(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
分子量１０００〜３０００であり、
６００から１５０，０００Ｐａの接着強度を有し、
２５℃において０．０１〜５００ｍｇ／ｍｌの水溶解度によって特徴づけられるα−ヒドロキシカルボン酸のターポリマーを含んでなる組織修復用感圧接着剤であって、
該ターポリマーがポリ（ラクチド／グリコリド／カプロラクトン）ターポリマーであり、
３５〜４５％ラクチド、３５〜４５％グリコリド、１０〜３０％カプロラクトンを含むことを特徴とする、組織修復用感圧接着剤。
【請求項２】
前記ターポリマーのガラス転移温度が０℃未満である請求項１記載の組織修復用感圧接着剤。
【請求項３】
さらに充填剤を含む請求項１記載の組織修復用感圧接着剤。
【請求項４】
さらに生物学的活性物質を含む請求項１記載の組織修復用感圧接着剤。
【請求項５】
前記充填剤が骨片、燐酸三カルシウム、ヒドロキシアパタイト、小腸粘膜下組織、バイオグラス顆粒、合成ポリマー、炭酸カルシウム、硫酸カルシウムおよびコラーゲンからなる群から選択される請求項３記載の組織修復感圧接着剤。
【請求項６】
前記生物学的活性物質が成長因子である請求項４記載の組織修復用感圧接着剤。
【請求項７】
前記成長因子が線維芽細胞成長因子、形質転換成長因子、骨形態発生タンパク質、上皮成長因子、血小板由来成長因子またはインスリン様成長因子からなる群から選択される請求項６記載の組織修復用感圧接着剤。
【発明の詳細な説明】
発明の概要
生体適合性かつ生体内受食性ポリマーを含んでなる組織修復用基質において、本発明は、上記ポリマーが約２５℃において約０．０１から約５００ｍｇ／ｍＬの水溶解度、および約６００から約１５０，０００Ｐａの接着強度を有し、前記基質を組織付着性にするという改良を提供する。このような基質の１つは、ガラス転移温度が０℃未満であるポリマーを含める。改良基質は骨および軟骨などの組織の修復および生物化学的活性物質の投与のために有用である。
これらの改良基質はさらに充填剤、生物学的活性物質またはその両方を含むことができる。
さらに別の態様では、本発明は（ａ）約６００から約１５０，０００Ｐａの接着強度を示す生体適合性かつ生体内受食性ポリマーと、（ｂ）充填剤と、（ｃ）生物学的活性剤とを含んでなる組織修復用感圧接着剤を提供する。さらに、本発明は約６００から約１５０，０００Ｐａの接着強度を示すα−ヒドロキシカルボン酸ターポリマーを含んでなる組織修復用感圧接着剤を提供する。
本発明は骨または軟骨に本発明のインプラント基質を適用することを含む骨または軟骨修復法にも関係する。
生体内受食性インプラント基質を用いる骨または軟骨修復法において、本発明はさらに、本発明の組織付着性インプラント基質を用いて欠損部を修復することを含む改良を提供する。
また別の態様においては、本発明は生物学的活性物質を生理学的環境へ放出する場合に使用するために製造される移植可能製品に関係し、前記製品は本発明のインプラント基質中に分配される生物学的活性物質を含んでなる。
実施態様の詳細な説明
本発明は生体適合性かつ生体内受食性ポリマーを含む組織修復用基質における改良に向けられている。改良の一つにおいて前記基質は、約２５℃で約０．０１から約５００ｍｇ／ｍＬの水溶解度を有し、接着強度が約６００から約１５０，０００Ｐａであるポリマーを含み、その結果上記基質は組織付着性である。このような基質の１つは、ガラス転移温度が０℃未満であるポリマーを含む。改良基質はさらに充填剤または生物学的活性物質、またはその両方を含むことができる。改良基質の特に有用な特性は、その基質が骨または軟骨のような組織に粘着することである。その上、前記基質はドーまたはパテのようなきめの細かい感触を有する。そのため、それは修復を必要とする部位に適合するように成形するのに特に適する。
また別の態様においては、本発明は（ａ）約６００から約１５０，０００Ｐａの接着強度を示す生体適合性かつ生体内受食性ポリマーと、（ｂ）充填剤と、（ｃ）生物学的活性物質とを含んでなる組織修復用感圧接着剤を提供する。さらに、本発明は約６００から約１５０，０００Ｐａの接着強度を示すα−ヒドロキシカルボン酸のターポリマーを含む組織修復用感圧接着剤を提供する。
本発明のインプラント基質および接着剤は、セメントとして人工装具の骨と接触する表面に適用できる。もしくは充填剤として骨の欠損や空洞部分または軟骨表面の周囲や中へ挿入できる。その基質または接着剤は生体内で徐々に分解する。その生体内分解につれて、発達しつつある骨または軟骨組織がそれを置換し、組織を自然に治癒させる。こうしてそれは骨または軟骨の治療または修復のための有効な手段を提供する。
前記基質または接着剤がさらに生物学的活性物質を含む場合は、それは生物学的活性物質の放出のための貯蔵装置として役立つ。その活性物質の放出は、前記基質または接着剤が移植後に生体内で分解するにつれておきる。
骨または軟骨修復を容易にし、生物学的活性物質、例えば成長因子などを供給できる修復基質を開発するための多くの試みが行われている。このような基質があれば骨グラフトの代わりに用いることができる。これまでは、コラーゲンなどの天然生成物からなる基質のみが有望であった。しかしコラーゲンは基準に適合するように製造および調節することがむずかしい。その上、コラーゲンは成形および／または取扱がむずかしいため、外科医たちはコラーゲン基質では満足していない。
骨グラフトに代わるその他のアプローチは、一般的生体内吸収性ポリマー、セラミックス、例えば燐酸三カルシウム（ＴＣＰ）、天然ポリマー、例えばコラーゲン、プロテオグリカン、澱粉、ヒアルロン酸など、そして改質骨基質を含める。今日までのこれらの努力は、（ａ）治癒を妨害し、（ｂ）マイナスの組織反応を誘起し、（ｃ）滅菌できず、（ｄ）使用しにくく、または（ｅ）監督官庁が満足するように作られていないデリバリー基質を製造したに過ぎなかった。
例えば、一つのアプローチは成長因子を投与するために、従来の生体内受食性ポリマー、例えばポリラクチド−コ−グリコリド（ＰＬＧ）などを用いることであった。しかし、成長因子を不活性化せずにＰＬＧを成長因子と一つにすることは非常にむずかしかった。その他の欠点としては、移植した際にＰＬＧが骨治癒反応を阻止し、時には無菌の洞管および炎症を生じ、周囲骨を破壊することであった。
有効な骨修復基質を開発するもう一つのアプローチは、例えばＴＣＰのようなセラミックに吸収させた骨成長因子を移植することを含んでいた。これに関する問題は、ＴＣＰ粒子が欠損部領域から非常に速やかに移動し、成長因子を効果的に供給できないことであった。
これまでに試みたデリバリーシステムに関する主な問題は、手術前に生体内受食性材料を成長因子と混合できないことである。手術直前、または手術中にデリバリー基質を生物学的活性物質と混合することは非常にわずらわしく、一貫しない結果に導く可能性がある。
本発明の生体内受食性基質および接着剤がそのデリバリーシステムに関した諸問題の幾つかを解決し、成長因子等の生物学的活性タンパク質の送達に特に有用である。なぜならばこのポリマー成分はタンパク質と相容性のある溶媒類に溶解するからである。そのため生物学的活性成分をポリマー接着剤基質に前もって、すなわち外科手術の十分前に、生物学的活性成分を不活性化することなく、生成物を滅菌するなどの、容認できる基準条件下で処方することができる。そのため、本発明の粘着性生成物を用いてデリバリーシステムを作る場合の品質管理は、著しく改善された。
本発明のポリマーインプラント基質および接着剤のその他の利点は、in vivoにて生体適合性かつ生体内受食性であることである。生体適合性とは、ポリマーが無毒性、非変異誘発性であり、せいぜい最小から中程度の炎症反応を誘発するに過ぎない。生体内受食性とは、本発明のポリマーが、存在する生化学的経路によって体に利用され、或いは体から排除される生成物に埋め込まれた後、分解するかまたは吸収されることを意味する。
本発明の基質は、約３時間から約２年の期間内に生体内で受食される。この期間は所望用途によって種々異なる。好適期間は約１日から約１カ月である。その他の好適期間は約２週間から約３カ月である。生体内受食期間は、標準的組織学的方法を用いてポリマーがもはや移植部位に検出されなくなる時までである。
こうして、本発明のポリマーインプラント基質の重要な利点は、時間の経過につれて基質は分解し、体内に吸収されるため、基質を除去するための２回目の手術的処置が必要ないことである。
本発明の改良基質に有用な粘着性生体内受食性ポリマーの必要な特徴の一つは、水溶性であることである。ポリマーは約２５℃（周囲温度）で約０．０１から約５００ｍｇ／ｍＬ、典型的には約０．１から約５００ｍｇ／ｍＬの溶解度で水に溶解し、水１ｍＬに約５から約４００ｍｇ溶解するのが好ましい。
ある研究者達は、ポリ（α−ヒドロキシカルボン酸）インプラントを用いた動物において無菌壊死、炎症または洞管を報告した。一般的に、これらの副作用はポリマーの分解による局所的アシドーシスによって起きたと考えられる。より可溶性であるイオノマー型のポリマーを使用すると、ポリマーは溶解し、多量の酸性分解物が生成する前に希釈または運び去られるため、移植部位における局所的アシドーシスの発生の危険を回避することができる。
この水溶性によりポリマーが移植基質表面で血清によってより速やかに溶解し、その後周囲の体液に分布することができ、移植部位から運搬されて離れた部位で加水分解される。或るポリマーの加水分解は局所的ｐＨ勾配を形成し、局所的細胞増殖に不都合である場合があるため、この特徴は重要である。移植部位で起きる加水分解は、基質表面に加水分解物の不自然な濃度（および高められた酸性度）を作り出す。このような酸性度は進行しつつある組織修復を妨害しやすい。そこで本発明の改良基質に用いられる水溶性ポリマーは、インプラント表面における細胞生育性および増殖のための局所的環境を最適化する諸条件を備えている。
本発明の基質に用いられる幾つかのポリマーやポリエステルはガラス転移温度（Ｔｇ）が０℃未満である。充填剤とともに用いるとき、０℃未満のＴｇを有するポリマーはすぐれた取扱適性を有する。
本発明の基質および接着剤に使用するためのポリマーすべてに必要な特性は、接着力の閾値である。接着力はインプラント性能を最適化するために重要であることが判明した。接着力はポリマー特性と相関づけることはむずかしいが、実験的に容易に評価できる固有の特性である。接着力はポリマータイプ、すなわちモノマー類を結合する共有結合の性質、分子量および固有構造、並びに基質が接着するその表面の性質などを含む種々様々のポリマーパラメーターから誘導される特性である。熟練せる当業者は、公知の方法、例えば以下の例に示すような技術を用いて容易に接着性を評価することができる。
本発明の基質および接着剤に用いられるポリマーは種々の基質、例えばガラスのような乾燥基質、および湿性組織を模したガラスの上に置いた水膨潤ポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート）（“ｐＨＥＭＡ”）に接着性を示す。典型的には、ポリマー類は約１，０００から約１５０，０００Ｐａ、好適には約１０，０００から約４０，０００Ｐａ、最も好適には約１２，０００から約１６，０００Ｐａのガラス基質上の最大応力に耐える。ポリマーは約６００から約９０，０００Ｐａ、好適には約２，５００から約４０，０００Ｐａ、そして最も好適には約５，５００から約８，５００ＰａのｐＨＥＭＡ基質上の最大応力に耐える。こうして接着強度の範囲は約６００から約１５０，０００Ｐａまでである。
これらポリマーは約６０℃以下の温度で手によって成形できる。典型的にはそれらは約４から約６０℃、好適には約１５から約５０℃で、最も好適には約２０から約３０℃で成形できる。選択された温度における成形適性度は選択ポリマーの特性並びにその分子量に依存する。ポリマーを含む基質は体内に移植された後も成形可能である。
種々のポリマー類が本発明の基質および接着剤に用いられる。それらのポリマーは生体適合性で、速やかに生体内で分解されて新しい組織に置換されなければならない。それらポリマーはホモポリマー、ターポリマー、コポリマー、ブロック コポリマー、またはポリマーの配合体である。生体内受食性ポリマーにはポリ酸無水物類、ポリオルトエステル類、ポリエステル類（ポリ乳酸（ＰＬ）、ポリグリコール酸（ＰＧ）、ポリヒドロキシ酪酸、ポリリンゴ酸、ポリグルタミン酸およびポリラクトン類など）およびポリ（アミノ）酸が含まれる。
本発明の基質および接着剤に特に有用なポリマー型の１つは、ポリエステルイオノマーである。より詳細に述べるならば、一般式ＲＯ〜ＰＥ〜ＣＯＯＨまたはＨＯＯＣ〜ＰＥ〜ＣＯＯＨを有する生体内受食性カルボキシ末端ポリエステルの無毒性塩である。上記式中、Ｒは水素またはＣ1−Ｃ4アルキルおよび〜ＰＥ〜は二価のポリエステル残基である。上記ポリエステルは、生体適合性ヒドロキシ酸、例えば乳酸、グリコール酸、ε−ヒドロキシカプロン酸、およびγ−ヒドロキシ吉草酸のホモポリマー、コポリマー、またはターポリマーを含める。或いは、ポリエステルは多価アルコールおよび生体適合性ポリカルボン酸の共重合を用いて形成できる。最も典型的にはコポリマーは、生体適合性のための二価アルコール、例えばプロピレングリコール、と生体適合性ジカルボン酸との間で形成される。これらのポリエステルイオノマーを作るために有用なポリエステルを形成するための代表的カルボン酸は、クレプスサイクル中間体、例えばクエン酸、イソクエン酸、ｃｉｓ−アコニット酸、α−ケトグルタール酸、琥珀酸、マレイン酸、オキサロ酢酸およびフマール酸を含める。このようなカルボン酸の多くは、所望ならばポリマーをさらに架橋することができる付加的官能価も有する。
前記ポリエステルは次のようにしてさらに改質することができる。すなわちこれらを例えば環状カルボン酸無水物と反応させて、残留ヒドロキシ官能基を、これらのポリエステルイオノマーの製造のために有用なカルボキシ末端の形に変える。
ポリエステルイオノマーを作るために用いるカルボキシ末端ポリエステルは、周囲温度で閾水溶解度が約０．０１から約５００ｍｇ／ｍＬ、好適には約０．５から約３５０ｍｇ／ｍＬになるように選択される。ポリエステル前駆体は重量平均分子量約４００から約１０，０００、より典型的には約１，０００から約５，０００を有する。これらの化合物を薬物学的に容認される塩基によって変換すると、カルボキシ末端ポリエステル前駆体に対して向上した水溶解度を有し、しかもその他のポリマー官能基も保有するポリエステルイオノマーが生成する。
ポリエステルイオノマーはモノ−またはビス−カルボキシ末端ポリエステルから作られる。一般的にはカルボキシ末端ポリエステルを有機溶媒に溶解し、生理学的に容認される塩基の化学量論量によって中和する。一実施態様において、中和は化学量論量より少ない塩基で行われ、カルボキシ末端ポリエステルとそれに対応するイオノマーを含む組成物を生成し、これらの成分比は中和の程度に依存する。ポリエステルイオノマーの形成に適した塩基はＩａ群またはＩＩａ群金属の水酸化物を含める。好適にはリチウム、ナトリウム、カリウム、マグネシウムおよびカルシウムの水酸化物、並びに生理学的に適合する塩形成アミンが含まれる。カルボキシ末端ポリエステルの中和後、生成したイオノマーを標準的分離法を用いて分離できる。そのイオノマーはインプラント基質および接着剤の製造に用いる前に乾燥するのが普通である。
カルボキシ末端ポリエステルは当業者には公知のポリエステル合成法を用いて作ることができる。このような化合物上の一個以上のカルボキシ末端はヒドロキシ官能ポリエステルと、化学量論量のＣ1−Ｃ6である無水琥珀酸等のジカルボン酸の環状無水物との反応によって形成できる。
ビス−ヒドロキシ官能ポリエステルは、プロピレングリコールまたはエチレングリコールのような二価アルコール開始剤と、１種類以上の環状ヒドロキシ酸エステル、例えばラクチド、グリコリドまたはカプロラクトンなどとの反応によって容易に形成される。このようなビス−ヒドロキシ官能ポリエステルと環状無水物との反応は、上記のイオノマーの製造に用いることができるビス−カルボキシ官能ポリエステルを生成する。
イオノマーの製造に用いるポリエステルプレポリマーは、典型的にはエステル生成反応を促進する金属触媒を用いる等の、当業者には公知のポリエステル生成反応の化学によって作ることができる。先行技術の方法の１つの問題点は、生成したポリエステルから金属触媒を除去するのが難しいことである。触媒の除去は、そのポリエステルを医学的用途に用いる場合は特に重要である。
ヒドロキシ酸のポリエステルは、対応する環状エステルとヒドロキシ官能開始剤とを高められた温度で実質的無水条件下で反応させることによって、高収量、高純度で、構造／官能価がよくコントロールされて作られることが判明した。こうして、ポリエステルを製造する好ましい１つの方法は、一価または二価アルコール等の開始剤と、少なくとも１種類の環状ヒドロキシ酸エステルとを実質的無水条件下で、高められた温度で反応させることからなる。反応は好適にはニート（無溶媒）で、温度約１００から１８０℃、より好適には約１２０から１６０℃で行われる。実質的無水条件とは、反応混合物から水を除去するための日常的努力が行われ、一般的には反応容器をあらかじめ加熱乾燥し、乾燥条件下で反応を行うなどの段階を含むことを意味する。
ポリエステルの構造は１種類以上の環状ヒドロキシ酸エステル反応体の選択、化学量論、およびより高い平均分子量を有する生成物に導く相対的に低い開始剤量と、より低い平均分子量を有する生成物に導く相対的に高い開始剤量によってコントロールされる。
ヒドロキシ官能開始剤は、Ｃ1−Ｃ4のアルカノール等の一価アルコール、もしくは二価または多価アルカノールのいずれでもよい。或いは、ヒドロキシ官能開始剤はグリコール酸等のヒドロキシ酸でもよい。生成物ヒドロキシ末端ポリエステルはカルボキシ末端ポリエステルに変換され、後者を用いて化学量論量の環状無水物との反応によってポリエステルイオノマーを作ることができる。
ポリエステルイオノマーの製造に用いるポリエステルポリマーを作る方法は、さらにカルボン酸無水物の存在下でも行われ、対応する環状カルボキシ末端ポリエステル化合物を直接提供することができる。反応はポリエステル製造のために上に記載した条件と同条件下で行われる。最も典型的には、反応はほぼ等量の一価アルコールの開始剤および環状無水物を用いて行われる。開始剤が二価アルコールの場合、環状無水物と開始剤との比は約２：１に高めるのが好ましい。
好ましいポリエステルイオノマーはラクチド、グリコリドおよびカプロラクトンまたはバレロラクトンから作られるものである。ラクチド／グリコリド／カプロラクトンのポリマー（ＰＬＧＣ）は特に有益である。分子量が約１，０００から３，０００の範囲のＰＬＧＣターポリマーは特に好ましい。ラクチドおよびグリコリドが各々、ターポリマーの約３５から４５％を構成し、カプロラクトンまたはバレロラクトンがターポリマーの約１０から約３０％を形成するターポリマーは特に有用である。
選択されたポリ（アミノ酸）は本発明の基質および接着剤において有用なポリマーのもう一つのタイプである。或る種のポリ（アミノ酸）は結合組織、例えば軟骨および骨などに接着性をあらわす。ポリ（アミノ酸）は（１）式Ｈ2Ｎ−Ｑ−ＣＯＯＲ2の典型的ポリ（アミノ酸）である。ここでＱは二価のポリペプチド残基で、Ｒ2はＨ、金属カチオンまたはアンモニウムであり、または（２）疑似ポリ（アミノ酸）である。
基質は各々が式Ｈ2Ｎ−Ｑ−ＣＯＯＲ2であらわされる２種類以上の異なるポリ（アミノ酸）を含むことができる。上記式中、
Ｑは１から３種のアミノ酸から形成される二価ポリペプチド残基である。
Ｑのアミノ酸成分は式ａＸ＋ｂＹ＋ｃＺによってあらわされる。
ここでａ、ｂ、およびｃはアミノ酸Ｘ、ＹおよびＺのそれぞれのモル分率をあらわし、ａ＝０から１、ｂ＝０から１、ｃ＞０、だがｃ＜１、ａ＋ｂ＋ｃ＝１．０である。
Ｘはグルタメート、アスパラギン、アスパルテートおよびグルタミンから選択される。
Ｙはリジンおよびアルギニンから選択される。そして
Ｚはシステイン、メチオニン、セリン、トレオニン、グリシン、アラニン、バリン、ロイシンまたはイソロイシンから選択される。
或いは、基質は二価または多価モノマーと、上記で定義された式Ｈ2Ｎ−Ｑ−ＣＯＯＲ2のポリ（アミノ酸）とを含んでもよく、ここでポリペプチドであるＱは１から３種のアミノ酸から形成される。
有用なポリアミノ酸を形成するために、様々なポリペプチドが種々の比率で用いられる。それらのポリペプチドはシグマケミカル社（Ｐ．Ｏ．Ｂｏｘ１４５０８，セントルイス，ミズーリ州，６３１７８）から市販されている。
しかし、幾つかのアミノ酸ホモポリマーは基質には有用でない。例えば、脂肪族側鎖を有するアミノ酸は生物学的表面に対して十分に相互作用しない。しかし、それらは鎖延長剤または調整剤として、システイン、メチオニン、セリンおよびトレオニンと共に共重合体に用いることができる。芳香族鎖を有するアミノ酸は体内拡散速度が低いため、選択ポリ（アミノ酸）の成分としては適切でない。ヒスチジンも生物学的表面との相互作用が限られているため適切な成分ではない。しかしヒスチジンはモノマーとしてポリアミノ酸と錯体化させるために用いることができる。
特定の二価または多価モノマーを、ポリ（アミノ酸）と組み合わせて基質に用いることができる。生理的ｐＨで２個以上の正電荷を担うアミノ酸、例えばリジン、アルギニン、またはヒスチジンは生理的ｐＨで負電荷を担うポリ（アミノ酸）と錯化合物を形成する。同様に２個以上の負電荷を担うアミノ酸、例えばアスパルテートまたはグルタメートは正電荷を担うポリ（アミノ酸）と錯化合物を形成することができる。
選択できる疑似ポリ（アミノ酸）において、ジペプチドモノマーは通常のペプチド結合以外の方法で共有結合する。使用に適した疑似ポリ（アミノ酸）は必要な接着性を有するものである。それらは例えばコーン（ｋｏｈｎ，  Ｊ．）とランガー（Ｌａｎｇｅｒ，  Ｒ．）の共著「α-L-アミノ酸の側鎖を巻き込む重合方法(Polymerization Reactions involving the Side Chains of α-L-Amino Acids), J. Amer. Chem. Soc., 109, 917(1987)」およびプラプラ（Ｐｕｌａｐｕｒａ，  Ｓ．）とコーン（ｋｏｈｎ，  Ｊ．）の共著「擬似ポリ（アミノ酸）に基づく生物学的材料：チロシン誘導ポリイミノカーボネートの研究（Biomaterials Based on “Pseudo”-Poly(Amino Acids): A Study of Tyrosine-Derived Polyiminocarbonates), J. Polymer Preprints, 31, 23(1990)」に記載された化学を用いて調整され、これらの各文献は本願に引用して援用する。疑似ポリ（アミノ酸）は単独でまたは典型的ポリ（アミノ酸）または異なる疑似ポリ（アミノ酸）と組み合わせて用いることができる。
上に論じたように、ポリマーの組成並びに分子量および物理的特性は変えることができる。化合物類を当業者に公知の材料を用いて、付加的強度またはその他の所望物理的特性にとって必要な場合にはそのポリマーに化合物類を混合し、またはそのポリマーと重合させ得ることは当業者は理解する。例えば、粘度を高めるＴＣＰまたはその他のセラミック型材料をその組成物に加えることができる。
ＰＬＧＣターポリマーのようなポリマー類の分解速度は末端基の変更によって変えることができる。例えばヒドロキシ末端を有するＰＬＧＣターポリマーは非常にゆっくりと分解する。それに対して、ヒドロキシ末端基の部分的に、例えば約４０から６０％が水酸化ナトリウムによって中和されたＰＬＧＣターポリマーは中程度に遅い速度で分解する。また、大部分のヒドロキシ末端基が例えば水酸化ナトリウムで中和されたＰＬＧＣターポリマーは、数日以内に分解する。代表的末端基はＯＨおよびＣＯＯＮａ+であるが、そのポリマーに配置できるイオンまたは官能基ならいずれも用いることができる。末端基の変化量は分解速度に劇的効果を与え得る。
末端基変化に加えて、分子量および組成物の変化を選択し、適切な組成物を作ることができる。分子量の増加は分解時間を延長し、または高分子量ポリマーに配合すると分解時間は延長し、低分子量ポリマーに配合するとその時間は短縮する。
一般的に、骨欠損修復のための基質を用いるときは、ポリマーは３時間から２年間以内に分解するように選択される。好適には、ポリマーは約１カ月以内で分解し、最も好適には約２週間以内で分解する。所望分解時間は、局所的組織の型、移植基質によって与えられる支持機能および、もしあれば、インプラント基質中の生物学的活性成分の性質および濃度等の修復部位の性質に依存する。目標分解時間には、ポリマー／充填剤の組み合わせの選択によって、個々に達することができる。
基質において、ポリマーを生物学的活性剤、１種類以上の充填剤、またはその両方と組み合わせてもよい。基質が充填剤を含む場合、普通は約１から約９０重量％、好適には約３０から約７０重量％、最も好適には約３５から約５０重量％の充填剤を含む。
充填剤は粒状、線維性、有機、無機、または有機および無機の混合物であってもよい。適切な充填剤は骨片、燐酸三カルシウム、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）、小腸粘膜（ＳＩＳ；１９９０年２月２０日発行の米国特許第４，９０２，５０８号、および１９９０年９月１１日発行の第４，９５６，１７８号に記載）、バイオグラス顆粒、合成ポリマー、炭酸カルシウム、硫酸カルシウムおよびコラーゲン、またはその他の細胞外基質化合物、またはこれらの種々の混合物を含める。
充填剤が粒状である場合、平均粒度は約２０から約２０００μｍ、より好適には約７５から約７００μｍ、最も好適には約１００から約５００μｍである。
上に論じたように、インプラント基質は１種類以上の生物学的活性物質を含むことができる。生物学的活性物質は、その周囲環境で生きている細胞に影響を与える化合物または物質であり、例えばそれは治癒過程を促進するように作用する。
本発明に使用するのに好適な生物学的活性物質は成長因子、成長因子結合タンパク質または細胞である。適切な成長因子の例としては、線維芽細胞成長因子、形質転換成長因子（例えばＴＧＦ−β1）、骨形態発生タンパク質、上皮成長因子、インスリン様成長因子または血小板由来成長因子があげられる。
成長因子結合タンパク質の例はインスリン様成長因子結合タンパク質（ＩＧＦＢＰ’ｓ）であり、例えばＩＧＦＢＰ’ｓ３および５などである。適切な細胞の例は骨髄細胞および間葉幹細胞を含める。生物学的活性物質は、移植時に骨欠損部位への骨生成を刺激または促進する骨形成剤でもよい。骨形成剤の例は脱塩骨粉、小分け（morselized）海綿骨、吸引（aspirated）骨髄、骨形成細胞およびその他の骨源を含める。
生物学的活性物質は抗菌物質であってもよい。有用な抗菌剤の例はゲンタマイシンおよびバンコマイシンを含める。
生物学的活性物質が基質または接着剤に含まれるとき、基質に対して約１０-5から約３３重量％、典型的には約１０-2から約２０重量％が組み込まれる。好ましい挿入率は約１０-1から約５重量％である。
生物学的活性物質が成長因子であるとき、一般的に基質重量に対して約１０-5から約１重量％の量が基質または接着剤に挿入される。細胞が活性成分であるときは、約０．５から約５０重量％の範囲である。脱塩骨、骨髄などのような作用物質を用いるときは、範囲は好適には約５から約９５重量％までである。ＴＧＦ−β1では好適範囲は基質重量に対して約１０-4から約０．０５重量％である。
生物学的活性成分のパーセントは、in vivoにおいて、移植された基質からその生物学的活性成分が、組成物の性質および用途によって一般的には約１日から約３０日以上の期間にわたり効果的に遊離するように決められるべきである。
上に論じたように、末端基や分子量または組成を変更する等のポリマーの変化によって、ＴＧＦ−β1等の生物学的活性物質の放出速度を変えることができる。
基質に加えられるその他の作用物質は、全血からの抽出物、濃縮赤血球、血漿（新鮮または新鮮凍結）、血清、皮膚、骨、軟骨、腱または微生物、そして合成タンパク質などがある。適切なタンパク質は、ケラチン、コラーゲン、アルブミン、グロブリン、ホルモン、酵素等の様々な種類のタンパク質のいずれでもよい。その物質は単純ペプチド、単純タンパク質、または糖タンパク質、ムコタンパク質、リポタンパク質、ヘムタンパク質、核タンパク質等の結合タンパク質でよい。
抗酸化剤も基質に含まれ得る。使用に適した抗酸化剤はトコフェロール、クエン酸、ブチル化ヒドロキシアニソール、ブチル化ヒドロキシトルエン、tert−ブチルヒドロキノン、没食子酸プロピル、アスコルビン酸ナトリウム、および食品医薬品局によって一般的に安全とみなされるその他の抗酸化剤を含める。
こうして、インプラント基質はポリマーを１種類以上の生物学的活性物質と任意にその他の賦形剤、例えば滅菌中における生物学的活性およびポリマー官能価の保留を最適化するための添加剤等を配合し、それからインプラント処方を外科的使用のために滅菌、包装することによって作ることができる。
滅菌は約１から約３ｍＲａｄのガンマ照射または電子線照射によって行うことができる。生物学的活性物質がタンパク質またはペプチドである場合、滅菌中、（１）アルブミンまたはゼラチン等の外来タンパク質、（２）没食子酸プロピル、３−tert−ブチル−４−ヒドロキシアニソール（ＢＨＡ）またはアスコルビン酸等の遊離ラジカル捕捉剤（抗酸化剤）を、生物学的活性ペプチドの照射誘起性分解を遅らせる有効量を処方において含めることにより、生物学的活性を最適化できる。滅菌は好適には低温、例えば−７０℃で行われる。
基質に生物学的活性ペプチドまたはタンパク質と共に充填剤を使用する場合は、生物学的活性化合物とアルブミンまたはゼラチン等の外来タンパク質との混合物を作成し、充填剤をポリマーに配合する前に充填剤をその組成物でコーティングするのが好都合である。
骨修復のための好適基質は下記を含める。
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本発明のインプラント基質は標準的処方技術を用いて製造することができる。基質が生物学的活性物質を含む場合は、ポリマーをその活性物質と混合、もしくはポリマーを用いて活性物質を被包してもよい。この場合も公知の方法、例えば混合、圧縮およびマイクロカプセル化などを用いる。
本発明は、生物学的活性物質を生理学的環境へ放出する場合に使用するための、本発明の生体適合性組織接着性インプラント基質と、１種類以上の生物学的活性物質とを含んでなる移植可能製品も提供する。生物学的活性物質が成長促進因子である移植可能製品が好適移植可能製品である。
骨および軟骨のような組織の修復に使用するための、そしてin vivoにおける生物学的活性物質のデリバリーシステムに使用するためのポリマーが記載されているとはいえ、これらの説明は例証的なものに過ぎず、決して制限するためのものではない。本発明の生体内受食性粘着性ポリマーには多くのその他の用途がある。
例えば、これらポリマーは骨腫瘍の治療に用いることができる。そのような治療は典型的には腫瘍および周囲の骨部分の切除を含み、その骨に大きい空洞を残す。自家骨（その患者の他の部位から摘出した骨）を用いる移植がこのような骨欠損を埋める一般的かつ容認された方法である。自家骨の使用は新しく伸びた骨を骨空洞に速やかに組み込むとはいえ、この方法は患者の骨を採取するために必要な外科的処置によって起きる異常と関係する。その上、若干の患者、特に骨粗鬆症患者では移植片としての使用に適する骨量が非常に制限されている。
別法として、同種移植片、すなわち他人から摘出した骨を骨移植材料として用いてもよい。しかしこのような同種移植片では、移植片提供患者からの感染症および未確認悪性細胞の移植患者への伝染、並びにあらゆる人々の間に存在する免疫学的障壁の問題等の危険がある。その上これらのプロセスは複雑で、大きい労力を要する。そのため本発明のインプラント基質は骨腫瘍のための従来の治療に対して明らかな改善をもたらす。
本発明の基質および接着剤に用いるポリマーは、一般的な固体よりもむしろ粘着性接着剤を形成するように作られるのが普通である。ポリマーを粒状充填剤と混合して生体適合性基質または接着剤を形成するとき、そのポリマーを用いて充填剤粒子をコーティングすることができる。適切な粒状充填剤の例はＴＣＰのようなセラミックである。粒子がポリマー接着剤でコーティングされると、それらは、外科的に骨欠損部に適合するように便利に成形できる自己接着性のドー様物質を形成する。タンパク質成長因子等の生物学的活性物質をその基質に含める場合は、ポリマー接着剤でコーティングする前の生体適合性固体充填剤粒子に生物学的活性物質を吸収させることができる。
本発明は生体内受食性インプラント基質を用いる骨または軟骨の修復法の改良にも関係し、その改良は本発明の組織粘着性基質を使用して骨または軟骨を修復することを含む。
好適改良は、基質が生物学的活性物質を含み、特にその生物学的活性物質が成長促進因子であるものである。
本発明の基質を用いて骨または軟骨を修復するとき、外科医、内科医またはその他の治療者は先ず最初に充填すべき空洞または孔の大きさ、または修復部位の寸法を測定し、適量のポリマー接着性基質を包装から取り出す。典型的にはその包装は、水蒸気と組成物中のポリマーとの接触を阻止するバリア包装であるが、その包装は多様な容器のいずれであってもよい。
包装から取り出した後、外科医は周囲温度で、接着性インプラント基質を修復部位に合う寸法に成形する。骨修復の場合、基質は充填される空洞や孔の寸法に成形される。結合組織修復の場合、修復部位の寸法へ合うように成形される。次に接着性基質が、骨または軟骨の修復実現に十分な時間、そこへ接着できるように、接着性基質を空洞または修復部位に適用する。外科医はその成形した基質を、損傷し、濡れていることが多い組織に押しつけるのが普通である。その基質は接着性を有するため、周囲の骨または結合組織に押しつけられると、くっつき、骨または組織の修復が実現されるのに十分な時間留まる。
その基質が生物学的活性物質を含むとき、普通は体内の或る部位に移植され、そこで或る濃度の生物学的活性物質が効果をもたらす。こうして、例えば空洞または骨欠損を含む骨粗鬆症性骨折の治療において、成長促進剤を含むインプラント基質をその骨欠損または空洞になじむように成形し、外科医がその部位に挿入する。同様に、基質を軟組織に移植または注入することができ、薬剤を持続的に放出させることができる。
製法
ポリ（ラクチド／グリコリド／ε−カプロラクトン）イオノマー
測定機器。ゲル透過クロマトグラフィー（ＧＰＣ）を用いてポリマー試料の分子量および分子量分布（Ｍｗ／Ｍｎ）をポリスチレン標準物質（ポリサイエンス社）に対して測定した。装置の構造はストリー（R.F.Storey）およびヒッキー（T.P.Hickey）（J.Polymer Sci.,３１，１８２５，（１９９３））によって記載された。本明細書を通して、特に記載がない限り、分子量は重量平均分子量を指す。
一般的方法
１．  酸末端ポリマーの合成
ガラス器具を１４５−１５５℃で２４時間乾燥し、ゴム栓を装着して乾燥窒素流下で冷却した。重合は、テフロンテープで包んだ真空ガラス栓でシールした２４／４０すり合わせガラスジョイントを備えた２５０ｍＬの三角フラスコ中で行われた。磁気撹拌棒を備えた２５０ｍＬのフラスコにＤ，Ｌ−ラクチド（１８．１７ｇ，１．２６×１０-1ｍｏｌ）、グリコリド（１４．６３ｇ，１．２６×１０-1ｍｏｌ）、ε−カプロラクトン（７．２０ｇ，６．３０×１０-2ｍｏｌ）、グリコール酸（１．６６ｇ，２．１８×１０-2ｍｏｌ）、無水琥珀酸（２．１９ｇ，２．１８×１０-2ｍｏｌ）を加えた。フラスコを窒素にてパージし、１３５℃の一定温度浴中で２０時間、連続的撹拌下で加熱した。反応６５時間目に温度を１１０℃に低下させた。重合は１４６時間行われ、その後氷水浴中で反応を停止した。
２．  分析的滴定法（２，０００ｇ／ｍｏｌ試料）
１２５ｍＬの三角フラスコに（〜２，０００ｇ／ｍｏｌ）ポリマー試料（０．３０−０．４０ｇ）を加えた。そのポリマー試料をＴＨＦ（５０ｍＬ）に完全に溶解し、水（１５ｍＬ）を加えた。フェノールフタレイン（１ｇ／１００ｍＬ ＭｅＯＨ）（５滴）をそのポリマー溶液に加え、フラスコを氷浴中に置いた。その試料をＮａＯＨ水溶液（０．５０４７Ｎ）で終点を示す明桃色になるまで滴定した。最低３回の滴定値から平均当量を算出した。
３．  バルクポリマー滴定法（２，０００ｇ／ｍｏｌ試料）
１，０００ｍＬの三角フラスコに（〜２，０００ｇ／ｍｏｌ）ポリマー試料（３４．３２ｇ）を加え、そのポリマーをＴＨＦ（４５０ｍＬ）に溶解した。上記分析滴定法２で得た平均当量を用いてポリマー試料を完全に中和するのに必要な正確な滴定液量（８５．３ｍＬ，０．５０４７Ｎ ＮａＯＨ水溶液）を算出した。氷浴中で撹拌しながら、この量をポリマー溶液にゆっくりと加えた。
実施例
例１： 接着性の測定
一般的方法：  ポリマーの接着性を下記の方法による引張試験で測定した。最初に顕微鏡ガラススライドを熱硫酸浴に１０分間浸して清浄した。スライドを超純水で完全にすすいだ。次に、水酸化アンモニウム：過酸化水素（容量比４：１）の温溶液中に１分間置いた。そのスライドを再び超純水ですすぎ、濾過済み窒素中にて乾燥した。その清浄なガラススライドは乾燥ガラス基質である。
各スライドを曝露面積４．８４ｃｍ2を有するホールダー上に置いた。ナノ級の純水中３重量％ポリマーの水溶液をこの曝露面上に置き、スライドを真空下で乾燥した。全試料は、機械的試験に用いるまでデシケータ中で保存された。
湿性表面への接着特性試験に用いる比較用スライドをポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート）（ｐＨＥＭＡ）を用いて作った。ｐＨＥＭＡのフィルムを上記の方法でポリマーの４重量％メタノール溶液を用いて作成した。その溶液を窒素ガスで乾燥した後、真空にて３時間乾燥した。
機械的試験はシリーズ４４００インストロンを用いて行った。ポリマーフィルムの接着特性を試験するために、試験ポリマーを付着させたガラススライドを清浄な乾燥ガラススライドに５ニュートンの力で５分間押しつけた。インストロンを用いて、スライド面に対して約９０°の角度に分離させた応力および歪みを測定した。分離速度は毎分０．５ｍｍであった。
湿性組織表面を模するために膨潤ｐＨＥＭＡで作ったスライドで、分離接着力試験を行った。ガラス上で固定したｐＨＥＭＡフィルムを試験前に湿度１００％のチャンバーに３０分間置いた。試験ポリマーを付着させたガラススライドをｐＨＥＭＡスライド上にて５ニュートンの力で５分間押しつけた。
Ａ．ホモポリマーに関する試験結果
例としたポリ（アミノ酸）ホモポリマーに関する試験結果を表１にまとめる。
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驚くべきことに、ｐＧｌｕ（１５３００）、ｐＬｙｓ（２２７００）、およびｐＬｙｓ（４２０００）の種々のホモポリマーは、ｐＨＥＭＡに接着することが判明した。これらのホモポリマーはすべてガラス基板に接着することが判明した。
異なる材料の接着強度は、ホモポリマーおよび／またはその分子量を変化させることにより操作できることが確認された。この結果は、組成物に有用と思われる、それらのクラスの他のアミノ酸に外挿することができる。その上、これらのホモポリマーを混合ポリマー、例えばコポリマー、ターポリマー、ブロックコポリマー、またはそれらの混合物で置換することができる。
Ｂ．ポリマー−モノマー複合体の試験結果
典型的ポリマー−モノマー複合体に関する試験結果を表２に示す。
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ｐＧｌｕポリマー（１０００および１５３００）のガラス基板上への接着特性はＬｙｓモノマー量が増加すると改善することが判明した。膨潤ｐＨＥＭＡには、ｐＧｌｕのＬｙｓモノマーに対して高い比率が好ましい接着特性をもたらした。ｐＬｙｓ（２２７００および４２０００）のガラス基板上への接着特性はＧｌｕｅモノマーの量が増加するにつれて減少した。最後に、Ｇｌｕｅモノマーの添加はｐＬｙｓ（４２０００）の膨潤ｐＨＥＭＡへの接着特性を改善した。
この結果は、異なる種類の材料に対する特異的接着強度を得る方法を示している。使用したアミノ酸ホモポリマーの種類、またはその分子量を選択して、異なる材料に対する所望の接着特性を得ることができる。ホモポリマーは共重合体、例えばコポリマー、ターポリマー、ブロックコポリマー、またはこれらの混合物で置換することができる。
Ｃ．ポリマー配合物の試験結果
典型的ポリマー配合物に関する試験結果を表３に示す。
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ｐＧｌｎとｐＧｌｕ（１５３００）とのポリマー配合物はｐＧｌｎホモポリマーに比べ、接着特性、応力と歪みが両方の基板上において、著しい改善を示すことが発見された（表１参照）。試料ｐＧｌｎ：ｐＧｌｕ（１５３００）［１：２］は最も好適な接着剤の１つであった。ｐＧｌｎとｐＬｙｓ（４２００）とのポリマー配合物も最も好ましい接着剤であった。ｐＧｌｎおよびｐＬｙｓ（４２０００）はそれ自体でガラスに対して良い接着特性を示したが、その配合物はさらによい接着剤であった。
アミノ酸ホモポリマーの配合物は接着剤として最も好ましいものであった。これらの試験は、本発明における使用に適した有用なアミノ酸ポリマー配合物の組み合わせを多数示している。標的物質に対する接着特性を最適にするために、配合物は３種類以上のポリマーを含み、必要ならばモノマーも含むことができる。
Ｄ．ポリエステルの接着特性
典型的ポリエステルに関する試験の結果を表４にまとめる。
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例２： ポリマーの水溶解度の測定
１．２５ｍＬのガラス試験管内にて、ポリマー（５０ｍｇ）をテトラヒドロフラン（ＴＨＦ）に溶解する。
２．室温にてＴＨＦを風乾し、試験管の底にコーティングしたポリマーの薄いフィルムを残す。
３．その試験管に水（１０ｍＬ）を加え、ポリマーと混合し、混合物を室温で２４時間静置する。
４．その溶液をピペットであらかじめ秤量した容器に入れる。
５．４０℃にて水を減圧留去する。
６．ポリマーを含む容器を秤量し、空の容器の重量を差し引くことによって溶液中のポリマー量を計算する。
例３： ＴＧＦ−βおよびＴＣＰを含むＰＬＧＣ基質
試薬類：
ＴＣＰ：Depuy，１４９μから２５０μ直径
ＴＧＦ−β1：Genetech，０．７３ｍｇ／ｍＬ
ＰＬＧＣポリマー：ポリ（ラクチド：グリコリド：ε−カプロラクトン）（４０：４０：２０）Ｎａ+イオノマー（ＭＷ２，０００）（上記製法を参照）
コーティング緩衝液：２０ｍＭ酢酸ナトリウム，ｐＨ５．０（シグマcat＃Ｓ−５８８９）
ゼラチン緩衝液：２．５％ゼラチン（２５０ｍｇ／１０ｍＬ水），１００ Bloom General Foods
リンス緩衝液：ＰＢＳ ｐＨ７．４，ベーリンガーマンハイムcat.１００-９６１
抗酸化剤：０．２％没食子酸Ｎ−プロピル水溶液（２０ｍｇ／１０ｍＬ；マイクロウエーブ中で加熱し、溶液にする）シグマcat Ｐ−３１３０
方法：
１．所望量のＴＧＦ−β1をコーティング緩衝液（２ｍＬ／ｇ ＴＣＰ）に加える。
２．ＴＧＦ−β1コーティング緩衝溶液をシリコン化ポリプロピレン容器中で乾燥ＴＣＰと混合する。
３．混合物を室温で３時間、絶えず緩やかに混合しながらインキュベートする。
４．ＴＣＰを沈下させ、またはおだやかに遠心分離し、ＴＧＦ−β1コーティング緩衝液をデカントにより分離する。
５．リンス緩衝液（コーティング緩衝液と同じ容量）を加え、混合し、それをデカントにより分離する。
６．リンス段階を繰り返す。
７．抗酸化剤溶液（リンス緩衝液と同容量）を加え、混合し、それをデカントにより分離する。
８．ゼラチン緩衝液をＴＧＦ−β1被覆ＴＣＰ（１．２５ｍＬ緩衝液／ｇ ＴＣＰ）に加える。
９．ＴＣＰ／緩衝液混合物を粘稠ＰＬＧＣポリマーに加え、混合する［０．７９６ｇ（４４％）ポリマー／１ｇ（５６％）ＴＣＰ］。
１０．その基質を液体窒素で急速冷凍する。
１１．その基質を凍結乾燥する。
この基質は−７０℃で乾燥保存しなければならない。それは空気中の水分を吸着しやすい。基質は密封ホイルパック中で窒素気流中、２．５Ｍｒａｄｓのガンマ照射によって滅菌することができる。
例４： ポリエステル配合基質の分解及び放出
この例は本発明のインプラント基質を改良して分解を調節し、所望時間内において生物学的物質の放出がなされるように調節する方法を説明する。
（ａ） 分解速度
方法：ＴＣＰ（５０ｍｇ）を、全てのＴＣＰに結合するのに十分な量のポリマーと混合した。混合物を真空乾燥器にて完全に乾燥した。乾燥混合物を秤量し、燐酸緩衝溶液（ＰＢＳ）（５ｍＬ）に入れた。結合した状態である基質の重量を毎日測定した。この工程のインキュベーションは室温で行った。結合した状態である基質材料が消失した時点を完全分解と定義した。
表５は種々のＰＬＧ配合物（Ａ＝１２０００ＭＷ、Ｂ＝５００ＭＷ）に関する試験結果をまとめたものである。
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表６には、異なる末端基をもつ４０％Ｌ−４０％Ｇ−２０％Ｃ比率のランダムＰＬＧＣターポリマーで行った試験結果をまとめる。各ターポリマーは分子量２，０００を有する。イオノマー試料はＰＬＧＣをカルボキシル化した後、ＮａＯＨで中和することにより作成した。
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（ｂ） 放出速度
例３に記載したように作られたＰＬＧＣ／ＴＣＰ／ＴＧＦ−β1基質からのＴＧＦ−β1の放出を測定した。ＴＧＦ−β1を抽出し、ＥＬＩＳＡ法によって次のように分析試験した。
未希釈ウマ血清（シグマCat＃Ｈ−１２７０）と０．０２重量％アジ化ナトリウムとを試料に加えた。使用する血清量はＴＧＦ−β1濃度に依存し、最終濃度約０．４から１μｇ ＴＧＦ−β1／ｍＬを目標にした。血清およびＴＣＰを最低１２時間（一晩）室温で混合しながらインキュベートした。ＴＣＰ微細片を除去するために、その材料を微量遠心器（microfuge）で５００×ｇ、１分間遠心分離した。
次に、試料をＥＬＩＳＡ検定を行って生物学的活性を測定した。ＴＧＦ−β1捕獲ＥＬＩＳＡのプロトコルは次のようであった。
材料
１．固体支持体：Dynatech ImmuronＩＩ、ｃａｔ＃０１１−０１０−３４５０
２．コーティング緩衝液：０．０５Ｍカーボネート緩衝液ｐＨ９．５、Ｎａ2ＣＯ2（５．３ｇ／Ｌ）
３．捕獲Ｍａｂ：Ｍａｂ＜ＴＧＦ−β1＞１２Ｈ５，Genentech，ロット＃８２６８−６１
４．洗浄緩衝液：ＰＢＳ，０．０５％Tween２０
５．検出Ｍａｂ：Ｍａｂ＜ＴＧＦ−β1＞４Ａ１１−ＨＲＰ Genetech，ロット１６９０４−３０
６．標準：ＴＧＦ−β1，Genentech，同一ロットを未知試料として使用した。
７．基質：３，３’，５，５’−テトラメチルベンチジン（ＴＭＢ），Kirkegaard & Perryカタログ＃５０−７６−１００
８．停止溶液：１Ｍ Ｈ2ＳＯ4
操作法：
コーティング緩衝液中、９６−ウェルミクロタイタープレートを０．５μｇ／ｍＬのＭａｂ １２Ｈ５でコーティングし、１００μＬ／ウェルで温度４℃で一晩放置した。プレートをタイターテックミクロプレート（Titertek Microplate）洗浄器１２０中で洗浄緩衝液にて６サイクル洗浄し、洗浄緩衝液の最後の量をウェル内に残した。９６−ウェルプレートを洗浄緩衝液と共に１０分間インキュベートした後、洗浄緩衝液を除いた。ＴＧＦ−β1試料をその洗浄したプレートに加え、１００μＬ／ウェルでＰＢＳにて逓減希釈した。ＴＧＦ−β1試料を１時間室温でインキュベートし、プレートを再び洗浄緩衝液で６サイクル洗った。その後４Ａ１１−ＨＲＰ結合物をプレートに加え、１００μＬ／ウェルで洗浄緩衝液にて約１：２０００に希釈した。プレートを室温で１時間インキュベートした後、洗浄緩衝液で６サイクル洗浄した。次に、１００μＬ／ウェルの基質をプレートに加え、５分間発色させた後、５０μＬ／ウェルの停止溶液を加えた。モレキュラーデバイス（Molecular Devices）Vmaxで４５０ｎｍの波長を読んだ。
対数線型回帰を用いてＯ．Ｄ．値を曲線にあてはめた。希釈ＴＧＦ−β1の標準を用いて検量曲線を作成した。回帰曲線を線型領域のＯ．Ｄ．値の検量曲線に重ね合わすために必要な倍数を用いて未知の濃度を計算した。
ＰＬＧＣ／ＴＣＰ／ＴＧＦ−β1基質からのＴＧＦ−β1放出に関する試験結果を表７にまとめる。
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ここで測定されたＰＬＧＣ／ＴＣＰ／ＴＧＦ−β1基質は高い分解速度をもち（（ａ）表６のＰＬＧＣ ＣＯＯ-Ｎａ+１００％の項参照）、ＴＧＦ−β1の放出速度も大きい。
例５： イオノマー／粘膜下組織基質試薬の処方
試薬類：
ＴＧＦ−β1：Genentech ０．７３ｍｇ／ｍＬ
ＰＬＧＣポリマー：ポリ（ラクチド：グリコリド：ε−カプロラクトン）
（４０：４０：２０）Ｎａイオノマー；ＭＷ２，０００
コーティング緩衝液：２０ｍＬ酢酸ナトリウム，ｐＨ５．０，（シグマ）；コーティング中のゼラチン最終濃度１％（１００ Bloom General Foods）
抗酸化剤：０．２％没食子酸Ｎ−プロピル水溶液
小腸粘膜下組織（ＳＩＳ）：米国特許第４，９０２，５０８号および第４，９５６，１７８号，上記参照，細砕および凍結乾燥品）
操作法：
１．所望量のＴＧＦ−β1をコーティング緩衝液および粘膜下組織（１ｍＬ緩衝液／１００ｍｇ粘膜下組織）と混合し、パテを形成する。
２．混合物を室温で１時間インキュベートする。
３．そのポリマーに抗酸化剤溶液を加え、粘稠溶液が生成するまで室温で短時間撹拌する（ポリマー１ｇあたり、０．０２重量％抗酸化剤４ｍＬ）。
４．粘膜下組織／ＴＧＦ−β1混合物をその粘稠ポリマー溶液と混合する。
５．その基質を、（ａ）液体窒素中で冷凍でき、（ｂ）その材料がポリマーによって均質に被覆できるような形をもった容器、すなわちガラス製ペトリ皿に置く。
６．基質を液体窒素中で速やかに凍結する。
７．その基質を凍結乾燥する。
８．実施例３に記載したようにポリマー／基質組成物を滅菌する。
この方法で作られたポリマー基質は、６７％ポリエステルイオノマー、３３％粘膜下組織の最終組成を有し、５μｇ／ｍＬのＴＧＦ−β1を含んでいた。
例６： ポリエステル溶解度
種々のポリエステルの溶解度を例２の方法を用いて測定した結果を表８にまとめる。
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例７： 基質インプラントによるウサギ橈骨の修復
ポリマー、充填剤および生物学的活性成分（ＴＧＦ−β1）を含むパテ様デリバリー基質（例３参照）をウサギ橈骨モデルでin vivoにて評価した。
実験計画：
投与経路：
試験物質、または自己移植対照物質を橈骨の骨幹中心部の欠損に移植する。
概観：
１．５ｃｍの右橈骨の部分を切除し、片側橈骨欠損を作る。橈骨欠損部分に試験物質または対照物質を移植する、或いは何も移植しない。次に切開部を閉じ、ウサギを８週間飼育した後、８週間目に両橈骨を摘出する。
実験法：
キシラジン／ケタミンのカクテルを麻酔剤として用いる。そのカクテルはキシラジン（１．４２ｍＬ；１００ｍｇ／ｍＬ）をケタミン（１０ｍＬ；１００ｍｇ／ｍＬ）に混合することによって作る。最初にウサギに約０．６５ｍＬ／ｋｇ（最大３ｍＬ／ウサギ）を筋肉内投与する。耳静脈にカテーテルを挿入し、必要ならば追加麻酔をこのカテーテルから、初回量の約０．１２５分を投与する。右橈骨の毛を刈り、剃毛または脱毛し、手術のために無菌にした。
手術：
右前腕の前内側表面の骨幹中心部を切開した。軟組織を反転させて橈骨を露出させる。橈骨と尺骨の間の骨間靭帯を分離し、骨膜を骨幹中心部に沿って約１．７ｃｍ、橈骨から切り離す。滅菌スパーテルを橈骨と尺骨の間に置き、矢状のこぎり（sagittal saw）に取り付けたのこぎり刃を用いて橈骨の１．５ｃｍ部分を切除する。その部位には、骨端の過熱を避けるために、骨切除中、自由に生理食塩溶液を潅注する。
実験手順：
各橈骨欠損を、試験材料の１つ、または自己移植グラフトで埋めるかまたは空のままにする。その材料を位置に合わせて成形した後、軟組織を吸収縫合糸で再並置し、皮膚を非吸収性縫合糸で縫合する。
実際に移植した材料の量は、製造後の移植前の組成物を無菌ホイル秤量ボートまたは同様な器具を用いて秤量し、手術後に移植に用いなかった材料を秤量することによって測定する。
手術部位の放射線写真法を行い、材料の解剖学的部位を記録し、ウサギを檻に戻す。塩酸ブプレノルフィン（０．１５ｍｇ皮下）を、鎮痛の為最初の３日間毎日投与する。
ウサギは術後８週間飼育した後、Beuthanasia−D▲Ｒ▼ Special Solutionの静脈注射によって殺した。右および左橈骨を切り取り、軟組織をこれらの骨から切り離した。手術した橈骨を組織学的に検査し結合を示唆する欠損部内の骨の存在、および潜在的不安定結合または非結合を示唆する欠損部内の軟骨、軟組織または欠陥の存在を調べた。結果を次の測定基準によって組織学的に採点する：
０＝失敗、１＝とぼしい、２＝適度、３＝良い、４＝非常によい。
この方法を用いて得られた結果を表９にまとめる。
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この試験は、骨髄を含み、豊富な血液供給量を有し、機械的負荷を経験する橈骨のような長い骨の修復に、本発明の基質を用いることができることを証明した。
例８： ポリマー基質の取扱／成形適性
外科処置中のポリマーインプラント基質の取扱適性は非常に重要である。パテ様基質は欠損部に適合するように成形するのに十分な成形適性、および欠損部に留まるのに十分な接着特性をもっていなければならない。だがパテ基質は、外科医のラテックス手袋または外科器具に容易に付着する程接着特性があってはならない。この例は、典型的ポリマー接着基質が如何にこれらの要求に合うように処方されたかを示している。
ＴＣＰ（５０ｍｇ）を水（１μＬ／ｍｇ）に浸し、ポリマー（用量は表１０を参照）をそのＴＣＰ溶液と混合後、真空または凍結乾燥で乾燥した。パテ接着性基質を（１）成形適性−硬いまたは軟らかい、（２）ラテックス手袋への付着性、（３）器具への粘着性、という基準によって測定した。
試験ポリマー：
ＰＬＧ ５０−５０＝５０％ラクチド，５０％グリコリドランダムコポリマー
ＰＬＧＣ ４０−５０−１０＝４０％ラクチド，５０％グリコリド，１０％カプロラクトンランダムターポリマー
ＰＬＧＣ ４０−４０−２０＝４０％ラクチド，４０％グリコリド，２０％カプロラクトンランダムターポリマー
ＰＬＧＣ ４０−４０−２０ ＣＯＯＨ＝無水琥珀酸を用いてカルボキシル化されたＰＬＧＣ ４０−４０−２０
ＰＬＧＣ ４０−４０−２０ ＣＯＯＮａ＝ＰＬＧＣ ４０−４０−２０ ＣＯＯＨをＮａＯＨで中和し、ＣＯＯ-Ｎａ+末端基を作ったもの
これらのポリマーを用いて取扱適性試験を行った結果を表１０にまとめる。
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この例は、分子量、組成および末端基の変化が基質の成形適性および粘着性にいかに影響するかを示す。ＰＬＧの分子量を小さくすると成形適性がより大きくなるが、ラテックス手袋への粘着性もより大きくなった。カプロラクトンのパーセントを高めると、成形適性は増加したが、手袋への付着性も増加した。ターポリマーにカルボキシル基を付加すると、ポリマーは硬化したが、カルボキシル化ターポリマーを中和すると、ラテックス手袋に粘着しない成形可能のパテが生成した。ＰＬＧＣ ４０−４０−２０ Ｎａは固体支持体の充填剤としてＴＣＰを含んでいた。別の充填剤を用いる場合も、その組成物を同様な方法で調製し、所望する特性を有するパテ様インプラント基質を作ることができる。
例９： ガラス転移温度のポリマーの取扱いに与える影響
示差走査熱量測定（ＤＳＣ）は一般的に用いられる熱量分析法である。ＤＳＣ測定中、対照皿および試料皿を、それらの温度があらかじめ定めた一定速度で温度が上昇するように加熱した。対照皿および試料皿への熱流量の差を測定する。試料皿への熱流量が対照皿へのそれよりも大きいときには、測定された熱流量の差は吸熱である。試料皿への熱流量がより小さいときには測定された熱流量の差は発熱である。
ポリマーのＤＳＣ分析は、ガラス転移温度（Ｔg）に関する情報を与える。Ｔgはすべての無晶形ポリマー、および部分結晶形ポリマーの無晶形部分に見いだされる。後者のＴgは結晶化度には依存しないが、結晶化度の増加につれて転移の大きさ（マグニチュード）は減少するため、結晶性の高いポリマーでは転移を見いだすことは難しくなる。そのＴgより高い温度のポリマーは柔軟でフレキシブルであるが、Ｔgより低い温度のポリマーはもろく、堅い。（マイケル（M.C.Meikel）、マク（W.Y.Mak）、パパイオナノ（S.Papaionannou）、デイヴィス（E.H.Davies）、モルダン（N.Mordan）、レイノルズ（J.J.Reynolds）、Biomaterials，14(3),177(1993)、およびフォード（J.L.Ford）、チミンズ（P.Timmins）、「薬物学的熱分析（Pharmaceutical Thermal Analysis）第２章，John Wiley & Sons，ニューヨーク，（1989）」参照）
この例は、Ｔgがポリマーが成形可能のままでいるかどうかを決定するための貴重な指標であることを示す。最大および最小Ｔg温度は異なる用途および／または固体基質では若干異なると考えられる。この例は固体基質としてＴＣＰを用いた。これらの試験の結果を表１１にまとめる。
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本発明のポリマー、インプラント基質および方法の変更および変化はこの説明から当業者には明らかであろう。このような変更および変化は添付の請求の範囲内であるものとする。