂濃度は６％である。冷却および高速処理により、最大１２％のＳｉＯ₂濃度が可能である。ｐＨを７より大きい値に変えることにより、ゾルの安定化も可能である。ｐＨ値が約７．５の移植可能な生体材料が最終的に製造されるため、８を超えるｐＨは好ましくない。ゾルを調製した後、すぐにポリマーの溶液と混合することができる。あるいは、ポリマーをゾルに直接撹拌することもできる。

本発明のキャリアー組成物は、良好な成形性および高い粘着性を確保するために十分に粘性である。本明細書で提供されるキャリアー組成物は、ひずみスイープ試験、振動レオメーターＡＲＥＳ－Ｔ．Ａ．Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、せん断速度５０ １／ｓを使用して、せん断速度の関数として粘度を測定する場合、好ましくは９００Ｐａｓを超える、好ましくは１，０００Ｐａｓを超える範囲の粘度を有する。

特に好ましいキャリアー組成物は以下の組成を有する：
・ＥＯ－ＰＯブロックコポリマーの割合が約１０％～約４０％（ｗ／ｗ）、シリカナノ粒子の割合が約２％～約１２％（ｗ／ｗ）；
・ＥＯ－ＰＯブロックコポリマーの割合が約１５％～約３７％（ｗ／ｗ）、シリカナノ粒子の割合が約３％～約１０％（ｗ／ｗ）；
・ＥＯ－ＰＯブロックコポリマーの割合が約２０％～約３０％（ｗ／ｗ）、シリカナノ粒子の割合が約３％～約６％（ｗ／ｗ）；
・ＥＯ－ＰＯブロックコポリマーの割合が約２０％～約２５％（ｗ／ｗ）、シリカナノ粒子の割合が約３％～約５％（ｗ／ｗ）。

別の態様では、本発明は、
（ａ）１種のエチレンオキシド（ＥＯ）プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーまたは複数種のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの混合物の水溶液と、
（ｂ）シリカナノ粒子と
をお互いに混合すること、およびそれらをヒドロゲルに調製することを含む、粒子状および顆粒状骨代替材料用のキャリアー組成物を製造するためのプロセスに関する。両方の成分とも混合時に水溶液として好ましく入手可能である。

上記のキャリアー組成物は、従来の骨伝導性または骨誘導性粒子または顆粒をキャリアー組成物と組み合わせることにより、骨代替材料の製造に使用することができる。したがって、さらなる態様では、本発明は、少なくとも以下の成分を含む骨代替材料を提供する：
（ａ）上記のキャリアー組成物；ならびに
（ｂ）骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒。

原則として、すべての既知の骨伝導性および／または骨誘導性粒子および顆粒は、新規なキャリアー組成物とともに使用することができる。「骨誘導性」という用語は、移植後の新しい骨形成を刺激することができる粒子および顆粒を表すために使用され、異所性骨形成も発生する（筋肉または脂肪組織での骨形成）。対照的に、「骨伝導性」とは、移植後の新しい骨形成の足場構造として機能することもできる粒子および顆粒を指す。

新規なキャリアー組成物は、すべての既知の同種異系、異種および同種異系材料との使用に好適である。キャリアー組成物は、特に、リン酸三カルシウム（ＴＣＰ）セラミックまたはヒドロキシアパタイト（ＨＡ）セラミックなどの合成セラミック顆粒とともに使用することができる。合成セラミックの製造では、粉末状の出発材料は、１，０００～１，５００℃の高圧高温で焼結プロセスに供される。セラミックの好ましいカルシウムとリンとの比率は、１．５～１．７である。セラミックは、好ましくは、セラミックを新しい骨組織で貫通することにより十分な骨統合が確保されるように多孔性である。サイズが１５０～５００μｍの細孔は、骨の内部成長および吸収に最適である。通常、細孔サイズが小さいと、新しい骨組織の成長をもたらすのみである。

セラミックに加えて、バイオガラスも使用できる。Ｂｉｏｇｒａｎ（登録商標）などのバイオガラスは、五酸化リン、二酸化ケイ素、または酸化アルミニウムなどの酸性酸化物、ならびに酸化カルシウム、酸化マグネシウム、および酸化亜鉛などの塩基性酸化物を含有するアモルファス材料である。製造中、酸化物は約１，５００℃の高温で数時間続くプロセスで混合および溶融される。得られたバイオガラスは、塩基性酸化物の対応する金属イオンが付着する三次元酸化リン－酸化ケイ素ネットワークを表す。バイオガラスは、コンパクト形態および多孔質形態で入手可能である。表面の生物活性により、骨組織が成長する。

通常０．１～５ｍｍの範囲のサイズを有する上記の顆粒に加えて、微粒子などの粒子も使用できる。好ましくは、これらの骨伝導性または骨誘導性粒子は、約５μｍ～１００μｍ、より好ましくは約２０μｍ～４０μｍのサイズを有する。

骨伝導性または骨誘導性粒子は、例えば、開口部（ドーナツ形状）を備えた中空球であってもよい。これらは、４０μｍの範囲の直径を有することができる。図１０は、中空球の形態の骨伝導性または骨誘導性粒子の実施例を示す。以下に説明するように、そのような粒子は、空気の混入を避けるためにポロキサマーヒドロゲル中に埋め込む前にシリカヒドロゲルでコーティングする必要がある。得られた骨代替材料は、従来のカニューレを通して注入できる形態で、製造できる。中空球などの微粒子もクラスターで使用することができる。そのようなクラスターは、好ましくは約１００μｍ～３，０００μｍのサイズを有する。クラスターはまた、図１１に模式的に示すように、ポロキサマー－シリカヒドロゲル中に埋め込む前に、シリカヒドロゲルでコーティングすべきである。

特に好ましい実施形態では、骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒は、シリカキセロゲルのマトリックス中に埋め込まれた骨の生物学的ヒドロキシアパタイトの形態を有するヒドロキシアパタイト微結晶からなる。これらの粒子または顆粒は、ポロキサマーヒドロゲル中に埋め込む前に空気の混入を避けるために、シリカヒドロゲルでコーティングすることもできる。

好ましくは、骨伝導性または骨誘導性粒子または顆粒は多孔性材料である。高い比表面積を有する多孔性または高多孔性の骨代替材料は、自己局所タンパク質が材料の表面と相互作用するため、骨再生をサポートする際に決定的な利点を有する。

本明細書に記載のキャリアー組成物を多孔性または非常に多孔性の粒子または顆粒と組み合わせて使用する場合、これらは、空気の混入を避けるために、ポロキサマー－シリカヒドロゲル中に埋め込む前に適宜処理することが好ましい。粘度が高いため、ポロキサマー－シリカヒドロゲルは、場合によっては粒子または顆粒の細孔に浸透できない。結果として生じる空気の混入は、生体材料の機能を損なうか、または完全に妨げることさえある。さらに、ポロキサマー－シリカヒドロゲルからのポリマー鎖は、骨代替材料の表面を覆うことによって、自己タンパク質との相互作用を防止することができる。したがって、粒子または顆粒の細孔は、すべての細孔が満たされ、シリカヒドロゲル層が粒子または顆粒を取り囲むように純粋なシリカゲルで処理することができる。取り囲むのに使用されるシリカゲルは、約３％～約１０％のシリカ濃度を有し得る。次いで、コーティングされた粒子またはコーティングされた顆粒を、ポロキサマー－シリカヒドロゲル中に埋め込むことができる。対応する手順は、実施例２で説明されている。したがって、好ましい実施形態では、本発明は、シリカゲルでコーティングされた微粒子などの骨伝導性および／または骨誘導性粒子を含有する骨代替材料に関する。

最後に、本発明は、
（ａ）上記のキャリアー組成物を提供すること；
（ｂ）必要に応じて、ガンマ線でキャリアー組成物を処理すること；ならびに
（ｃ）キャリアー組成物を骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒と混合すること
を含む、骨代替材料を製造するための方法も提供する。

新規なキャリアー組成物に基づく骨代替材料を調製すると、上記のキャリアー組成物が最初に提供される。このキャリアー組成物をガンマ線で処理して組成物を滅菌後、それを対応する骨伝導性または骨誘導性粒子または顆粒と混合することができる。放射線の強度は、通常、１０～５０ｋＧｒａｙ、好ましくは１７．５～３０ｋＧｒａｙである。次いで、キャリアー組成物は、骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒と混合される。

混合は、約５：１、４：１、３：１、２：１、１：１、１：２、１：３、１：４、または１：５のキャリアー組成物対粒子または顆粒の比率（ｗ／ｗ）で行われ得る。約１：１の比率が好ましい。そのように製造された骨代替材料は、その後さらに使用するまで保存することができる。例えば、骨代替材料は、欠損部位への材料の投与を容易にするアプリケーターに充填することができる。

好ましい実施形態では、骨伝導性および／または骨誘導性粒子または骨伝導性および／または骨誘導性顆粒は、空気の混入を避けるために、キャリアー組成物と混合する前に処理される。本発明によれば、骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒は、上記のように、キャリアー組成物と混合する前にシリカヒドロゲルでコーティングされることが特に好ましい。

別の側面では、本発明は、骨代替材料を製造するための上記のキャリアー組成物の使用に関する。したがって、本発明は、骨代替材料の製造のための、以下を含むヒドロゲルの使用に関する：
（ａ）１種のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーまたは複数種のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの混合物；および
（ｂ）シリカナノ粒子。 製造には、上記で定義した骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒との混合が含まれる。

別の側面では、本発明は、骨欠損を治療する方法で使用するための、少なくとも以下の成分を含む上記の骨代替材料に関する：
（ａ）上記のキャリアー組成物；ならびに
（ｂ）上記の骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒。 骨欠損は、骨折、海綿骨欠損、または空洞であり得る。

Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７に基づくＳｉＯ₂含有ヒドロゲルの分子量分布を示す図である。 ガンマ線照射後のＫｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７に基づくＳｉＯ₂含有ヒドロゲルの分子量分布を示す図である。 ６０℃で５５日間のヒドロゲルの貯蔵後のＫｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７に基づくＳｉＯ₂含有ヒドロゲルの分子量分布を示す図である。 せん断速度の関数としての粘度測定の結果を示す図である。 周波数の関数としてのせん断弾性率の測定の結果を示す図である。 偏光顕微鏡下での層状構造の形成を示す図である。 アプリケーターを用いた本発明の骨代替材料の適用を示す図である。 反射光学顕微鏡による加速老化後の本発明の骨代替材料の検査の結果を示す図である。 本発明の骨代替材料をウサギの後肢に移植した４週間後のＨＥ染色の結果を示す図である。 本発明の骨代替材料をウサギの後肢に移植した後の組織形態計測評価のうちの１つの結果を示す図である。 本発明の骨代替材料における、開口部および約４０μｍの直径を有する中空球の形態の微粒子の使用を示す図である。 ポロキサマー－シリカヒドロゲル中に微粒子を埋め込む前に、純シリカヒドロゲルでの微粒子のクラスターのコーティングを模式的に示す図である。 キャリアー材料の異なる組成に対するせん断速度［「せん断速度」］の関数としてのせん断［「せん断応力」］の適用を示す図である：Ａ １９．６％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、０％ＳｉＯ₂；Ｂ １９．６％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、４．８％ＳｉＯ₂；Ｃ ３６．０％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、０％ＳｉＯ₂；Ｄ ３６．０％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、３．８％ＳｉＯ₂。 異なるキャリアー材料組成に対する複素せん断弾性率（貯蔵弾性率［「貯蔵弾性率］Ｇ’；損失弾性率［「損失弾性率」Ｇ”）を示す図である：Ａ ３６．０％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、０％ＳｉＯ₂；Ｂ ３６．０％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、５．０％ＳｉＯ₂ 異なるキャリアー材料組成の複素せん断弾性率（貯蔵弾性率Ｇ’；損失弾性率Ｇ”）を示す図である：Ａ １９．４％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、０％ＳｉＯ₂；Ｂ １９．４％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、４．８％ＳｉＯ₂。 異なるキャリアー材料組成の複素せん断弾性率（貯蔵弾性率Ｇ’、損失弾性率Ｇ”）を示す図である：Ａ １６．４％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、０％ＳｉＯ₂；Ｂ １６．４％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、５．０％ＳｉＯ₂；Ｃ １６．４％Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７、７．４％ＳｉＯ₂。

以下の実施例は、本発明によるキャリアー組成物ならびにそれから作られた骨代替材料の有効性および利点を説明する。

実施例１：ＳｉＯ₂を含むおよび含まないヒドロゲルの製造
比較のために、Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７を基礎とするＳｉＯ₂フリーおよびＳｉＯ２含有ヒドロゲルを製造した。ＳｉＯ₂フリーヒドロゲルの製造のために、ＢＡＳＦからの２３．５ｇのＫｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７を７６．５ｇの水と混合した。ＳｉＯ₂を含有するヒドロゲルの場合、ＳｉＯ₂濃度がそれぞれ４％および６％のイオン交換によってゾルを調製した。Ｍｅｒｋの濃縮ナトリウム水ガラス溶液（仕様：Ｎａ₂Ｏ：７．５～８．５％；ＳｉＯ₂：２５．５～２８．５％）を使用し、超純水で希釈した。Ｌｅｗａｔｉｔ ＭｏｎｏＰｌｕｓ ＳＰ １１２Ｎａ＋カラムをイオン交換体として使用した。ゾルのｐＨ値は２．７であり、５℃まで冷却した。各７６．５ｇのゾルにおいて、２３．５ｇのＫｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７を撹拌した。得られたヒドロゲルは、図１（分子量分布Ａ）に示す分子量分布のポリマーを含有する。分子量分布は、クロマトグラフィーによって決定することができる。分析により、以下のピークが得られた：
ピーク１：位置：５，５５０ｇ／ｍｏｌ、割合：１７．８％
ピーク２：位置：１１，０００ｇ／ｍｏｌ、割合：８．２％
ピーク３：位置：１３，４７０ｇ／ｍｏｌ、割合：７３．１％
ピーク４：位置：２５，５００ｇ／ｍｏｌ、割合：０．８％

５，５５０ｇ／ｍｏｌおよび１１，０００ｇ／ｍｏｌのピークは、Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ ４０７のフラグメントを表す。２５，５００ｇ／ｍｏｌのピークは、２つの鎖の架橋に起因する。

調製されたサンプルの一部をガンマ線（１７．５～３０ｋＧｒａｙ、放射線源：コバルト６０、最大放射能１１１ＰＢｑ）で処理した。ガンマ線は、ポリマー鎖の架橋をもたらす。同時に、鎖も破壊する。結果は、分子量分布が広いポリマーである。

これらのヒドロゲルは、図２（分子量分布Ｂ）に示す分子量分布のポリマーを含有する。分析により、以下のピークが得られた：
ピーク１：位置：５，４００ｇ／ｍｏｌ、割合：８．１％
ピーク２：位置：１１，０００ｇ／ｍｏｌ、割合：４．０％
ピーク３：位置：１３，４００ｇ／ｍｏｌ、割合：３７．０％
ピーク４：位置：１７，０００ｇ／ｍｏｌ、割合：２．７％
ピーク５：位置：２５，５００ｇ／ｍｏｌ、割合：４．２％
ピーク６：位置：３５，０００ｇ／ｍｏｌ、割合：０．２％。

照射後、連続質量分布の割合は４３．８％であった。元のＫｏｌｌｉｐｈｏｒ ４０７の割合は３７％のみである。連続サイズ分布が最大約７０，０００ｇ／ｍｏｌである分子の最大割合は４３．８％である。

調製したサンプルの別の部分は、高温で長時間保存した。６０℃で５５日間貯蔵した後、ヒドロゲルは、図３（分子量分布Ｃ）に示す分子量分布のポリマーを含有した。分析により、以下のピークが得られた：
ピーク１：位置：５，３５０ｇ／ｍｏｌ、割合：１０．６％
ピーク２：位置：８，２００ｇ／ｍｏｌ、割合：１３．７％
ピーク３：位置：１３，４７０ｇ／ｍｏｌ、割合：２３．６％
ピーク４：位置：１７，７００ｇ／ｍｏｌ、割合：１．９７３３％
ピーク５：位置：２４，７００ｇ／ｍｏｌ、割合：１．５０１８％。
ピーク６：位置：３５，０００ｇ／ｍｏｌ、割合：０．０％

この場合にも、約１，０００ｇ／ｍｏｌ～約７０，０００ｇ／ｍｏｌの範囲のサイズ分布を有する分子が、４８．７％の最大割合を示すことがわかった。

すべてのサンプルについて、せん断速度の関数として粘度を測定した（ひずみスイープ試験、振動レオメーターＡＲＥＳ－Ｔ．Ａ．Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）。結果を図４ａに示す。分子量分布が広がると、ＳｉＯ₂フリーヒドロゲルおよびＳｉＯ₂含有ヒドロゲルの両方の粘度が増加することがわかった。分子量分布Ａのサンプルは光学的に活性ではなく、それらは偏光顕微鏡ではコントラストを示さない。これは、ポリマーがミセルを形成することを意味する。一方、分子量分布Ｂのサンプルは光学的に活性である。それらは偏光顕微鏡でコントラストを示す。これは、サンプルがミセルに加えていわゆる層状構造も含有することを示す。高濃度では、いくつかの界面活性剤は、水が会合の極性中間層に位置する層状構造を形成する。この光学異方性により、直線偏光の振動面が変化するため、偏光顕微鏡下で特徴的な明暗の外観を見ることができる。図５は、層状構造の出現を記録した典型的な例を示す。さらに、図４ａは、ヒドロゲル中のＳｉＯ₂含有量が増加すると粘度が大きく増加することを示す。５０ １／ｓのせん断速度では、４．５％ＳｉＯ₂の添加により粘度が１０倍に増加する。これは、骨代替材料用のキャリアーとしてのゲルの適用性にとって決定的に重要である。

さらに、せん断弾性率を周波数の関数として測定した。この測定は、振動せん断応力下の粘弾性材料の振動挙動に関する情報を提供し、システム内の分子の相互作用について結論を引き出すことを可能する。図４ｂは、異なるヒドロゲルの周波数の関数としてのせん断弾性率の貯蔵部分を示す。ここでは、分子量分布Ａのポリマーを選択した。一方では、せん断弾性率の貯蔵部分がポリマー濃度の増加とともに増加したという効果を見ることができる。他方では、せん断弾性率の貯蔵部分は、ＳｉＯ₂の増加とともに大きく増加した。ポリマー含有量が２５％の例では、４．５％のシリカナノ粒子がゲル中に存在すると、貯蔵部分が１０倍増加した。これは、ゲルの適用に重要なポリマー鎖とシリカナノ粒子との間の相互作用を示す。

図１２ａは、キャリアー材料の異なる組成のせん断速度の関数としてのせん断を示す。せん断測定を２０℃で実行した。曲線Ａは、シリカナノ粒子を含まない１９．６％のＫｏｌｌｉｐｈｏｒを含むキャリアー材料に対応する。Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒのこの割合で約２５℃でのみゲル形成が始まるため、曲線は液体の曲線に対応する。曲線Ｂ、Ｃ、およびＤは、ヒドロゲルの典型的な経過を示す。流量限界が明らかである（材料が流れ始めるせん断）。曲線Ｂは、４．８％のＳｉＯ₂を添加すると液体がゲルに変換することを示す。曲線Ｃは、シリカナノ粒子を含まない３６．０％のＫｏｌｌｉｐｈｏｒを含むキャリアー材料に対応する。ここでは、ミセルの形成により２０℃でゲルが形成される。このサンプルに３．８％のＳｉＯ₂を添加すると、材料を流動させるためにより高いせん断が必要になる。ここでのゲル形成は、ポリマーとシリカナノ粒子との相互作用に基づく。

この効果は、図１２ｂ、１２ｃ、および１２ｄに示されているように、せん断の関数としての複素せん断弾性率の測定でも実証されている。測定を２０℃で行った。曲線の貯蔵部分Ｇ’が損失部分Ｇ”よりも大きい場合、材料はゲルである。２つの曲線が交差すると、材料が流れ始める。曲線の損失部分Ｇ”が貯蔵部分Ｇ’よりも大きい場合、挙動は液体を示す。

図１２ｂは、３６．０％のＫｏｌｌｉｐｈｏｒを含むキャリアー材料の挙動を示す。シリカナノ粒子（Ａ）を含まないと、材料は２０℃でゲルを形成し、約５００Ｐａのせん断で液体への転移を示す。５％のＳｉＯ₂をキャリアー材料（Ｂ）に添加すると、材料は測定範囲全体でゲルのままである。Ｇ’およびＧ”の曲線は、互いにほとんど接近しない。適用の場合、これは、シリカナノ粒子を含むキャリアー材料がはるかに安定しており、取り扱いが改善されることを意味する。

図１２ｃは、より小さなＫｏｌｌｉｐｈｏｒ濃度（１９．６％）に対するこの効果を示す。シリカナノ粒子を含まないと、２０℃でゲルが形成されない。しかしながら、シリカナノ粒子の添加はゲル形成をもたらす。図１２ｃは、この効果がＳｉＯ₂濃度に依存することを記録する。出発点は、１６．４％のＫｏｌｌｉｐｈｏｒを含むキャリアー材料であり、これは２０℃でゲルを形成しない（Ａ）。５．０％のＳｉＯ₂を添加すると、材料はゲルになり、５００Ｐａのせん断速度で液体への転移を示す（Ｂ）。７％のＳｉＯ₂の場合、ゲルが形成され、測定範囲全体で安定していることが証明される（Ｃ）。これらの結果は、Ｋｏｌｌｉｐｈｏｒ、シリカナノ粒子、および水の比率を変えることにより、組成物のレオロジー特性を調整できることを示す。これにより、様々な用途向けにキャリアー材料を最適化するのが可能になる。

実施例２：多孔性骨代替材料の埋め込み
モミの実の形態でハイドロキシアパタイト（ＨＡ）の骨誘導顆粒を使用した（Ｎａｎｏｂｏｎｅ，Ａｒｔｏｓｓ ＧｍｂＨ，Ｒｏｓｔｏｃｋ，Ｇｅｒｍａｎｙ）。これらは平均で３ｍｍの長さであり、直径は０．５～１．０ｍｍを有した。ＨＡは、生物学的ＨＡの結晶学的形態に類似した結晶学的形態を示した。このＨＡをシリカキセロゲルの高度な多孔性のマトリックスに埋め込んだ。顆粒の多孔度は約５０％であり、比表面積は約２００ｍ²／ｇであり、細孔径分布は４ｎｍで最大を示した。

顆粒に、ＳｉＯ₂濃度が６％でｐＨ値が７．０の純粋なシリカゾルを１：１の質量比で含浸させた。固体と接触すると、シリカゾルがゲル化する。シリカゲルが充填され、それでコーティングされた顆粒を製造する。

ポロキサマー－シリカヒドロゲルを製造するために、３５ｇのＫｏｌｌｉｐｈｏｒ Ｐ ４０７（ＢＡＳＦ）をＳｉＯ₂含有量が６％の６５ｇのシリカゾル中で撹拌した。ゾルを予め１℃に冷却した。架橋は、１７．５～３０ｋＧｒｅｙの範囲のガンマ照射によって達成される。このポリマー－シリカヒドロゲルを、１：１の質量比でコーティングされた顆粒と混合した。得られたペースト状の骨代替材料は非常に簡単に成形でき、アプリケーターで骨欠損部に挿入できる。図６は、アプリケーターでの骨代替材料の使用を示す。

ＡＳＴＭ Ｆ １９８０－０７に従って、材料を１年間加速老化に供することにより、純粋なシリカヒドロゲルによる顆粒のコーティングの安定性を制御した。水ですすいでポロキサマー－シリカヒドロゲルを除去した後、純粋なシリカヒドロゲルでコーティングされた顆粒を顕微鏡で見ることができた。図７は、反射光顕微鏡を使用した顆粒の分析を示す。

実施例３：動物実験における機能性
実験は雌ウサギ（ニュージーランドホワイト、３～４ｋｇ，Ｃｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒ，Ｓｕｌｚｆｅｌｄ，Ｇｅｒｍａｎｙ）を使用して行った。実施例２に従って製造された骨代替材料を後肢の両側に移植した。真皮および皮下組織を通る切り傷の長さは約２．５ｃｍである。怪我をできる限り小さく保つために、筋肉組織も小さな領域で切断し、次いで、配置される欠損部位の骨から骨膜を慎重に切り離した。次いで、円柱状の欠損（直径５ｍｍ、長さ１０ｍｍ）を大腿骨の外側顆のそれぞれに挿入した。この目的には、標準ドリル（φ４．５ｍｍ）を使用した。欠陥の定着中、熱暴露による骨組織の壊死を防止するために、その領域を０．９％のＮａＣｌ溶液ですすいだ。

麻酔は、１０％のケタミン（３０～６０ｍｇ／ｋｇ体重）および２％のキシラジン（５ｍｇ／ｋｇ体重）の注射によって頸部に皮下投与した。１０分後、０．３ｍｌのアトロピン（０．５ｍｇ／ｍｌ）を投与した。さらに、鎮痛薬としてノバミンスルホン（５００ｍｇ／ｍｌ）を注射し、抗生物質としてペニシリンＧ（筋肉内１５０，０００ｉ．Ｕ．）を注射した。２ｍｌのキシロシチン－ｌｏｃ（２％／ｍｌ）を用いて局所麻酔を行った。移植後、創傷部をゲンタマイシン（８０ｍｇ／２ｍｌ、ＮａＣｌで１：５希釈）ですすいだ。創傷閉鎖（ポイントシーム）をビクリル縫合材料で作製した。

４、８、１２週間のトライアル期間の後、対応するトライアルグループをトライアルから除去した。Ｒｅｌｅａｓｅ（登録商標）（３００ｍｇ／ｍｌ体重に対応：１ｍｇ／ｋｇ体重）を静脈内に使用して、麻酔をかけた動物（１０％のケタミンおよび２％のキシラジン、皮下）を安楽死させた。評価のために組織切片を作製した。欠損領域を外植し、脱灰し、パラフィン中に埋め込んだ。ヘマトキシリンおよびエオシン染色を適用した。

結果：４週間後、ポリマーシリカヒドロゲルも純粋なシリカヒドロゲルも検出できなかった。完全な吸収が生じた。患者の血液中に埋め込まれた顆粒への時間的順序の変化は、欠損治癒中に検出できなかった。図８は、処置の４週間後の組織像（ＨＥ染色）を示す。顆粒の新しい骨の形成および吸収は、２つのヒドロゲル中の元の埋め込みの影響を受けない。動物実験の組織形態計測評価の結果を図９に示す。欠陥治癒を記録する。

Claims (23)

1. 粒子状および顆粒状骨代替材料用のキャリアー組成物であって、
   （ａ）１種のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーまたは複数種のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの混合物；および
   （ｂ）シリカナノ粒子
   を含むヒドロゲルである、キャリアー組成物。
2. 前記ヒドロゲル中の水の割合が、６０％～９０％（ｗ／ｗ）の範囲である、請求項１に記載のキャリアー組成物。
3. 前記ヒドロゲル中のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの割合が、１０％～４０％（ｗ／ｗ）である、請求項１または２に記載のキャリアー組成物。
4. 前記ヒドロゲル中のエチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの割合が、２０％～３７％（ｗ／ｗ）である、請求項３に記載のキャリアー組成物。
5. シリカナノ粒子の割合が２％～１２％（ｗ／ｗ）の範囲である、請求項１～４のいずれか一項に記載のキャリアー組成物。
6. シリカナノ粒子の割合が３．５％～５％（ｗ／ｗ）の範囲である、請求項５に記載のキャリアー組成物。
7. 前記シリカナノ粒子が、０．５ｎｍ～１０ｎｍのサイズを有する、請求項１～６のいずれか一項に記載のキャリアー組成物。
8. 前記シリカナノ粒子が、０．５ｎｍ～１．５ｎｍのサイズを有する、請求項７に記載のキャリアー組成物。
9. 前記シリカナノ粒子が、２００ｎｍ未満の平均サイズを有するフラクタル凝集クラスターを形成する、請求項１～８のいずれか一項に記載のキャリアー組成物。
10. 前記キャリアー組成物中の前記エチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーが、１，０００ｇ／ｍｏｌ～７０，０００ｇ／ｍｏｌの分子量分布を有する、請求項１～９のいずれか一項に記載のキャリアー組成物。
11. 前記キャリアー組成物中の前記エチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの少なくとも３０％（ｗ／ｗ）が、９，８００～１４，６００ｇ／ｍｏｌの範囲の平均分子量を有するポロキサマーからなる、請求項１～１０のいずれか一項に記載のキャリアー組成物。
12. 前記キャリアー組成物中の前記エチレンオキシド（ＥＯ）－プロピレンオキシド（ＰＯ）ブロックコポリマーの少なくとも４０％（ｗ／ｗ）が、９，８００～１４，６００ｇ／ｍｏｌの範囲の平均分子量を有するポロキサマーからなる、請求項１１に記載のキャリアー組成物。
13. 前記ポロキサマーがポロキサマー４０７である、請求項１１または１２に記載のキャリアー組成物。
14. （ａ）請求項１～１３のいずれかに記載のキャリアー組成物；
    （ｂ）骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒
    を含む、骨代替材料。
15. 前記骨伝導性および／または骨誘導性粒子が、５μｍ～１００μｍのサイズを有する、請求項１４に記載の骨代替材料。
16. 前記骨伝導性および／または骨誘導性粒子が、２０μｍ～４０μｍのサイズを有する、請求項１５に記載の骨代替材料。
17. 前記骨伝導性および／または骨誘導性粒子が、開口部を有する中空球体である、請求項１４～１６のいずれかに記載の骨代替材料。
18. 前記中空球体が、１００μｍ～３，０００μｍのサイズのクラスターを形成する、請求項１７に記載の骨代替材料。
19. 前記骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒が、骨の生物学的ヒドロキシアパタイトの形態を有し、シリカキセロゲルのマトリックスでコーティングされたヒドロキシアパタイト微結晶からなる、請求項１４～１６のいずれかに記載の骨代替材料。
20. 前記骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは前記骨伝導性および／または骨誘導性顆粒が、シリカゲルでコーティングされている、請求項１４～１８のいずれかに記載の骨代替材料。
21. 前記シリカゲル中のシリカ濃度が３％～１０％である、請求項２０のいずれかに記載の骨代替材料。
22. 骨代替材料を調製するための方法であって、
    （ａ）請求項１～１３に記載のキャリアー組成物を提供する工程；
    （ｂ）必要に応じて、ガンマ線で前記キャリアー組成物を処理する工程；
    （ｃ）前記キャリアー組成物を骨伝導性および／または骨誘導性粒子と、あるいは骨伝導性および／または骨誘導性顆粒と混合する工程；
    を含む、方法。
23. 前記骨伝導性および／または骨誘導性粒子あるいは前記骨伝導性および／または骨誘導性顆粒が、シリカヒドロゲルでコーティングされている、請求項２２に記載の方法。

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