(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
重合性マトリックス；および
無機充填材、この充填材の少なくとも１０％は、少なくとも約２容量％のコンベイト領域および不規則形態を有するコンベイトガラス−セラミックよりなる、
を含む硬化性組成物。
【請求項２】
コンベイトが、コンベイトガラス−セラミックの少なくとも約３容量％を構成する、請求項１の組成物。
【請求項３】
コンベイトが、コンベイトガラス−セラミックの少なくとも約５容量％を構成する、請求項１の組成物。
【請求項４】
コンベイトが、コンベイトガラス−セラミックの少なくとも約１０容量％を構成する、請求項１の組成物。
【請求項５】
コンベイトが、コンベイトガラス−セラミックの少なくとも約５〜５０容量％を構成する、請求項１の組成物。
【請求項６】
コンベイトが、コンベイトガラス−セラミックの少なくとも約１０〜２０容量％を構成する、請求項１の組成物。
【請求項７】
コンベイトガラス−セラミックが不均質粒子の形で存在する、請求項１の組成物。
【請求項８】
上記粒子の少なくとも９５重量％が約０．１ミクロンより大きな粒度を有する、請求項７の組成物。
【請求項９】
上記粒子の少なくとも９５重量％が約０．２ミクロンより大きな粒度を有する、請求項７の組成物。
【請求項１０】
上記粒子の少なくとも９５重量％が約３００ミクロン未満の粒度を有する、請求項７の組成物。
【請求項１１】
上記粒子の少なくとも９５重量％が約１００ミクロン未満の粒度を有する、請求項７の組成物。
【請求項１２】
上記粒子の少なくとも９５重量％が約０．２〜３００ミクロンの粒度を有する、請求項７の組成物。
【請求項１３】
上記粒子の少なくとも９５重量％が約０．２〜１００ミクロンの粒度を有する、請求項７の組成物。
【請求項１４】
上記粒子の少なくとも９５重量％が約０．５〜５０ミクロンの粒度を有する、請求項７の組成物。
【請求項１５】
コンベイトガラス−セラミック充填材が、図１ｂと実質的に一致するＸ線回折スペクトルを有する、請求項１の組成物。
【請求項１６】
コンベイトガラス−セラミックが、不規則な形態を有する不均質粒子の形で存在する、請求項１の組成物。
【請求項１７】
コンベイトガラス−セラミック充填材がブレンドである、請求項１の組成物。
【請求項１８】
無機充填材が、少なくとも１種の追加無機物質をさらに含んでいる、請求項１の組成物。
【請求項１９】
追加無機物質が、ヒドロキシアパタイト、フルオルアパタイト、オキシアパタイト、珪灰石、灰長石、フッ化カルシウム、アグレライト、デビトライト、カナサイト、金雲母、モネタイト、ブラッシュ石、リン酸八カルシウム、ウイトロック石、リン酸四カルシウム、菫青石、ベルリナイトまたはそれらの混合物である、請求項１８の組成物。
【請求項２０】
重合性マトリックスがアクリル成分を含む、請求項１の組成物。
【請求項２１】
重合性マトリックスがビスフェノール−Ａ  ジメタクリレートを含む、請求項１の組成物。
【請求項２２】
ビスフェノール−Ａ  ジメタクリレートがビスフェノール−Ａ  グリシジルジメタクリレートである、請求項２１の組成物。
【請求項２３】
ジメタクリレートがウレタン修飾されている、請求項２２の組成物。
【請求項２４】
重合性マトリックスが熱−または光−重合触媒を含む、請求項１の組成物。
【請求項２５】
触媒が、第３アミンと混合した状態のキノンを含む、請求項２４の組成物。
【請求項２６】
触媒が過酸化物を含む、請求項２４の組成物。
【請求項２７】
へら操作または広口注射器による送り出しで扱い易い粘度を有する、請求項１の組成物。
【請求項２８】
約５，０００〜７５，０００センチポアズの粘度を有する、請求項２７の組成物。
【請求項２９】
コンベイトの領域が微結晶よりなる、請求項１の組成物。
【請求項３０】
コンベイトガラス−セラミック充填材が
４０〜５５重量％のＳｉＯ2、
１０〜３２重量％のＮａ2Ｏ、
４〜１２重量％のＰ2Ｏ5、および
１０〜３２重量％のＣａＯ
を有する、請求項１の組成物。
【請求項３１】
コンベイトガラス−セラミック充填材が
４２〜４８重量％のＳｉＯ2、
１４〜２８重量％のＮａ2Ｏ、
５〜１０重量％のＰ2Ｏ5、および
２０〜２９重量％のＣａＯ
を有する、請求項１の組成物。
【請求項３２】
上記コンベイトガラス−セラミック充填材が
約４５％のＳｉＯ2；２４．５％のＮａ2Ｏ；２４．５％のＣａＯおよび６％のＰ2Ｏ5
を有する、請求項１の組成物。
【請求項３３】
少なくとも１種のアクリルモノマー；
重合触媒；および
無機充填材、この充填材の少なくとも１０％は、少なくとも約２容量％のコンベイト微結晶領域を有するコンベイトガラス−セラミックよりなる、を含む硬化性で生物適合性の修復用組成物。
【請求項３４】
不規則な形態およびコンベイト微結晶領域を有する不均質粒子よりなる、ガラス−セラミック組成物。
【請求項３５】
コンベイトが、粒子の少なくとも約２容量％を構成する、請求項３４の組成物。
【請求項３６】
コンベイトが、粒子の少なくとも約３容量％を構成する、請求項３４の組成物。
【請求項３７】
コンベイトが、粒子の少なくとも約５容量％を構成する、請求項３４の組成物。
【請求項３８】
コンベイトが、粒子の少なくとも約１０容量％を構成する、請求項３４の組成物。
【請求項３９】
コンベイトが、粒子の少なくとも約５〜５０容量％を構成する、請求項３４の組成物。
【請求項４０】
粒子の少なくとも９５％が約０．１ミクロンより大きい粒度を有する、請求項３４の組成物。
【請求項４１】
粒子の少なくとも９５重量％が、約０．２ミクロンより大きい粒度を有する、請求項３４の組成物。
【請求項４２】
粒子の少なくとも９５重量％が、約３００ミクロン未満の粒度を有する、請求項３４の組成物。
【請求項４３】
粒子の少なくとも９５重量％が、約１００ミクロン未満の粒度を有する、請求項３４の組成物。
【請求項４４】
粒子の少なくとも９５重量％が、約０．２〜３００ミクロンの粒度を有する、請求項３４の組成物。
【請求項４５】
粒子の少なくとも９５重量％が、約０．５〜５０ミクロンの粒度を有する、請求項３の組成物。
【請求項４６】
様々な粒度のブレンドの形の請求項３８の組成物。
【請求項４７】
少なくとも１種のアクリルモノマー、少なくとも１種の重合性触媒、および少なくとも１０％は、少なくとも約２容量％のコンベイト領域を有するコンベイトガラス−セラミックよりなる無機充填材を、一緒にブレンドすることを含む、硬化性組成物の製造方法。
【請求項４８】
アクリルモノマーが少なくとも１種のビスフェノール−Ａ  メタクリレートを含む、請求項４７の方法。
【請求項４９】
アクリルモノマーが少なくとも１種のビスフェノール−Ａ  グリシジルメタクリレートを含む、請求項４７の方法。
【請求項５０】
コンベイトがコンベイトガラス−セラミックの少なくとも約３容量％を構成する、請求項４７の方法。
【請求項５１】
コンベイトがコンベイトガラス−セラミックの少なくとも約５容量％を構成する、請求項４７の方法。
【請求項５２】
コンベイトがコンベイトガラス−セラミックの少なくとも約１０容量％を構成する、請求項４７の方法。
【請求項５３】
コンベイトがコンベイトガラス−セラミックの約５〜５０容量％を構成する、請求項４７の方法。
【請求項５４】
無機充填材で充填された重合マトリックスを含む成形体であって、充填材の少なくとも１０％が、少なくとも２容量％のコンベイトの領域および不規則形態を有するコンベイトガラス−セラミックよりなる成形体。
【請求項５５】
整形外科用ピン、ネジ、ロッド、プレート、または接合部材の形の請求項５４の成形体。
【請求項５６】
歯内治療用ポイントの形の請求項５４の成形体。
【請求項５７】
整形外科用装置の形の請求項５４の成形体。
【発明の詳細な説明】
発明の分野
本発明は、新規な生物活性荷重支持性硬化性組成物、特に骨を結合する組成物を提供するものである。好ましい形態では、送り出しおよび成形可能であり、そして金属、セラミックおよび自然の骨組織への付着が可能なガラス−セラミック強化樹脂マトリックス複合材料を提供する。本発明の好ましい複合材料は、自然の骨組織との高度の適合性を維持しながら、かなりの荷重を支持することができる。本発明の組成物は、整形外科および歯科の様々な状況における使用になじみ易い。新規な無機充填剤を含む新規な充填複合材料を用いる。そのような充填材はコンベイト（combeite）を含む。硬い成形体も提供する。
発明の背景
整形外科および歯科分野で用いられる生物材料の需要は、世界の人口の高齢化と共に増加している。整形外科および歯科で用いられる生物材料に関する研究のほとんどは、人体内での整形外科的および歯科的再建のための機能的な基準に取り組むものである。そのような使用に用いられるようになった材料は、近年改良されてきた。しかしながら、そのような材料の全ては生物適合性でなければならず、そのような使用に有望な材料が示す生物適合度に関しては常に大きな関心がもたれてきた。整形外科的および歯科的再建に有用な生物材料は、高い強度を有していなければならず、再建のための部位にすぐに固定することができなければならず、そして強力で高度に弾性の修復がなされなければならない。
整形外科的および歯科的修復に用いられてきた材料の中には、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）のようなアクリル成分に基づく骨セメントおよび関連組成物がある。そのような材料は通常、修復部位に都合よく送り出すことができ、成形可能であるようにかつ骨組織に対して妥当な程度の親和力を有するように形成することができる。しかしながら、ＰＭＭＡセメントは生物活性、並びに骨に対する化学結合および新しい骨組織形成を生じる能力に欠ける。そのような修復材料の不活性さは常に、時を経ての微移動および疲労の原因となり、無菌性があやうくなる。さらに、ＰＭＭＡに基づく材料の重合は、局部的組織壊死および炎症を招くかなりの発熱がある。さらに、残留メチルメタクレートモノマーは周辺組織に浸出して、部位炎症およびインプラント不全につながることがある。ＰＭＭＡに基づく材料から形成されたインプラントは、粒状のくず、炎症および疲労を生じることもある。ＰＭＭＡ重合構造は一般に２次元であり、強度が限定されている。
生物活性ガラスおよびリン酸カルシウム、コラーゲン、混合物等を用いる骨の移植片は、良好な生物適合性を有し、骨組織が形されたり、場合によっては組み込まれる。しかしながら、従来の移植片材料は望ましい荷重支持強度がなく、一般に技術的に不安定である。
そのような骨移植材料を自己硬化性リン酸カルシウムセメント並びにガラスイオノマー骨セメントの開発によって改良する従来の試みが期待されてきた。両材料とも、ある場合には生物活性であり、いずれもかなりの強度を示しうる。特に、ガラスイオノマーは歯科分野の用途で成功した。しかしながら、たいていのガラスイオノマー複合材料の強度は、フルオロアルミノシリケートガラスとポリアルケンポリマーマトリックスとを反応させることによって得ている。カルボキシル官能基はポリマー主鎖上にあり、これらの官能基は表面骨材料中のイオンとキレート化する。表面活性生物材料が内部組織と共に内部活性層を形成する通常の時間は６〜８週である。材料の機能がその本来の強度ではなくこの相互作用生物層によるのならば、必要な反応時間は材料の早期不全につながることになる。
多くの様々なガラス、ガラス−セラミックス、並びに結晶相材料が単独でまたはアクリル重合性成分、および他のポリマー系と組み合わせて修復のために用いられてきた。これらにはヒドロキシアパタイト、フルオルアパタイト、オキシアパタイト、珪灰石、灰長石、フッ化カルシウム、アグレライト、デビトライト、カナサイト、金雲母、モネタイト、ブラッシュ石、リン酸八カルシウム、ウイトロック石、リン酸四カルシウム、菫青石およびベルリナイトが含まれる。そのような使用についての記載がある代表的な特許は、米国特許第３，９８１，７３６号、第４，６５２，５３４号、第４，６４３，９８２号、第４，７７５，６４６号、第５，２３６，４５８号、第２，９２０，９７１号、第５，３３６，６４２号、および第２，９２０，９７１号である。さらに参考となるものには日本特許第８７−０１０９３９号およびドイツ特許公開第２，２０８，２３６号が含まれる。他の参考文献にはW.F.Brown,"Solubilities of Phosphate & Other Sparingly Soluble Compounds",Environmental Phosphorous Handbook,Ch.10(1973)がある。これらの全ては参照することによってここに記載されたものとし、特に従来の修復用材料、そして本発明の組成物および方法に含めうる方法および組成物、並びに本発明の一部または補助として用いうる方法を開示する。
上記の他に、サンゴおよび真珠質層を含めた特定の動物誘導材料も修復用生物材料に用いられてきた。
Gross等の米国特許第４，２３９，１１３号では、１５〜７５重量％の生物活性ガラスと１〜１０重量％のガラス質鉱物繊維とで強化された、柔軟性で成形可能なアクリル樹脂に基づく骨セメントが報告されている。ガラス充填材および繊維の記載されている機能は、アクリルマトリックスに機械的強度を付与するものであるが、この利点は繊維が本体中で時を経て劣化するにつれて減少する。ポリメチルメタクリレートの使用に伴うたいていの問題は、Grossによって開示された材料に依然として存在する。
Vuillemin等、Arch.Otolygol.Head Neck Surg.Vol.113,pp.836-840(1987)は、リン酸三カルシウムおよびバイオセラミックＡ2のような種々の生物活性充填材を、アミンと混合した過酸化ベンゾイルのような過酸化物系の作用によって重合しうるビスフェノール−Ａ−ジグリシジルメタクリレート（ビスＧＭＡ）に導入した。人を対象にした右前頭洞および眼窩上端の治療で成功した使用については、前頭低部頭蓋骨折の場合が示された。しかしながら、両例は根本的に非荷重支持性であった。
水酸化カルシウムセメント反応によって硬化されるサリチレートおよびアクリレート含有２成分樹脂複合材料は、Waltonの米国特許第４，８８６，８４３号に記載されている。水酸化カルシウムを充填材として用いると、歯を修復すると同時に、歯の組織の無機質補充のためのＣａ2+イオンが放出されることになる。水酸化カルシウム充填材の反応の場合の歯の構造への付着性が、強度、および透過性の維持と共に示されている。
コクボ等の米国特許第５，１４５，５２０号には、生物活性セメントを生じる粉末−液体混合物が記載されている。アパタイト−珪灰石ガラスセラミックを含む細かいガラス粉末を、リン酸アンモニウム水溶液と反応させる。得られた硬化セメントは骨の修復におよび歯科用修復セメントとして用いられている。セメントは速やかに強度の高い材料に硬化し、その硬化中に熱の発生はなかったとある。
スギハラ等の米国特許第５，２３８，４９１号には、粉末−液体硬化性歯科用材料が記載されている。この材料はリン酸三カルシウムまたはリン酸四カルシウムを主な成分として、少なくとも１種の無機酸、例えば酢酸を含む硬化性液体と共に用いる。コラーゲンの添加は、生物適合性およびヒドロキシアパタイト形成を助けるために用いる。記載の目標の１つは、生物適合性、並びに隣接組織に対する化学結合および空間充填である。
ヤマムロ等のＰＣＴ  ＷＯ９３／１６７３８には、生物活性ガラス充填樹脂マトリックス複合材料から誘導する生物活性セメントが記載されている。ガラスは、一方は過酸化ベンゾイルを、そしてもう一方はＮ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジンを含有する２種の別のペースト中で重合された樹脂マトリックス、ビスフェノール−Ａ  グリシジルジメタクリレートに添加された、アルカリ非含有酸化カルシウム−シリカ−Ｐ2Ｏ5−酸化マグネシウム−フッ化カルシウムである。充填材と樹脂との相互作用は有意であり、強度が高く、熱の発生が少なく、結合能力が良好な生物活性複合材料を得るための良好な生理学的環境を生じると記載されている。
サイトウ等のBiomaterials,Vol.15,No.2(1994)では、ビスフェノール−Ａグリシジルジメタクリレートをアミン−過酸化物触媒と共に、平均サイズが約２マイクロメートルのヒドロキシアパタイト顆粒と一緒に充填される樹脂マトリックスとして用いている。この材料は、骨セメントとして良好な強度（圧縮強度２６０ＭＰａ）と、８週後のウサギの大腿骨顆の結合における良好な生物活性および骨形成とを示したと記載がある。
Zamora等のBioglass Reinforced Dental Composites:Thermal Mechanical Propertiesと題するAmerican Chemical Societyの１９９５年春の会合用に提出されたアブストラクトには、バイオグラス（登録商標）（下記）で強化された熱重合ビスフェノール−Ａ  グリシジルジメタクリレートマトリックスが記載されている。ビスＧＭＡ樹脂マトリックスが、重合の発熱を有意により低くし、そしてポリメチルメタクリレートをもたらすと記している。
タムラ等のJournal of Biomedical Materials Research Vol.29,pp.551-559(1995)には、生物活性骨セメントに配合される充填材の量の効果が記載されている。アパタイト−珪灰石ガラス−セラミック充填材と、ビスフェノール−Ａ  グリシジルジメタクリレートマトリックス樹脂とを、３０、５０、７０および８０％の重量比で用いた。動物実験では、生物活性充填材が増加するにつれて生物活性が高まるが、機械的性質は必ずしも同じ傾向にならなかったとある。
Dickens-Venz等のDent.Mater.Vol.10,pp.100-106(1994)には、樹脂で強化されたリン酸カルシウムセメントの物理的および化学的性質が報告されている。
Meechan等のBritish Journal of Oral and Maxillofacial Surgery Vol.32,pp.91-93(1994)には、複合材料樹脂の骨への付着を、商業的に入手しうる歯科用材料を用いて分析するパイロット試験が記載されている。
Roemer等の米国特許第４，３９６，４７６号には、歯および骨の充填を含めた様々な用途に用いるための硬化性組成物における相互浸透性ポリマー網状構造が記載されている。
Walkowiak等の米国特許第４，３６９，２６２号には、充填架橋プラスチックと重合性結合剤とに基づく歯科用材料が記載されている。
Dart等の米国特許第４，１１０，１８４号には、変性充填アクリル重合性材料に基づく光硬化性歯科用充填組成物が記載されている。
バイオグラス（登録商標）はLow等の米国特許第４，８５１，０４６号に記載があると思う。Low等は、特に、歯周欠損の治療のために血液との混合を容易にする粒度分布の、４５Ｓ５生物活性ガラスとして当業者に公知の生物適合性ガラスについて記している。修復部周辺の骨組織の内部成長が記載されている。しかしながら、Low等によって記載された材料は有意に荷重支持性ではない。
Schepers等の米国特許第５，２０４，１０６号には、４５Ｓ５ガラスのような生物活性ガラスから骨組織を形成する改良法が記載されている。粒度を限定することによって、修復による骨形成が可能である。開示組成物は高度に荷重支持性ではない。
多くの材料が骨の充填および歯の修復に有用であることを示してきたが、そのような用途のための改良された材料は依然としてかなりの需要がある。従って、送り出し粘度、硬化条件、硬化強度および生物活性と、高い全体強度および骨と他の組織との長期適合性との、望ましい組み合わせを有する、樹脂マトリックスおよび生物活性充填材を含む修復用組成物は、長い間切実に求められてきた。従来の材料に求めることができる８週より短い時間で、安定で強力な生物適合性修復用材料を得ることも非常に望ましいことである。
従って、本発明の主な目的は、即時的物理的強度および生物適合性を有する改良された骨修復用材料を提供することである。
本発明の別の目的は、人体内の様々な修復環境で用いるための荷重支持性骨結合複合材料を提供することである。
本発明のさらに別の目的は、インプラントおよび骨組織に速やかに付着し、同時に骨の弾性率に近い弾性率が得られる材料を提供することである。
本発明のさらに別の目的は、そのような材料を用いる修復部の靭性および長期機械的安定性を高めることができる活性樹脂−酸化カルシウム−三酸化二リンゲル層を生じうる骨結合用複合材料を得ることである。
本発明の別の目的は、本発明の材料、自然骨およびインプラント材料の改善された物理的および生理化学的関係によって、歯科および整形外科におけるインプラント固定を改良することである。
本発明の別の目的は、特定の薬剤を本発明の組成物に混合して、そのような薬剤の利点をそのような材料を用いる修復部位に付与することである。
さらに別の目的は、整形外科的および歯科的使用のための生物活性材料の硬化成形体を提供することである。
本発明の目的はまた、すぐに配置することができ、同時に荷重支持能力、並びに自然の骨組織の形成を生じる生物活性を伴う骨移植材料およびセメントを提供することである。
別の目的は、詳細な説明および請求の範囲から明らかであろう。
発明の概要
本発明は、重合性マトリックスおよび無機充填材を含む硬化性組成物を提供する。無機充填材の少なくとも１０％は、少なくとも２容量％のコンベイト領域および不規則形態を有するコンベイトガラス−セラミックよりなる。コンベイトは、１９５７年にベルギー領コンゴから鉱物として初めに報告された化学組成Ｎａ4Ｃａ3Ｓｉ6Ｏ16（ＯＨ）2の鉱物である。本発明のコンベイトの微結晶をガラス−セラミック構造中に含む（従って、コンベイトガラス−セラミック）無機充填材を修復用組成物に用いると、すぐれた整形外科的および歯科的修復が得られることをこのたび見いだした。
本発明の充填材のいくらかまたは全てを形成するコンベイトガラス−セラミックは、少なくとも約２容量％のコンベイトを含んでいるのが好ましい。コンベイトの百分率がこれより高いのがより好ましく、５〜５０容量％のコンベイトが特に望ましい。本発明のコンベイトガラス−セラミック粒子が不均質であり、これらが、コンベイトの微結晶または結晶化領域が全体に分散されたガラス質で非晶質の構造よりなることは明らかである。コンベイトガラス−セラミックのこれらの不均質粒子の粒度は０．１ミクロンより大きいのが好ましく、これよりいくらか大きいとより好ましい。約０．２〜３００ミクロンの粒度がより好ましい。
本発明の有利な結果を得るには、本発明では不規則な形態のコンベイトガラス−セラミック粒子の方が非常に好ましい。すなわち、比較的滑らかな粒子形のコンベイトガラス−セラミックでもよいが、そのような規則的な形は好ましくない。好ましい粒子は、本発明で示すようなコンベイトガラス−セラミックの製造法によって都合よく得られる。
いくつかの好ましい態様では、コンベイトガラス−セラミックのブレンドが有効的である。すなわち、コンベイト微結晶の大きさ、コンベイトの百分率、充填材の粒度等のような性質が様々な種々のコンベイトガラス−セラミックを製造し、そして得られたコンベイトガラス−セラミックをブレンドして修復用組成物のための充填材を形成することができる。場合によっては、本発明のコンベイトガラス−セラミックと、目的が一致する他の充填材とを混合するのも好ましい。すなわち、本発明の硬化性組成物の全無機充填材の少なくとも１０重量％がコンベイトガラス−セラミックよりなっている限り、広範囲なそのような他の充填材を用いうる。
本発明の硬化性組成物は重合性マトリックスも含む。整形外科および歯科の修復用組成物の配合に用いるための非常に多くの重合性成分がこれまでに知られている。特定の好ましい重合性成分が本発明の硬化性組成物に特に有用であることを見いだしたが、整形外科的および／または歯科的な修復に関連して用いられる当業者に公知のどのような重合性成分もここで用いうることは無論のことである。特に、広い範囲の重合性アクリル成分が用いられるが、ビスフェノール−Ａジメタクリレートおよび関連成分のようなビスフェノール−Ａに基づくものが好ましい。ビスフェノール−Ａグリシジルジメタクリレートは、当業者に公知のあらゆる理由で生物学的修復に特に適しており、そのようなものがここでは好ましい。
重合を行わせる触媒剤も当業者に公知であり、これらの触媒剤および／または系はいずれも本発明で用いうる。一般に、”熱硬化性”および光重合性系は広く有用であることが分かっている。すなわち、過酸化ベンゾイルのような多くの過酸化物は”熱硬化性”配合物に用いることができ、本発明の態様に好ましいものである。光重合、特に可視光硬化も有用である。カンファーキノンは、特に第４アミンと混合したとき、十分に評価される可視光硬化触媒である。
本発明の材料は、便利な方法で送り出すことができるものが好ましい。送り出し法の例は、広口注射器のような注射器、およびへら操作である。従って、本発明の硬化性組成物の粘度は、好ましくは約５，０００〜７５，０００センチポアズであり、より好ましくは約７，５００〜６０，０００センチポアズである。
本発明のある態様では、骨組織の修復法を提供する。これについては、病気、損傷、望まれる再建等の結果として修復を必要とする骨組織部分を外科的に準備し、そして本発明の組成物を修復部位へ導入する。組成物は熱または光化学のいずれかによって重合させ、傷を閉じ、修復部位を癒す。
重合後の修復の主な利点は、これが有意な固有強度を有し、荷重支持性の骨組織の修復が可能になることである。本発明の複合材料の改善された機械的性質は、静的疲れ並びに圧縮および直径引っ張り強さがすぐれていることである。作用部分の固定化はまだ必要とされるようだが、本発明ではこれまでよりも多くのさらなる骨領域の修復が可能となる。さらに、本発明のコンベイトガラス−セラミックおよび他の充填材は生物適合性であり、実際に生物活性的な骨の形成が生じる。これは、骨の浸潤および形成されたＣａＯ−Ｐ2Ｏ5表面層の自己発生的骨組織での置換につながる。結果としてすぐれた修復がなされる。この複合材料の表面が、生理学的環境に置かれたとき変化し、その結果、骨に対するおよび場合によっては軟質組織に対する化学結合が生じると思われることは、繰り返し注目に値することである。これは、今日使用されている商業的なＰＭＭＡセメント、およびビスＧＭＡ樹脂を含めた歯科用修復組成物とは著しく異なるものである。
本発明はまた、コンベイトガラス−セラミックを含む生物活性無機粒状充填材の製法を提供する。適当な無機質は、実質的な均質性を得るのにかつ溶融物を形成するのに効果的な時間および条件で共に溶融する。慣用的には珪素、酸化ナトリウム、炭酸カルシウムおよびリン酸カルシウムである一緒に溶融する無機質は、ここで必要とされるコンベイトガラス−セラミックが生じるような量で配合する。均質溶融物が得られたら、溶融物は不活性基体上で冷却するかまたは蒸留水中で急冷する。不活性基体上で冷却するならば、得られるスラブまたは材料物体をその後、圧潰等によって微粉砕して粒状材料にする。水中で急冷するならば、溶融物はフリットになり、これは容易に粉砕されて粒子になる。いずれにしても、粒子は必要に応じて小さくし、ふるい等によって分ける。次に、粒子を選択し、好ましくは試験をしてサイズ範囲、コンベイト含有率および他の性質が適当であるかを確かめ、そして単独で用いるか、または適した材料とブレンドして、生物活性修復用組成物製造用無機充填材を形成する。この特異なコンベイトガラス−セラミックの生物活性充填材としての使用についてはこれまでだれも報告していない。さらに、コンベイト結晶含有率が高くなるにつれて、基材ガラス組成物は変化し、そしてより反応性かつ生物活性になる。
試料中のコンベイト結晶の量は、示差熱分析（ＤＴＡ）曲線から容易に得られる結晶化温度（Ｔc）の少し上まで粉末を再加熱することによって、増加させることができる。図６ａおよび６ｂを参照。
図６ａは、流れている（５０cc／分）窒素雰囲気中で１０℃／分にて加熱した６００〜１０００μm（ふるいにかけたままの）親ガラス５０．０１mgについてのＤＴＡ曲線を示したものである。ｘ軸は温度目盛りであり、ｙ軸は放出または吸収されるエネルギーの程度であり、溶融物の結晶化を示す。結晶化が開始される（すなわち始まる）温度はＴgで示し、慣用的な勾配−タンジェントインターセプト法によって判定する。最大結晶化の生じる温度はＴcで示し、これも同様に判定する。図６ａは、より大きな粒子（６００〜１０００μm）の場合、Ｔg＝７２２℃およびＴc＝７６０℃であることを示している。図６ａと同じ条件で行ったガラスの場合のＤＴＡスペクトルである図６ｂでは、Ｔg＝６５０℃およびＴc＝６９５℃である。当業者であれば、どのような粒度に対しても適当な結晶化温度を容易に見いだすことができる。初期の粒度は結晶化動力学が有効である。すなわち、より大きな粒子には、ややより高い温度でより長い時間が一般に必要である。
本発明の製造法による充填材が、硬化性組成物および重合性マトリックスを使することに必ずしも限定されないことは、無論のことである。むしろ、そのような充填材はそれら自体新規なものであり、整形外科的、歯科的修復等のためのどのような組成物にも用いうる。すなわち、そのような充填材は医学的物品、およびゴルフボールのような非医学的物品に用いることができ、それらは望ましいものであるはずである。
本発明の方法では、充填材は滑らかな形態ではなく不規則な形態を有する。これらは他のいくつかの可能な技術によって得られる。そのような不規則性は巨視的なものであり、粒度と同じ規模で微視的ではない。
本発明の硬化性組成物はまた、多くの用途の硬化成形体に製造しうる。すなわち、整形外科的用具、例えば整形外科手術用の接合材料、ロッド、ピンまたはネジ、プレート、シートおよび様々な他の成形体を、当業者に公知の方法によって加工することにより形成しうる。そのような硬化組成物は生物活性であり、外科的技術において、好ましくは、ゲル、ペーストまたは液体の形の本発明の硬化性組成物と共に用いうる。すなわち、慣用的な骨セメントまたは本発明の修復用組成物等を用い、金属のネジまたはピンが一般に挿入されるのと同じ方法で、ネジまたはピンを壊れた骨に挿入することができる。本発明の硬化性材料の生物活性は骨の形成を生じ、医学的または外科的に有利な結果を示す。
【図面の簡単な説明】
図１ａおよび１ｂは、銅Ｋ−αを用い、３５kVおよび２０mAにて０．０５°のステップ間隔で測定した、本質的に非晶質の４５Ｓ５基材ガラスおよびコンベイトガラス−セラミック各々のＸ線回折スペクトルを示す図である。
図２ａは、本発明の１つの態様のコンベイトガラス−セラミックの粒子を示す図である。平均寸法１２のコンベイトガラス−セラミック粒子１０を、部分破断図で示す。粒子は、コンベイトの多数の微結晶１６を含有するガラス状で非晶質の領域１４よりなるのが分かる。
図２ｂは、図２ａの破断図の拡大断面図である。コンベイトの微結晶１６を含む非晶質領域１４が示されており、微結晶の平均寸法は１８である。
図３ａ、３ｂ，３ｃおよび３ｄは、本発明の硬化性組成物から製造した成形物品を示す。図３ａに示す物品は、整形外科手術に用いうるロッドまたはピンである。図３ｂは、脊椎融合のための椎骨インプラントを示し、図３ｃは整形外科用のネジを示す。歯内治療用の”ポイント”は図３ｄに示す。
図４は、本発明の材料を用いる双極（bipolar）股関節部の置き換えを示す図である。
図５は、試験管内生理学的シミュレーションにおける、トリス緩衝化類似体溶液中、３７℃にて１および２週後の、未反応複合材料および表面反応複合材料のフーリエトランスフォームド赤外スペクトル（ＦＴＩＲ）である。表面上のＣａ−リン酸塩（アパタイト状）成分の存在は、Ｐ＝Ｏストレッチを示す１２５０ｃｍ-1から１１５０ｃｍ-1へのピークシフトおよびＰ−Ｏ結合を示す５４０ｃｍ-1および６００ｃｍ-1のピークの出現によって示される。複合材料表面の変化の形跡は、本複合材料の生物活性を示す表面上の白っぽい被覆を明らかにする鏡検法によってさらに定量化される。
図６ａおよび６ｂは、本発明で用いられる基材ガラス（４５Ｓ５ガラス）の各々６００〜１０００μmおよび＜４５μmの粒子の示差熱分析スペクトルを示す。タンジェント−インターセプト法は勾配変化において当業者によって気軽に用いられている。この技術によって、結晶化を達成するのに必要な温度および結晶形成の予想速度が得られる。
図７は、複合材料−骨結合境界面を図で示したものである。やはり示されているリン酸カルシウム反応層の大きさは、生物活性充填材の大きさ、含有量および生理学的部位の反応性によって判定した。
好ましい態様の詳細な説明
本発明は、構成成分としてコンベイトガラス−セラミックを有する無機充填材を含む硬化性修復用組成物を提供するものである。ガラス−セラミック粒子中の有意な量のコンベイトは、そのような粒子を含む修復用組成物に非常に有利な性質を付与する。特に、良好な生物適合性、骨形成性、放射線不透過性、加工性および他の性質は、コンベイトガラス−セラミックを硬化性修復用組成物中の無機充填材の全てまたは一部として用いることによって付与される。
Ｎａ4Ｃａ3Ｓｉ6Ｏ16（ＯＨ）2のコンベイトは、Sahama等のMineral.Mag.Vol.31,No.238,page 503(1957)で報告されたように、１９５７年にベルギー領コンゴで天然鉱床中に発見された。コンベイトは商業的に有意な材料とはこれまで考えられていなかった。しかしながら、”４５Ｓ５”ガラスに基づく特定の無機材料の製造において、いくらかのコンベイトを形成しうることをこのたび見いだした。実際、ペンシルバニア州マルバーンのオルトビタ社販売の充填材である、骨欠損修復用のビオグラン（Ｂｉｏｇｒａｎ）（登録商標）修復用組成物の製造において、少量のコンベイトが製造工程中に形成されうる。これはこれまで不純物であると考えられており、Ｘ線分光分析で測定して、ビオグラン製品中にコンベイトが２容量％以上存在すると、品質管理欠陥品として処理され、製品の不合格の原因となっていた。図１ａおよび１ｂは、コンベイトを各々含有する容認された非晶質ガラスおよび容認されない結晶質ガラス−セラミックを示す図である。
しかしながら、前記の”不純物”は実際に非常に有益であり、特に大量で存在させたとき非常に有益であることがこのたび分かった。すなわち、コンベイト微結晶を４５Ｓ５生物活性ガラスの製造中に育てて、コンベイトが少なくとも約２容量％、好ましくはより多くの量で存在するようにすると、有利な結果が得られる。理論に結び付けることは望まないが、コンベイト結晶形成は選択されたイオン比を必要とするので、この利点は一部は基材ガラスの化学量論、並びにその後の反応性および生物活性の変化によるのかもしれない。コンベイト結晶含有率が高くなるにつれて、残りの非晶質含有率はリンのＰ2Ｏ5含有率においてしだいに高くなる。Ａ−Ｗガラス−セラミックのような公知の生物活性ガラス−セラミックでは、親ガラスからの結晶化を高めると生物活性は減少したので、結晶化後の改良された生物活性は意外であった。
生物学的修復用の粒状無機充填材の製造中に、コンベイト微結晶を成長させることが今や非常に望ましいと考えられ、これは、そのような材料の形成、冷却および場合によっては熱処理の時間並びに温度の条件を制御することによってなしうる。
本発明では、望ましい無機生成物が生じる組成物を含有する無機材料のブレンドを製造する。特に、コンベイトの構成成分、およびコンベイト微結晶のまわりの非晶質領域を形成するガラス材料の構成成分を含有する本発明のコンベイトガラス−セラミックを製造するための出発無機物を選択するのが望ましい。当業者にそれ自体公知の”４５Ｓ５”ガラスを生じる無機物を用いるのが非常に好ましい。米国特許第５，２０４，１０６号には、そのようなガラスを、無機材料成分からどのように製造するかが詳しく記載されている。
ガラス部分およびコンベイトの微結晶を含む本発明の特定の好ましい無機粒子の全体構成は次のとおりである：
４０〜５３重量％のＳｉＯ2
１０〜３２重量％のＮａ2Ｏ
０〜１２重量％のＰ2Ｏ5；および
１０〜３２重量％のＣａＯ。
さらに好ましいのは、次の全体組成を有する粒子を製造することである：
４３〜４８重量％のＳｉＯ2
１５〜３０重量％のＮａ2Ｏ
２〜１０重量％のＰ2Ｏ5；および
１５〜３０重量％のＣａＯ。
当業者には明らかなように、本発明の粒子の特に有用な全体組成は次の通りである：
約４５重量％のＳｉＯ2
約２４．５重量％のＮａ2Ｏ
約６重量％のＰ2Ｏ5；および
約２４．５重量％のＣａＯ。
これは”４５Ｓ５”ガラスとして一般に公知の組成である。この”親”すなわち”基材”ガラスは、コンベイト結晶相が隔離されるにつれて変わる特殊な性質を有する。
明らかなように、本発明の粒子の形成中に無機物成分を加熱して溶融物にすると、ある化学変換が生じる。すなわち、ある酸化−還元反応が、無機不均化反応と共に溶融中に生じ、出発物質の全体構成が生成物粒子のそれと異なってくる。”４５Ｓ５”ガラスを製造するには、３３．９７％のＳｉＯ2、３０．９８％のＮａ2ＣＯ3、２６．３６％のＣａＣＯ3および８．６８％のＣａＨＰＯ4（％は全て重量に基づく）を用いることが一般に知られている。他の配合でも本発明の生成物を生じ、そのような配合全てが本発明の精神に含まれることは明らかである。
本発明の好ましい方法では、適当な無機出発物質は、完全な不均化および必要に応じた酸化／還元を行うのに十分な、そして溶融物が均質になるのに十分な時間および温度の条件下で溶融させる。溶融物は不活性な型に流し込んで塊にするか、あるいは蒸留水中で急冷してフリットを形成する。いずれの場合も、圧潰、微粉砕等によって細かくし、得られた粒子は分粒、必要に応じて熱処理して結晶化を促し、コンベイト含有率について分析し、無機充填材として用いるか、あるいはそのような使用のためにブレンドする。
本発明の充填材の加工中に、コンベイトの微結晶（小さな結晶化領域）が溶融物から成長することは明らかである。得られる粒子は非晶質ガラス質領域と、全体に分散されたコンベイト微結晶とを含む。そのような構造はそれ自体ガラス−セラミックとして公知である。従って、コンベイトガラス−セラミックは、コンベイトの微結晶を中に有するガラス質材料である。本発明の目的のために、”コンベイトガラス−セラミック”という用語は、得られる結果および目的と一致する性質も有する、コンベイトの微結晶が全体に分散されたガラスを意味するととるべきである。すなわち、そのような材料が、生物適合性であり、かつ成形外科および歯科で用いられる硬化性修復材料中に無機充填材として用いうることは非常に好ましいことである。
本発明のコンベイトガラス−セラミック中のコンベイト微結晶の含有率を変えること、並びに微結晶の大きさ、および他の性質を変えることは可能である。コンベイト微結晶が溶融物の実質的に均質な物質から成長すると、残りのガラス状領域はコンベイトを含む物質に関しては組成が激減することは明らかである。すなわち、コンベイトガラス−セラミック中では、コンベイト微結晶中のガラス質領域は全体のコンベイトガラス−セラミックと同じ組成をもたない。実際、本発明の粒子のガラス質部分の化学組成は、いくつかの位置に対する局部的なコンベイト結晶の相対濃度により、位置ごとに変わることが予想される。従って、局部領域のガラス質部分の組成ではなく、本発明の粒子の全体化学組成を測定する必要がある。さらに、本来の親のガラス化学量論は変化し、通常は多少異なる性質を有する新しい別の材料が生じる。とにかく、少なくとも、それらが何であるかではなく、それらが何をするかによって、粒子を特徴づけるのが好ましい。そのような粒子は、コンベイトおよびガラス質領域を含み、非常に生物適合性である。それらを整形外科的または歯科的修復材料の一部として含有させると、それらは骨を刺激したり、または骨を形成することができる。
当業者には明らかなように、本発明によるコンベイトガラスセラミックを形成するための結晶化は、核形成および結晶成長にかかわるプロセスである。これらの２つのパラメーターは特定の系に固有のものであり、その系の時間および温度の速度論によって決定される。すなわち、得られる結晶の大きさと共に結晶化される容量分率Ｖcによって表される結晶化の量を変えるには、時間および温度分布を変える。結晶化最高温度Ｔcより高い温度では一般に、Ｔcより低い温度で材料を加熱したときよりも速くより大きな結晶が生じる。当業者には明らかなように、温度Ｔcで時間を延長することは、ある材料の結晶含有量を測定的に増加する簡単な方法である。Ｔc温度は、当業界で標準的な方法により得られる、材料の示差熱分析曲線のインターセプトの変化から容易に得られる。図６ａおよび６ｂは大きさの異なる粒子の示差熱分析（ＤＴＡ）スペクトルである。大きさおよびこれらのプロットの位置（温度軸）から、粒子の大きさにより、結晶化が７００〜８００℃で最高となることが予想されるのは明らかである。結晶核分散度はある程度は原料の選択および加工における均質性のレベルによって左右される。まわりで結晶が成長しうる核の各々は、適切な化学組成が核の”周囲”で得られる限り、それとわかるほどの結晶を生じる。
要するに、本発明の材料の結晶含有量を変えることは当業者には容易なことであり、そのような人々にとって様々な微結晶含有率および微結晶サイズの材料を得ることは難しいことではない。
アニーリングおよび粉砕を行った後の急冷ガラスは、転移温度を通って、示差熱分析によって測定された結晶化開始のための発熱曲線のタンジェントインターセプトによって定められるＴCへガラスを制御加熱することによって結晶化することができる。この温度は、この組成物の加熱速度および粒度により６６０〜７８０℃であり、より速い結晶化速度論に対しては、１０００℃の高さに上げることもできる。コンベイト配合物に好ましい温度は２〜４時間で７００℃である。
結晶化後のガラス材料の微粉砕および分類は、好ましくは乾燥ミル法で行うべきである。乾燥ボールミル、衝撃またはパックミルが許容される粉砕手段である。その後の結晶化特徴を示差熱経歴について調整するとすれば、水またはスプラット冷却によってフリットを形成する初期冷却も有用である。
本発明の好ましい生物活性ガラス−セラミックは表面処理する必要はないが、充填材の１００重量％以下をシラン化してもよい。シラン化は、粉末を氷酢酸のような酸のスラリー中に分散してシランカップリング剤（例えば、３−メタクリルオキシプロピル−トリメトキシシラン）の触媒作用を施すことによって行うことができる。１〜１０重量％のシランを用いるのが好ましい。
コンベイトガラス−セラミックを含む本発明の粒子は、本発明の方法によって製造したとき、不規則な形態を有する。すなわち、これらは突起、くぼみ、亀裂、および他の不規則性、すなわち”滑らかではない”ことに気づく他の形態を有していることが分かる。これらの不規則性は、充填材粒子の充填性を改善するのに、および生物学的液体の粒子内部への接近を改善するのに望ましい。ゾル−ゲル化学のような技術による特定の状況下でコンベイトガラス−セラミックを製造することは可能であるが、この方法では比較的”滑らかな”粒子が生じ、そのような方法および滑らかな粒子は好ましくない。
本発明のコンベイトガラス−セラミック粒子は少なくとも約３容量％のコンベイトを含んでいるのが好ましい。より好ましくはコンベイトガラス−セラミックの少なくとも約５容量％が、さらにより好ましくは約１０容量％がコンベイトよりなる。コンベイトの量が約５〜５０容量％、好ましくは約１０〜２０容量％であるとさらに好ましい。コンベイトガラス−セラミック中の重量に基づくコンベイト含有率を測定するのが非常に難しいことは明らかである。しかしながら、公知の技術を用いて、顕微鏡写真によってコンベイトガラス−セラミック中のコンベイトの容量組成を厳密に見積もることは可能である。例えば、Introduction to Ceramics,2nd Ed.pg 528,John Wiley & Sons(1976),W.D.Kingeryでは、ある種のこれらの光学的方法を説明している。粒子の断面が様々な個所でコンベイト微結晶成分を切断すること、およびコンベイト微結晶のそれらの中線もしくはその付近、または広がった位置での切断が、それらの粒子の大きさの比較的大きな２次元の広がりをもたらすことは理解されるであろう。先端で切断すると、粒子が比較的小さいことが示される。しかしながら、そのような評価結果の統計的分析は、コンベイトガラス−セラミック中のコンベイトの容量含有率の評価をすぐれたものにすることができる。
コンベイトガラス−セラミック中のコンベイトの濃度は、BD Cullity,Elements of X-ray Diffraction,2nd Ed.,pp 409-419,Addison-Wesley(1978)に記載のＸ線回折によっても測定しうる。この技術からも、問題の元素または化合物を含む試験材料の容積分率が分かる。これは、外部標準化、直接的比較、および内部標準の使用を含めた多くの方法で行いうる。本発明によるコンベイトおよびコンベイトガラス−セラミックの容量分率の測定は、教育、訓練および経験をつんだ当業者によって測定することができる。
図１ｂは、本発明のコンベイトガラス−セラミックのＸ線回折スペクトルを示す図である。Ｘ線回折曲線上のピークの位置は、特定の結晶の説明に用いられる原子の既知面間のｄ−間隔または指数に相当する。Ｈ、Ｋ、Ｌまたはミラー指数を示す数字は、番号を付けた面と互いに関係がある。いくつかの特定の面で個々の結晶相を判定することができる。まず、分析するＸ線回折スペクトルの相対強度のピーク位置を、個々の結晶相を確認するために一般にコンピューター処理されている一組のパワー回折指数に合わせる。確定したら、計算して特定の面の数字をＸ線回折パターン上の特定のピークに割り当てることができる。すなわち、コンベイトの場合、最もきわだった面は２０４、２２０、２１１、２０２および１１３である。
標準Ｘ線回折装置で個々の結晶を検出する検出限界は１〜２重量％であることが分かっている。すなわち、材料中の個々の結晶相が比較的少量の場合、個々の計測の限界を常に心に留めておかなければならない。前記のことはいずれも当業者にとって周知のことであり、上記の議論から一般に本発明による材料中のコンベイトの種類および量を測定することは難しいことではない。図１ａは、コンベイトの結晶化前の非晶質親ガラスのＸＲＤパターンを示す。
一般に、本発明の粒子中のコンベイトの容量分率は、上記の断面法によって最も正確に測定することができることが分かっている。やはり上に記載したＸ線回折技術は、そのような容量分率の近似値を求めるのに非常に便利で有用である。
本発明の好ましいコンベイトガラス−セラミック粒子は、少なくとも約９５重量％の上記粒子の粒度が約０．１ミクロンより大きいものである。少なくとも９５％のそのような粒子の粒度は０．２ミクロンより大きく、そのような粒子の大きさは約３００ミクロン未満であるのが好ましい。より好ましい態様では、少なくとも９５％の粒子の大きさは約１００ミクロン未満である。少なくとも９５％の粒子の粒度が約０．２〜３００ミクロンであとさらに好ましく、約０．２〜１００ミクロンであるとさらに一層好ましい。他の好ましい態様では、少なくとも９５重量％の粒子の粒度は約０．５〜５０ミクロンである。
本発明のコンベイトガラス−セラミックの粒度測定は多くの方法で行いうる。約２０ミクロンより上のより大きな粒度の場合、ふるいを用いることによって粒度を測定するのが好都合かつ通例である。次第に細かいふるいを用いることによって粒子の大きさの範囲を分けることは周知かつ慣用的なことである。粒度分布がこの手順によって分けられること、そしてそれにもかかわらず、特に、そのような粒子が本発明において好ましいように不規則であるとき、公称サイズよりいくらか大きい平均サイズの粒子がふるいを通過することは分かる。これは、細長い粒子は縦方向にふるいの開口を通り抜けるためである。従って、ここに記載の粒度はこれらのおよび他の理由でいくらか不正確である。それにもかかわらず、本発明に関して望ましいように、当業者が個々の適用に対して適切な粒度を決定することは難しいことではないと考える。
約１０ミクロン未満の粒度の場合、ふるいは一般に大きさの測定には無効である。むしろ、光学的手段による粒度測定が一般に用いられる。光学的粒度計測器はよく知られており、例えばホリバ  アンド  マイクロトラック社から容易に入手しうる。光学的手段による小さい粒子の粒度測定には難しさがさらにあるが、この分野の問題解決は当業者が十分に対応しうる範囲内である。
本発明では、粒子の”少なくとも約９５重量％”が特定の大きさの限度または範囲内にあるように選択するのが好都合であった。本発明のこの側面が式によって厳密に限定されるのは望ましくなく、ここで到達する目的を考慮すると実際的であるのが望ましい。
図２ａおよび２ｂは、本発明によるコンベイトガラス−セラミック粒子を示す図である。図２ａでは、充填材粒子１０は破断部分で示される。破断部分では、非晶質でガラス質の構造１４の領域が、その全体に分散されたコンベイトの微結晶１６と共に示されている。図２ｂは、図２ａの破断領域を引き伸ばしたもので、コンベイト微結晶をより詳細に示している。図２ｂが２次元の横断面図であること、そしてコンベイトの様々な微結晶が様々な個所で横に切断されることは明らかである。すなわち、微結晶の寸法は、それらの構造の切断場所によって変わる。先端付近で切断すると、比較的小さい２次元的な広がりとなるが、大きなところの付近で切断すると大きな粒子が現れる。１つの微結晶の平均的な寸法は、参照番号１８で示される。同様に、充填材粒子１０の平均寸法１２が図２ａに示されている。
本発明の特定の好ましい態様では、コンベイトガラス−セラミックのブレンドが用いられる。すなわち、多数のコンベイトガラス−セラミック粒子、例えば、コンベイトの濃度、粒度、ガラス組成および粒子形態の異なるものを一緒にブレンドすると、性質全体が改善された充填材を得ることができる。同様に、コンベイトガラス−セラミック粒子を他の無機、あるいは有機充填材とブレンドすると、本発明の特定の追加の利点が得られる。必要なのは、硬化性組成物中に用いられる少なくとも約１０％の無機充填材が、本発明によるコンベイトガラス−セラミックを含んでいることである。
共に生物活性のコンベイトガラス−セラミックおよび他の充填材の粉末も、樹脂成分にブレンドすると、望ましい粘度および強度ファクターが得られる。組成物は低速高剪断回転ミキサーによって容易に混合される。最終充填材配合量により、好ましい粘度値の範囲は１０，０００〜６５，０００センチポアズ（ｃｐｓ）である。注射送り出しに好ましい範囲は、１８，００〜３５，０００ｃｐｓであり、最も好ましいのは２０，０００〜３０，０００ｃｐｓである。パテ状の稠度の場合、複合材料の好ましい粘度範囲は２５，０００〜５５，００ｃｐｓ、最も好ましいのは３５，０００〜４５，０００ｃｐｓである。高粘度ペーストを指先で混合する際の熱の発生は、極めて高い粘度を下げ、そしてさらに重合メカニズムを促進させることができる。
硬化性組成物中に無機充填材として含有させうる材料には、シリカ、石英、ヒドロキシアパタイト、フルオルアパアチト、オキシアパタイト、珪灰石、灰長石、フッ化カルシウム、アグレライト、デビトライト、カナサイト、金雲母、ブラッシュ石、リン酸八カルシウム、ウイトロック石、リン酸四カルシウム、菫青石、ベルリナイト、およびこれらの混合物が含まれる。
本発明のコンベイトガラス−セラミックと混合しうる充填材には、珪酸バリウムアルミニウム、珪酸リチウムアルミニウム、ストロンチウム、ランタン、タンタル等のガラスのような広範囲の無機ガラスおよび関連材料、シリカ、特にサブミクロンサイズのものおよびさらに他の充填材がある。それ自体は周知のシラン化は、どのような充填材にも、それらの結合性および本発明の硬化性組成物中へのそれらの一体性を改善するのに用いうる。
顔料、不透明剤、ハンドリング剤および他の変性剤を本発明の配合物に含めてもよく、そのような補助剤は充填材成分と共に慣用的に混合される。これらが本発明の目的に適合する限り、そのような補助剤の使用は本発明と矛盾せず、考慮される。
本発明に関連して用いうる有機充填材には、本出願の発明の背景の項およびそこに示した参照文献で述べたもの全てと、本発明の目的と一致する他の有機材料とが含まれる。
ここで含有させるのが好ましい１つの材料は、本発明の譲受人が販売しているバイオグラン（登録商標）の配合と類似または同一の無機材料である。これは本発明のコンベイトガラス−セラミックと全体組成が類似しているが、コンベイトは非常に少量（２容量％未満）で含有されるかまたは全く含有されていない。そのような材料をコンベイトガラス−セラミック、並びに他の無機および有機充填材と混合すると、本発明に関連するすぐれた効果が得られる。ある態様においては、粒状充填材、例えばポリアクリル粒子、特にビス−ＧＭＡポリマー、架橋アクリルポリマー、ウレタン変性ポリマー等を用いるのが好ましい。ある態様では、Romer等の米国特許第４，３９６，４７６号に記載のような相互浸透ポリマー網状構造（ＩＰＮ）系を用いうる。本発明の精神および目的範囲から逸脱しない限り、特定の態様によって繊維、ウェブおよび他の構造部材を含めると有用であるかもしれない。
本発明のコンベイトガラス−セラミック充填材はそれ自体新規であり、無機充填材の使用がこれまで知られていたどのような方法においても用いうる。そのような使用には医学的および歯科的使用ばかりでなく、あらゆる種類の工業的使用も含まれる。従って、そのような充填材は、ゴルフボール、充填プラスチック、強化セメント、構造的プラスチック部材、変性ゴム、接着剤、ペイント、顔料、布の配合および製造のようなポリマー加工に、並びに賦形剤、研磨剤、流動化剤、触媒および他の多くの系として用いられる。
コンベイトガラス−セラミックを含む本発明の充填材は、整形外科的および歯科的修復材料の一部として主に用いられる。これについて述べると、本発明の充填材は、熱または光化学的エネルギー等の影響下で制御させて硬化しうるポリマー系を含む重合性マトリックスと混合する。広範囲な重合系および材料が本発明に関してすぐれた利点を得るのに用いられ、その結果、全てのそのような系が考慮されることは理解されるであろう。
本発明の１つ以上の態様の実施に用いるのに適した重合性樹脂には、広範囲なエチレン系不飽和の、および他の特に重合性の組成物が含まれる。アクリル成分が適している。そのような樹脂はアクリル化ポリエステルの種類から選択するのが好ましい。すなわち、ビスフェノール−Ａ（ビス−ＧＭＡ）のビス−グリシジルメタクリレート付加物およびその他のアクリル相当物が好ましい。あるいは、２，２，３−トリメチルヘキサンジイソシアネートとヒドロキシエチルメタクリレート、ヒドロキシプロピルメタクリレートおよび他のヒドロキシアクリルアクリル成分との付加物も好ましい。他のアクリレート化ポリエステルも使用に適していること、およびこれらがイソシアネートと反応して重合性成分として有用なウレタンを形成することは、当業者に明らかなことである。すなわち、ビス−ＧＭＡはジイソシアネート（または他のイソシアネート）、例えばヘキサメチレンジイソシアネート、フェニレンジイソシアネート、または広い範囲の他の脂肪族および芳香族ジイソシアネートと反応して、有用な重合性成分を提供しうる。米国特許第４，４１１，６２５号に記載のように、ビス−ＧＭＡヘキサメチレンジイソシアネートの付加物が修復の目的に特に有用であることが見いだされており、これらはここで用いうる。
メチルメタクリレート、エチルメタクリレート、プロピルメタクリレート、および高級メタクリレート、アクリレート、エタクリレート、および類似成分は、本発明の硬化性組成物の重合性材料の全てまたは一部として用いうる。他の種類の重合性材料、例えばエポキシド化合物、ポリウレタン先駆体成分、および広範囲な他の材料を用いることもできる。例えば、本発明の硬化性組成物の製造に有用な他のモノマーには、メチル−、エチル−、イソプロピル、ｔ−ブチルオクチル−、ドデシル−、シクロヘキシル−、シクロメチル−、テトラクロロエチル−、ペルフルオロオクチル−、ヒドロキシエチル−、ヒドロキシプロピル−、ヒドロキシブチル−、３−ヒドロキシフェニル−、４−ヒドロキシフェニル−、アミノエチル−、アミノフェニル−およびチオフェニル−、アクリレート、メタクリレート、エタクリレート、プロパクリレート、ブタクリレートおよびクロロメタクリレート、並びにビスフェノールＡの均質なモノ−アクリル酸エステル、ジヒドロキシジフェニルスルホン、ジヒドロキシジフェニルエーテル、ジヒドロキシビフェニル、ジヒドロキシジフェニルスルホキシド、および２，２−ビス（４−ヒドロキシ−２，３，５，６−テトラフルオロフェニル）プロパンが含まれる。重合反応を支える重合性モノマー、例えばジー、トリーおよびそれ以上のアクリルエチレングリコールジメタクリレート、ジエチレングリコールジメタクリレート、トリメチレングリコールジメタクリレート等；トリメチロールプロパントリメタクリレート、類似アクリレート、および同様な成分も有用である。２、３およびそれ以上の重合性成分の混合物を用いてすぐれた効果を得ることも可能である。
ビス−ＧＭＡに基づく重合系が人体内の修復に特に有用であることは公知である。これは、一般的な生物適合性、有意な量の毒性生成物の不在、適合した熱膨張係数、使用しやすさ、安定性等を含めた多くの周知の理由からである。従って、そのような材料は好ましい材料である。コモノマー成分を含むまたは含まないビスフェノール−Ａ−グリシジルジメタクリレート（ビスＧＭＡ）が最も好ましい。
本発明の硬化性組成物に用いられる重合性成分に触媒を供給することは一般に必要である。そのような触媒は一般に、熱硬化触媒および光重合開始剤の２種類の触媒である。各々の種類はよく知られており、本発明の目的と一致する限り、修復に用いられる公知のどのような触媒系も用いうる。
熱硬化触媒は”２つのペースト”系の形で一般に用いられる。そのような場合、硬化性組成物の２つの成分を一緒に混合すると、触媒作用が始まり、硬化につながるような触媒系が用いられる。この系はめずらしいものではなく、本発明に適した多くの成分を含めた様々な重合性成分に適用することができる。過酸化物、特に過酸化ベンゾイル（過酸化ジベンゾイルとも呼ばれる）のようなラジカル開始剤が慣用的、経済的かつ好都合である。安定剤はブチルヒドロキシトルエンのような安定剤が通例である。ジメチル−ｐ−トルイジン、Ｎ，Ｎ−置換トルイジンおよびオキシリジンのような助触媒を用いるのが慣用的である。一般に、ペーストの一方はラジカル開始剤および安定剤、一般には過酸化物を含み、他方は促進剤、例えばアミン、好ましくはトルイジンを含む。硬化は、２つのペーストを一緒に混合することによって開始される。
光硬化もまた本発明による組成物の硬化に有用な手段である。すなわち、光開始系は硬化性組成物と共に含有させることができ、これは適当な波長の化学線光にさらすことによって活性化させる。修復外科および歯科で用いられる紫外および可視光硬化系は公知であり、どのような系もここでは用いうる。系の例はDart等の米国特許第４，１１０，１８４号、Tateosian等の第４，６９８，３７３号、Koblits等の第４，４９１，４５３号、およびBennettの第４，８０１，５２８号に記載されており、これらは参照することによってここに記載されたものとしてそのような公知の系を提供する。
特に有用な系では可視光硬化を用いて、紫外線での硬化に固有の危険性を避ける。可視光硬化は歯科分野で十分に改良されており、これはまた骨組織の修復にも適用しうる。種類としてはキノン類が可視光増感系のための光化学開始剤として広い有用性が見いだされおり、これを第３アミンと混合すると好ましい。カンファーキノンまたはビアセチルのようなアルファジケトン（キノン）を、ｎ−アルキルジアルカノールアミンまたはトリアルカノールアミンのようなアミン還元剤と混合するのが好ましい。
本発明の硬化性組成物は、重合性成分と、コンベイトガラス−セラミックを含む充填材とを含むことを特徴としているが、他の材料をそのような組成物に含めうることは無論のことである。すなわち、本発明の全体の目的が得られる限り、放射性不透明剤、表面活性剤、ハンドリング剤、顔料、繊維等のような強化材、および様々な他の材料を含めうる。
本発明の重合性材料と共に用いる充填材の量が、重合性樹脂および充填材の種類並びに充填材の粒度を含めたいくつかの変数によることは当業者にとって明らかなことである。ある樹脂配合物に対して、充填材の種類および充填材の粒度を、適当な粘度、良好な加工性、ブレンドしやすさ、そして最終的な生物適合性が得られるように慎重に選択しなければならないことは明らかである。
実際に、光硬化性組成物は１つの形で提供され、これらは使用直前に混合する必要がない。これらを修復する部位へ施し、適当な波長の可視光にさらして、触媒系の仲介によって重合させる。光源および施す方法は当業者に周知であり、これは本発明の組成物に用いうる。
すなわち、本発明の組成物は、熱硬化系を選択するならば、２つの”ペースト”のいずれかと共にブレンドし、光硬化系を選択するならば、そのまま使用する。これを準備した修復する部位に施す。次に、修復材料を滑らかにするかあるいは適所に成形し、材料を、熱硬化材料の場合は時間をかけることによって、あるいは光硬化材料の場合は化学線の照射によって硬化させる。初期重合および硬化が生じた後に、修復材料は比較的強くなる。これは荷重支持性であり、体の部分の上下構造を支持することができ、修復される。
本発明の別の側面は、硬質成形体を提供することである。すなわち、本発明の硬化性組成物は、例えば慣用的なプラスチック加工技術、成形、押し出し、手による成形等によって成形でき、得られた成形粒子は熱、光化学エネルギー等の作用によって硬化する。従って、コンベイトガラス−セラミックを含有する本発明の材料から全体が形成された成形体を提供することができる。これらの成形体は様々な用途、特に外科および歯科で用いることができ、そこでは生物適合性、骨形成刺激性および本来の強度に関するそれらの性質が有利であることが分かる。
例えば、ピン、ネジまたはロッドを、慣用的な押し出しまたは成形によって本発明の硬化性組成物から得て、そして硬化することができる。整形外科で使用される慣用的なピン、ネジまたはロッドが、損傷した関節、折れた骨等に強度および安定性をもたらすために現在用いられているどのような場所にも、これらのピン、ネジおよびロッドを用いうる。使用の際、そのようなピン、ネジおよびロッドは準備した位置に挿入し、適所にセメントで接合する。しかしながら、従来の、一般的には金属の、ピンまたはロッドとは異なり、本発明の材料は元来生物適合性であり、そして実際に骨刺激性である。なお、この性質は、目的のロッドを骨構造へ固定するのに用いるセメントが、本発明の硬化性組成物であるように選択すると高まる。明らかなように、ピン、ネジおよびロッド用のセメントとして働くように材料の粘度調整を行うと、この系は骨構造の修復に用いるのに便利なものとなる。この結果、単に生物適合性であり、そして実際に骨刺激性の材料を用いて完全な修復がなされ；金属は用いる必要が全くない。
本発明の硬化材料の別の使用は、歯内治療に見いだすことができる。”ポインド”を根管等の修復に用いるのは一般的である。そのようなポイントは一般に銀、グッタペルカまたは特定の他の材料である。根管の修復には、歯のエナメル質およびぞうげ質、並びに神経、骨等の部分を通って病気の歯の根管へ接近し、根管の他の組織を多くの一般的な器具を用いることによって除去する。修復のための根管の実際の準備は本発明の部分を形成しない。そのような手順の側面は当業者に十分に理解されていることである。
準備された根管はまず充填しなければならない。これは、銀またはグッタペルカ”ポイント”を、準備された管に置き、これを修復すべき空間に圧縮することによって行うのが慣例である。尖孔のまわりに漏れがないことが重要である。さもなければその後再感染が生じるかもしれない。この方法は患者にとって不快であり、実際に行うのが難しい。
本発明では、歯内治療学的”ポイント”を本発明の硬化組成物を用いて製造することができる。これはその後、本発明による硬化性組成物と共に根管のくりぬいた空間に挿入することができ、そしてその場で硬化させる。準備された根管空間の実質的に完全な充填が可能であり、本発明の材料の骨刺激性は、改善された生物適合性および修復材料の患者の体構造への一体化をもたらすことができ、確実にすぐれた結果が得られる。
図３ａは、上記のような整形外科的修復に有用なロッドを示す図である。図３ｂは、棘融合の際の垂直空間へ挿入するためのスペーサーを示す。図３ｃは、本発明の硬化組成物から形成したネジであり、図３ｄは歯科用ポイントを示す。
本発明の複合材料は、大きな力を受ける骨組織等の様々な修復および外科的方法に用いうる。１つの例は、脊柱の椎の修復または融合である。複合材料は注射による送り出しによって脊柱の中または付近に置き、その場で重合させることができる。得られた硬化材料は荷重支持安定性および椎または他の骨へのミクロ化学的結合をもたらす。体内でしばらくして、組織および骨の付着は生物学的境界化学結合によって高まり、最終的に組織、骨および複合材料の間にヒドロキシアパタイト生物学的境界結合を形成する。
硬化材料、例えばあらゆる大きさおよび形の椎スペーサーは、予め製造しておき、そして体内での外科的修復に必要なデザイン特徴をできるだけ大きくするために体外で重合させることができる。例えば、予め形成および硬化しておいた椎スペーサーを椎空間に置き、そこに本発明によるワイヤ、ロッド、ピン、ネジまたは接着剤等で固定することができる。本発明の材料から予め製造しておいた脊柱ケージは、方法、安定性、および実行を一般的なものにし、同時に目的物への自己発生的な骨の融合をもたらして、脊柱および他のそのような修復に柔軟に適用することができる。
本発明の材料はまた、ポリメチルメタクリレートが現在用いられている歯科および整形外科のあらゆる状況においてこれらの分野で用いることができる。植え込み部位の準備ができたら、粘度を下げた本発明の複合材料を注射器で急いで送り出して空隙を充填することができる。必要ならば、インプラントを本発明の重合性材料と共に用いてもよく、そのようなインプラントは金属、グッタペルカ、セラミック、ポリマー、または実際に本発明の硬化材料でもよい。重合材料をその後硬化すると、仕上げ、さらなる修復等に適した粗製修復物が得られる。
本方法に特有な利点は、修復またはインプラントの部位の治療後に、インプラント材料が骨組織接触面に化学的に付着し始め、インプラント系の強度および靭性が高まることである。
本発明の材料は、特に歯科における、破損インプラントの修復にとりわけ有用である。患者が歯科用インプラントの安定化の治療に数カ月または数年費やした後、それが破損することは心理的および身体的に不幸なことである。本発明のような複合材料を用いると、破損インプラントを除去し、上顎骨または下顎骨間隙に注射可能なまたはパテ状の生物活性複合材料を再充填し、そして直ちに代わりのインプラントを施すことが可能となる。位置、硬化等の素早い調整と、最少限の治療時間は、本発明の魅力的な特徴である。本発明による材料を適用することによって、破損過程にあるインプラントを安定化することも可能である。本発明による複合材料は組織、金属およびそれ自体に多くの他の複合材料と共に結合し、従って、そのような修復に対する融通性が大きいので、本発明による複合材料の注入はこれに特に適している。
本発明の材料は粉砕骨折の治療にも特に適している。そのような場合、外傷性損傷が原因で圧砕または破砕骨となっており、非荷重支持性接植材料はその治療に有用ではない。現在、金属プレートおよびロッドは生活可能であることを選択したときにのみ用いる。本材料はその目的のためにパテに配合することができるので、本発明は骨の断片の再結合に用いることができる。あるいは、短時間に粘着化および硬化を行わせるために、すなわち、そのような骨片の再結合を容易にするために、光硬化材料を用いてもよい。本発明の硬化材料、または伝統的な金属もしくはセラミック骨、ピン、プレート等をそのような修復に用いることもできる。本発明の材料のすぐに荷重を支持することができる能力は、それらの生物活性と共に、本システムに特有の利点である。
本発明の材料が、大きな応力および手順の難しさが関係する整形外科において有用である別の例は、双極股関節部置換または修正である。そのような場合、大腿幹部位におけるインプラントの固定は簡単であるが、寛骨臼カップの取り付けは非常に難しく、特に修正の場合は難しい。ピンを用いて、寛骨臼の失われた骨を本発明の組成物で補うことができる。既時に機能することはこの用途に重要なことであり、本発明の材料の荷重支持能力はそのような使用に対してそうであることを示している。本発明の材料の生物学的結合はそのような手順において強度および靭性を増強し、既存の骨がさらに吸収されるのを妨げる。破損双極股関節部置換のための修正手術には、本発明の材料のような送り出し可能で柔軟なかつ機能性の材料が一般に緊急に必要である。
図４は、双極股関節部置換を示す。皮質骨３１および海綿質骨３２を有する大腿骨には、本発明の複合材料３３で適所に結合した補てつ物３４が植え込まれている。寛骨臼側では、大腿骨頭関節表面３６が、準備されたキャビティに、本発明の材料３３で結合されている。高重量ポリエチレンカップ３５は、補てつ物の頭との関節接合を容易にするために用いられる。図３には、脊柱融合の際の、椎骨空間への挿入のためのスペーサーを示す。
本発明は請求の範囲によってのみ限定されるものであり、示した作用のメカニズムは本発明を限定するものではない。しかしながら、本発明のコンベイトガラス−セラミック粒子は、それらの独特の構造および性質により、生物学的修復に特に有利であると考える。コンベイト微結晶が形成するとき、残りのガラスではいくつかの成分が減少し、他のものが富む。コンベイト結晶化後の残留ガラスマトリックスではＣａＯおよびＰ2Ｏ5が勝って、隣接組織との生物活性相互作用度が高くなる。結晶化容量分率が増加するにつれて、ガラス相は減少する。この溶解の特徴は、まわりの骨組織の指状突起鉗合を可能にする、複合材料上に無機物に富む表面を作り出すことである。コンベイトガラス−セラミックの素早い反応および表面複合材料の表面鉱物化は自己制限性であり、従って、複合材料の内部強度は維持される。
上記のメカニズムは、図５ではＦＴＩＲプロットで定量的に示し、図７では図で示す。複合材料は生体内の生理学的環境に置かれているので、生物活性コンベイトガラス−セラミック充填材粒子は、複合材料の表面にＣａ+2およびＰＯ4-3イオンを放出することによって反応する。図５のＦＴＩＲは、表面アパタイトの形成がわずか１週後にどのようにして生じるかを示している。図７ａおよび７ｂには、複合材料４４と骨組織４０との間に形成されると考えられる、指状突起鉗合化学結合層４２を示す。複合材料の準安定性カルシウム−リン酸塩表面は核を形成し、隣接する骨の無機質に対して結晶成長物質を提供する。わずか１週間後に、ポリマー−樹脂表面ではなく、燐酸カルシウムセラミック表面を見いだすことができる。
場合によっては、複合材料表面は内部では生物学的反応に関係せずに、完全に強化された複合材料として作用するかもしれない。ビスフェノール−Ａ  グリシジルジメタクリレート（ビスＧＭＡ）樹脂マトリックスは他の成分、例えばトリエチレングリコールジメタクリレート（ＴＥＧＤＭＡ）、ジウレタンジメタクリレート（ＤＵＤＭＡ）またはエトキシル化ビスフェノール−Ａ−グリシジルジメタクリレート（ビスＥＭＡ）とブレンドすることができる。作業時間および硬化時間は、一方の成分Ａ中のアミンの量および他方の成分中の過酸化ベンゾイルおよびブチルヒドロキシトルエンの量で簡単に調整することができる。望ましい平均作業時間は３〜６分であり、その後ただちに硬化する。十分な複合材料強度は１．５〜２時間以内に得られるのが好ましい。
本発明の独特の生物活性的な骨接植複合材料は、それらの送り出しおよび配置の容易さ、重合時の少ない熱の発生、低収縮性、並びに即時の固定、付着および荷重支持性により、インプラントの固定および成長しうる組織および骨の修復に適している。独特の表面相互作用が、結合した生物活性表面をもたらす。コンベイトガラス−セラミック充填材と樹脂マトリックスとの間の相乗作用が、最終的には樹脂−ヒドロキシアパタイト層に変わる反応性骨結合樹脂−ゲル層を生じると考える。図７参照。
自己限定生物学的反応は、本発明の複合材料を、２つの機能に理想的なものにしている。すなわち、表面では少なくとも生物活性であり、他方、内部的には構造的複合材料として機能する。本複合材料のこの２つの機能によって、これらは即時の固定および荷重支持性が重要な骨折の修復に適したものとなる。弾性率がより低いマトリックスは成形性をもたらし、応力を弾性率のより高い充填材へ伝達する。これらの複合材料の弾性率（５〜５０ＧＰａ）はＰＭＭＡ単独（３〜５ＧＰａ）または金属（１００〜２００ＧＰａ）よりも自然の骨（７〜２０ＧＰａ）に近い。弾性率が骨と同等であると、応力シールドが損なわれるのが回避される。系全体の破損靭性は金属およびセラミックのようなインプラント表面に対する、および骨に対する結合強度によって増大する。緊密な表面付着性および化学結合性は、微小な移動、無菌状態のゆるみをなくし、応力伝達をできるだけ大きくして荷重支持特性を最適なものにする。
生理学的環境と接するやいなや、硬化複合材料は体液と反応する。血清および生理学的液体は強化複合材料の透過性構造中に拡散し、生物活性相と反応する。表面活性バイオセラミックと同様に、反応体相はＣａ+2およびＰＯ-3イオンを複合材料表面に移送する。まわりの表面液体の超飽和、ｐＨのわずかな増加、活性表面シラノールおよび他の樹脂ヒドロキシルにより、複合材料の表面全体および複合材料の中の１０〜２００マイクロメートル位までは、図７に示すように、ＣａＯおよびＰ2Ｏ5に富むゲル層で覆われると考えられる。樹脂−ＣａＯ−Ｐ2Ｏ5のこの拡散層は、骨無機質であるヒドロキシアパタイトへの転化のための先駆体を形成する。生物活性のためにイオンの移動を可能にする樹脂マトリックスの性質は、組み込まれた薬剤からの薬剤放出にも有利である。
生物活性充填材の反応度、粒度および充填材配合量により、部分的に再吸収可能な表面上で周辺構造の指状突起鉗合が生じうる。生物活性充填材の粒度が比較的大きいと、その粒子の反応は骨細胞、マクロファージおよび血管新生のための大きなチャンネルを残すことになる。２００〜３００マイクロメートル以下の微小な規模では、組織を形成する成長可能な骨の指状突起鉗合は複合材料表面に骨の無機質を浸透させることができる。この微小機械学的および化学的結合境界面はそれ自体限定的なものであり、境界が結晶化して骨の無機質であるヒドロキシアパタイトを形成するにつれて強くなる。これらの現象にかかる時間は８週以内であるが、硬化複合材料の強度はすぐに機能する。生物学的境界面での改善された結合はさらなる固化および長期安定性を促す。
好ましい樹脂系は２つのペーストＡおよびＢからなる。１つの態様において、ペーストＡ樹脂は４０〜６０重量％のビスフェノール−Ａ  グリシジルジメタクリレート（ビスＧＭＡ）、１０〜４５重量％のトリエチレングリコールジメタクリレート（ＴＥＧＤＭＡ）、０〜４０重量％のジウレタンジメタクリレート（ＤＵＤＭＡ）、０．２〜３．５重量％のＮ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジンまたは他のＮ，Ｎ−ジアルキルアニリンもしくはＮ，Ｎ−ジアルキルトルイジン、および０〜１．５重量％のブチルヒドロキシトルエン（ＢＨＴ）または他の遊離ラジカル安定剤を含む。ペーストＢ樹脂は４０〜６０重量％のビスフェノールＡ  グリシジルジメタクリレート（ビスＧＭＡ）、１０〜４５重量％のトリエチレングリコールジメタクリレート（ＴＥＧＤＭＡ）、０〜４０重量％のジウレタンジメタクリレート（ＤＵＤＭＡ）、０．１〜３．０重量％の過酸化ベンゾイル（ＢＰＯ）または他の有機過酸化物、および０〜２重量％のブチルヒドロキシトルエン（ＢＨＴ）または他の遊離ラジカル安定剤を含む。
アミン：ＢＰＯ：ＢＨＴの様々な組み合わせによって、具体的な作業および硬化時間が得られる。上記の組成変数が２．２５：１：０．１２の比率であると、５分の好ましい長さの作業時間および８〜１０分のゆっくりした硬化時間が得られる。より好ましい３分の作業時間および５〜７分の硬化時間は２．５：１：０．１のアミン：ＢＰＯ：ＢＨＴ比で得られる。各硬化特性は使用材料の量、混合時に与えられたエネルギー、およびインプラント部位の体温（通常は３７℃）による。
ペーストＡおよびＢの充填量は全充填剤含有量の６５〜８５重量％であり、好ましい生物活性ガラス−セラミック（コンベイトガラス−セラミック、ＣＧＣ）含有量は充填材の１０〜９９重量％である。粒度分布は広く、バイモーダル、好ましくはトリモーダルであるのが好ましく、またこれらは約〜３００マイクロメートル未満であり、５重量％未満は０．１ミクロン未満の大きさである。
粘度が比較的低い注射可能なペーストは、骨の欠損部の充填、骨折治療、並びにインプラント固定および修正に最も適している。注射可能なペーストは流動して間隙および割れ目を満たし、骨、組織およびインプラントの表面にしっかり付着する。流動性は、インプラントを固定するとき、しっかり付着させるのにおよび微移動をなくすのに重要である。インプラントの移動がないと、炎症を減じることができ、インプラントシステムの成功を決定的なものにすることができる。より高い粘度のペーストは、より大きな、荷重支持性の骨の欠損、および容易に近づくことができる骨折部位に望ましい。”パテ”は手で扱ったり、彫り刻んだり、適所にただちに高い強度で硬化することができる。腫瘍学的な骨の欠損には、添加量の多い高度に生物活性な複合材料が非常に適している。手で混合されるペーストを用いると、薬剤、抗生物質または骨の成長因子の添加を容易にすることもできる。
得られた複合材料は、生物活性充填材が生理学的環境と反応して、樹脂−ＣａＯ−Ｐ2Ｏ5を含む指状突起鉗合拡散境界層を形成することを可能にする、透過性表面および３次元網状構造を有する。この層は、骨の無機質の付着および形成に対する先駆体である。骨組織および複合材料表面の微小機械学的結合は、化学結合の形成および、骨無機質（ＨＡｐ）への結晶化につれて強くなる。指状突起鉗合およびゲル層の程度は、生物活性充填材の量および充填材の粒度分布によって制御される。
実施例１
コンベイトガラス−セラミック
一般に”キャンドル石英”と呼ばれるシリカ３３．９％、炭酸ナトリウム３０．９８％、炭酸カルシウム２６．３６％、およびリン酸水素カルシウム（ＣａＨＰＯ4）８．６８％のブレンドを、ふた付き白金るつぼ中で、１ｋｇバッチでグロバー（Ｇｌｏｂａｒ、登録商標）炉内、通常の雰囲気下、約１２００〜１４００℃にて１２時間共に溶融した。得られた均質な溶融物を予め加熱しておいたグラファイトプレート上に流し込み、室温にゆっくり冷却した。この遅い冷却でかなりの表面結晶化が生じ、ガラスプレート表面上で白色物質としてはっきり見えた。このようにして形成された固体をボールミルで圧潰、微粉砕し、そしてボールミルまたはショークラッシャー処理し、次いで一連のふるい分けを行ってて大きさを分けた。
これらの粒状コンベイトガラス−セラミックは、上記の粉砕および微粉砕処理の証拠で、不規則な形態を有する粒子を含む。これらの形態にはぎざぎさの端、でこぼこの突起、不規則なくぼみ、および類似の構造が含まれる。Ｘ線回折分光分析による測定で微小結晶範囲の形（微結晶）のコンベイトを５〜１０容量％含有するコンベイトガラス−セラミック粒子が得られた。この実施例によって製造されたコンベイトガラス−セラミック中のコンベイトの量は、Ｔcでの加熱時間またはＴcより上の温度およびこの温度での保持時間を変えることによってさらに増すことができる。すなわち、コンベイト組成物の微結晶が２〜７０容量％の粒状コンベイトガラス−セラミックを製造することが可能である。
非晶質領域およびコンベイト微結晶の両方を含む、この方法によって製造されるコンベイトガラス−セラミックの全体組成は、シリカ ４５％、酸化ナトリウム ２４．５％、酸化カルシウム ２４．５％およびＰ2Ｏ5 ６％であることが分かった。
実施例２
コンベイトガラス−セラミック、フリット法
実施例１のシリカ、炭酸ナトリウム、炭酸カルシウムおよびリン酸水素カルシウムのブレンドを前記のように溶融した。これを支持体上の物体として冷却するのではなく、溶融物を蒸留水中に注いでフリットを得た。このフリットを圧潰し、７００℃で１〜２時間再加熱して、高度に不規則な表面形態を有する粒状コンベイトガラス−セラミックを得た。コンベイトガラス−セラミックの全体組成は実施例１の生成物に見られるのと同じであるが、コンベイト微結晶組成は様々である。時間、温度を調整することにより、この方法によってコンベイトガラス−セラミック中のコンベイトの量を変えることが可能である。粒度範囲も慣用的な方法によって選択しうる。結晶化プロセスは親ガラスの初めの構造を、独特な最終ガラスセラミックに変える。
実施例３
ペースト−ペースト修復用組成物
本発明のコンベイトガラス−セラミックを含むアクリル樹脂に基づくペースト−ペスト骨修復用組成物を製造する。次の成分からなる第１成分を製造した：
ビスフェノール−Ａ  グリシジル            ５５重量部
ジメタクリレート（ビスＧＭＡ）
トリエチレングリコール                    ４５重量部
ジメタクリレート（ＴＥＧＤＭＡ）
ブチルヒドロキシトルエン（ＢＨＴ）        ０．０４重量％
Ｎ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン          １．０重量部
（ＤＭＥＰＴ）
ジヒドロキシエチル−ｐ−トルイジン        １．５重量部
（ＤＨＥＰＴ）
次の成分を含む無機充填材ブレンドを製造する：
２〜５容量％のコンベイトを含み                ５０重量部
約５０ミクロン未満の粒度を有する
コンベイトガラス−セラミック
５〜５０容量％のコンベイトを含み              １０重量部
約５０ミクロン未満の粒度を有する
コンベイトガラス−セラミック
２％のクロロトリメチルシランで                 ８重量部
処理した約１ミクロン未満の粒度
を有するヒュームドシリカ
５０ミクロン未満の粒度を有する                ３２重量部
バリウム−アルミナシリカガラス
（ＩＦ  ２３２４の登録商標名で
サイエンティフィック  ファーマ
シュティカル社から入手可能）
上記の無機充填材をふるいにかけて、確実に、少なくとも９５重量％の無機粒状充填材の大きさが約５０ミクロン未満であるようにする。
３５重量％の樹脂ブレンドを６５重量％の上記充填材ブレンドと混ぜ、十分に混合して２成分系ペースト修復用組成物の第１成分を得る。この第１成分の粘度は約１５，０００センチポアズである。
２成分系ペースト修復用組成物の第２成分は、次の樹脂および充填材から製造する：
次の物質を含む樹脂組成物を一緒にブレンドした：
ビスフェノール−Ａ  グリシジル            ５５重量部
ジメタクリレート
トリエチレングリコール                    ４５重量部
ジメタクリレート
ブチルヒドロキシトルエン                  ０．０４重量部
過酸化ベンゾイル（ＢＰＯ）                １．０重量部
約３５重量％の樹脂成分を６５重量％の上記充填材ブレンドとブレンドした。得られる２ペースト系の第２成分の粘度は約１５，０００センチポアズである。
第１および第２成分を一緒にブレンドしたら、これらを過酸化物で触媒する熱反応を行わせて、ブレンド組成物を硬化する。ブレンド物質の初期粘度は約１５，０００センチポアズである。この粘度は、広口注射器による送り出しが可能な粘度である。作業時間は２２℃で約３〜５分である。この後、実質的な硬化が始まる。硬化材料は骨組織および歯科的構造と十分に適合性である。
この実施例の組成物は約５分以内で、荷重支持性で高強度の形に固く硬化する。複合材料は金属にただちに付着し、強力な結合を形成し、充填される穴の形に付着する。この材料は非常に成形性であり、注射送り出し法による送り出しが容易である。この複合材料は、生理学的液体および血清と接触すると、生物学的境界面を形成し、最終的には硬化すると思われる点で、生物活性であると考えられる。
実施例４
ペースト−ペースト修復用組成物
樹脂配合物は次の成分から製造する：
ビスフェノール−Ａ  グリシジル                ５０重量部
ジメタクリレート
トリエチレングリコール                        １５重量部
ジメタクリレート
ローム  テック社からＭＨＯＲＯＭＥＲ          ３５重量部
６６６１−０として入手可能なジウレタン
ジメタクリレート  ＣＡＳ  ４１１  ３７
−６−４
ブチルヒドロキシトルエン                      ０．０４重量部
Ｎ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン              ０．７５重量部
（ＤＭＥＰＴ）
ジヒドロキシエチル−ｐ−トルイジン            １．５重量部
（ＤＨＥＰＴ）
無機充填材ブレンドを次の物質から製造する：
２〜５容量％のコンベイトを含み                ５０重量部
約５０ミクロン未満の粒度を有する
コンベイトガラス−セラミック
５〜５０容量％のコンベイトを含み              ５重量部
約５０ミクロン未満の粒度を有する
コンベイトガラス−セラミック
５０容量％を越えるコンベイトを含み            ５重量部
約５０ミクロン未満の粒度を有する
コンベイトガラス−セラミック
１ミクロン未満の粒度を有する、                ８重量部
シランで処理したヒュームドシリカ
５０ミクロン未満の粒度を有する                ２７重量部
バリウムアルミナシリケート
リン酸二カルシウム２水和物                    ５重量部
上記無機充填材は、少なくとも９５％の粒子が確実に約５０ミクロン未満の大きさとなるようにふるい分ける。第１ペーストは、無機充填材ブレンド６５％および上記樹脂組成物３５％から製造する。
次の成分：
ビスフェノール−Ａ  グリシジル                ５０重量部
ジメタクリレート
トリエチレングリコール                        １５重量部
ジメタクリレート
ジウレタンジメタクリレート                    ３５重量部
ブチルヒドロキシトルエン                      ０．０８重量部
過酸化ベンゾイル                              １．０重量部
を含む第２樹脂組成物を、この実施例の無機ブレンドと、樹脂成分が材料の３５％、充填材組成物が材料の６５重量％を構成するようにブレンドする。得られる組成物は硬化反応を触媒することができる第２ペーストを形成する。
各ペーストは約１８，０００センチポアズの粘度を有し、注射器による送り出しに適している。一緒にブレンドしたとき、複合材料の作業時間は２２℃で約５〜８分である。
この実施例のコンベイトガラス−セラミックの結晶化度が一般的により高いと、生物活性がいくらか低くなると予想される。カルシウムおよびリン酸塩イオンの放出は、ＤＣＰＤの添加によって補われ、材料の粘度が全体的にわずかに増加する。
実施例５
ペースト−ペースト修復用組成物
樹脂ブレンドは次の成分から製造する：
ビスフェノール−Ａ  グリシジル                ４５重量部
ジメタクリレート（ビスＧＭＡ）
トリエチレングリコール                        ２５重量部
ジメタクリレート（ＴＥＧＤＭＡ）
ジウレタンジメタクリレート（ＤＵＤＭＡ）      ３０重量部
ブチルヒドロキシトルエン（ＢＨＴ）            ０．０６重量部
Ｎ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン
（ＤＭＥＰＴ）
ジヒドロキシエチル−ｐ−トルイジン            ２重量部
（ＤＨＥＰＴ）
充填材ブレンドは次の成分から製造する：
コンベイトガラス−セラミック                  ５０容量部
（２＜５容量％コンベイト）
コンベイトガラス−セラミック                  ５容量部
（５＜５０容量％コンベイト）
コンベイトガラス−セラミック                  ０容量部
（＞５０容量％コンベイト）
シラン処理したヒュームドシリカ                ５重量部
（＜１マイクロメートル）
シラン処理したＢａＯ−Ｂ2Ｏ3−                ２０重量部
Ａｌ2Ｏ3−ＳｉＯ2ガラス（＜５０
マイクロメートル）
リン酸二カルシウム２水和物（ＤＣＰＤ）        ２０重量部
全てのコンベイトガラス−セラミック粉末の大きさは５０マイクロメートル未満である。充填材ブレンドが６５重量％の第１ペーストが形成され、これは低粘度注射送り出し性を有することが分かった。
第２ペーストのための樹脂ブレンドは次の成分から製造した：
ビスフェノール−Ａ  グリシジル                ４５重量部
ジメタクリレート（ビスＧＭＡ）
トリエチレングリコール                        ２５重量部
ジメタクリレート（ＴＥＧＤＭＡ）
ジウレタンジメタクリレート（ＤＵＤＭＡ）      ３０重量部
ブチルヒドロキシトルエン（ＢＨＴ）            ０．１重量部
過酸化ベンゾイル（ＢＰＯ）                    １．０重量部
このペーストのための充填材は次の成分を含む：
コンベイトガラス−セラミック（ＣＧＣ）        ５０容量部
（２＜５容量％コンベイト）
ＣＧＣ                                        ５容量部
（５＜５０容量％コンベイト）
ＣＧＣ                                        ０容量部
（＞５０容量％コンベイト）
シラン処理した（ＳＴ）ヒュームドシリカ        ５重量部
（＜１マイクロメートル）
シラン処理したＢａＯ−Ｂ2Ｏ3−                ２０重量部
Ａｌ2Ｏ3−ＳｉＯ2ガラス（＜５０
マイクロメートル）
リン酸二カルシウム２水和物（ＤＣＰＤ）        ２０重量部
全てのコンベイトガラス−セラミック粉末の大きさは、ふるい分け測定で、５０マイクロメートル未満である。第２ペーストの充填材含有量は、注射器用に６５重量％に調整する。上記複合材料の室温（２２℃）での作業および硬化時間は各々、７および１０分である。結晶質コンベイトガラス−セラミック相およびＤＣＰＤはＣａ+2およびＰＯ4-3イオンの放出を増加する。
実施例６
粉末−樹脂修復用組成物
樹脂ブレンドは次の成分から製造する：
ビスフェノール−Ａ  グリシジル                ４５重量部
ジメタクリレート（ビスＧＭＡ）
トリエチレングリコール                        ２５重量部
ジメタクリレート（ＴＥＧＤＭＡ）
ジウレタンジメタクリレート（ＤＵＤＭＡ）      ３０重量部
ブチルヒドロキシトルエン（ＢＨＴ）            ０．０６重量部
Ｎ，Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン
（ＤＭＥＰＴ）
ジヒドロキシエチル−ｐ−トルイジン            ２重量部
（ＤＨＥＰＴ）
充填材ブレンドは次の成分から製造する：
コンベイトガラス−セラミック                  ５０容量部
（２＜５容量％コンベイト）
コンベイトガラス−セラミック                  ２５容量部
（５＜５０容量％コンベイト）
コンベイトガラス−セラミック                  ０容量部
（＞５０容量％コンベイト）
シラン処理したヒュームドシリカ                ５重量部
（＜１マイクロメートル）
シラン処理したＢａＯ−Ｂ2Ｏ3−                ２０重量部
Ａｌ2Ｏ3−ＳｉＯ2ガラス（＜５０
マイクロメートル）
過酸化ベンゾイル（ＢＰＯ）                    １．０重量部
大きさが５０マイクロメートル未満の全てのコンベイトガラス−セラミック粉末を、ポリエチレンジャーに入れ、ローラーミルに置き、粉末を均質にブレンドした。充填材ブレンドが６５重量％の第１ペーストが形成され、これは低粘度注射送り出し性を有することが分かった。粉末−樹脂ペーストの硬化時間は約６分であり、得られた物質は固体を形成した。
実施例７〜１１
ペースト−ペースト修復用組成物
次のペースト組成物（充填材７３．５重量％以下）を、手で混ぜ、そして２段静電ミキサー（ニュージャージー州のＣｏｕｒｔａｌｄｓ  Ａｅｒｏｓｐａｃｅ社およびスイスのミックス パック社）によって混合し、機械的強度の評価のために（５mm×３５mm）円筒形型内で室温（２３℃）にて硬化した。ＩＳＯ  ４０４９は次の試験および機械的標準を示した。
0003788517.tif 000002
表の説明：
%s/t  ＢＡＳ＝シラン化ＢａＯ−Ｂ2Ｏ3−Ａｌ2Ｏ3−ＳｉＯ2ガラス（＜２０μm）
%s/t  ＳｉＯ2＝シラン化ヒュームドシリカ（＜１μm）
%s/t  ＣＧＣ＝シラン化コンベイトガラス−セラミック（５＜５０容量％コンベイト）
ＤＴＳ＝直径引っ張り強さ（ＭＰａ）
ＣＳ＝圧縮強さ（ＭＰａ）
ＦＳ＝曲げ強さ（ＭＰａ）
実施例１０は追加試験を行った：重合の発熱は、示差走査熱量計（ＤＳＣ）によって測定し、１４ｇの試料に対して５５℃に上昇しただけであった。上の表にのっていない他の組成物は同程度の測定値（４６〜５８℃）であった。
複合材料の貯蔵寿命の目安としての促進老化は、複合材料を４５℃で５０時間老化させ、作業および硬化時間、並びに機械的強度を試験することによって行った。全ての複合材料の許容される偏差は、作業および硬化時間では＋／− １分、機械的強度の＜１０％であった。
静的疲れ特性は、荷重制御インストロン試験機で、室温および５Ｈｚのサイクル周波数（歩行にとって標準的な）にて測定した。百万サイクル以上の場合の破損に至る最大荷重を測定した。実施例１０の極限値は１．６百万サイクルまでで１９０ＭＰＡであった。
ＩＳＯ  １０９９３およびＦＤＡガイドラインに従う毒性試験を、実施例７の複合材料に行った。この複合材料は非殺菌剤性、非殺カビ剤性、非細胞毒性（急性全身的毒性）、非刺激性（皮内反応性）、非感作性（Ｋｌｉｇｍａｎおよびモルモット）、非発熱性、および非変異誘発性であることが分かった。
生物適合性であることは、反応性アパタイト表面層が形成されるので、さらに理解されるはずである。このアパタイト層形成の確認は、上に挙げた複合材料のいくつかを、食塩水または生理学的体液中、３７℃の環境の中で様々な期間老化させた後に行った。表面は複合材料の色（黄褐色）から灰白色に、目視的かつ顕微鏡的に変化した。ＦＴＩＲは、この表面がアパタイトであることを示す振動モードを有することを示した。
【図１ａ】
0003788517.tif 000003
【図１ｂ】
0003788517.tif 000004
【図２ａ】
0003788517.tif 000005
【図２ｂ】
0003788517.tif 000006
【図３ａ】
0003788517.tif 000007
【図３ｂ】
0003788517.tif 000008
【図３ｃ】
0003788517.tif 000009
【図３ｄ】
0003788517.tif 000010
【図４】
0003788517.tif 000011
【図５】
0003788517.tif 000012
【図６ａ】
0003788517.tif 000013
【図６ｂ】
0003788517.tif 000014
【図７】
0003788517.tif 000015