JPH10503210A

JPH10503210A - 生理活性ガラスへの生物学的活性分子の取り込み

Info

Publication number: JPH10503210A
Application number: JP8505948A
Authority: JP
Inventors: デュチェイン，ポール; ラディン，シュラミス; サントス，エリック・マニュエル
Original assignee: ザ・トラスティーズ・オブ・ザ・ユニバーシティ・オブ・ペンシルバニア
Priority date: 1994-07-27
Filing date: 1995-07-26
Publication date: 1998-03-24
Also published as: ES2194919T3; DE69530086D1; EP0772436B1; DE69530086T2; IL114770A0; EP0772436A1; EP0772436A4; IL114770A; TW448051B; US5591453A; ATE235230T1; CA2195680A1; AU3147095A; WO1996003117A1

Abstract

(57)【要約】生物学的に活性な分子の制御された放出を提供するためのシリカ基ガラスからなる担体、その製造法および使用法が開示されている。担体はゾル−ゲル誘導法を用いて製造される。生物学的に活性な分子は製造の間にガラスのマトリックス内に取り込まれる。

Description

【発明の詳細な説明】生理活性ガラスへの生物学的活性分子の取り込み本出願は、係属中の１９９４年７月２７日に出願された米国特許出願第０８／２８１，０５５号の一部係属出願である係属中の１９９５年３月１７日に出願された米国特許出願第０８／４０６，０４７号の一部係属出願である。技術分野本発明はガラス、特に製造にゾル−ゲル誘導過程を用いる生理活性ガラスのマトリックス内への生物学的活性分子の取り込みに関する。背景技術筋骨格障害は多数のアメリカ人の健康および生活の質に実質的な影響を与えている。骨折の遅延性治癒および非癒合は整形分野において、引き続いての挑戦的事項である。これらの問題を処置する通常の方法は自原的（ａｕｔｏｇｅｎｏｕｓ）骨移植片と組み合わせた骨接合板または骨接合用ネジの使用である。天然の複合物質として自原的骨移植片は骨形態形成的（ｏｓｔｅｏｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ）および骨誘導的（ｏｓｔｅｏｉｎｄｕｃｔｉｖｅ）特性の両方を持っていることが示されている。加えて、それは無菌的、非免疫原的および無毒の物質であり、骨折部位内へ完全に取り込ませることができる。自原性骨移植片の供給が制限され、採取部位が病的状態である場合、合成複合物を開発することが強く求められる。現在まで、自原性骨移植片の特性を完全に達成した合成骨移植片置換物は存在しない。骨折治癒および骨形成助長の速度および可能性の増大、および遅延および非癒合骨折の治癒は臨床的に重要である。（ＮＩＨ／ＡＡＯＳ後援によるワークショップ。骨形成および骨再生。Ｔａｍｐａ，ＦＬ：ＡｍｅｒｉｃａｎＡｃａｄｅｍｙｏｆＯｒｔｈｐａｅｄｉｃＳｕｒｇｅｏｎｓ，１９９３）。骨の遅延性癒合および非癒合を持つ大部分の患者には大きな直接的な医療費がかかり、かれらが長期間にわたり社会復帰ができないためによる社会的費用の損失のため、処置の有効なおよび改良された方法に対する必要性が強調されている。材料科学の進歩および骨形成および骨誘導的増殖因子の同定は自原的骨移植の新しい代替物の研究を招いた。骨形成の過程には骨形態形成および骨誘導の両方が含まれている。骨形態形成とは分化した骨形成細胞が基質の存在により骨マトリックスを造る過程である。この過程を促進するミネラルは骨形態形成的と考えられる。骨誘導とは未分化の間充織前駆細胞が分化した骨形成細胞へ変換される過程である。この過程を促進する因子および物質は骨誘導的と考えられる。生物学的に活性な制御放出担体により送達される増殖因子は骨折治癒を改善するおよび病的状態を軽くする能力を持ち、それにより患者看護を軽減して骨折看護に伴う総計費用を減少させる。同様に、そのような担体による抗生物質の送達は（単独でも、または増殖因子を添加して）、治癒の遅延にも寄与するであろう感染の発生率を減少させる助けとなるであろう。例えば、脊椎を含む骨折において、治癒過程も遅延させるであろう炎症の制御を助けとなる抗炎症薬および鎮痛薬の取り込みは、治癒過程の間、患者を快適にするのに寄与する。さらに、そのような物質の制御放出は、担体の生理活性に関係なく現在の送達法より明瞭な利点を示し、移植物の固定を助けるであろう。理想的合成移植片は足場物質であり、それは分解するにつれて足場の代わりに骨組織の増殖を刺激するであろう。（Ｄａｍｉｅｎｅｔａｌ．，Ｊ．ＡｐｐｌｉｅｄＢｉｏｍａｔｅｒ．（１９９１）２：１８７−２０）。骨移植片置換物として意図される合成物質は、骨の機械的およびその他の特性と同等のものを持っていなければならず、周辺組織に対し生物適合性であるものでなければならない。骨折部位へ癒合するために、それらは足場物質として働くだけではなく、天然の骨と同様に骨組織再生への刺激効果を持っているべきである。現在使用されている合成骨移植片物質は、それらの表面に骨マトリックスの形成を惹起するという点において骨形態形成的であると考えられる。さらに、それらは骨と接触する界面を導き、骨組織により置き換えられる。そのような特性はこれらの生理活性物質と骨周囲との化学的相互作用を示唆している。骨マトリックス環境に存在している細胞はこれらの物質と有益な応答を示す。合成移植片としての使用で最も研究された物質はリン酸カルシウムセラミックスおよび生理活性ガラスである。リン酸カルシウムセラミックス（ＣＰＣ）は骨のミネラル相と非常に類似した組成である。生理活性ガラスはその表面に骨のミネラル相を模倣するヒドロキシアパタイト層を形成することができる。最も普通に使用されているリン酸カルシウムセラミックスとしてはヒドロキシアパタイト（ＨＡ）（密性または多孔性の両方とも）、およびβ−リン酸三カルシウム（β−ＴＣＰ）が挙げられる。ヒドロキシアパタイトは移植材料としては有効性が制限されている。多孔性および密性形のＨＡ粒子性物質が歯槽堤の移植物質として評価されたが、経骨性部位に繊維性封入が形成されたことが観察された。粒子の移動もまた問題であることが観察された。（ＤｕｃｈｅｙｎｅＰ．，Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｓｔｅｒ．Ｒｅｓ．（１９８７）２１（Ａ２Ｓｕｐｐｌ）：２１９。）さらに、ＨＡはその分解速度が遅いので足場物質として使用することができない。（Ｃｏｒｎｅｌｌｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．（１９９２）２９７；およびＲａｄｉｎｅｔａｌ．，Ｊ．ＢｉｏｍｅｄＭａｔｅｒ．Ｒｅｓ．（１９９３）２７：３５−４５。）一方、β−ＴＣＰは骨誘導的である生分解性物質である。しかしながら、負荷圧負担状況においての有効な合成移植片物質として働くにはその分解速度は速すぎることが観察されている。（Ｄａｍｉｅｎｅｔａｌ．上記文献。）従って、ＨＡおよびβ−ＴＣＰ物質（密性または多孔性）の臨床的評価および応用では、制御された反応性が欠けているために両方の物質とも制限されることが示された。生理活性ガラスは１９６０年代の後半にＬａｒｒｙＨｅｎｃｈ博士により生きている骨に結合することが最初に発見された。それ以後、世界中の１０以上のグループがＳｉＯ₂、ＣａＯ、Ｐ₂Ｏ、Ｎａ₂Ｏおよび他のより少量の酸化物を組成に含むガラスが骨に結合することを示した。（ＤｕｃｈｅｙｎｅＰ．，Ｊ．ＢｉｏｍｅｄＭａｔｅｒ．Ｒｅｓ．（１９８７）２１（Ａ２Ｓｕｐｐｌ）：２１９；Ｈｅｎｃｈ，Ｌ．Ｌ．，Ａｎｎ．Ｎ．Ｙ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．（１９８８）５２３：５４；Ａｎｄｅｒｓｓｏｎｅｔａｌ．，Ｊ．ＢｉｏｍｅｄＭａｔｅｒ．Ｒｅｓ．（１９９１）２５：１０１９−１０３０；Ａｎｄｅｒｓｓｏｎｅｔａｌ．，Ｊ．Ｎｏｎ−ＣｒｙｓｔＳｏｌｉｄｓ（１９９１）１２９：１４５−１５１；Ｂｏｏｎｅｅｔａｌ．，Ｊ．ＢｉｏｍｅｄＭａｔｅｒ．Ｒｅｓ．（１９８９）２３（Ａ２Ｓｕｐｐｌ）：１８３；Ｄｕｃｈｅｙｎｅｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．Ｒｅｌ．Ｒｅｓ．（１９９２）７６：１０２−１１４；Ｈｅｎｃｈ，Ｌ．Ｌ．，Ｊ．ＢｉｏｍｅｄＭａｔｅｒ．Ｒｅｓ．（１９８９）２３：６８５−７０３；Ｋｏｋｕｂｏ，Ｔ．，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ（１９９１）１２（２）：１５５；およびＲａｗｌｉｎｇｓ，Ｒ．Ｄ．，Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｓｃｉ．Ｌｅｔｔｅｒｓ（１９９２）１１：１３４０−１３４３。）生理活性ガラス−セラミックスは体液に曝した場合、表面腐蝕反応が起こる。これらの腐蝕反応はシリカに富んだ表面層を形成する。この層はリン酸カルシウム沈着のための核形成部位として働き、厚いヒドロキシアパタイト層へ発達する。骨形成細胞と接触した場合、この層はガラスおよび骨マトリックス間の化学結合の基礎となるであろう。Ｈｅｎｃｈ博士の４５Ｓ５生理活性ガラスは最も精力的に研究された生理活性ガラス−セラミックスである。その組成は重量で４５％ＳｉＯ₂、２４．５％ＣａＯ、６％Ｐ₂Ｏ₅および２４．５％Ｎａ₂Ｏである。米国特許第５，２０４，１０６号（本明細書において援用される）において、狭い大きさの範囲の特別な形の４５Ｓ５ガラスが歯槽堤モデルで有効な骨移植片置換物であり、周囲の骨によく取り込まれていることを記載している。ガラス顆粒は骨原性細胞の骨芽細胞への上方制御を起こし、活発に骨組織を作り上げる。（Ｓｃｈｅｐｅｒｓｅｔａｌ．，Ｊ．ＯｒａｌＲｅｈａｂｉｌ．（１９９１）１８：４３９−４５２。）以下のパラメーターが骨生理活性合成移植片に重要である：制御された再吸収および反応性、合成物質表面のヒドロキシアパタイト様ミネラルへの液浸誘導変換、比較的広い表面領域、および多孔性（骨芽細胞活性のためのネットワークを作るため）。生理活性ガラスはこれらのパラメーターに適合するために潜在的に仕上げることができる。さらに、以下の必要条件が生物学的に活性な分子の送達を成功させるのに重要である：１）分子の制御された放出；２）分子の適当な量の送達；３）担体内への骨組織の迅速な増殖；４）移植物質の生物適合性、骨形態形成性および骨誘導性：および５）骨組織が完全に形成された時の担体の再吸収。（Ｌｕｃａｓｅｔａｌ．，Ｊ．ＢｉｏｍｅｄＭａｔｅｒ．Ｒｅｓ．（１９８９）２３（ＡｌＳｕｐｐｌ）：２３。）これらのすべての基準に合致する送達系は現在のところ存在しない。（Ｄａｍｉｅｎｅｔａｌ．上記文献；およびＣｏｒｎｅｌｌａｎｄＬａｎｅ，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈ．Ｒｅｌ．Ｒｅｓ．（１９９２）２７７：２９７−３１１。）現在のところ、制御された送達ができる送達系は存在しない。骨増殖因子のための送達担体としてリン酸カルシウムセラミックスを使用するため、リン酸カルシウムセラミックスの改良が試みられてきた。現在まで、添加した増殖因子の徐放性放出を導くであろう様式でリン酸カルシウムセラミックス内へ増殖因子を取り込ませることは成功していない。ほとんど、短期間の間にほとんどの物質が急速に最初に放出される”破裂的”放出である。（Ｃａｍｐｂｅｌｌｅｔａｌ．，Ｔｒａｎｓ．Ｏｒｔｈｏｐ．Ｒｅｓ．Ｓｏｃ．，４０：７７５，１９９４。） β−ＴＣＰまたは不溶性コラーゲンで作られた担体は骨形成蛋白質と組み合わせた場合骨組織治癒の良好な促進にある程度成功している。（Ｄａｍｅｎｅｔａｌ．，Ｊ．ＤｅｎｔａｌＲｅｓ．（１９８９）６８：１３５５−１３５９。）しかしながら、これらの系は大きな骨の充填欠損を補うための骨組織再生に必要とされるのに等しい時間までは増殖因子の測定可能な制御された放出を行うことはできなかった。ある研究では、３センチメーターより大きな欠損を埋めるには大量の増殖因子、即ち５０ミリグラム以上が必要とされた。（Ｊｏｈｎｓｏｎｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．（１９９２）２７７：２２９−２３７。）担体として骨形態形成を使用して研究したほとんどの系において、取り込みの方法は増殖因子溶液に単に物質を液浸させていた。増殖因子は物質表面または細孔構造内へ吸着されるが、水溶液へ液浸すると破裂効果により急速に放出される。（Ｃａｍｐｂｅｌｌｅｔａｌ．，Ｔｒａｎｓ．Ｏｒｔｈｏｐ．Ｒｅｓ．Ｓｏｃ．，４０：７７５，１９９４。）公開された特許出願ＷＯ９２／０７５５４は生きている細胞に移植できる物質を報告しており、それは組織が再生する速度と一致する生分解速度を持っている。その物質は広範囲の治療効果を提供する活性物質を含んでいてもよいことが報告されている。物質はリン酸カルシウム、生分解可能な酸化物または多酸化物およびネチルマイシンおよび／またはゲンタマイシンの硫酸塩型のようなアミングループ化を持つ活性物質を含んでいる。公開された特許出願ＷＯ９３／０５８２３は、ＦＧＦ、ＴＧＦ−β、ＩＧＦ− II、ＰＤＧＦおよびそれらの生物学的活性変異体および断片、または対応する活性を持つ骨抽出物、またはＢＭＰ活性を持つ骨抽出物および適切な応用物質の内の少なくとも一つを含む骨増殖刺激のための組成物を報告している。英国特許出願ＧＢ２２５５９０７Ａは生物学的に活性な増殖および骨形成因子のための送達型を報告しており、それはその因子および吸着剤に吸着された因子に対する特定の親和性で選択された固体吸着剤を含んでいる。一つの態様において、多孔性ヒドロキシアパタイトが固体吸着剤として特定されている。米国特許第４，８６９，９０６号は再吸収可能な多孔性リン酸三カルシウムを記載しており、その中の孔は抗生物質および充填剤の充填混合物で封じられている。米国特許第５，１０８，４３６および５，２０７，７１０号は医薬として受容可能な担体中の抽出骨形成因子または精製骨形成誘導的蛋白質と組み合わされた（随意にＴＧＦ−β補因子と組み合わせて）多孔性領域を持つ咬合圧負担補綴物を記載している。担体はコラーゲン組成物かまたはセラミックスである。骨形成因子抽出物は多孔性領域に分散されている。咬合圧負担物と骨形態形成的物質を組み合わせる他の方法としては、被覆、飽和、孔内への物質を入れるための真空力の応用、および咬合圧負担物上でのその物質の風乾または凍結乾燥が含まれる。医薬として受容可能な担体は望ましくは骨および軟骨成長のための構造体を提供できるマトリックスを含んでいることがさらに記載されている。掲げられているいくつかの好適な医薬として受容可能な担体はコラーゲン、ヒドロキシアパタイト、リン酸三カルシウムおよび生理活性ガラスである。しかしながら、医薬として受容可能な担体としての生理活性ガラスを含む製造物の何の記載もない。米国特許第４，７７２，２０３号はマトリックスが少なくとも部分的に再吸収可能な核およびマトリックスを持つ移植物を開示している。再吸収可能なマトリックスは生理活性または骨形成誘導的であるかまたはその両方である。リン酸三カルシウム、ヒドロキシアパタイト［ｓｉｃ］、および生理活性ガラスがそのようなマトリックスとして掲げられている。もし再吸収可能なマトリックスが用いられた場合、さらに抗生物質を埋め込むことが可能なことも述べられている。米国特許第４，９７６，７３６号は炭酸カルシウムの塩基部分およびヒドロキシアパタイトのような合成リン酸の表面層を持つ、整形および歯科的応用に有用な生体物質を開示している。抗生物質または増殖因子を各々移植片の細孔腔内へ導入または結合させることができる。もしくは、抗生物質または増殖因子を好適には生分解性ポリマーと混合、およびリン酸表面物質の細孔内へ注入または真空浸透させることができる。Ｇｏｍｂｏｔｚｅｔａｌ．，Ｊ．Ａｐｐ．Ｂｌｏｍａｔ．，（１９９４）５：１４１−１５０はポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）および脱ミネラル化骨マトリックスから作製した移植組成物内への形質転換増殖因子−βの取り込みを記載している。移植片は無機質化または骨形成なしの炎症応答を示したことが報告されている。同様の結果が骨マトリックス抽出物が取り込まれたＤＬ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド円盤についてＭｅｉｋｌｅｅｔａｌ．，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，（１９９４）１５（７）：５１３−５２１により報告されている。米国特許第４，５６３，３５０号は精製した形の骨形成因子と１パーセントの非繊維性コラーゲンを含む担体との混合物からなる誘導的骨移植物に適した組成物を開示している。因子は溶液またはゼラチン形でコラーゲンに添加され、約４ ℃で１−２時間希鉱酸中で撹拌された。材料は続いて透析され、凍結乾燥された。日本公開特許第５２５３２８６号はＣａ含有ガラス粉末およびまたは結晶化ガラス粉末、主としてリン酸からなる水溶液、および放出制御形の医薬物質を含む骨再吸収性物質を開示している。医薬物質は特別の形であると記載されており、一時的に物質の放出を抑え込むことができる材料で被覆することができる。以上記載してきたように、生物学的に活性な分子の制御放出を可能にする担体が必要とされている。さらに骨形態形成的および／または骨誘導的であるそのような物質も必要とされている。生理活性ガラスは骨形態形成的であるが、通常は異なった酸化物を白金るつぼ中で混合し、混合物を１３００−１４００℃の温度で溶融させることにより形成させる。これは生理活性ガラスを得るための溶融誘導（または通常）法である。しかしながら、そのような温度は、製造の間にほとんどの生物学的に活性な分子の機能を破壊するであろう。生理活性ガラスの合成に使用できる別の方法はゾル−ゲル法である。ガラスのゾル−ゲル合成はテトラエチルオルトシラン（ＴＥＯＳ、シリカの場合はＳｉ（ＯＣ₂Ｈ₅）₄）のような金属アルコキシド前駆体と水、および結果として金属アルコキシド種を多量化させる加水分解反応を起こし、ゲルを生成させるための酸触媒を混合することにより達成される。このゲルは乾燥させた場合ほとんど金属酸化物から成っており、ガラスと一致している。幾人かの研究者がケイ素アルコキシド前駆体および水を用いて生成されたゾル −ゲル型ガラス内への機能を維持したままの蛋白質の取り込みを報告している。Ｂｒａｕｎｅｔａｌ．，Ｊ．ｏｆＮｏｎ−ＣｒｙｓｔａｌｌｉｎｅＳｏｌｉｄｓ（１９９２）１４７および１４８：７３９−７４３；Ｙａｍａｎａｋａｅｔａｌ．，ＣｈｅｍｉｓｔｒｙｏｆＭａｔｅｒｉａｌｓ，（１９９２）４（３）：４９５−４９７；Ｅｌｌｅｒｂｙｅｔａｌ．，Ｓｃｉｅｎｃｅ，（１９９２）２５５：１１１３−１１１５；およびＡｖｎｉｒｅｔａｌ．，ＥｎｃａｐｓｕｌａｔｉｏｎｏｆＯｒｇａｎｉｃＭｏｌｅｃｕｌｅｓａｎｄＥｎｚｙｍｅｓ，Ｃｈ．２７，ｐ３８５−４０４，ＡｍｅｒｉｃａｎＣｈｅｍｉｃａｌＳｏｃｉｅｔｙ（１９９２）。酵素取り込みのための低温、低アルコール、低プロトン濃度ゾル−ゲルでの合成法が記載されている。取り込まれた蛋白質はその機能性を維持していた。しかしながら、そのような方法の焦点はゲル内に問題とする蛋白質が保持されるようにゾル−ゲル内に蛋白質を固定化することであった。ゾル−ゲル物質がセンサーとして機能する場合、グルコースのような非常に小さな分子はアッセイにおいて細孔を通過することができる。ゾル−ゲル内への取り込みは蛋白質の反復使用を可能にする。ゾル−ゲルからの蛋白質の放出は望まれていず、それは実際長期間の活性の維持には逆らうものであろう。米国特許第５，０７４，９１６号において、ＳｉＯ₂、ＣａＯおよびＰ₂Ｏ₅に基づく、アルカリを含まない生理活性ゾル−ゲル組成物が開示されている。組成物の成分範囲は重量パーセントで各々４４−８６、４−４６および３−１５である。硝酸カルシウムがカルシウム源として使用され、テトラエトキシシラン（ＴＥＯＳ）がケイ素アルコキシド源として使用された。しかしながら、この方法は６００−８００℃付近の温度および酸／水の重量比１／６を利用していると記載してる。そのような方法は生物学的分子の取り込みには全く適合していない。発明の開示発明の要約本発明は徐放性担体（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ−ｒｅｌｅａｓｅｃａｒｒｉｅｒ）に関する。本発明に従った担体において、生物学的に活性な分子はシリカ基ガラス（ｓｉｌｉｃａ−ｂａｓｅｄｇｌａｓｓ）のマトリックス内に取り込まれている。ゾル−ゲル技術の誘導は分子のその後の活性にマイナスに影響することなくそのような取り込みを容易にすることが見いだされた。純粋なシリカガラスの場合、担体からの生物学的分子の放出は主として細孔構造を通した拡散により影響される。ケイ素に加えて酸化物を含むガラスの例では、生物学的分子の放出は、例えば体液のような液体に液浸した場合、拡散および反応により影響される。本ゾル−ゲル誘導技術はガラスの超微細構造の広範囲な制御、さらに薬剤または成長因子（ｇｒｏｗｔｈｆａｃｔｏｒ）のような生物学的に活性な分子の放出の時期および量の制御を可能にする。そのような担体は、リン酸カルシウム表面層の形成（即ち生理活性（ｂｉｏａｃｔｉｖｅ））および担体表面上への間充織細胞の捕捉および骨形成細胞への分化の刺激、ならびに局所領域での骨芽細胞の増殖増加により骨形態形成的および骨誘導的でありうる。総体の効果は骨組織再生の促進およびゾル−ゲル／生物学的に活性な分子担体組成物に隣接する領域での感染発生率の低下であり、移植片として特に魅力的である。本生理活性混成物質は骨形成を促進することにおいて相乗効果を持っており、そのため受容可能な自原的骨移植片物質置換物（ａｕｔｏｇｅｎｏｕｓｂｏｎｅｇｒａｆｔｍａｔｅｒｉａｌ）として働かせることができる。一つの態様において、本発明はガラスマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスを含み、全期間に渡っての生物学的に活性な分子の徐放のための担体に関する。別の態様において、本発明はケイ素金属アルコキシド（ｓｉｌｉｃｏｎｍｅｔａｌａｌｋｏｘｉｄｅ）と水およびメタノールを約６：１から約２０：１水／アルコキシドのモル比で反応させ、ｐＨを１から４．５の間の値に調整し、生物学的に活性な分子を添加し、約０℃から約４０℃までの温度に混合物を放置してゲル化および熟成させ、続いて約１５℃から約４０℃までの温度で熟成したゲルを乾燥させることからなるマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスの製造法に関する。別の態様において、本発明はケイ素金属アルコキシドおよび他のアルコキシドと水およびメタノールを反応させ、ｐＨを１から４．５の間の値に調整し、生物学的に活性な分子を添加し、約０℃から約４０℃までの温度に混合物を放置してゲル化および熟成させ、続いて約１５℃から約４０℃までの温度で熟成したゲルを乾燥させることからなるマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスの製造法に関する。別の態様において、本発明はケイ素金属アルコキシドと水を反応させ、ｐＨを１から４．５の間の値に調整し、カルシウム塩および随意に五酸化リンを加え、生物学的に活性な分子を添加し、約０℃から約４０℃までの温度に混合物を放置してゲル化および熟成させ、続いて約１５℃から約４０℃までの温度で熟成したゲルを乾燥させることからなるマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスの製造法に関する。別の態様において、本発明はケイ素金属アルコキシドと水およびメタノールを約１０：１水／アルコキシド、約１：１メタノール／アルコキシドのモル比で反応させ、ｐＨを１．５から３の間の値に調整し、生物学的に活性な分子を添加し、約０℃から約４０℃までの温度に混合物を放置してゲル化および熟成させ、続いて約１５℃から約４０℃までの温度で熟成したゲルを乾燥させることからなるマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つ純粋なシリカガラスの製造法に関する。別の態様において、本発明は骨質欠損においてガラスのマトリックス内に取り込まれた生物学的分子を持つシリカ基ガラス徐放性担体を含む物質を移植することを特徴とする骨質欠損への生物学的分子の送達法に関している。別の態様において、本発明はガラスのマトリックス内に取り込まれた抗生物質を持つシリカ基ガラスと試料を接触させることからなる抗生物質の生体内原位置への送達法に関する。別の態様において、本発明はシリコンアルコキシドおよびカルシウムアルコキシドを合わせ、水、アルコールまたは酸を加えることなく約１５分までアルゴン雰囲気下で混合することからなる、多孔性マトリックスおよび該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスを含む徐放性担体の製造法に関する。生物学的に活性な分子は次に酸に溶解して加え、約０℃から約４０℃までの温度に混合物を放置してゲル化および熟成させ、約５０パーセントから約８０パーセントの重量損失が達成されるまで約１５℃から約４０℃までの温度で乾燥させる。別の態様において、本発明はガラスのマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスを含む前処理担体に関する。担体は使用に先立って最大限約７日間までの期間、間質性液に典型的なイオンを含む溶液に液浸することにより処理されている。別の態様において、本発明は骨質欠損充填のための改良された移植片に関する。改良された移植片はガラスのマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスの被覆物である。別の態様において、本発明はガラスのマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスを含み、全期間に渡っての生物学的に活性な分子の徐放のための担体の顆粒からなる、生物学的に活性な分子のさまざまな放出速度のための組成物に関する。さまざまな放出速度を達成するため、約５００ μｍから約５ｍｍの範囲の異なった大きさの顆粒が含まれている。別の態様において、本発明は全期間に渡っての異なった生物学的に活性な分子の徐放のための担体の顆粒の異なった集団を含む組成物に関する。組成物はガラスのマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つシリカ基ガラスを含み、各々の集団はそれに取り込まれた異なった生物学的に活性な分子を持っている。図の簡単な説明図１は模倣生理的溶液に液浸されたシリカ基ガラスの走査型電子顕微鏡写真を示している。図２は模倣生理的溶液に液浸されたシリカ基ガラス上に検出された小瘤のエネルギー分散Ｘ線分析を示している。図３は模倣生理的溶液に液浸された純粋シリカガラスの顆粒および円盤からの全期間に渡ってのバンコマイシンの放出を示している。図４は時間とバンコマイシンの放出に対する濃度の影響を示している。図５は模倣生理的溶液に溶解したバンコマイシンおよび純粋なシリカガラスから放出されたバンコマイシンの細菌阻害環帯の比較を示している。図６は細菌阻害環帯の大きさに対する液浸時間および純粋なシリカガラスから放出されたバンコマイシンの濃度の関係を示している。図７ａおよび７ｂはトリプシンインヒビター濃度および放出（各々７週および４週に渡り）間の関係を示している。図８は５０％重量損失まで乾燥させた顆粒からの活性ＴＧＦ−β１の累積的放出に対する取り込まれた含有量（０．５対１．０μｇ）の影響を示している。図９は１．０μｇのＴＧＦ−β１を負荷した顆粒の乾燥程度（５０対７０％重量損失）の影響を示している。図１０は１μｇのＴＧＦ−β１を負荷し、５０％重量損失まで乾燥させたＳＡ／Ｖ（顆粒対円盤）の影響を示している。図１１は５７％重量損失まで乾燥させ、．５μｇを負荷した円盤からの活性ＴＧＦ−β１の放出（時間帯および累積的）を示している。図１２は他の酸化物を含むシリカ基ガラスの吸収等温線を示している。図１３はＳＰＳに液浸する前（下スペクトル）および後（上のスペクトル）の他の酸化物を含むシリカ基ガラスのＦＴＩＲスペクトルを示している。図１４はＣａおよびＰを含むゾル−ゲルからのトリプシンインヒビターの放出を示している。図１５はトリス緩衝化電解溶液中に液浸する前および後のトリプシンインヒビターを含むＣａ−Ｐゾル−ゲルのＦＴＩＲスペクトルである。発明の詳細な説明本発明に従った方法を利用すると、蛋白質および他の生物学的に活性な分子をシリカ基ガラス担体内へ取り込ませることができ、添加した分子はその機能を破壊されることなく、また持続的に放出される。そのような徐放性送達系は例えば、過剰量の成長因子を必要とせずに３センチメーターより大きな欠損を含む骨質欠損を充填するための移植物質として使用することができる。そのような徐放性送達系はまた、例えば化学療法のように部位特異的標的化を必要とする他の応用での使用も見いだされる。担体は無菌状態で合成できるか、または通常の殺菌法を用いて合成後に殺菌できる。抗生物質を含む本発明に従った徐放性担体は例えば、液浸により担体と培養液を接触させることにより組織培養の汚染防止のために（特に培地に加えられた抗生物質の消費により現れるような）使用できる。成長因子（特に骨成長因子）を含む本発明に従った徐放性担体は、インビトロにおいて骨細胞に対する異なった因子の継続的な制御された放出の影響を試験するために使用できる。そのような担体はインビトロにおける不死骨細胞株の開発に使用できることも企図される。ゾル−ゲル誘導処理は低温（即ち約４０℃またはそれ以下）および低ｐＨで行うことができる。ゾル−ゲルマトリックス内へ取り込まれる生物学的に活性な分子の機能を維持するためにはこれらの条件の両方が重要であろう。ゾル−ゲル誘導処理の利点には以下の点が挙げられる：１）コロイド状の大きさの粒子の懸濁液であるゾルはゲル化する前は液体の形である；２）全反応が室温で実施できる；および３）ゾル−ゲルガラスの微多孔度は例えば、水含量、プロトン添加の時期、プロトン濃度、熟成時間および乾燥時間を変化させることにより調節できる。一般にゾル−ゲル処理で達成可能な細孔径はナノメーターの範囲である。反応液が液体相の間、ゲル化する前に液体ゾルに蛋白質および他の生物学的に活性な分子を添加することができる。これらの分子は固体マトリックスに包まれる。制御可能な微多孔度のため、続いての分子の徐放が達成される。本明細書において使用される”徐放性担体（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ−ｒｅｌｅａｓｅｃａｒｒｉｅｒ）”とは生物学的に活性な分子（後で定義されるような）のための担体を示しており、それは例えば間質性液に典型的なイオンを含む溶液に液浸した場合、全期間に渡って生物学的に活性な分子の放出を行う。そのような溶液の例は以下の実施例のいくつかで使用される模倣生理的溶液（ＳＰＳ）である。ＳＰＳは試薬級のＮａＣｌ、ＫＣｌ、ＮａＨＣＯ₃、Ｋ₂ＨＰＯ₄、ＣａＣｌ₂、ＭｇＣｌ₂およびＭｇＳＯ₄を０．０５Ｍトリス［ヒドロキシメチル］アミノメタン塩酸塩（トリス）緩衝化溶液（３７℃でｐＨ７．３）で溶解すると得られるイオン濃度は血漿と同じである：Ｎａ⁺＝１４２ｍＭ、Ｋ⁺＝５ｍＭ、Ｃａ⁺² ＝２．５ｍＭ、Ｍｇ⁺²=１．５ｍＭ、ＨＣＯ^3-＝２７ｍＭ、ＨＰＯ₄ ^-2＝１ｍＭおよび０．５ｍＭＳＯ₄ ^-2。別の例は組織培養培地である。本明細書において使用される”生理活性（ｂｉｏａｃｔｉｖｅ）”とはリン酸カルシウムに富む層が存在するかまたは適当な条件（インビトロまたはインビボ）で発達する骨生理活性物質を意味している。Ｐｅｒｅｉｒａｅｔａｌ．，Ｊ．ｏｆＢｉｏｍｅｄ．Ｍａｔ．Ｒｅｓ．，（１９９４）２８：６９３−６９８（本明細書において援用される）により観察されているように、多孔性水和層をもつ純粋なシリカガラスはカルシウムおよびリン酸イオンを含む模倣体液に浸した場合、炭酸化ヒドロキシアパタイト層を誘導することができる。ＴＥＯＳを用いて製造し、４００℃付近の温度を用いて乾燥させた純粋なシリカヒドロゲルが異なったマグネシウム、カルシウムおよびリン酸イオンを持つ模倣体液に浸された。液体に少量のカルシウムおよびリン酸イオンを添加すると、ならびにｐＨを高くするとアパタイト核形成誘導期間が減少したことが報告されている。Ｌｉｅｔａｌ．，Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｂｉｏｍａｔｅｒ．，（１９９３）４：２２１ −２２９およびＬｉｅｔａｌ．，Ｊ．Ａｍｅｒ．Ｃｅｒａｍ．Ｓｏｃ．，（１９９３）７５：２０９４−２０９７（両方とも本明細書において援用される）。本明細書において使用される”シリカ基（ｓｉｌｉｃａ−ｂａｓｅｄ）”とはガラス組成物中における酸化ケイ素の含有を意味している。他の酸化物が存在していてもよい。本明細書において使用される”生物学的に活性な分子（ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌｌｙａｃｔｉｖｅｍｏｌｅｃｕｌｅｓ）”とは生物学的な系において（そのような系がインビトロ、インビボまたは生体内原位置であるにしろ）影響を持っている有機分子として定義される。生物学的に活性な分子には以下の範疇が含まれる（しかし、それらに制限されるものではない）：成長因子（好適には骨成長因子）、サイトカイン、抗生物質、抗炎症剤、鎮痛薬およびその他の薬剤。生物学的に活性な分子に関連して以降に使用される術語”型”とは上に掲げた範疇の生物学的に活性な分子、ならびに特定の化合物（即ちバンコマイシン、ＴＧＦ− βなど）を示している。これらの特定の化合物は同一の範疇でも異なった範疇にあってもよい。用語”マトリックス（ｍａｔｒｉｘ）”には生理活性ガラス構造自身の固体骨格、ならびに細孔が含まれる。句”該マトリックス内に取り込まれた”とは分子がガラス網を通して取り込まれていることを示している。用語”骨性欠損（ｂｏｎｙｄｅｆｅｃｔ）”とは修復が必要とされている領域を意味しており、骨折、摩損および裂けた領域、骨接合用ネジおよびピンの除去により生じる穴、置き換え、歯牙周囲応用および高年齢または疾病による骨の悪化などが含まれるが、これらに制限されるわけではない。用語”移植物（ｉｍｐｌａｎｔ）”とは上記の骨性欠損を充填するための物質を示している。移植物は好適にはさらにカルシウムを含んだシリカ基ガラスから成っている。移植物は顆粒、円盤状、塊状または柱状であろうし、制御放出担体を含むことができ、または担体で単純に被覆できる。移植物はまた骨手術に使用するための多孔性ヒドロキシアパタイトまたはＷＯ９４／０４６５７に記載されている多孔性生理活性ガラスのような多孔性物質を含むことができる。本術語にはまた補綴装置も含まれており、それは本発明に従ってマトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を持つガラスまたは生理活性ガラスの被覆または部分的おおいを持つことができる。そのような補綴装置の例には、股および関節補綴装置が含まれるがこれらに制限されるわけではない。移植物は材料および／または放出速度の組み合わせを提供する”カクテル（ｃｏｃｋｔａｉｌ）”を含むことができる。カクテルは異なった大きさの顆粒の集団を含むことができ、すべて同じ型の生物学的に活性な分子を含んでいる。もしくは、異なった型の生物学的に活性な分子を含む顆粒を組み合わせることができる。同一の大きさまたは異なった大きさにできるカクテルのような顆粒は、それにより異なった速度で異なった分子の放出が可能である。例えば、抗生物質、抗炎症剤および増殖因子を含むカクテルが調製できる。上記の各々の移植材料に二つまたはそれ以上の型の生物学的に活性な分子を含ませることも企図される。このことは溶液内に分子を同時に添加することにより達成できる。もしくは、一つまたはそれ以上の生物学的に活性な分子を含む移植物を製造し、続いてこれらの移植物は一つまたはそれ以上の異なった型の生物学的に活性な分子を含む溶液（および／または異なった濃度）で被覆または溶液を取り込ませる。用語”抗生物質”には例えば、ゲンタマイシン、バンコマイシン、ペニシリンおよびセファロスポリンのような実質的に水溶性である細菌殺菌剤、真菌殺菌剤および感染防止薬剤が含まれる。用語”成長因子（ｇｒｏｗｔｈｆａｃｔｏｒ）”には骨形成的または骨誘導的特性を持つと同定された成長因子が含まれる。骨形成を制御すると同定された多くの因子の内で含まれるのは血小板由来成長因子（ＰＤＧＦ）、形質転換成長因子（ＴＧＦ−β）、インシュリン様成長因子（ＩＧＦ）、線維芽細胞成長因子（ＦＧＦ）および骨形成蛋白質（ＢＭＰ）である。これらの成長因子はインビボで骨折治癒部位に存在し、血小板溶解の傷害時に（ＰＤＧＦおよびＴＧＦ−β）および骨マトリックスの再吸収により（ＴＧＦ−βおよびＢＭＰ）産生される。個々の因子は後でより詳細に議論されるであろう。用語”接触”には生物学的に活性な分子放出の標的とされる試料と担体を例えば、液浸、移植および包埋により接触することが含まれるが、それらに制限されるわけではない。骨形成性および骨形態形成性成長因子の同定は、遺伝子工学概念から得られた新規移植片物質に対する研究を引き起こした。しかしながら、これらの組換え体分子の制御された送達が重要である。骨組織への影響が既知である成長因子は治癒を刺激するのに十分な量、その部位へ送達されなければならない。室温ゾル− ゲル誘導法に従って合成されたガラスは、そのような骨誘導分子の徐放のための顕著な候補物質である。ガラス処理によりガラスの微細構造の調節が可能であり、放出の時期および量が特定の治療要求に適合するように調整される。加えて、これらのガラスは骨形態形成的でありうるため、骨組織発達のための基質を提供する。骨形成のインビトロおよびインビボ実験モデルで外因的に適用された場合、成長因子の影響はそれらの生物学的特性を示している。（Ｃａｒｎｅｌｌら、上記文献；およびＭｏｈａｎら、上記文献。）結果として、そのような因子の持続的送達を与えるような物質が有用である。従来の研究のほとんどがこれらの蛋白質の骨形成的および骨誘導的効果を明瞭に示しているが、骨形成の程度に関するこれらの成長因子の正確な生物学的特性は下記のことにより非常に影響を受ける：実験モデルの環境条件、成長因子送達の時期、方法および用量、ホルモン環境および種々の成長因子間の相乗作用。従って、本発明はこれらの成長因子の効果を評価する方法を提供する。発育の観点からみると、一連の分離された工程で骨形成が起こっている。最初に増殖期があり、細胞分化および続いての骨蛋白質の発現に影響するコラーゲンマトリックスの沈着が続く（ＮＩＨ／ＡＡＯＳ後援ワークショップ、上記）。幾人かの研究者はコラーゲンマトリックス合成を一連の一時的出来事として調べており、最初にコラーゲン期が存在し、アルカリ性ホスファターゼ活性の上昇およびオステオネクチン、骨シアロ蛋白質およびオステオカルシンの発現が続く。オステオポンチン発現および合成はさらに硫酸化、リン酸化および分子サイズに関して時間的に詳細に分析された。上に掲げた蛋白質の他に、少なくとも二つの形のコンドロイチン硫酸プロテオグリカンが骨芽細胞により合成されていることも別の研究により示された。これらのパラメーターは本分野ではよく知られた方法で測定できる。いくつかの成長因子は以下に詳述されている。インシュリン様成長因子（ＩＧＦ）ＩおよびIIは骨細胞ならびに体中の他の組織により産生される。それらは骨マトリックスに観察され、おそらく骨細胞により分泌されているのであろう（Ｃａｎａｌｉｓｅｔａｌ．，ＣａｌｃｉｆｉｅｄＴｉｓｓｕｅＩｎｔ．（１９９３）５３：Ｓ９０−Ｓ９３；およびＣａｎａｌｉｓｅｔａｌ．，Ｊ．ＢｏｎｅＭｉｎｅｒ．Ｒｅｓ．（１９９３）８：Ｓ２３７）。インビトロにおいて、ＩＧＦは骨コラーゲンおよびマトリックス合成を増加させ、骨芽細胞前駆体複製を増加させ、および骨コラーゲン分解を減少させることが示されている（Ｈｏｃｋｅｔａｌ．，Ｅｎｄｏｃｒｉｎｏｌｏｇｙ（１９８８）１２２（１）：２５４；およびＭｃｃａｒｔｈｙｅｔａｌ．，Ｅｎｄｏｃｒｉｎｏｌｏｇｙ（１９８９）１２４（１）：３０１）。成長ホルモンは骨増殖においてＩＧＦを通して作用すると考えられているが、間充織細胞増殖および分化に対して局所的な効果を持っていることも示されている（Ｄｏｗｎｅｓｅｔａｌ．，Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｓｃｉ．：Ｍａｔｅｒ．Ｍｅｄ．，（１９９１）２：１７６−１８０；およびＳｉｌｂｅｒｍａｎｎ，Ｍ．，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，（１９９０）１１：４７−４９）。ヒト成長ホルモンは二つの分子量の化学種が存在する（一つは２０，０００、主たる化学種は２２，０００）。約３０ｋＤの分子量のポリペプチドである血小板由来成長因子（ＰＤＧＦ）は二つのＡサブユニットまたは二つのＢサブユニットからなる二量体として、またはＡおよびＢサブユニットのヘテロ二量体として存在し、ＰＤＧＦの三つの別々の形を作り出している。これらのサブユニットは二つの別々の遺伝子からの生成物である。三つすべての形が骨マトリックスで観察されるが、インビトロではＰＤＧＦＡＡのみが骨細胞により産生および分泌される。ＰＤＧＦＢＢは三つの中で最も活性であることが観察されている（Ｍｏｈａｎら、上記文献）。ＰＤＧＦはインビトロにおいて骨再吸収活性を持っていることが示されている；多くの研究者が生理的量のＰＤＧＦ投与に応答した骨再吸収の増加を報告している（Ｔａｓｈｊｉａｎｅｔａｌ．，Ｅｎｄｒｏｃｒｉｎｏｌｏｇｙ（１９８２）１１１：１１８−１２４）。さらに、ＰＤＧＦは骨始原細胞複製を増加させることが示されている。形質転換増殖因子−ベータ（ＴＧＦ−β）は骨折に対しての骨増進特性を持っている分子のファミリーである。ＴＧＦ−βは２５ｋＤの分子量を持つホモ二量体ペプチドである。この分子の最も豊富な源は血小板および骨である。この多機能性ペプチドは、骨に特異的ないくつかの細胞型（特に、間充織前駆細胞、軟骨細胞、骨芽細胞および破骨細胞）の増殖の制御および分化した表現型の発現を含む広範囲の細胞活性を持っている（Ｂｅｃｋｅｔａｌ．，ＪＢｏｎｅＭｉｎｅｒ．Ｒｅｓ．（１９９１）６（９）：９６１；Ｊｏｙｃｅｅｔａｌ．，ＯｒｔｈｏｐＣｌｉｎ．ＮｏｒｔｈＡｍ．（１９９０）２１（１）：１９９；およびＪｏｙｃｅｅｔａｌ．，Ｊ．ＣｅｌｌＢｉｏｌ．（１９９０）１１０（６）：２１９５）。それはいくつかの異なった形で存在しているが、これらの二つ、ＴＧＦ−β１および２が約４：１の比で骨から単離されている。免疫組織化学的染色および切片上ハイブリダイゼーションの両方に基づいたインビボ研究では、ＴＧＦ−βの軟骨細胞および骨芽細胞の両方での合成、および軟骨内骨化モデルでのＴＧＦ−βの蓄積が示された（Ｊｏｙｃｅｅｔａｌ．，ＯｒｔｈｏｐＣｌｉｎ．ＮｏｒｔｈＡｍ．（１９９０）２１（１）：１９９；およびＪｏｙｃｅｅｔａｌ．，Ｊ．ＣｅｌｌＢｉｏｌ．（１９９０）１１０（６）：２１９５）。ＴＧＦ−β１または２がラット新生児大腿骨の骨膜下領域に毎日注射された研究は（Ｊｏｙｃｅｅｔａｌ．，Ｊ．ＣｅｌｌＢｉｏｌ．（１９９０）１１０（６）：２１９５）、胎児骨形成および初期骨折治癒で観察される様式と同一の様式で骨膜中の間充織前駆細胞が増殖および分化するようにＴＧＦ−βにより刺激されたことが示された。注射の中止後、軟骨内骨化も起こり、骨による軟骨の置換を生じた。骨形成蛋白質（ＢＭＰ）溶液の注入は化学走性、増殖および分化を含む一連の発育過程を導き、軟骨の一時的形成および骨髄を完備した生きている骨組織による置き換えを生じた（Ｕｒｉｓｔ，Ｍ．Ｒ．，Ｓｃｉｅｎｃｅ（１９６５）１５０：８９３−８９９）。いくつかの新しく発見された因子、ＢＭＰ−１から７、および骨誘導的因子（ＯＩＦ）がＢＭＰ過程で示唆されている。ＢＭＰ−２から７はすべてＴＧＦ−βスーパーファミリーの一群であり、胎児発生間の種々の発育過程に含まれている二つの因子ＶｇｌおよびＤＰＰに密接に関連している。ＢＭＰ−２ＡおよびＢＭＰ−７の両方とも組換え体蛋白質として発現されており、その両方とも骨由来ＢＭＰ溶液でみられる全軟骨および骨形成過程を明らかに誘導することが示されている。（Ｗｏｚｎｅｙ，Ｊ．Ｍ．，Ｐｒｏｇ．ＧｒｏｗｔｈＦａｃｔｏｒＲｅｓ．（１９８９）１（４）：２６７）。現在、二つのＢＭＰ：ＢＭＰ−２Ａ（Ｇｅｒｈａｒｔｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．（１９９３）３１７；Ｗｏｚｎｅｙｅｔａｌ．，Ｓｃｉｅｎｃｅ（１９８８）２４２（４８８５）：１５２８；およびＹａｓｋｏｅｔａｌ．，Ｊ．ＢｏｎｅＪｏｉｎｔＳｕｒｇ．＜Ａｍ＞（１９９２年８月）７４（７）：１１１１およびＪ．ＢｏｎｅＪｏｉｎｔ．Ｓｕｒｇ．＜Ａｍ＞（１９９２）７４（５）：６５９）およびＢＭＰ−７（Ｓａｍｐａｔｈｅｔａｌ．，Ｊ．Ｂｉｏｌ．Ｃｈｅｍ．（１９９２）２６７（２８）：２０３５２）（ＯＰ−１としても知られている）は骨外部位での骨形成を増加させ、骨折治癒を促進することが示されている（Ｇｅｒｈａｒｔｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．（１９９３）３１７）。精製ＢＭＰは抑制されていない臨床試験において大腿骨および脛骨非癒合に利用されている（Ｊｏｈｎｓｏｎｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．（１９８８）２３０：２５７−２６５；Ｊｏｈｎｓｏｎｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．（１９８８）２３６：２４９−２５７；およびＪｏｈｎｓｏｎｅｔａｌ．，Ｃｌｉｎ．Ｏｒｔｈｏｐ．（１９９０）２３４）。現在の知識では、著しく骨折治癒を早めそうな局所増殖因子としてはＰＤＧＦ、ＴＧＦ−βおよびＢＭＰ−２が示唆される。シリカ基ガラス内に取り込まれた後の増殖因子の機能の維持は、骨分化を決定するための上記の技術を用いて試験できる。抗生物質の機能の維持はＡｎｔｉｂｉｏｔｉｃｓｉｎＬａｂｏｒａｔｏｒｙＭｅｄｉｃｉｎｅ．第３版，Ｖ．Ｌｏｒｉａｎ編，第２章，ＷｉｌｌｉａｍｓａｎｄＷｉｌｋｉｎｓ，Ｂａｌｔｉｍｏｒｅ，Ｍｄ．，１９９１（本明細書において援用される）に記載されているような標準円感受性試験を用いて確かめることができる。取り込まれた抗炎症剤の機能は例えば、細胞培養においてプロスタグランジン合成阻害を試験することにより確かめることができる。ゾル−ゲル誘導ガラス合成取り込まれた生物学的に活性な分子を含む純粋なシリカおよびカルシウム含有ガラスはすでに合成されている。簡単に記すと、シリコンアルコキシド前駆体、好適にはテトラメチルオルトシラン（ＴＭＯＳ）の純粋な溶液を脱イオン水と混合し、磁気的にまたは超音波により撹拌する。ＴＭＯＳに対する水のモル比はゲルの多孔度および特異的表面領域に影響を及ぼし、それは順に生理活性に影響する。両方が増加すると生理活性も増加する。両方を増加させるため、水は化学量論を超える量、または約６：１から約２０：１の範囲のＨ₂Ｏ／ＴＭＯＳモル比で加えられる。アルコール（好適であるのはメタノール）は約０：１から約１：１のアルコール／ＴＭＯＳモル比で加えることができる。酢酸（０．１Ｎ）またはＨＣｌ（０．１Ｎ）は加水分解反応のための触媒として使用でき、下記のように望ましいｐＨを維持するために加える。カルシウムメトキシエトキシド（２０％のメトキシエタノール溶液、ＧｅｌｅｓｔＩｎｃ．，Ｔｕｌｌｙｔｏｗｎ，ＰＡ）がカルシウムアルコキシド源として使用できる。カルシウムメトキシエトキシド（ＣＭＥ）はゲル乾燥後に、酸化カルシウムの最終パーセントが約４０重量％以上になるのに十分な量加えられる。リン酸トリエチルは五酸化リン源として使用できる。リン酸トリエチル（ＴＥＰ）は乾燥後に五酸化リン（Ｐ₂Ｏ₅）の最終濃度が約１０重量％以上を達成するように加えられる。全体を通して、重量パーセントは反応が完全に進行し、完全に乾燥されるとして計算される。水、ＴＭＯＳおよび酸は氷浴中の超音波処理、または磁気的撹拌または両方を組み合わせて混合される。カルシウムアルコキシドが存在する場合ＴＭＯＳ、カルシウムアルコキシドおよびもしあれば追加のアルコキシドは望ましくはアルゴン雰囲気下の非水条件下、磁気的撹拌または超音波処理により約１時間まで混合される。もしくは、カルシウム塩がカルシウムアルコキシドの代わりに使用できる。カルシウム塩の使用はゲル化の時間を延ばすことが観察されており、それにより生物学的に活性な分子の取り込みのための時間を延ばし、同時に生物学的に活性な分子の均一な分布を与える。ゲル化の時間延長は担体による移植物質の被覆のための助けにもなる。好適な態様では、カルシウム塩はＣａＣｌ₂である。カルシウム塩はゲル乾燥後に、酸化カルシウムの最終パーセントが約４０重量％以上になるのに十分な量加えられる。取り込まれるべき生物学的に活性な分子は中程度から高い酸条件下での処理後もその生物学的活性を保持しているので、生物学的に活性な分子の取り込みに先立って、またはその間、約１−４．５、好適には約１．５−３のｐＨ範囲に酸性度を維持するのに必要とする量の酸が使用される。取り込まれるべき生物学的に活性な分子はガラスの約０．０００１から約１０重量％の最終濃度範囲が得られるような濃度で加えられる。６０−１００％（重量）の範囲のケイ素の成分を持ち、残りが他の酸化物であるガラスが製造されるであろう。液体ゾルはポリスチレン容器で型をとることができる。ゾルは熟成させ、封をした容器中でゲル化させる。熟成には約１日から約４週間かかる。乾燥は約１日から約１４日間実施する。ゾル−ゲル誘導ガラスを生物学的に活性な分子のための有用な担体とするため、本過程は低温（約２−４０℃）で実施せねばならず、さらに純粋なシリカガラスの場合はゾルの酸性度はｐＨ１から４．５の間でなければならない。温度、ゾルｐＨ、％カルシウム含量、ＴＭＯＳに対する水のモル比およびその他の因子がゾルのゲル化する時間に影響する。しかしながら、生物学的に活性な分子を取り込む時、ゾルのゲル化する時間は取り込みのための生物学的に活性な分子溶液の添加、型取り、およびゾルの均質的撹拌を可能にするために十分な時間、液体状態でなければならない。ゲル化は十分な架橋結合が形成され、そのネットワークが容器の長さに広がったときに起こる。全体の観察では、逆にしても型をとった物質はほとんどまたは全く動かないことが示された。より低いｐＨはゲル化時間を増加させる。より高いカルシウム含量はゲル化時間を減少させる。より多くのゾル−ゲル反応を完了させるため、即ちより小さい多孔度およびより小さな細孔径を持つ最終物質で終結するようにより長いゲル化時間が望ましい。より小さい多孔度はまたより長い蛋白質放出の時間を持ち、より機械的に強度のある物質を意味している。しかしながら、例えばより迅速な分子の放出またはより迅速な担体の分解を達成するには、より大きな多孔度が望ましいであろう。より大きな細孔径はより大きな分子の拡散による放出を容易にする。より低い温度もまたゲル化時間を増加させる。低温を達成するためには、反応は氷冷水浴中で実施される。より高い水分含量はほとんどの金属アルコキシドに対してゲル化時間を減少させるけれども、物質からの水蒸発を増加させるため多孔度は高いまま残るであろう。生物学的に活性な分子取り込みのため、少なくとも約３０分から約４８時間の範囲の期間内にゲル化が最適に起こるように条件が選択される。ゲル化は約０℃から約４０℃の温度範囲で実施できる。ゾル−ゲルの熟成は型どり後に起こり、型どり容器を封じたまま実施される。ゾル−ゲル反応はこの期間、妨げられずに継続される。熟成は約０℃から約４０ ℃の温度範囲で実施できる。より長い熟成時間により機械的に強い物質が生じ、より短い期間熟成された物質より割れが起こりにくい。４℃のような低温での熟成はまたゲル化時間を延ばす。乾燥温度および時間もまた最終的物質の特性に影響を与える。速い速度での乾燥は最終的物質に割れを生じる。型どりおよび最終的乾燥の間、水分および反応の副産物として生じたアルコールの蒸発により最終的物質はその重量の約５０− ８０％を失う。乾燥は封を開けた型どり容器中、約１５℃から約４０℃の温度範囲で実施され、大気圧下または大気圧より低い圧力で実施できる。図３、７、８および１４から明らかなように、液浸の初期段階（即ち、約１日から７日）での生物学的に活性な分子の放出速度論は後期段階よりも高い。液浸約７日後、曲線の勾配の主な変化が観察され、放出速度の大きな変化を示している。初期のより高い放出は数人の著者（前に引用した）により以前に報告されているような”破壊”効果ではない。このより高い初期放出は二重の処置計画が賦課されている場合は都合がよい−−高用量での急性処置計画、続いての”慢性の ”低用量処置。医薬処置の開始直後から定常状態の放出が望まれる場合（即ち大きな速度の変化がない放出）ゾル−ゲル担体は患者に実際に使用される前に初期のより高い放出期が起こるように製造時に液浸処理できる。実施例１ゾル−ゲル／バンコマイシン組成物の合成ゾル−ゲル誘導シリカ基ガラスマトリックス−バンコマイシン組成物は室温、低酸性度、低アルコール濃度法を用いて合成された。バンコマイシンは骨髄炎の主たる原因であるグラム陽性球菌、特にブドウ球菌に対しての有効性が証明されているため放出されるべき薬剤として選択された。バンコマイシンは約３，３００の分子量の水溶性（１００ｍｇ／ｍｌまで）三環性グリセロペプチドである。本物質は以下のように製造された：１９．６ｍｌのテトタメチルオルトシラン（ＴＭＯＳ、Ａｌｄｒｉｃｈ，Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ，ＭＯ，Ｕ．Ｓ．Ａ．）、１４．２ｍｌの水、５．２ｍｌのメタノールおよび０．０１ｍｌの１ＮＨＣｌを氷浴で冷やしたガラスビーカー中で３０分間超音波処理した。次に、４ｍｌのゾルを２３ｍｍの直径のポリスチレンバイアル（Ｓａｒｓｔｅｄ，Ｐｒｉｎｃｅｔｏｎ，ＮＪ）に鋳込み、１ｍｌの１０ｍｇ／ｍｌバンコマイシンＨＣＬ（Ｌｅｄｅｒｌｅ，Ｃａｒｏｌｉｎａ，ＰｕｅｒｔｏＲｉｃｏ）をバイアル中のゾルに加えて試料を撹拌した。同量の水（即ち１ｍｌ）を対照試料に加えた。総Ｈ₂Ｏ／ＴＭＯＳ比は１０：１であった。メタノール／ＴＭＯＳ比は１：１であった。試料重量に対しての取り込まれたバンコマイシンの量は約１％であった。バイアルは気密性のふたで封じ、室温でゲル化、熟成および乾燥させた。ゲル化の時間は１５から２５時間まで変化させた。バンコマイシン溶液の添加はゲル化時間を有意には変化させなかった。封じた容器中で２週間熟成後、乾燥のためゾルを空気に暴露した。乾燥の間、ゲル細孔網からの液体の蒸発により、ゲルの重量損失および萎縮が起こった。重量損失は２週間まで続いた。重量損失が７５−７８％に達した時、乾燥が完了したと考えられた。著しい重量損失および萎縮でも目にみえる割れ目は生じなかった。得られた生成物は１．１ｇの重量で、１１ｍｍ直径および８ｍｍの高さの円柱の形をした透明なモノリス（ｍｏｎｏｌｉｔｈｓ）であった。乾燥ゲル物質の密度は１．５ｇ／ｃｍ³であった。１０ｍｇのバンコマイシンが各々の円盤に取り込まれているので、物質中のバンコマイシン含量は０．９１％であった。他の水溶性抗生物質も同様に振る舞うことが期待される。実施例２バンコマイシン放出研究インビトロでのバンコマイシン溶出研究のため、モノリスの一部を破壊、粉砕し、ふるいにかけて約５００−７００μｍのサイズ範囲の小顆粒、または約５ｘ５ｘ２ｍｍの大顆粒を得た。モノリスの残りは円盤として試験された。合成されたバンコマイシン組成物は前記のような血漿のイオン含量と類似のイオン含量を持つ模倣生理的溶液（ｓｉｍｕｌａｔｅｄｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌｓｏｌｕｔｉｏｎ；ＳＰＳ）に浸した。容量に対する試料表面領域比（ＳＡ／Ｖ）の影響を決定するため、液浸試験のために使用された試料は以下のように形造られた：５００−７００μｍの小顆粒（ＳＡ／Ｖは約１０ｍｍ^-1）、５ｘ５ｘ２ｍｍの大顆粒（ＳＡ／Ｖ＝１．５ｍｍ^-1）、直径１１ｍｍｘ４ｍｍの円盤（ＳＡ／Ｖ＝０．８５ｍｍ^-1）および５．５ｍｍｘ４ｍｍの半円柱（ＳＡ／Ｖ＝１．２ｍｍ^-1）。すべての試料は１ｍｌあたり１ｍｇバンコマイシンに等しい試料／溶液比の同一のバンコマイシン含量で液浸された。液浸した試料は約１時間から約３週間の範囲の期間３７℃でインキュベートされた。溶液は以下の時間に全部交換した：１時間および１、３、７、１４および２１日。放出されたバンコマイシン濃度は自動化蛍光偏光イムノアッセイシステム（ＴＤｘＲシステム、ＡｂｂｏｔｔＤｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ，ＩｒｖｉｎｇＴＸ）を用いて測定された。バンコマイシン放出アッセイの結果は図３に示されており、下記表１に要約されている。図３において、白丸は小顆粒を示している。白三角は大顆粒を示している。白四角は１１ｍｍの直径の円盤を示している。白逆三角は５．５ｍｍの直径の円盤を示している。上記のデータにより示されているように、バンコマイシン放出は物質の形（即ち、容量に対する物質表面領域の比）に影響された。特に、小顆粒からのバンコマイシン放出は非常に速く、取り込まれているバンコマイシンのほとんどが液浸１日目で放出された。対照的に、大顆粒（ＳＡ／Ｖ＝１．５ｍｍ^-1）、および円盤（ＳＡ／Ｖ＝１．１または０．８ｍｍ^-1）は連続的なバンコマイシン放出を示し、それは１時間から始まり、徐々に増加して最大に達し、その後ゆっくり減少して３週間後まで続いた。最大バンコマイシン放出は３日から１週間の液浸期間の間に観察された。これらの試験結果はＳＡ／Ｖ比が物質の放出に影響できることを示している。種々の形の物質の組み合わせ（即ち、ＳＡ／Ｖ比の変化）は液浸により始まり１ヶ月まで続く制御されたバンコマイシン放出を可能にする。実施例３バンコマイシン濃度の影響種々のバンコマイシン含量を持つゾル−ゲル誘導シリカ基マトリックス−バンコマイシン組成物が合成された。ゾルは上記実施例１に記載したように製造された。１．２ｍｌのゾルは次に２３ｍｍの直径のポリスチレンバイアルに流し込まれた。流し込まれたゾルは二つの群に分割され、１０：１の同一のＨ₂Ｏ／ＴＭＯＳモル比を保つために両方の群のゾルに異なったバンコマイシン濃度を持つ溶液０．３ｍｌが加えられた。取り込まれたバンコマイシンの量は群１および２に対し各々１０および２０ｍｇであった。試料重量に対するバンコマイシンのパーセントは各々２．８および５．５％であった。ゾルはゲル化、熟成および約７５％の重量損失まで乾燥された。乾燥ゲルの特定表面領域（ＳＳＡ）、平均細孔径（ＰＳ）および細孔容量（ＰＶ）のような微細構造パラメーターは単層気体吸収技術（多点Ｂ．Ｅ．Ｔ．、Ｑｕａｎｔａｃｈｒｏｍｅ）を用いて決定された。測定された値は以下のようである：ＳＳＡ，ｍ²／ｇ５４５ＰＳ，ｎｍ１．８ＰＶ，ｃｃ／ｇ０．４５得られたゾル−ゲル誘導円盤（直径１１ｍｍｘ２ｍｍ、１ｍｍ^-1のＳＡ／Ｖ比を持つ）を実施例２の前の部分に記載したようなバンコマイシン放出試験にかけた。円盤は５ｍｌのＳＰＳに浸された。溶液容量に対する試料中のバンコマイシン含量（バンコマイシンの総重量）比（Ｗｖ／Ｖ）は群１および２に対して各々２および４であった。放出されたバンコマイシン濃度は実施例２の前の部分に記載したように測定された。試験結果は図４に示されている。図４において、黒い棒は１０ｍｇの取り込みでのバンコマイシンを示している。斜線を付けた棒は２０ｍｇの取り込みでのバンコマイシンを示している。データは放出されたバンコマイシンの量は取り込まれた薬剤の量に伴って増加したことを示している。従って、放出される量は取り込まれた量の関数であるようである（他が等しい条件で）。しかしながら、時間による薬剤放出のプロフィールは異なった濃度でも類似しているようである。特に、薬剤放出は液浸後すぐに開始され、３日までの最大に達し、その後徐々に減少した。実施例４インビトロでの細菌阻害試験実施例２および３に記載した実験でのゾル−ゲル誘導シリカ基マトリックスから放出された種々の含量のバンコマイシンを含むＳＰＳ溶液で、放出された薬剤に対する黄色ブドウ球菌の感受性が試験された。標準円感受性試験技術が応用された（Ｌｏｒｉａｎ、上記文献参照）。液浸の間に放出されたバンコマイシンを含む試料ＳＰＳ溶液が試験され、１００から１０，０００μｇ／ｍｌの濃度範囲を持つバンコマイシンＳＰＳ標準溶液と比較された。液浸の間に放出されたバンコマイシンを含む試料ＳＰＳ溶液の濃度は前記の蛍光偏光イムノアッセイを用いて測定された。各々の溶液（標準溶液または試料）の２０μｌを１／２インチの円形濾紙（＃７４０−Ｅ，Ｓｃｈｌｅｉｃｈｅｒ＆Ｓｃｈｎｅｌｌ，Ｋｅｅｎｅ，ＮＨ）に析出させた。濾紙に染み込ませた薬剤溶液は乾燥させ、４℃にてデシケーター中に保存した。黄色ブドウ球菌（ＡＴＣＣ２５９２３）が接種された血液寒天プレートはペンシルベニア大学付属病院の微生物研究室から入手した。０．４５％食塩水中の１．５ｘ１０⁸ＣＦＵ／ｍｌ細菌懸濁液がＭｃＦａｒｌａｎｄ等価濁度標準０．５（Ｒｅｍｅｌ，Ｌｉｅｎｅｘａ，ＫＡ）と一致するように作製された。Ｍｕｅｌｌｅｒ−Ｈｉｎｔｏｎ寒天プレート、１５ｘ１００ｍｍ（モデル０１−６２０，Ｒｅｍｅｌ，Ｌｉｅｎｅｘａ，ＫＡ）、に１０μｌの黄色ブドウ球菌懸濁液を、接種物の分布が均等になることを確実にするため全寒天表面にわたって懸濁液に浸した無菌綿棒で条を付けることにより接種した（標準接種法）。バンコマイシンを染み込ませた濾紙は各々の寒天プレートの中心に置いた。寒天プレートは一室の水ジャケットを付けたインキュベーター（モデル３１５９、ＦｏｒｍａＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭａｒｒｉｅｔｔａ，ＯＨ）中、湿気を与えた環境下、３７℃にて２４時間インキュベートした。細菌阻害ゾーンはカリパスを用い、０．１ｍｍの精度で測定した。データは図５および６に示されている。実施例３に記載したようなゾル−ゲルから放出されたバンコマイシンの対数目盛りでのバンコマイシン濃度に対してプロットされた阻害ゾーンの大きさ（測定値）が図５に示されている。図５において、白丸はＳＰＳに溶解したバンコマイシンを示している。黒丸はゾル−ゲル担体から放出されたバンコマイシンを示している。３０μｇのバンコマイシン（ＳＰＳに溶解したかまたはシリカ基マトリックスから放出された）を染み込ませた濾紙は１２ｍｍより大きなゾーンの大きさを示した。ゾーン直径解釈標品（Ｌｏｒｉａｎ、上記文献、表２．１）に従うと、その大きさのゾーンで細菌が物質に対して感受性があることを示しており、当量最小阻害濃度限界点は４μｇ／ｍｌ未満であった。シリカ基マトリックスから放出されたバンコマイシンの試料溶液の濃度−阻害ゾーンの関係は標準溶液のものと非常に一致していた。図６は液浸時間およびゾル−ゲル誘導シリカマトリックス内へ取り込まれているバンコマイシンの濃度に対する細菌阻害ゾーンの関係を示している。白棒は１ｍｇでのバンコマイシンを示している。黒棒は１０ｍｇでのバンコマイシンを示している。斜線をつけた棒は２０ｍｇでのバンコマイシンを示している。データはゾル−ゲルマトリックスから放出されたバンコマイシンは細菌増殖の阻害が３週間まで有効であることを示している（２０ｍｇで）。測定された阻害ゾーンの大きさは、取り込まれてたバンコマイシンの濃度とともに増加し、より多い放出バンコマイシンの量を反映している。これまでの実験から以下のことが示される：ゾル−ゲル技術を使用したシリカ基マトリックス内へのバンコマイシンの取り込みは、液浸（および、従って移植）により開始され、少なくとも３週間続く期間にわたり、制御された薬剤放出を提供し；および、ゾル−ゲル誘導物質から放出されたバンコマイシンはゾル−ゲル担体からではないバンコマイシン溶液と細菌の阻害において同様に有効であるので、用いられた室温、低酸性度、低アルコール濃度ゾル−ゲル法はバンコマイシン特性を変化させてはいなかった。実施例５ゾル−ゲル／トリプシンインヒビター組成物の合成マトリックス内部にトリプシンインヒビターが取り込まれたゾル−ゲル誘導ガラス円盤が成功理に合成された。トリプシンインヒビター（ＳＩＧＭＡ）は２１ｋＤの分子量を持つ蛋白質である。ゾル−ゲル／蛋白質組成物は１５０−２００ｍｇの円盤当たり１−１０ｍｇのトリプシンインヒビター（ＴＩ）を含んでいる。蛋白質溶出は、円盤当たり２ｍｇまたはそれ以上蛋白質を含む試料で測定可能であった。１グラム（乾燥重量で）のゾル−ゲル誘導ガラスの合成に使用された方法は以下のようである：２．４８ｍｌのＴＭＯＳ（Ａｌｄｒｉｃｈ，Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ，ＭＯ）を３０ｍｌのビーカー中で２ｍｌのＤＩ水および０．６８ｍｌのメタノールと合わせ、磁気的撹拌を用いて５分間混合した。これによりＨ₂Ｏ／ＴＭＯＳのモル比が１０：１およびメタノール／ＴＭＯＳモル比が１：１となる。次に、ゾル−ゲル反応を触媒するため０．０１ｍｌの１ＮＨＣｌを加えた。これにより透明な一つの相の溶液が得られ、それは１５分間撹拌した。ゾルは０．８ｍｌ容量でポリスチレン容器に鋳込み、１−１０ｍｇ／ｍｌの範囲の蛋白質濃度を持つ０．１Ｎ酢酸に溶解したトリプシンインヒビター溶液を０．２ｍｌの容量で添加した。溶液は激しく撹拌して混合させ、容器に蓋をした。ゲル化は鋳込み後１−４日以内に起こった。蓋をしたゾルは所望の多孔度に依存して、室温で１日から２週間の範囲の時間、放置してゲル化させ熟成させた。熟成後、ゾル−ゲルは室温かまたは３７℃で容器の蓋を取り除いて乾燥させた。生成した液体は固体からデカントして除いた。より高い乾燥温度は多孔度および萎縮の速度を増加させた。乾燥後、得られた固体は水およびアルコール（メタノールはゾル−ゲル反応の副産物である）の蒸発のため、その元々の重量の６０−７０％を失っていた。得られた固体物質は取り込んだ生物分子を制御放出様式で放出するシリカの多孔性三次元網／ポリマーであった。種々の処理パラメーターは表IIに示されている。試料の呼称は式ＳｘｘｘＣｘｘＰｘｘ（鋳込み日付）であり、ここで”Ｓｘｘｘ”は計算％シリカであり、”Ｃｘｘ”は計算％酸化カルシウムであり、および”Ｐｘｘ”は計算％五酸化リンである。鋳込み日付は”年、月、日の最後の二つのアラビア数字”で示されている。トリプシンインヒビター含量および試料の形は基本的式ＴＩ＝Ｘ−［試料形］で示されており、式中”Ｘ”は試料当たりのｍｇでのトリプシンインヒビター量である。ゲル化時間に対するｐＨの影響は表 IIから明かである。実施例６トリプシンインヒビター放出初期放出速度論的試験はゾル−ゲル／蛋白質組成物（各々の試料で１００ｍｇゾル−ゲル／１ｍｇ蛋白質）を脱イオン水に浸して実施された（容器の内側は蛋白質結合を減少させるためにシリコーン化されている）。水中の蛋白質含量は異なった時間に測定された。各々の時間後には水を新しいものに置き換えた。集められたゾル−ゲル／蛋白質組成物と接触させた液体は、金コロイド／分光学的方法（ＩｎｔｅｇｒａｔｅｄＳｅｐａｒａｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍｓ，Ｎａｔｉｃｋ，ＭＡ，Ｓｔｏｓｃｈｅｃｋｅｔａｌ．，Ａｎａｌ．Ｂｉｏｃｈｅ．，（１９８７）１６０：３０１−３０５、本明細書において援用される）を用いて０．５μｇ／ｍｌまでの感度で蛋白質含量が分析された。結果は表IIIに示されている。表中の数字は、ＤＩ水に浸した後のトリプシンインヒビターの蛋白質放出をμ ｇで表したものである。各々の時間における結果は累積的蛋白質放出と一緒に与えられている。試料の蛋白質放出速度論および表IIに掲げた結果は図７ｂに示されている。蛋白質放出は４週間の期間にわたって測定された。”ＴＩ２”（白四角）は表２のＴＩ＝２を表している。”ＴＩ３”（白丸）は表２のＴＩ＝３を表している。” ＴＩ５”（黒四角）はＴＩ＝５を表しており、”ＴＩ７．５”（黒丸）はＴＩ＝７．５を表している。”ＴＩ１０”（白四角の中に黒四角）はＴＩ＝１０試料（９４．４．１８）を表している。すべての試料は約２ｍｍ未満の直径を持つ顆粒の形であった。図７ａから読み取れるように、トリプシンインヒビターはすべての試料から少なくとも７週間の期間連続的に放出された。実施例７純粋なシリカガラスの生理活性１００％シリカおよび水／ＴＫＯＳモル比が１５：１の組成を持つゾル−ゲル誘導ガラスが合成されその生理活性がインビトロでカルシウムイオン濃度の変化を測定することによりＳＰＳ中で試験された。５グラムの試料が１２．３８ｍｌのＴＭＯＳと８．８７ｍｌのＤＩ水を合わせ氷浴中で５分間超音波処理することにより作製された。この混合物に８．８７ｍｌの０．１Ｎ酢酸を加え、さらに１５分間超音波処理を行った。次に、４．４３ｍｌのリン酸ナトリウム（．０１Ｍ、ｐＨ７）緩衝液を加え、混合物は１分間超音波処理を行った。液体ゾルは３ｍｌの試料として鋳込みされた。鋳込み時のゾルのｐＨは４．５であった。ゲル化時間は約２時間であった。試料の熟成は室温で１日行われた。試料は３７℃で３日間乾燥され、約５００ｍｇと秤量された。約１ｃｍの直径および４ｍｍの高さの円盤の形の試料（１．７６ｃｍ² ＳＡ）は次にＳＰＳ（１７．６ｍｌ）中に浸された（液浸溶液容量に対する試料表面領域の比は０．１ｃｍ^-1）。試料は３７℃で一定に撹拌しながら２週間液浸された。試料を２週間液浸した後、回収したＳＰＳ中の平均カルシウム濃度は２５ｐｐｍであった。このことは、ガラスにより溶液のカルシウムが消費されたことを示しており、表面にリン酸カルシウム層を形成することによることが最も起こりそうである。実施例８他の酸化物を含むシリカ基ガラスの生理活性重量で６５％ＳｉＯ₂、３０％ＣａＯおよび５％Ｐ₂Ｏ₅の組成を持つゾル−ゲル試料が、１．６１ｍｌのＴＭＯＳ、５．０４ｍｌの２０％カルシウムメトキシエトキシドのメトキシエタノール溶液および０．１２ｍｌのリン酸トリエチルを合わせ、４℃で５分磁気的に撹拌することにより作製された。この溶液に蛋白質の取り込みの条件を模倣するために１ｍｌの０．１ＮＨＣｌを加え、５．１３の水／ＴＭＯＳモル比のためさらに１分撹拌した。４つの１ｍｌの試料を鋳込み、ゾルは約５分でゲル化した。これらの試料は３日熟成させた後、室温で４日間乾燥させた。乾燥後の試料は約６００ｍｇの重さであった。ゾル−ゲル試料は次に、１２ｍｌのＳＰＳに浸してリン酸カルシウム表面層形成を試験した。ＳＰＳ中で５日間、３７℃で一定に撹拌しながら浸した後回収した。試料は走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて観察し、エネルギー分散ｘ−線分析（ＥＤＸＡ）を用いて表面分析を実施した。試料の表面は直径１−３μｍの小瘤を含んでおり（図１）、ＥＤＸＡで分析すると（図２）、高い比率のカルシウムおよびリンが含まれていた。このことはリン酸カルシウム層形成の前駆体としてのリン酸カルシウム核形成部位の形成を示している。実施例９ゾル−ゲル／ＴＧＦ−β組成物の合成組換え体ヒト形質転換増殖因子ベータ（ＴＧＦ−β１）が純粋なシリカゾル− ゲルガラスに取り込まれた。ゾル−ゲルは水／ＴＭＯＳ／メタノールモル比が９：１：１になるように５ｍｌのＴＭＯＳと５．４ｍｌの水およびメタノールを合わせ、室温で５分間機械的に撹拌することにより合成された。１０μｌの１ＮＨＣｌを混合物に添加し、ゾルは３０分撹拌した。次に、０．９ｍｌのゾルをポリスチレン容器に鋳込み、鋳込み容器への増殖因子の非特異的結合を防ぐための１％ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）を含む０．１ｍｌのＴＧＦ−β溶液を加えた。異なった量のＴＧＦ−βが加えられ、各々の試料に０．５μｇから２μｇの範囲のＴＧＦ−βが１％ＢＳＡとともに加えられた。試料は３７℃で３日間熟成させ、”鋳込み（ａｓｃａｓｔ）”重量の約５０％を失うまで３７℃で乾燥させた。実施例１０ＴＦＧ−β１放出ゾル−ゲル誘導シリカガラスが１：１０：０．００１のモル比のＴＭＯＳ、ＤＩ水および１ＮＨＣｌを混合し撹拌することにより合成された。次に、０．９ｍｌのゾルを直径１５ｍｍのポリスチレンバイアル内へ鋳込み、０．５かまたは１μｇのＴＧＦ−β１を含む溶液をゾル試料に加えた。ＴＧＦ−β１（Ｃｅｌｔｒｉｘぁｂ．，Ｉｎｃ）は説明書に従って製造された。簡単に記すと、ＴＧＦ −β１貯蔵溶液の２．３４７μｇ／μｌを１０ｍＭＨＣｌに再懸濁し、凍結乾燥して１％ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）（ＳｉｇｍａＣｈｅｍｉｃａｌＣｏ．）に溶解する。得られたＴＧＦ−β１溶液は１．５ｍｌの微量遠心分離チューブ（ＵＳＡＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）中で使用するまで−７０℃で貯蔵した。鋳込み時のゾルのｐＨは１．７であると測定された。バイアルを封じ、ゾルはインキュベーター中、３７℃で放置してゲル化（１５時間）および熟成させる（２４時間）。次に、ゲルを５０かまたは７０％の重量が損失するまで乾燥させると約１０ｍｍの直径の透明なガラス円盤となる。各々の群の試料の一部を粉砕して約５００から約１０００μｍ大きさの範囲の顆粒を生成させた。全部で４組のシリカガラス／ＴＧＦ−β１組成物を以下のように製造した：１μｇ用量：円盤および顆粒を５０％重量損失まで乾燥させ、および顆粒を７０％重量損失まで乾燥させた；０．５μｇ用量：顆粒を５０％重量損失まで乾燥させた。０．５μｇＴＧＦ−β１および２つの対照（ＴＧＦ−β１なし）を含む追加の６つのシリカガラス円盤が製造され、５７％重量損失まで乾燥された。円盤は平均直径１０．１７ｍｍおよび平均高４．９３ｍｍの同形の寸法を持っていた。ゾル−ゲル誘導シリカガラス粒子および円盤からのＴＧＦ−β１の放出が、１％ＢＳＡを含む１ｍｌの無菌リン酸緩衝化塩溶液（ＰＢＳ）に浸すことにより測定された。液浸に先だってすべての試料はＵＶ照射により殺菌された。ＢＳＡは液浸容器へのＴＧＦ−β１の非特異的結合を防止する。濃度は酵素連結免疫吸着アッセイ（ＥＬＩＳＡ）を使用して決定した。ゾル−ゲル物質から放出された活性ＴＧＦ−β１の量はＭｖ１Ｌｕミンク肺上皮細胞阻害アッセイを用いて評価した。このアッセイは［³Ｈ］チミジン取り込みにより測定されるＭｖ１Ｌｕ細胞増殖の阻害に基づいてＴＧＦ−β１活性を決定する。Ｊｅｎｎｉｎｇｅｔａｌ，，”ＣｏｍｐａｒｉｓｏｎｏｆｔｈｅｂｉｏｌｏｇｉｃａｌａｃｔｉｖｉｔｉｅｓｏｆＴＧＦｂｅｔａｌａｎｄＴＧＦ−ｂｅｔａ２：Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌａｃｔｉｖｉｔｙｉｎｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｃｅｌｌｓ”，Ｊ．ＣｅｌｌＰｈｙｓｉｏｌ．１３７：１６７−１７２１９８８。コンフルエントのＭｖ１Ｌｕ細胞（ＡＴＣＣ）は組織培養フラスコから細胞解離溶液（ＳｐｅｃｉａｌｔｙＭｅｄｉａ）を用いて引き上げ、Ｃｏｒｎｉｎｇ２４ウェルポリスチレン組織培養皿に置かれた。細胞は１％ウシ胎児血清（ＦＢＳ）（Ｈｙｃｌｏｎｅ）を補給した１ｍｌのダルベッコ改良イーグル培地（ＤＭＥＭ）を用い４ｘ１０⁴細胞／ウェルの密度で播種された。培養皿は３７℃および５％ＣＯ₂で２４時間インキュベートして細胞をウェルの底に接着させた。インキュベーション後、ウェルを吸引し、既知のピコモル（ｐＭ）濃度のＴＧＦ−β１を含む培地、ならびに凍結乾燥した１％ＢＳＡの１０ｍＭＨＣｌ溶液で処理して対照とする。０．１ｐＭから１０．０ｐＭの濃度範囲で三重に添加した。試料溶液（即ち、液浸によりシリカガラスから放出されたＴＧＦ−β１を含んでいる）を同じ範囲の濃度に希釈し、同様に細胞に加えた。培養皿はさらに２４時間インキュベートした。ＴＧＦ−β１標準液および試料溶液で処理後、ウェルを吸引し、１ｍｌの組織培養培地に溶解した１μＣｉ／ｍｌの［³Ｈ］チミジン（ＮＥＮＲｅｓｅａｒｃｈＰｒｏｄｕｃｔｓ）で２時間細胞を標識した。インキュベーション期間が終結したら細胞性ＤＮＡ内に取り込まれた放射活性の相対的レベルを評価した。各々のウェルは１ｍｌのＰＢＳ（ｐＨ７．４）で洗浄し、続いてトリクロロ酢酸（ＴＣＡ）で１０分間処理して取り込まれなかったすべての［³Ｈ］チミジンを沈澱させた。ＴＣＡ沈澱後、細胞をＰＢＳで二度洗浄し、室温で２時間２％ドデシル硫酸ナトリウムと振とうして可溶化させた。各々の試料への放射性同位元素の取り込みは試料の一部２００μｌを５ｍｌのＩＣＮＥｃｏｌｕｍシンチレーション液に溶解し、ＢｅｃｋｍａｎＬＳ１８００液体シンチレーションカウンターを用いる液体シンチレーション計数により決定された。各々の試料に対し二重の計数が実施された。取り込まれたＴＧＦ−β１の濃度、乾燥の度合いおよび表面領域と容量との比のような種々のパラメーターの生物学的に活性なＴＧＦ−β１対時間に対する影響は図８、９および１０に示されている。生物学的に活性なＴＧＦ−β１の徐放性放出は７日間にわたり、最大の放出は３日目に起こり、種々の群の試料で観察された。放出されたＴＧＦ−β１の量は処理パラメーターに依存している。特に、放出された量は取り込まれたとともに増加し、乾燥の度合いとともに減少した。放出はまた物質の形、即ちＳＡ／Ｖ比にも依存した。取り込まれた含量が０．５から１μｇへ増加すると、顆粒から放出された量は液浸７日後に３．４から１０．５ｎｇへ増加した（図８）。累積的放出も乾燥の度合いを７０から５０％へ減少させると著しく増加した（図９）。さらに、小顆粒からの放出は円盤からの放出の３倍であり、それはＳＡ／Ｖ比が１．１から１０ｍｍ^-1へ著しく増加したためである（図１０）。したがって、実験群の内１０．５ｎｇ（取り込まれた量の１％に等しい）の最大の放出量が、１．０μｇのＴＧＦ−β１の負荷、５０％重量損失までの乾燥および５００から１０００μｍの大きさの範囲の顆粒への粉砕の場合に観察された。測定は三重に実施され、液浸の７日間にわたる生物学的に活性なＴＨＦ−β１の持続的放出が確認された（図１１）。ガラス／ＴＧＦ−β１組成物の合成に使用されたゾル−ゲル技術はＴＧＦ−β １の生物学的機能性を変化させなかった。担体は治療的量の骨誘導的増殖因子の生物学的に活性な形での持続的放出を示した。実施例１１ＣａおよびＰ含有ガラスの合成および特性ＣａおよびＰ含有ゾル−ゲル誘導シリカ基ガラスは三つのアルコキシドＴＭＯＳ、ＣＭＥおよびＴＥＰをアルゴン雰囲気下で混合し、混合物を磁気回転子を用いて５分間撹拌することにより合成された。約７０％ＳｉＯ₂、２５％ＣａＯおよび５％Ｐ₂Ｏ₅（パーセント乾燥重量）の最終組成を含むガラスは３．４７ｍｌのＴＭＯＳ、８．４ｍｌのＣＭＥおよび０．２４ｍｌのＴＥＰを混合することにより製造された。次に、１５ｍｍの直径のポリスチレンバイアル当たり１．１ｍｌのゾルを鋳込み、蛋白質取り込みのための条件を模倣するために各々のゾルに０．３８ｍｌの０．１Ｎ酢酸を加えた。ゲルを封じ、室温で３日間熟成させ、５０％の重量損失まで乾燥させた。製造されたＣａ−Ｐ含有シリカ基ガラスの微細構造が表面領域分析（Ａｕｔｏｓｏｒｂ−１，Ｑｕａｎｔａｃｈｒｏｍｅ）を用いて特性付けられた。分析に先立ち、試料のガスが３０℃で抜かれた。物質細孔構造は吸収等温線の形により特徴付けられる、即ち、吸収されたガス（Ｎ₂）容量に対して相対的圧力Ｐ／Ｐ₀をプロットする。Ｃａ−Ｐ含有シリカ基ガラスの等温線は図１２に示されている。等温線の形はＭａｎｕａｌｏｎＵｓｉｎｇａＳｕｒｆａｃｅＡｎａｌｙｚｅｒＡｕｔｏｓｏｒｂｌ，ＱｕａｎｔａｃｈｒｏｍｅＣｏｒｐ．，ｐｐ．II−４−４６，１９９２（本明細書において援用される）に定義されているように中多孔性物質に特徴的である。中多孔性物質は中程度の細孔径を、または２０オングストロームより大きくおよび５００オングストローム未満の大きさの範囲の細孔を持っている。ＳＳＡ、ＰＶおよび平均細孔径は各々３３１ｍ²／ｇ、０．９７ｃｃ／ｇおよび５８．４オングストロームであると決定された。合成されたＣａ−Ｐ含有ガラスの表面ＨＡ層を形成する能力がＳＰＳに１週間液浸後にアッセイされた。試料はＦＴＩＲを用いて液浸前および後に分析された。１週間の液浸前および後の試料のＦＴＩＲスペクトルが図１３に示されている。液浸前のスペクトルの吸収バンド（下のスペクトル）はシリカゲルに特徴的である。液浸後、ダブレットのバンドが６０３および５８０ｃｍ^-1に現れている（上のスペクトル）。これらのバンドはガラス表面でのＨＡの形成を示唆しており、生理活性的振る舞いを示唆している。実施例１２ＣａおよびＰ含有ゾル−ゲルＴＩ組成物の合成Ｓｉ、ＣａおよびＰ含有ゾル−ゲル誘導ガラスは、７０％ＳｉＯ₂、２５％ＣａＯおよび５％Ｐ₂Ｏ₅組成物を生成させるためにＴＭＯＳ（３．４７ｍｌ）、ＣＭＥ（８．４０ｍｌ）およびＴＥＰ（０．２４ｍｌ）を混和し、アルゴン雰囲気下で１５分間混合することにより合成された。各々の試料のため、０．７５ｍｌのアルコキシド混合物をポリスチレン容器に鋳込み、０．１Ｎ酢酸／蛋白質溶液（ＴＩ濃度＝２、３、４、５ｍｇ）０．２５ｍｌと激しく振とうさせて混合した。水／ＴＭＯＳ比は１０：１であり、すべての試料でゲル化が１分以内で起こった。熟成は封じた容器中、室温で３日間進行させた。試料の乾燥は容器の封を開け３７℃で鋳込み時の重量の５０％まで行った。乾燥後、試料は約１００−１０００μｍの大きさの範囲の顆粒が生成するように粉砕した。実施例１３トリプシンインヒビター放出蛋白質放出試験は５００ｍｇの顆粒を１ｍｌの５０ｍＭトリス緩衝液（３７℃ でｐＨ７．３）に浸すことにより実施した。溶液は１時間から７週の各々の時間後に完全に交換した。試料は１ｍｌのトリス溶液に浸し３７℃で一定に振とうさせた。測定された各々の時間に（１時間、２時間、４時間、２４時間、４８時間、７２時間、９６時間、１週間、２週間、３週間および４週間）溶液を新しいトリス溶液に交換し、蛋白質濃度は金コロイドアッセイを用いて測定した。溶液中の蛋白質濃度は金コロイドアッセイ（ＩｎｔｅｇｒａｔｅｄＳｅｐａｒａｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍｓ，Ｎａｔｉｃｋ，ＭＡ）を用いて測定した。Ｃａ−Ｐ含有ガラスからの累積的蛋白質放出は図１４に示されている。図７と比較すると、長期にわたる液浸期間で持続的放出がガラス組成物の両方の型で観察されている。両方の場合とも、いくぶん急速な放出が４から７日の液浸時間までに観察されており、それ以後はよりゆっくりした放出が観察されている。放出量は取り込まれたＴＩ濃度に依存している、即ち、ガラスマトリックス中のＴＩ含量が多くなると放出される量が多くなる。シリカガラスマトリックスからの１０％放出は液浸６週間後に測定されており、一方Ｃａ−Ｐ含有ガラスからの５％放出は液浸４週間後に得られている。ゾル−ゲル誘導シリカガラスへのＣａおよびＰの添加はＴＩ放出プロフィールおよび放出量に著しい影響を与えなかった。実施例１４トリプシンインヒビターを持つゾル−ゲルを含む生理活性試験試料は上記実施例１２に記載したように合成された、ただし、三つの異なった組成を達成するためにアルコキシドの比率を変更した：（１）７０％ＳｉＯ₂、２５％ＣａＯおよび５％Ｐ₂Ｏ₅ （２）８７％ＳｉＯ₂、１０％ＣａＯおよび３％Ｐ₂Ｏ₅ （３）９４％ＳｉＯ₂、５％ＣａＯおよび１％Ｐ₂Ｏ₅ 組成物（１）は４ｍｇのＴＩとまたはＴＩなしで合成され、二つの他の組成物はＴＩなしで合成された。試料は２５ｍｇの顆粒として２５ｍｌのＳＰＳ溶液（電解物濃度が血漿と類似しているトリス緩衝液）に浸され、３７℃で一定に浸とうされた。液浸期間の終了時に（１、３または７日）ＳＰＳ溶液をピペットで除き、原子吸光スペクトル法および比色法を用いてＣａおよびＰＯ₄を分析した。液浸後の顆粒はＦＴＩＲを用いて６００ｃｍ^-1あたりのＰ−Ｏ変角ピークの存在を分析した。組成物（１）のガラスのＳＰＳ中の１週間の液浸前および後のＦＴＩＲスペクトルは図１５に示されている。液浸前の試料のスペクトル（下のスペクトル）はシリカおよび蛋白質の吸収バンドを各々より低い（１２００ｃｍ^-1以下）およびより高い（１２００ｃｍ^-1以上）エネルギー領域に示している。５６２および６０３ｃｍ^-1に位置しているダブレットのバンドが液浸後のスペクトル（上のスペクトル）に現れている。Ｐ−Ｏ変角振動に特徴的なダブレットはゾル−ゲル誘導ガラスの表面上でのヒドロキシアパタイト（ＨＡ）の形成を示唆している。ＨＡ層の形成はＴＩを含まない組成物（１）のガラス上でも検出された。組成物（２）および（３）もまたＨＡ層の形成を示した。実施例１５カルシウム塩を用いる合成約７０％ＳｉＯ₂、２５％ＣａＯおよび５％Ｐ₂Ｏ₅（重量）の最終組成を持つ生理活性、ゾル−ゲル誘導ガラスは以下のように合成された：９．３ｍｌのＴＭＯＳを５．８ｍｌの脱イオン水（ＤＩ）と混和し氷で冷やした超音波浴中で１０分間撹拌した。次に、１５μｌの１ＮＨＣｌを加え、混合物が透明になるまで撹拌を続けた。測定されたｐＨは３であった。混合物は続いて磁気的に撹拌した。混合物が連続的に撹拌されている間に、５ｍｌのＤＩ水に溶解した３．０８ｇのＣａＣｌ₂および２ｍｌのＴＥＰを混合物に滴加した。総Ｈ₂Ｏ／ＴＭＯＳ比は約１０であり；酸／Ｈ₂Ｏ容量比は約０．００１５であった。ゾルは直径１７ｍｍのポリスチレンバイアル内へ鋳込み（バイアル当たり１ｍｌ）、封じて室温でゲル化させた。ゲル化までの時間は約１時間であった。ゲルは次に１０日間熟成し、鋳込み重量の約７０％の重量損失まで乾燥させた。両過程とも室温で起こった。得られたガラス円盤は８ｍｍの直径、４ｍｍの高さであり、透明なことは合金化酸化物の均質な分布を示唆している。得られたモノリスには割れ目は観察されなかった。実施例１６カルシウム塩を用いるＣａおよびＰ含有ゾル−ゲル／生物学的に活性な分子組成物の合成生理活性ゾル−ゲル誘導ガラスは実施例１５のように製造され、ゾルが鋳込まれる前または後に生物学的に活性な分子を添加した。生物学的に活性な分子は例えば実施例５、１０または１１に記載したように添加される。以上の実施例は本発明の例示を意味しており、決してそれに制限するものではない。付随する請求の範囲に示すごとく、なされる変形が本発明の精神および範囲内にあることを当業者は認識するであろう。引用したすべての文献は本発明において援用される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号０８／４７７，５８５ (32)優先日 1995年６月７日 (33)優先権主張国米国（ＵＳ） (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者ラディン，シュラミスアメリカ合衆国ニュージャージー州08043, ヴォーアヒーズ，ブルックヴュー・ドライヴ８ (72)発明者サントス，エリック・マニュエルアメリカ合衆国ペンシルバニア州19130− 1148，フィラデルフィア，ノース・トゥエンティナインス・ストリート 825，アパートメント４ディー

Claims

【特許請求の範囲】１．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体。２．該ガラスが生理活性である請求項第１項に記載の担体。３．該ガラスが重量で約６０から約１００％のＳｉＯ₂を含む請求項第１項に記載の担体。４．該生物学的に活性な分子が重量で該担体の約０．０００１から約１０％含まれている請求項第１項に記載の担体。５．該生物学的に活性な分子が薬剤を含む請求項第４項に記載の担体。６．該薬剤が抗生物質を含む請求項第５項に記載の担体。７．該抗生物質がバンコマイシンである請求項第６項に記載の担体。８．該ガラスが顆粒形である請求項第１項に記載の担体。９．該顆粒の直径が約２ｍｍ未満である請求項第８項に記載の担体。１０．該ガラスが円盤形である請求項第１項に記載の担体。１１．該円盤が約１１ミリメートルの直径および４ミリメートルの高さである請求項第１０項に記載の担体。１２．該円盤が約５．５ミリメートルの直径および８ミリメートルの高さである請求項第１０項に記載の担体。１３．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体、ここで該ガラスは：重量で約６０％から約１００％のＳｉＯ₂；約４０％までのＣａＯ；および約１０％までのＰ₂Ｏ₅、および約０．１％から約１０％の生物学的に活性な分子を含んでいる。１４．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体、ここで該ガラスは：重量で約６０％から約８０％のＳｉＯ₂；約４０％までのＣａＯ；および約１０％までのＰ₂Ｏ₅を含んでおり、該担体は該分子の生物学的活性を保存する条件を利用する方法で製造される。１５．該条件が約４０℃未満の処理温度および約１から約４．５のｐＨという条件を含む請求項第１４項に記載の担体。１６．該方法が請求項第２７項に従う請求項第１４項に記載の担体。１７．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体、ここで該ガラスは重量で約６０％から約１００％のＳｉＯ₂を含み、および該担体は該分子の生物学的活性を保存しおよび溶液に浸すことにより該生物学的に活性な分子の持続的放出を促進する条件下、ケイ素アルコキシド前駆体および水を利用する方法により製造される。１８．該条件が約４０℃未満の処理温度および約１から約４．５のｐＨ、および水とケイ素アルコキシド前駆体の比が約６：１から約２０：１であるという条件を含む請求項第１７項に記載の担体。１９．該方法が請求項第２０項に従う請求項第１７項に記載の担体。２０．ａ）ケイ素アルコキシド前駆体と脱イオン水を併せて第一の混合物を形成させ；ｂ）酸を添加して約１から約４．５の範囲のｐＨを持つ第二の混合物を形成させ；ｃ）約１から約４．５の範囲内にｐＨを維持しながら該第二の混合物に生物学的に活性な分子を加えて第三の混合物を形成させ、該第三の混合物は約６：１から約２０：１の水／前駆体モル比を持っており；ｄ）第三の混合物を約０℃から約４０℃の温度で放置してゲルを形成させ；ｅ）約１日から約４週間、約０℃から約４０℃の温度でゲルを熟成させ；およびｆ）約５０パーセントから約８０パーセントの重量損失が該熟成ゲルで観察されるまで約１５℃から約４０℃の温度で熟成ゲルを乾燥させる工程からなる、多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックスに取り込まれた生物学的に活性な分子からなる徐放性担体の製造法。２１．該ケイ素アルコキシド前駆体がテトラメチルオルトシランである請求項第２０項に記載の方法。２２．該生物学的に活性な分子が重量で該担体の約０．０００１から約１０％含まれている請求項第２０項に記載の方法。２３．該生物学的に活性な分子が薬剤を含む請求項第２０項に記載の方法。２４．該薬剤が抗生物質を含む請求項第２３項に記載の方法。２５．該抗生物質がバンコマイシンである請求項第２４項に記載の方法。２６．該生物学的に活性な分子が蛋白質を含む請求項第２０項に記載の方法。２７．ａ）ケイ素アルコキシド前駆体およびカルシウムアルコキシドまたはリンアルコキシドまたはその両方を併せて第一の混合物を形成させ；ｂ）生物学的に活性な分子の酸溶液を該第一の混合物に加えて約１から約４．５の範囲のｐＨを持つ第二の混合物を形成させ；ｃ）第二の混合物を約０℃から約４０℃の温度で放置してゲルを形成させ；ｄ）約１日から約４週間、約０℃から約４０℃の温度でゲルを熟成させ；およびｅ）約５０パーセントから約８０パーセントの重量損失が該熟成ゲルで観察されるまで約１５℃から約４０℃の温度で熟成ゲルを乾燥させる工程からなる、多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックスに取り込まれた生物学的に活性な分子からなる徐放性担体の製造法。２８．該ケイ素アルコキシド前駆体がテトラメチルオルトシランである請求項第２７項に記載の方法。２９．乾燥により該酸化物が下記の重量パーセントで存在する請求項第２７項に記載の方法：約６０から約１００％のケイ素；約４０％までのカルシウム；および約１０％までのリン。３０．ａ）ケイ素アルコキシド前駆体と脱イオン水およびメタノールを約１：１のメタノール／ＴＭＯＳ比で併せて第一の混合物を形成させ；ｂ）酸を添加して約１から約４．５の範囲のｐＨを持つ第二の混合物を形成させ；ｃ）約１から約４．５の範囲内にｐＨを維持しながら該第二の混合物に生物学的に活性な分子を加えて第三の混合物を形成させ、該第三の混合物は約６：１から約２０：１の水／前駆体モル比を持っており；ｄ）第三の混合物を約０℃から約４０℃の温度で放置してゲルを形成させ；ｅ）約１日から約４週間、約０℃から約４０℃の温度でゲルを熟成させ；およびｆ）約５０パーセントから約８０パーセントの重量損失が該熟成ゲルで観察されるまで約１５℃から約４０℃の温度で熟成ゲルを乾燥させる工程からなる、多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックスに取り込まれた生物学的に活性な分子からなる徐放性担体の製造法。３１．該ケイ素アルコキシド前駆体がテトラメチルオルトシランである請求項第３０項に記載の方法。３２．該生物学的に活性な分子が重量で該担体の約０．０００１から約１０％含まれている請求項第３０項に記載の方法。３３．該生物学的に活性な分子が薬剤を含む請求項第３０項に記載の方法。３４．該薬剤が抗生物質を含む請求項第３３項に記載の方法。３５．該抗生物質がバンコマイシンである請求項第３４項に記載の方法。３６．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックスに取り込まれた生物学的に活性な分子からなる徐放性担体を骨性損傷内に移植することを含む骨性損傷への生物学的分子の送達法。３７．該ガラスが生理活性である請求項第３６項に記載の方法。３８．該生物学的に活性な分子が重量で該担体の約０．０００１から約１０％含まれている請求項第３５項に記載の方法。３９．該生物学的に活性な分子が薬剤を含む請求項第３６項に記載の方法。４０．該薬剤が抗生物質を含む請求項第３９項に記載の方法。４１．該抗生物質がバンコマイシンである請求項第４０項に記載の方法。４２．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックスに取り込まれた少なくとも１種の抗生物質を含む徐放性担体を試料と接触させることを含む生体内原位置の抗生物質の持続的送達法。４３．該ガラスが生理活性である請求項第４２項に記載の方法。４４．該生物学的に活性な分子が重量で該担体の約０．０００１から約１０％含まれている請求項第４２項に記載の方法。４５．該担体が顆粒形である請求項第４２項に記載の方法。４６．該担体が円盤形である請求項第４２項に記載の方法。４７．該抗生物質がバンコマイシンである請求項第４２項に記載の方法。４８．ａ）ケイ素アルコキシド前駆体およびカルシウムアルコキシドをアルゴン雰囲気下で併せ、および約１５分まで混合して第一の混合物を形成させ；ｂ）該生物学的に活性な分子を約１から約４．５のｐＨ範囲内の水性条件下で該第一の混合物に加えて第二の混合物を形成させ；ｃ）第二の混合物を約０℃から約４０℃の温度で放置してゲルを形成させ；ｄ）約１日から約４週間、約０℃から約４０℃の温度でゲルを熟成させ；およびｅ）約５０パーセントから約８０パーセントの重量損失が該熟成ゲルで観察されるまで約１５℃から約４０℃の温度で熟成ゲルを乾燥させる工程からなる、多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックスに取り込まれた生物学的に活性な分子からなる徐放性担体の製造法。４９．該ケイ素アルコキシド前駆体がテトラメチルオルトシランである請求項第４８項に記載の方法。５０．工程ａ）においてリンアルコキシドの添加をさらに含む請求項第４８項に記載の方法。５１．該薬剤が成長因子である請求項第５項に記載の担体。５２．該成長因子がＴＧＦ−βである請求項第５１項に記載の担体。５３．該薬剤が抗炎症剤である請求項第５項に記載の担体。５４．該薬剤が鎮痛薬である請求項第５項に記載の担体。５５．該担体が骨性損傷を充填するための移植物上の被覆物の形である請求項第１項に記載の担体。５６．該移植物が顆粒形である請求項第５５項に記載の担体。５７．該移植物が補綴装置である請求項第５５項に記載の担体。５８．該薬剤が成長因子である請求項第２３項に記載の方法。５９．該成長因子がＴＧＦ−βである請求項第５８項に記載の方法。６０．該薬剤が抗炎症剤である請求項第２３項に記載の方法。６１．該薬剤が鎮痛薬である請求項第２３項に記載の方法。６２．該生物学的に活性な分子が薬剤である請求項第４８項に記載の方法。６３．該薬剤が成長因子である請求項第６２項に記載の方法。６４．該成長因子がＴＧＦ−βである請求項第６３項に記載の方法。６５．該薬剤が抗炎症剤である請求項第６２項に記載の方法。６６．該薬剤が鎮痛薬である請求項第６２項に記載の方法。６７．該担体が該骨性損傷を充填するための移植物上の被覆物の形である請求項第３６項に記載の方法。６８．該埋没物が顆粒形である請求項第６７項に記載の方法。６９．該埋没物が補綴装置である請求項第６７項に記載の方法。７０．該薬剤が成長因子である請求項第３９項に記載の方法。７１．該成長因子がＴＧＦ−βである請求項第７０項に記載の方法。７２．該薬剤が抗炎症剤である請求項第３９項に記載の方法。７３．該薬剤が鎮痛薬である請求項第３９項に記載の方法。７４．該生物学的に活性な分子が移植のときに大きな速度の変化をせずに送達される請求項第３６項に記載の方法。７５．該担体が移植に先だって最大限約７日までの期間、間質性液に類似したイオン含量を持つ溶液に浸される請求項第７４項に記載の方法。７６．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子からなる徐放性担体、該担体は約７日までの期間、間質性液に類似したイオン含量を持つ溶液に浸されている。７７．その少なくとも一部分に被覆を持つ移植物、該被覆は多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含んでいる。７８．該移植物が生理活性ガラスからなる請求項第７７項に記載の移植物。７９．該生理活性ガラスが顆粒形である請求項第７８項に記載の移植物。８０．該移植物が補綴装置からなる請求項第７７項に記載の移植物。８１．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体の顆粒を含む組成物、ここで該組成物は約５００μｍから約７００μｍの大きさの範囲の顆粒を含んでいる。８２．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体の顆粒を含む組成物、ここで該組成物は直径約５００μｍから約５ｍｍの大きさの範囲の顆粒を含んでいる。８３．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体の顆粒を含む組成物、ここで該組成物は少なくとも二つの集団の顆粒を含んでおり、該集団の各々はその中に取り込まれた異なった型の生物学的に活性な分子を持っている。８４．さらに該集団の少なくとも一つが該他の集団と異なった大きさの範囲の顆粒を含む請求項第８２項に記載の組成物。８５．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該ガラスの該マトリックス内に取り込まれた少なくとも二つの異なった型の生物学的に活性な分子を含む徐放性担体。８６．該担体が顆粒および被覆からなる複式担体であり、該顆粒はその中に取り込まれた第一の型の生物学的に活性な分子を含んでおり、および該被覆はその中に取り込まれた第二の型の生物学的に活性な分子を含んでいる請求項第８５項に記載の担体。８７．多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスを含む徐放性担体、該担体は顆粒および被覆からなり、該顆粒はその中に取り込まれた第一の濃度の生物学的に活性な分子を含んでおり、および該被覆はその中に取り込まれた第二の濃度の生物学的に活性な分子を含んでいる。８８．ａ）ケイ素アルコキシド前駆体と脱イオン水を併せて第一の混合物を形成させ；ｂ）酸を添加して約１から約４．５の範囲のｐＨを持つ第二の混合物を形成させ；ｃ）撹拌しながらカルシウム塩を該第二の混合物に添加して第三の混合物を形成させ；ｄ）約１から約４．５の範囲内にｐＨを維持しながら該第三の混合物に該生物学的に活性な分子を加えて第四の混合物を形成させ、該第四の混合物は約６：１から約２０：１の水／前駆体モル比を持っており；ｅ）第四の混合物を約０℃から約４０℃の温度で放置してゲルを形成させ；ｅ）約１日から約４週間、約０℃から約４０℃の温度でゲルを熟成させ；およびｆ）約５０パーセントから約８０パーセントの重量損失が該熟成ゲルで観察されるまで約１５℃から約４０℃の温度で熟成ゲルを乾燥させる工程からなる、多孔性マトリックスを持つシリカ基ガラスおよび該マトリックスに取り込まれた生物学的に活性な分子を含む徐放性担体の製造法。８９．該ケイ素アルコキシド前駆体がテトラメチルオルトシランである請求項第８８項に記載の方法。９０．さらに工程ｃ）においてリンアルコキシドの添加を含む請求項第８８項に記載の方法。９１．該生物学的に活性な分子が重量で該担体の約０．０００１から約１０％含まれている請求項第８８項に記載の方法。９２．該生物学的に活性な分子が薬剤を含む請求項第８８項に記載の方法。９３．該薬剤が抗生物質を含む請求項第９２項に記載の方法。９４．該抗生物質がバンコマイシンである請求項第９３項に記載の方法。９５．該生物学的に活性な分子が蛋白質を含む請求項第８８項に記載の方法。９６．該薬剤が成長因子である請求項第９２項に記載の方法。９７．該成長因子がＴＧＦ−βである請求項第９６項に記載の方法。９８．該薬剤が抗炎症剤である請求項第９２項に記載の方法。９９．該薬剤が鎮痛薬である請求項第９２項に記載の方法。１００．乾燥により該酸化物が下記の重量パーセントで存在する請求項第９０項に記載の方法：約６０から約１００％のケイ素；約４０％までのカルシウム；および約１０％までのリン。