(57)【要約】【課題】圧縮強度が高く、生体組織への接着性に優れ椎体形成術に好適な接着性骨補填剤を提供する。【解決手段】下記成分：  ａ．末端にアミノ基を有する分岐アルコールのポリエチレングリコールエーテル  ｂ．クエン酸トリススクシンイミジル及び／又はクエン酸トリススルホスクシンイミジル  ｃ．α‐リン酸三カルシウム粒子  ｄ．ヒドロキシアパタイトナノ粒子  ｅ．緩衝液を含む接着性骨補填剤であって、  [成分ｃ＋成分ｄ]（重量％）が該接着性骨補填剤総重量の５５〜７５重量％であり、且つ、  [成分ｄ／成分ｃ]（重量比）が１／９９〜１５／８５である接着性骨補填剤。【選択図】なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
下記成分：
ａ．末端にアミノ基を有する分岐アルコールのポリエチレングリコールエーテル
ｂ．クエン酸トリススクシンイミジル及び／又はクエン酸トリススルホスクシンイミジル
ｃ．α‐リン酸三カルシウム粒子
ｄ．ヒドロキシアパタイトナノ粒子
ｅ．緩衝液
を含む、接着性骨補填剤であって
[成分ｃ＋成分ｄ]（重量％）が該接着性骨補填剤総重量の５５〜７５重量％であり、且つ、
[成分ｄ／成分ｃ]（重量比）が１／９９〜１５／８５である、
接着性骨補填剤。
【請求項２】
[成分ｂ／成分ａ]（当量比）が１．５〜９である、請求項１記載の接着性骨補填剤。
【請求項３】
成分ａの配合量が、接着性骨補填剤総重量の５〜１０重量％である、請求項１及び２記載の接着性骨補填剤。
【請求項４】
成分ａの分子量（Ｍｗ）が、10,000〜50,000である請求項１〜３のいずれか１項記載の接着性骨補填剤。
【請求項５】
成分ａが下記式（１）で表される、請求項１〜４のいずれか１項記載の接着性骨補填剤。
【化１】
2017086814.tif 000008
式（１）において、ｎ１〜ｎ４は２５〜２５０の整数であり、Ｒ１〜Ｒ４はＣ２〜Ｃ４アルキレン基である。
【請求項６】
成分ｃの平均粒径（Ｄ５０）が３．５μｍ〜９μｍである、請求項１〜５のいずれか１項記載の接着性骨補填剤。
【請求項７】
成分ｄの平均粒径（Ｄ５０）が１０ｎｍ〜１００ｎｍである、請求項１〜６のいずれか１項記載の接着性骨補填剤。
【請求項８】
該骨補填剤組成物が２剤型であり、第一剤が成分ａ及びｅを含み、第二剤が成分ｂ、ｃ及びｄを含む、請求項１〜７のいずれか１項記載の接着性骨補填剤。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明はリン酸カルシウムを含む接着性骨補填剤に関し、詳細にはα‐リン酸三カルシウムとヒドロキシアパタイトを所定割合で含み、組織への接着力及び圧縮強度に優れた硬化物を形成する骨補填剤に関する。
【背景技術】
【０００２】
椎体内部に骨補填剤を注入して骨の補強を行う椎体形成術が行われている。該骨補填剤としては主としてポリメタクリル系とリン酸カルシウム系がある。前者は速やかに硬化し整形が容易であるが、生体親和性を有しておらず、肺塞栓や脊髄損傷などの合併症状を起こすことが報告されている。後者におけるリン酸カルシウムは骨の生体材料であり生体親和性には問題ないものの、前者に匹敵する機械的強度を有しておらず、強度を高めるための研究が進められている。
【０００３】
本発明者は、リン酸カルシウム系骨補填剤の開発を進め、機械的強度を高めて術部隣接椎体骨の骨折の危険性を低減するために、種々の処方を提案した（例えば特許文献１）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】ＷＯ2014/142132号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上記骨補填剤の硬化物は、優れた曲げ強度を示すが、椎体形成術においては曲げ強度よりも圧縮強度が重要視される場合が多い。また、生体組織への接着性も重要である。そこで、本発明は、これらの観点から上記骨補填剤を改良することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明者は、前記骨補填剤の改良を進めるなかで、処方等の工夫により圧縮強度及び接着強度の点で顕著に改良できることを見出した。即ち、本発明は下記のものである。
下記成分：
ａ．末端にアミノ基を有する、分岐アルコールのポリエチレングリコールエーテル
ｂ．クエン酸トリススクシンイミジル及び／又はクエン酸トリススルホスクシンイミジル
ｃ．α‐リン酸三カルシウム粒子
ｄ．ヒドロキシアパタイトナノ粒子
ｅ．緩衝液
を含む、接着性骨補填剤であって
[成分ｃ＋成分ｄ]（重量％）が該接着性骨補填剤総重量の５５〜７５重量％であり、且つ、
[成分ｄ／成分ｃ]（重量比）が１／９９〜１５／８５である、
接着性骨補填剤。
【発明の効果】
【０００７】
上記本発明の接着性骨補填剤（以下「骨補填剤」という場合がある）は、圧縮強度及び接着強度に優れる。α‐リン酸三カルシウムは水和によりヒドロキシアパタイトとなって骨と一体化していく。従って、当初よりヒドロキシアパタイトを多く配合することにより強度の向上が図れることが予想され、事実、特許文献１ではヒドロキシアパタイトのα‐リン酸三カルシウムに対する割合を減らすと三点曲げ強度の減少が観察されている。しかし、圧縮強度の点では、該予想に反し、ヒドロキシアパタイトの割合を少なくした方が、良いことが分かった。また、そのようにα‐リン酸三カルシウムの相対量を増やすことにより、架橋剤及び硬化促進剤として作用するクエン酸トリススクシンイミジル及び／又はクエン酸トリススルホスクシンイミジルの濃度を上げることで、接着強度を指数的に向上させることができることも分かった。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】図１は、α‐リン酸三カルシウムの粒径による圧縮強度の変化を示すグラフである。
【図２】図２は、[ヒドロキシアパタイト／（ヒドロキシアパタイト＋α‐リン酸三カルシウム）]（％）による、圧縮強度の変化を示すグラフである。
【図３】図３は、[ヒドロキシアパタイト／（ヒドロキシアパタイト＋α‐リン酸三カルシウム]（％）による、注入性（インジェクタビリティ）の変化を示すグラフである。
【図４】図４は、[クエン酸トリススクシンイミジル及び／又はクエン酸トリススルホスクシンイミジル／末端にアミノ基を有する、多価アルコールのポリアルキレングリコールエーテル]（当量比）による、接着強度の変化を示すグラフである。
【図５】図５は、接着強度試験後の象牙基材表面の電子顕微鏡写真（×２５０）である。
【図６】図６は、接着強度試験後の象牙基材断面の電子顕微鏡写真（×２５０）である。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
本発明の接着性骨補填剤は、下記成分を含む：
ａ．末端にアミノ基を有する、多価アルコールのポリアルキレングリコールエーテル
ｂ．クエン酸トリススクシンイミジル及び／又はクエン酸トリススルホスクシンイミジル
ｃ．ヒドロキシアパタイト
ｄ．α‐リン酸三カルシウム、及び
ｅ．緩衝液。
以下、成分毎に説明する。
【００１０】
＜成分ａ．末端にアミノ基を有する、多価アルコールのポリアルキレングリコールエーテル＞
成分ａ（以下「ａ．ポリエーテル」と示す場合がある）は、多価アルコールのポリエチレングリコールエーテルであって、該ポリエチレングリコール鎖の末端にアミノ基を備えるポリマーである。多価アルコールとしては、２〜６価のアルコール、例えばエチレングリコール、プロピレングリコール、ネオペンチルグリコール、グリセリン、トリメチロールプロパン、ペンタエリスリトール、及びソルビトールが挙げられ、これらのうち３価以上のアルコールが好ましく、グリセリン、ペンタエリスリトールが特に好ましい。
【００１１】
ポリアルキレングリコールとしては、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール、及びこれらの混合物が挙げられ、これのうちポリエチレングリコールが好ましい。
【００１２】
末端のアミノ基は、各エーテル鎖の末端部に存在し、第一級、第二級、又は第三級アミノ基であってよい。反応性の点で、好ましくは第一級アミノ基である。
【００１３】
成分ａはその分子量（Ｍｗ）が、5,000〜100,000であることが好ましく、10,000〜30,000であることがより好ましい。なお、多価アルコールの各水酸基と反応して延びる各ポリアルキレングリコールエーテル鎖は、互いに同じ鎖長である必要はない。
【００１４】
成分ａとしては、例えばWO2010／070775号記載のテトラアミン‐ポリエチレングリコール（ＴＡＰＥＧ）を使用することができ、そのうち下記式（１）で表されるポリマーが好ましい：
【化１】
2017086814.tif 000002
式（１）において、ｎ１〜ｎ４は、２５〜２５０の整数であり、好ましくは５０〜１５０の整数である。ｎ１〜ｎ４は同一であってもよい。Ｒ１〜Ｒ４はＣ２〜Ｃ４アルキレン基であり、好ましくはＣ３アルキレン基である。該ポリマーは生体親和性が高く臨床実績もある。
【００１５】
＜成分ｂ．クエン酸トリススクシンイミジル及び／又はクエン酸トリススルホスクシンイミジル＞
成分ｂ（以下「ｂ．クエン酸」と示す場合がある）は、成分ａ．ポリエーテルの架橋剤として作用すると共に、スクシンイミジル基もしくはスルホスクシンイミジル基が脱離した後に硬化促進剤として作用し、成分ｄ．リン酸カルシウムの水和硬化を促進する。これらの化合物についても、生体親和性に優れることが確認されている。
【００１６】
上述のとおり、成分ｂは架橋剤と硬化促進剤との両作用を有する。後述の実施例で示すように、成分ｂの配合量を上げていくと硬化物の接着性が顕著に増加する。但し、多くなり過ぎると、生体への刺激が懸念されるので、該刺激が起こらない範囲において、最大量含まれていることが好ましい。
【００１７】
＜成分ｃ．α‐リン酸三カルシウム粒子＞
α‐リン酸三カルシウム（以下「α‐ＴＣＰ」と表す場合がある）は、式：Ｃａ３（ＰＯ４）２で表され、後述する成分ｅ．緩衝液及び生体内の水分と反応してヒドロキシアパタイトを経由して水和硬化体となる。α‐リン酸三カルシウムの平均粒径（Ｄ５０）は小さいことが好ましいが、３．５μｍ未満となると入手困難であり、また、ハンドリングも若干難しくなる。従って、実際上、平均粒径は、３．５μｍ〜９μｍ、好ましくは３．５μｍ〜６μｍである。なお、α‐ＴＣＰ粒子は、本発明の目的を阻害しない範囲で、その表面がシラン化合物等で処理されていてもよい。
【００１８】
＜成分ｄ．ヒドロキシアパタイトナノ粒子＞
ヒドロキシアパタイト（以下「ＨＡｐ」と表す場合がある）は、式：Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２で表され、骨の主成分でもある。本発明で使用するナノ粒子としては、球形状であり、平均粒径（Ｄ５０）が１０ｎｍ〜１００ｎｍであるものが好ましく、より好ましくは１０ｎｍ〜５０ｎｍである。
【００１９】
該ナノ粒子には、骨形成能をより促進するために、金属が添加もしくはドープされていてよい。該金属としては、亜鉛、チタン、ストロンチウム、銅、及び銀が挙げられる。これらの金属は、塩の形態、例えばリン酸塩、の形態でナノ粒子上に添加され、その量としては、ヒドロキシアパタイトに対して、約０．０１〜０．５ｍｏｌ％であることが好ましい。
【００２０】
＜成分ｅ．緩衝液＞
緩衝液は、成分ｃ．α‐リン酸三カルシウム粒子を硬化させる作用だけでなく、骨補填剤に流動性を与えて、適用箇所への注入性（インジェクタビリティ）を向上する。該緩衝液としては、そのｐＨが５．８〜８．０、好ましくは７．０〜８．０であれば、任意のものであってよい。例えばリン酸緩衝液、Tris 緩衝液、HEPES緩衝液、ホウ酸緩衝液が挙げられ、好ましくはリン酸緩衝液が使用される。
【００２１】
＜その他添加剤＞
上記成分に加えて、本発明の骨補填剤は、慣用の添加剤を本発明の目的を阻害しない量で含むことができる。該添加剤としては、界面活性剤、粘度調整剤、抗菌剤、色素、酸化防止剤等が挙げられる。
【００２２】
上記各成分の配合量については以下のとおりである。先ず、成分ｃ．α‐リン酸三カルシウム粒子及び成分ｄ．ヒドロキシアパタイトナノ粒子は以下の関係：
[成分ｃ＋成分ｄ]（重量％）が骨補填剤総重量の５５〜７５重量％、且つ、
[成分ｄ／成分ｃ]（重量比）が１／９９〜１５／８５、
を満たす。
上記関係を満たす場合、圧縮強度及び接着強度に優れた硬化物となる。好ましくは、[成分ｃ＋成分ｄ]（重量％）が骨補填剤総重量の５９〜６７重量％であり、[成分ｄ／成分ｃ]（重量比）が２／９８〜４／９６である。
【００２３】
成分ａ．ポリエーテルの配合量は、骨補填剤総重量の５〜１０重量％が好ましく、５〜８重量％であることがより好ましい。
【００２４】
成分ａ．ポリエーテルと成分ｂ．クエン酸は、[成分ｂ／成分ａ]（当量比）が０．８以上であれば硬化物を得ることができるが、好ましくは該当量比が１．５〜９であり、より好ましくは１．９〜９である。該当量比が１．５以上において、硬化物の接着強度が顕著に向上する。これは、ポリエーテルによる架橋密度の上昇と、α‐ＴＣＰの水和硬化の上昇の相乗効果が得られるためであると考えられる。
【００２５】
成分ｅ．緩衝液の配合量は、[成分ｃ＋成分ｄ]を分散させたときの、骨補填剤の注入性（インジェクタビリティ）及び塗布性を考慮して、適宜調整することが好ましい。典型的には、[成分ｃ＋成分ｄ]／[成分ｅ]（重量／体積）が、１．５／１〜３／１、好ましくは２／１〜２．５／１である。
【００２６】
本発明の骨補填剤は上記各成分を上記量比となるように秤取り、公知の混合又は混練手段、例えば、ニーダー、ロール、エクストルーダー、プロペラミキサー、ハイスピードミキサー、ディゾルバー、ホモジナイザー等により混合することによって作ることができる。混合する順序に限定はなく、例えば成分ａ．ポリエーテルのみを成分ｅ．緩衝液中に溶解し、他の成分を該溶液に添加して混練することにより調製してもよい。
【００２７】
骨補填剤の調製から使用までの保存期間が長い場合には、２剤型として供することが好ましい。その場合、例えば成分ａと成分ｅを液状の第一剤とし、成分ｂを、成分ｃ及びｄと共に紛体状の第二剤として供し、使用直前に両者を混合してもよい。或いは、成分ｅ．緩衝液を第一剤と第二剤の双方に分けて配合し、第二剤も液状、例えば分散液の形態にして、両者を夫々シリンジによって、同時に患部に適用してもよい。
【００２８】
該骨補填剤は、骨折部、骨欠損部に塗布又は注入することにより適用される。術後、Ｘ線検査等により目的とした箇所に補填されていることを確認する。骨欠損等の程度にも依存するが、接着強度の変化を見ると、５分で約７０〜８０％硬化し、約６時間で９０％以上硬化し、１７時間以上放置しても接着強度の有意な上昇はなかった。実際には組織中に水分が存在するので、数十分で問題のない硬度に達するものと考えられる。
【実施例】
【００２９】
以下、本発明を実施例により説明するが、本発明はこれらに限定されるものではない。
【００３０】
[参考例１〜３]
成分ｃ．α‐リン酸三カルシウムの平均粒径の影響を調べるために、成分ｄを配合せずに、成分ｃの粒径のみを変えたときの硬化物の圧縮強度の変化を調べた。
＜骨補填剤の調製＞
表１に示す組成で各成分を混合して骨補填剤を調製した。最初に、成分ａを成分ｅに溶解して溶液とし、該溶液に残りの成分を添加して混合した。結果を表１及び図１に示す。
各成分の詳細は以下のとおりである。
成分ａ．テトラアミン‐ポリエチレングリコール（ＴＡＰＥＧ），Ｍｗ20，000
成分ｂ．クエン酸トリススクシンイミジル
成分ｃ．α‐リン酸三カルシウム、Ｄ５０：３．５μｍ、４．４μｍ、８．８μｍ
成分ｅ．リン酸緩衝液、ｐＨ：７．０
【００３１】
＜圧縮強度の測定＞
調製した骨補填剤を円柱形状の型に注入し、飽和水蒸気雰囲気の３７℃のインキュベーター中で２４時間放置した後、型から取り出し、直径６ｍｍ、高さ１２ｍｍの円柱形状の硬化試料を得た。オートグラフ（島津製作所製）を用いて、クロスヘッド速度０．５ｍｍ／分で、圧縮強度を測定した。結果を表１及び図１に示す。
【表１】
2017086814.tif 000003
【００３２】
上記結果から、α‐リン酸三カルシウムの平均粒径が小さくなるにつれ急激に圧縮強度が増すことが分かる。しかし、取扱い性の点から、粒径が３．５μｍ以上であることが好ましいと判断された。従って、以下の全ての実験において、粒径が３．５μｍのものを用いた。
【００３３】
［実施例１〜６、比較例１〜１８］
[成分ｃ＋成分ｄ]及び[成分ｄ／成分ｃ]の、圧縮強度及び注入性（インジェクタビリティ）に対する影響について検討した。
＜骨補填剤の調製＞
表２〜４の各組成で各成分を混合して骨補填剤を調製した。最初に、成分ａを成分ｅに溶解して溶液とし、該溶液に残りの成分を添加して混合した。
各成分の詳細は以下のとおりである。
成分ａ．テトラアミン‐ポリエチレングリコール（ＴＡＰＥＧ），Ｍｗ20，000
成分ｂ．クエン酸トリススクシンイミジル
成分ｃ．α‐リン酸三カルシウム、Ｄ５０：３．５μｍ
成分ｄ．ヒドロキシアパタイトナノ粒子、球状、Ｄ５０：４０ｎｍ
成分ｅ．リン酸緩衝液、ｐＨ：７．０
【００３４】
圧縮強度については、上述のとおりに行い、注入性については以下の方法で評価した。
＜注入性の測定＞
調製した骨補填剤の１ｍＬを２．５ｍＬのプラスチック製ルアーロックシリンジに充填した。該シリンジをオートグラフにセットし、該シリンジのプランジャーをクロスヘッド速度２４ｍｍ／分でプランジャーの押し出す力が２５０Ｎになるまでマイクロチューブ内に押し、排出された骨補填剤量の体積の割合（％）から注入性を求めた。結果を表２〜４に示す。表中、各データは３回繰り返した平均値であり、「−」は、データを取らなかったことを示す。
【００３５】
【表２】
2017086814.tif 000004
【表３】
2017086814.tif 000005
【表４】
2017086814.tif 000006
【００３６】
圧縮強度の結果を図２に、注入性の結果を図３に示す。これらの図において、横軸は、[成分ｄ／（成分ｃ＋成分ｄ）]（％）を表し、例えば１０％は、[成分ｄ／成分ｃ]＝１０／９０に相当する。これらの図から、 [ｄ／ｃ]（重量比）が５／９５以下である場合、圧縮強度及び注入性の両者の点で、優れることが分かる。
【００３７】
[実施例７〜１０、比較例１９〜２２]
成分ｂ．クエン酸以外の成分の配合量をほぼ固定した状態で、[成分ｂ／成分ａ]（当量比）による硬化物の接着強度の変化を調べた。
＜骨補填剤の調製＞
表５に示す組成で各成分を混合して骨補填剤を調製した。最初に、成分ａを成分ｅに溶解して溶液とし、該溶液に残りの成分を添加して混合した。
各成分の詳細は以下のとおりである。
成分ａ．テトラアミン‐ポリエチレングリコール（ＴＡＰＥＧ），Ｍｗ20，000
成分b．クエン酸トリススクシンイミジル
成分ｃ．α‐リン酸三カルシウム、Ｄ５０：３．５μｍ
成分ｄ．ヒドロキシアパタイトナノ粒子、球状、Ｄ５０：４０ｎｍ
成分ｅ．リン酸緩衝液、ｐＨ：７．０
【００３８】
さらに、比較例２１として、バイオペックス（商品名：リン酸カルシウム系骨セメント）及び比較例２２としてエンデュランス（商品名：ポリメタクリル系骨セメント）を用いた。
【００３９】
＜接着強度の測定＞
直径６ｍｍの象牙切片上に４×５×１２ｍｍのテフロン（登録商標）製の型を置き、その中に各骨補填剤を注入して、室温で２４時間放置して、骨補填剤硬化物試験片を作製した。テクスチャーアナライザー（TA.XT Plus、英弘精機社製、剥離速度０．１ｍｍ／秒）を用いて、該硬化物試験片と象牙切片との接着強度を測定した。試験はｎ＝６で行い、平均値を算出した。
【００４０】
結果を表５及び図４に示す。成分ｂを含まない骨補填剤（比較例１９）では硬化物と象牙切片が接着しなかった。接着強度は、[ｂ／ａ]（当量比）が２を超えると急激に上がり、約８．５でほぼ飽和した。なお、バイオペックス（比較例３）及びエンデュランス（比較例４）は、象牙切片とほとんど接着せず、接着強度を測れなかった。
【表５】
2017086814.tif 000007
【００４１】
＜剥離強度測定後の象牙切片の電子顕微鏡（ＳＥＭ）観察＞
接着試験後の象牙表面の電顕画像を図５（×２５０）に、象牙切片の断面の電顕画像を図６（×２５０）に示す。
図５より、成分ｂの量が低濃度から高濃度になるにつれ、残存する骨補填剤硬化物の形状が粒状から塊状へと変化し、塊の大きさも大きくなった。実施例９及び１０では、象牙切片一面に硬化物が残存しており、骨補填剤硬化物の凝集破壊強度より接着強度が勝ったことが分かる。
一方、バイオペックス（比較例２１）は、少量の硬化物が粒子の状態で残存しており、エンデュランス（比較例２２）では、全く残存硬化物が見られなかった。
図６に示す断面のＳＥＭ観察においても同様の結果を示し、成分ｂが低濃度では粒状もしくは小さな塊状で接着し、硬化物が接着していない面も存在していた。成分ｂの濃度が上がるにつれ全面に硬化物が残存し、その厚さも増し、界面剥離から凝集破壊へと変化したことが分かる。
【産業上の利用可能性】
【００４２】
本発明の骨補填剤は、接着強度及び圧縮強度に優れ、骨の補強を行う椎体形成術に好適に使用される。
【図１】
2017086814.tif 000009
【図２】
2017086814.tif 000010
【図３】
2017086814.tif 000011
【図４】
2017086814.tif 000012
【図５】
2017086814.tif 000013
【図６】
2017086814.tif 000014