JPH05504941A - 歯周組織の再生のための生体分解系 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 歯周組織の再生のための生体分解系 発明の背景 歯周疾患は、人口の９０％に感染している非常に広がった疾患である。主要な治 療の一つは外科手術である。外科手術は該疾患の家庭管理において患者を助けは するけれども、失われた歯周組織を修復させることはてきない。外科的治療を向 上させて歯周組織を修復させることができれば、該処置による患者の利益は増大 するであろう。

歯肉上皮細胞、歯肉繊維芽細胞または骨芽細胞よりも歯根膜細胞を優先的に歯根 表面にコロニー形成させたときに歯周修復が首尾よくいくことか知られている。

このような基本的な機構を解明し、歯周修復を首尾よく行う上でのその重要性を 説明した幾つかの研究がなされてきている。

外科手術の間に歯周支弁の下に適用した微細孔膜は、上皮細胞か歯根表面に沿っ て先端部へ移動するのを妨げることが示されている。

その後の歯肉繊維芽細胞による歯根表面の再コロニー形成の結果、歯根膜細胞に よる歯根表面の一層選択的な集団となる。

ミリポア（Ｍ　ｉ　１１１ｐｏｒｅ）フィルターおよびテフロン膜を含む多くの 膜が研究されている。このテフロン膜は、ＧＯＲＥ−ＴＥＸの商標名で販売され ている。これらミリポアフィルタ−およびテフロン膜の欠点は、膜を除去するた めに二次的な外科手術が必要なことである。従って、生体内で分解し得る歯周修 復のための膜は、二次的な外科手術の必要性をなくし、経費およびり病状態の両 方の観点から患者および外科医にとって有利である。

生体内吸収性（ｂｉｏｓｏｒｂａｂｌｅ）膜の使用が報告されている。これらに は、微細繊維コラーゲン、ポリガラクチン（ビクリル）メツシュ、およびポリ乳 酸膜が含まれる。誘導（ｇｕｉｄｅｄ）組織再生を誘発させるためにこれら生体 分解性膜並びに上記ミリポアおよびＧｏ　ＲＥ−ＴＥＸ物質を用いて得られた結 果は、一定していなかった。正確な膜のカッティングおよび治療部位上への適用 は困難であり、時間がかかり、また治療結果が予測できない。非生体分解性膜を 用いた場合には、高頻度の感染もまた報告されている。コラーゲン膜は、使用に おいて生体内分解時間が一定せず、この物質の場合、外来タンパク質に対する免 疫学的応答に対する心配がある。

これまでのところ、修復部位に適用することによりその位置に必要な正確な幾何 学的外形および上皮組織の下方増殖を防ぐ最適の多孔性を有した膜を形成し得る 、完全に合成した生体分解性物質からなる組織再生のためのバリヤー膜は提供さ れていない。

発明の要約 本発明は、誘導組織再生のための生体分解性ポリマーの使用に関する。これらの ポリマーは、液状、単独にて、たとえば注射器と針、はけ、またはプレッシャー アプリケーター（ｐｒｅｓｓｕｒｅ　ａｐｐｌｉｃａｔｏｒ）を用いて歯周ポケ ットまたは外科手術部位に投与することができる。

この液系は、投与すると短時間で凝固または硬化して固体またはセラテン様のイ ンブラントを形成する。この液系が硬化する前に、歯科専門医は、治療部位に対 する最適の適合性を確保し、非液系が有する適用困難性を克服するために該系を 操作することができる。

この生体分解液系はまた、凝固または硬化してバリヤー膜となるときに多孔性構 造を有するように調製することもできる。この点では、この膜は、ヒトで機能す ることが示されているミリポアおよびＧＯＲＥ−ＴＥＸ膜と類似している。この 膜はまた、孔径が異なる他はビクリルメノシュ膜とも類似している。文献および ＧＯＲＥ−ＴＥＸ膜の試験に基づき、有効な組織バリヤー生成物を得るには、最 小の孔径が約３ミクロン、最大の孔径が約５００ミクロンであることが必要であ る。孔径が小さすぎると上皮細胞はバリヤーの周囲にのみ増殖し、また孔径が大 きすぎると上皮細胞は該膜を通過して増殖していき欠損部を間違った型の組織で 充填してしまう。しかしながら、正しい孔径を用いれば、上皮細胞はある部位ま で該構造中を増殖していった後、そこで該バリヤー中へまたは該バリヤーの周囲 へ増殖していかれなくなる。結合組繊細胞もまた微細孔膜中へ増殖していき、上 皮細胞が下方へ移動していく傾向を妨害する。加えて、この多孔性バリヤーによ り、必須栄養成分および増殖因子が修復領域へ拡散していくことが可能となる。

膜の細孔の数および多孔率（ｐｅｒｃｅｎｔ　ｐｏｒｏｓｉｔｙ）もまた、バリ ヤーが新しい組織を首尾よく再生する上で重要であることがわかっている。もし も数個の細孔しか存在しないと、該膜中に増殖していく細胞は上皮細胞の移動お よび膜の陥入を防ぐことができないであろう。

もしも余りにも多くの細孔が存在すると、該膜は構造的な完全さくｉｎｔｅｇｒ ｉｔｙ）を殆ど有さず、使用に際して壊れてしまうであろう。このことが起これ ば、該膜は細胞の移動に対するバリヤーを提供することができない。従って、本 発明において記載する多孔性構造は適当な組織再生にとって必須であり、文献記 載のポリ乳糖膜とは実質的に異なるものである。膜形成生体分解性液体ポリマー 系および生体分解性ポリマー膜の多孔性構造は、歯周組織再生のための従来の合 成生体分解性ポリマー膜に対して新規な改良された系を提供するものである。

上記膜形成液体ポリマー系は、熱可塑性および熱硬化性ポリマー系からなる生体 分解性ポリマーおよびコポリマーから調製される。

熱可塑性系は、固体の生体分解性ポリマーまたはコポリマーを非毒性で水と混和 する溶媒中に溶解して液体溶液として調製する。このポリマー溶液を水の豊富に 存在する体内に適用すると、溶媒は該ポリマーから放散または拡散していき、残 ったポリマーが固体構造に凝固または固化し、これがバリヤー膜として働く。別 法として、歯科専門医が材料を適用部位に適合させて形作ることができるように 体外で硬化させることもできる。最適のバリヤー特性のために必要な多孔性構造 を得るため、水溶性物質を該ポリマー溶液中に用いる。

これらの水溶性物質は、砂糖や塩結晶などの固体粒子、生体分解性ポリマーまた はその担体溶媒に溶解しないポリマー、または生体分解性ポリマーの溶媒に可溶 性のポリマーなどであってよい。

生物学的に活性な剤をポリマー中に導入して、多孔性構造を得るとともに生物学 的作用を得ることもできる。これら系のため、生物学的に活性な剤をポリマー溶 液に加え、該溶液中で核剤は溶解して均一な溶液を形成するか、または分散して 該ボッマー溶液内で薬物の懸濁または分散を形成する。このポリマー溶液が体液 または水に暴露されると、該ポリマー−薬物混合物から溶媒が拡散して出ていき 、水は該混合物中に拡散して入っていってポリマーを凝固させ、かくしてインブ ラントが固化するにつれて該薬物はポリマーマトリックス内に捕捉ないし包嚢さ れる。ついで、薬物の放出は、ポリマーマトリックス内からの薬物の拡散または 溶解についての一般法則に従う。生物学的に活性な剤の溶解によりポリマー膜中 に細孔が生じ、この細孔中に細胞が入り込むことができる。生成する細孔のサイ ズは、ポリマーマトリックス内を拡散する場合には、該薬物または水溶性粒子の 粒径に依存する。薬物または物質がポリマー溶液中に溶解する場合は、ポリマー が凝固する際の該物質の量およびポリマーマトリックス内での分布の均質性が、 核剤または物質が固体ポリマーマトリックスから放出ないし溶出していく際の孔 径を決定する。

その場で（ｉｎ　５ｉｔｕ）バリヤー膜を生じさせるのに用いることのできる他 の液体ポリマー系は、溶媒を含有せず、通常、硬化触媒の添加により同じ場所で 硬化して固体を生成する、反応性で液体のオリゴマー性ポリマーからなる熱硬化 系である。熱硬化系に有用な液体オリゴマー性ポリマーは、まず、多官能性ポリ オールイニシエーターおよび触媒を用い、ＤＬ−ラクチドかまたはＬ−ラクチド とε−カプロラクトンとを共重合させてポリオール末端のプレポリマーを生成さ せることにより合成する。このポリオ−、ル末端プレポリマーを、好ま、しくは ショツテン−バウマン様のｉ法（すなわち、アシルハライドとアルコールとの反 応）によりアルコール末端をアクリロイルクロライドでアシル化することによっ て、アク、リル酸エステル末端プレポリマーに変換する。このアクリル酸エステ ル末端プレポリマーはまた、他の多くの方法、たとえば、カルボン酸（すなわち 、アクリル酸またはメタクリル酸）とアルコールとの反応、エステル交換による カルボン酸エステル（すなわち、メチルアクリレートまたはメチルメタクリレー ト）とアルコールとの反応、およびイソシアネートアルキルアクリレート（すな わち、イソシアネートエチルメタクリレート）とアルコールとの反応など（これ らの反応Ｊこ限られるものではない）によっても合成することができる。

上記液体アクリル末端プレポリマーを、好ましくはベンゾイルペルオキシドまた はアゾビスイソブチロニトリルの添加により、一層固い構造に硬化させる。それ ゆえ、これら架橋可能なポリマーを用いたバリヤー膜の場合は、体内に注射する 直前に触媒を上記液体アクリル末端プレポリマーに加える。いったん修復部位に 入ったら、充分な分子量が得られてポリマーが固化し／　ｓｊリヤー膜を形成す るまで架橋反応が進行するであろう。液体プレポリマーはまた、組織修復部位の 外部で生成および硬化させ、その部位に必要な正確な大きさを有する膜とするこ ともできる。熱硬化性ポリマーは、上記熱可塑性ポリマーの場合に記載したのと 同じ方法により多孔性とすることができる。硬化する前に、水溶性成分、たとえ ば塩化ナトリウム、炭酸ナトリウム、砂糖、クエン酸、およびポリマー、たとえ ばポリ（ビニルピロリドン）およびポリ（エチレングリコール）などを液体プレ ポリマー中に含有させる。固体ポリマーマトリックスから放出されるかまたは溶 出される生物学的に活性な剤を用い、多孔性構造を形成させるとともに生物学的 作用を得ることもできる。

上記熱可ヂ性系および熱硬化性系のいずれにおいても、液体適用の利点が達成さ れる。たとえば、ポリマーが液体の形状である間に該ポリマーを注射器および針 を用いて歯周ポケットまたは外科部位中に注射し、ついで、その場で放置して固 体の微細孔性生体分解性のバリヤー膜またはインブラント構造を形成させること ができる。

別法として、液体系はまた、生体の外部で硬化させて、部位に合わせた形状とし 成形することができる。生物学的に活性な剤を含有する液体ポリマーはまた、多 孔性バリヤー膜を提供することに加えて、薬物放出ビヒクルとして働くことによ って組織修復を刺激ないし促進させるのに用いることもできる。そのようなもの として、液体ポリマーは、修復を必要とする組織の領域に直接注射することがで きる。活性な剤の放出は細胞の作用を刺激するであろうし、インブラントの多孔 性構造により組織が内部へ増殖することができ、その後、ポリマーが生体分解す るにつれて組織は修復される。

「生物学的に活性な剤」なる語は、薬物または生体に生理学的作用を引き起こし 得る他の物質を意味する。歯周組織の修復の目的に適した薬物は、合成したもの および天然由来のものである。そのような薬物は組織修復メディエータ−と呼ば れ、フィブロネクチン（ＦＮ）、内皮細胞増殖因子（ＥＣＧＦ）、セメント質付 着抽出物（ｃｅｍｅｎｔｕｔａ　ａｔｔａｃｈｍｅｎｔ　ｅｘｔｒａｃｔｓ）（ ＣＡ　Ｅ　）、ケタンセリン（ｋｅｔａｎｓｅｒｉｎ）、ヒト成長ホルモン（Ｈ ＧＨ）、動物成長ホルモン、繊維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）、血小板由来増殖因 子（ＰＤＧＦ）、上皮細胞増殖因子（ＥＧＦ）、インターロイキン−１（［Ｌ− １）、トランスフォーミング成長因子（ＴＧＦβ−２）、インスリン様増殖囚子 Ｉ　Ｉ（Ｉ　ＬＧＦ−ＩＩ）、ヒトαトロンビン（ＨＡＴ）、骨誘発因子（ｏｓ ｔｅｏｉｎｄｕｃｔｉｖｅ　ｆａｃｔｏｒ）（ＯＩ　Ｆ　）、骨形態形酸タンパ ク質（ＢＭＰ）、およびこれらいずれかの放出因子などが挙げられるが、これら に限られるものではない。これら生化学的メディエータ−および細胞抽出物と再 生細胞との相互作用は、文献で議論されている。抗生物質や抗菌剤などの他の薬 物も液体ポリマーに加えて、感染を防ぐ膜またはインブラントとすることができ る。

本発明の目的は、物理的バリヤ一手段による誘導組織再生によって歯周の修復を 助ける方法を提供することにある。

本発明の目的はまた、歯周組織修復を刺激するメディエータ−のための制御放出 系として働かすことによって、歯周組織の修復を助ける方法を提供することにあ る。

本発明の目的はまた、バリヤ一手段による誘導組織再生と歯周組織修復を刺激す るメディエータ−の制御放出との両方によって歯周組織の修復を助ける方法を提 供することにある。

本発明の目的はまた、組織修復メディエータ−のための物理的バリヤーまたは放 圧系として働く、その場で生成する微細孔インブラントを提供することにある。

この発明の目的はまた、物理的バリヤ一手段および／またはａ織修復メディエー タ−の放出により歯周組織の修復を助けながら、該系中に抗菌剤を含有させるこ とによって感染を防ぐ方法を提供する本発明は、誘導組織再生および／または生 化学的メディエータ−の放出の原理によって歯周組織を修復させることにより、 歯周組織の修復を助けるのに用いることのできる、その場で生成する生体分解性 微細孔膜またはインブラントに関する。これら目的のために記載する２つのタイ プの生体分解性ポリマーは、生物学的適合性のある溶媒中に溶解する熱可塑性ポ リマーおよび溶媒を使用しなくとも液体である熱硬化性ポリマーである。

Ａ、熱可塑性系 熱可塑性系は、固体で直鎖の生体分解性ポリマーを生物学的適合性のある溶媒中 に溶解して液体を生成させ、ついで、この液体を注射針で投与することにより提 供される。この適用に用いることのできる生体分解性ポリマーの例としては、ポ リラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン、ホゾアンハイドライド、ポ リアミド、ポリウレタン、ポリエステルアミド、ポリオルトエステル、ポリジオ キサノン、ポリアセタール、ポリケタール、ポリカーボネート、ポリオルトカー ボネート、ポリホスファゼン（ｐｏｌｙｐｈｏｓｐｈａｚｅｎｅｓ）、ポリヒド ロキシブチレート、ポリヒドロキシバレレート、ポリアルキレンオキザレート、 ポリアルキレンスクシネート、ポリ（リンゴ酸）、ポリ（アミノ酸）、ポリビニ ルピロリドン、ポリエチレングリコール、ポリヒドロキシセルロース、キチン、 キトサン、および上記物質のコポリマー、ターポリマー、または組み合わせまた は混合物などが挙げられる。好ましいポリマーは、結晶化の程度が低く、疎水性 の大きいものである。これらのポリマーおよびコポリマーは、ポリグリコリドや キチンなどの結晶性の高いポリマー（これらはまた、水素結合の度合いも高い） に比べて、生物学的適合性のある溶媒中で一層よく溶解する。所望の溶解性パラ メーターを有する好ましい物質は、ポリラクチド、ポリカプロラクトン、および これらお互いのもののコポリマーおよびこれらとグリコリドとのコポリマー（溶 解性を増大させるための一層アモルファスな領域が存在する）である。

生体分解性ポリマーのための溶媒はまた、非毒性で、水と混和し、他の点では生 物学的適合性を有するのが好ましい。毒性のある溶媒は、生体中に注射する物質 としては用いるべきではない。溶媒はまた、移植した部位で組織に対して激しい 刺激や壊死を引き起こさないように生物学的適合性を有していなければならない 。さらに、溶媒は、体液中に速やかに拡散していって水がポリマー溶液中に浸透 してポリマーを凝固ないし固化させることができるように、水と混和するもので なければならない。そのような溶媒の例としては、Ｎ−メチル−２−ピロリドン 、２−ピロリドン、エタノール、プロピレングリコール、アセトン、酢酸メチル 、酢酸エチル、乳酸エチル、メチルエチルケトン、ジメチルホルムアミド、ジメ チルスルホキシド、ジメチルスルホン、テトラヒドロフラン、カプロラクタム、 デンルメチルスルホキシド、オレイン酸、Ｎ、Ｎ−ジエチル−ｍ−トルアミド、 および１−ドデシルアザシクロへブタン−２−オンが挙げられる。好ましい溶媒 は、その溶解能および適合性によって、Ｎ−メチル−２−ピロリドン、２−ピロ リドン、ジメチルスルホキシド、およびアセトンである。

種々の溶媒中での生体分解性ポリマーの溶解性は、その結晶性、親水性、水素結 合、および分子量によって異なる。それゆえ、すべての生体分解性ポリマーが同 じ溶媒中で溶解するとは限らないが、各ポリマーまたはコポリマーはその最適の 溶媒がなければならない。

低分子量のポリマーは、通常、高分子量のポリマーに比べて溶媒中で一層容易に 溶解するであろう。その結果、種々の溶媒中に溶解するポリマーの濃度は、ポリ マーの種類およびその分子量によって異なるであろう。逆に、高分子量のポリマ ーは、非常に低分子量のポリマーに比べて一層速やかに凝固ないし固化する傾向 を有するであろう。さらに、高分子量のポリマーは低分子量のポリマーに比へて 溶液の粘性が高い傾向を有するであろう。それゆえ、注射の効率を最適とするた め、ポリマーの分子量および溶媒中のポリマーの濃度を制御しなければならない 。

ゆっくりと凝固する傾向のあるポリマーに対しては、溶媒混合物を用いて凝固速 度を増大させることができる。たとえば、混合物の一つの液体成分がポリマーの 良溶媒であり、他方の成分が貧溶媒または非溶媒である。これら２つの液体の混 合比は、ポリマーが溶解はするが、最も生理学的でない環境下で沈澱するような ものにする。

必要により、この溶媒系はポリマーと水との両方に混和するものでなければなら ない。

熱可塑性系の一つの使用態様においては、ポリマー溶液を注射器に入れ、針を通 して歯周部位中に注射する。いったん部位に入れたら、溶媒は放散していき、残 ったポリマーは固化し、膜やインブラントなどの固体構造が形成される。ポリマ ーは機械的な力によって周囲の組織や骨に付着し、歯周ポケットや外科手術部位 の形状をとることができる。コラーゲンインブラントととは異なり、ポリマーの 分解時間は、選択したポリマーやその分子量に応じて数週間から数年まで変える ことができる。この注射可能な系はまた、その機械的結合によって歯肉組織を他 の組織に、または他のインブラントを組織に付着させるために用いることもでき る。

液体ポリマー系の他の使用態様は、薬物放出系を提供することである。この使用 態様においては、注射前に生物学的に活性な剤をポリマー溶液に加え、ついで、 このポリマー／溶媒／剤混合物を生体中に注射する。ある場合には、この薬物も また溶媒中に可溶性であり、ポリマーと薬物との均一な溶液を注射に利用するこ とができる。

他の場合には、薬物は溶媒中で溶解せず、ポリマー溶液中の薬物の懸濁液または 分散液が得られる。この懸濁液または分散液もまた生体中に注射することができ る。いずれの場合においても、溶媒は放散していき、ポリマーは固化してその固 体マトリックス内に薬物を捕捉ないし包み込む。これら固体インブラントからの 薬物の放出は、モノリシックな（ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ）ポリマー装置からの薬 物の放出の一般原理と同じ原理に従って行われるであろう。薬物の放出は、イン ブラントのサイズおよび形状、インブラント内の薬物の含有量、薬物および特定 のポリマーが関与する浸透性係数、ポリマーインブラントまたは膜の多孔性、お よびポリマーの分解によって影響される。

放出のために選択された生物学的に活性な剤に応じ、上記パラメーターは薬物放 出の当業者によって調節して所望の放出速度および放出期間を得ることができる 。

本明細書において使用する薬物または生物学的に活性な剤なる語は、歯周部位に おいて局所的または全身的に作用する生理学的または薬理学的に活性な物質を含 む。注射することができ、その場で生成される固体微細孔インブラント系ととも に用いることのできる代表的な薬物および生物学的に活性な剤は、ＦＮ、ＥＣＧ Ｆ、ＣＡＥ。

ケタンセリン、ＨＧＨ，動物成長ホルモン、ＦＧＦ、ＰＤＧＦ、ＥＧＦ、ＩＬ− １、ＴＧＦβ−２、ＩＬＧＦ−ＩＩ％ＨＡＴＳＯＩ　Ｆ。

Ｂ　Ｍ　Ｐ　、およびこれらいずれかのための放出因子を含む。抗菌剤および抗 生物質もまた用いることができる。当業者であれば、水性環境中で放出すること のできる他の薬物または生物学的に活性な剤を、上記注射可能な放出系において 利用することができる。また、種々の形状の薬物または生物学的に活性な剤を用 いることができる。これらには、生体内に注射されたときに生物学的に活性化さ れる、非荷電の分子、分子複合体（ｃｏｍｐｌｅｘｅｓ）、塩、エーテル、エス テル、アミドなどが含まれる。

注射可能なその場で固体を生成し得るインブラント中に含有させる薬物または生 物学的に活性な剤の量は、所望の放出プロフィル、生物学的作用に必要な薬物の 濃度、および治療のために薬物を放出させるべき時間による。許容し得る溶液ま たは分散液粘度を除いて、ポリマー溶液中に含有させる薬物の量の臨界上限は存 在しない。放出系中に含有させる薬物量の下限は、薬物の活性および治療に要す る時間のみに依存する。

該系中に含有させた薬物は、生物学的作用を得るために用いることができるのみ ならず、結合組織の内部増殖および上皮移動に対するバリヤーに必要な微細孔構 造を形成させるためにも用いることができる。薬物が非常に水溶性であれば、該 薬物はポリマーマトリ。

クスから速やかに溶解または放出され、組織の内部増殖に必要な細孔を形成する 。薬物がゆっくりと放出または溶解するときは、新たに形成された細孔中へ細胞 が移動するのと同じ速度で細孔が形成される。細孔のサイズは、ポリマーマトリ ックス中の薬物粒子のサイズに依存する。薬物がポリマー調合物中に不溶である ときは、ポリマー溶液中に加える前に薬物の個々の粒子をサイズ分けし、ふるい にかけて所望の孔径を得ることができる。薬物もまたポリマー溶液中に溶解する ときは、該調合物中の薬物の分散または混合および体液の水と接触して薬物を沈 澱させる方法が、沈澱した粒子が後に溶解したときの孔径を決定する。孔径は、 凝固したポリマーの横断面を走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて調べることに より決定することができる。平均孔径および分布は、これら検査から計算するこ とができる。有効な組織バリヤーのためには、孔径は最小３ミクロンで５００ミ クロン未満でなければならない。好ましい孔径は、約２０〜２００ミクロンの範 囲である。

細孔の数または多孔率は、調合物中に含有される水溶性薬物または他の水溶性成 分の量に依存する。そのような物質の量が多いほど、多くの細孔および高い多孔 率が得られる。多孔率は５％〜９５％の範囲でなければならず、最適の組織内部 増殖および構造的な完全さのためには２５〜８５％の範囲であるのが好ましい。

多孔率は、水銀貫入多孔測定法Ｃｍｅｒｃｕｒｙ　１ｎｔｒｕｓｉｏｎ　ｐｏｒ ｏｓｉｍｅｔｒｙ）、比重または密度の比較、および走査型電子顕微鏡写真から の計算を含む多くの異なる方法により決定することかできる。本発明の系におけ る多孔率の決定を簡単にするため、本発明者らは多孔率を、調合物中に存在する 水溶性物質のパーセントとして定義した。ポリマーは体液または水と接触すると すぐに膜を形成し、水溶性物質（溶媒を含む）の溶解が細孔を形成するので、こ の計算は妥当である。それゆえ、３０％のポリマーと７０％の溶媒または他の水 溶性物質を含有する調合物からは、７０％の多孔率の固体ポリマーマトリ、クス が得られる。

細孔はまた、薬物でない水溶性化合物の使用によってもポリマーマトリックス中 に形成し得る。殆どすべての生物学的適合性を有する水溶性物質を用いることが できる。これら物質は、ボッマー溶液中に可溶性であるか、または調合物中で単 に分散している。これら非薬物物質を用いて得られた孔径および多孔率もまた、 薬物について記載したのと同じパラメーターに支配されている。それゆえ、ポリ マー調合物内に分散した粒子のサイズが、固化ポリマーマトリックス中で生成す る細孔のサイズを決定し、物質の量が多孔率を決定する。物質がポリマー調合物 中に溶解する場合は、ポリマーが凝固するときのポリマー溶液中での物質の混合 または分散および凝集が、ポリマーマトリックスから物質が溶出するときに形成 される細孔のサイズを決定する。多くの異なる水溶性物質をポリマー調合物中に 分散または溶解させて、それら水溶性物質が体内でゆっくりと溶解するときに細 孔を形成させることができる。これらには、砂糖、塩、およびポリマーが含まれ る。例としては、ショ糖、デ牛ストロース、塩化ナトリウム、炭酸ナトリウム、 ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキシメチルセルロース、ポリエチレング リコール、およびポリビニルピロリドンが挙げられる。

すべての場合において、注射可能なポリマー溶液を用いて生成した微細孔固体イ ンブラントは、歯周部位内でゆっくりと生体分解し、天然組織を増殖させ、該イ ンブラントが消失するにつれて該インブラントを置換する。それゆえ、該物質を 軟組織欠損中に注射した場合には、該物質が該欠損を充填し、天然コラーゲン組 織が増殖するための足場を提供する。このコラーゲン組織が、生体分解性ポリマ ーを徐々に置換していく。骨のような硬組織の場合にも、生体分解性ポリマーは 新たな骨細胞の増殖を支持し、これら新たな骨細胞もまた分解したポリマーを置 換していく。薬物放出系の場合には、′注射可能な系から形成された固体の微細 孔インブラントは、薬物がなくなってしまうまで、マトリックス内に含有された 薬物を制御された速度で放出する。ある種の薬物の場合には、′ポリマーは薬物 が完全に放出された後で分解する。ペプチドやタンパク質などの他の薬物の場合 には、非拡散薬物が体液に暴露される点までポリマーが分解された後にのみ薬物 が完全に放出される。

Ｂ、熱硬化性系 注射可能なその場に生成される生体分解性微細孔インブラントはまた、適当に官 能化させた生体分解性ポリマーを架橋することによっても製造することができる 。熱硬化性系は、通常、硬化触媒の添加によりその場で硬化して固体を生成する 反応性で液体でオリゴマー性のポリマーからなる。上記熱可塑性系において記載 した生体分解性ポリマーのいずれをも用いることができるが、制限基準となるの は、これらポリマーまたはコポリマーの低分子量オリゴマーは液体でなければな らず、またアクリロイルクロリドと反応して末端がアクリル酸−エステルの（ａ ｃｒｙｌ　１ｃ−ｅｓｔｅｒ−ｃａｐｐｅｄ）プレポリマーを生成し得る、プレ ポリマー末端上の官能基を有していなければならないことである。

好ましい生体分解系は、ポＩバＤＬ−ラクチドーコーカプロラクトン）、または ｒＤＬ−ＰＬＣｊから製造されるものである。これらの物質から製造される低分 子量ポリマーまたはオリゴマーは、室温で流動性の液体である。ヒドロキシ末端 ＰＬＣプレポリマーは、多官能性ポリオールイニシェークーおよび触媒を用い、 ＤＬ−ラクチドまたはＬ−ラクチドとε−カプロラクトンとの共重合により合成 することができる。これらのプレポリマーの調製に有用な触媒は、好ましくは、 塩基性または中性のエステル交換触媒である。１８までの炭素原子を有するカル ボン酸、たとえばギ酸、酢酸、ラウリン酸、ステアリン酸、および安息香酸など の金属エステルを、通常、そのような触媒として用いる。ＦＤＡの承諾および性 能の両方の理由で、オクタン酸第−スズおよび塩化第一スズが好ましい触媒であ る。

２官能性のポリエステルが望ましい場合は、エチレングリコールなどの２官能性 の連鎖開始剤を用いる。トリメチロールプロパンなどの３官能性の開始剤からは 、３官能性のポリマーなどが製造される。使用した連鎖開始剤の量により、得ら れるポリマーまたはコポリマーの分子量が決定される。高濃度の連鎖開始剤を用 いた場合は、一つの２官能性の開始剤分子は、ただ一つのポリマー鎖のみを開始 する夏仮定できる。一方、２官能性開始剤の濃度が非常に低い場合は、各開始剤 分子は２つのポリマー鎖を開始することができる。いずれの場合でも、ポリマー 鎖の末端はヒドロキシル基である。この例の場合は、２官能性開始剤分子当たり 一つのポリマー鎖のみが開始されると仮定された。この仮定により、プレポリマ ーの理論的な分子量の計算が可能となる。

ジオールプレポリマーは、ショツテン−バウマン様の条件下にてアクリロイルク ロリドと反応させることにより、末端がアクリル酸エステルのプレポリマーに変 換される。ジオールプレポリマーを末端がアクリル酸エステルのプレポリマーに 変換する他の方法も用いることができる。

ついで、これらアクリル酸プレポリマーおよびジオールプレポリマーを硬イヒさ せる。プレポリマーの硬化のための一般的な手順をこれから記載する：小さなビ ーカー中に入れたアクリル酸プレポリマー（５，０ｇ）を約１ｍＬのＣＨ，Ｃ’ ｌ　、中のベンゾイルペルオキシド（ＢＰ）の溶液に加える。ある場合にはζＢ Ｐ溶液を加える前に充填剤またはアクリル酸モノマーをさらに加える。この混合 物を充分に撹拌し、ついで小さなベトリ皿中に注ぐと、空気中、室温にて、また は前辺て加熱しておいた真空中で硬化する。

この熱硬化性系は、生体分解性インブラントが望まれる場合にはいつでも用いる ことができる。たとえば、プレポリマーは硬化剤を添加後もしばらくは液体のま まであるので、この液体のプレポリマー／硬化剤混合物を注射管中に入れ、体内 に注射することができる。

ついで、この混合物はその場で固化し、それによって切開することなくインブラ ントを提供することができる。この混合物はまた、注射管を用いることなく切開 部に入れて膜またはインブラントを形成することもできる。さらに、注射前に生 物学的に活性な剤をプレポリマーに加えることにより薬物放出系を得ることがで きる。いったんその部位に置かれたら、該系は硬化して固体となり、最終的に生 体分解し、核剤は除々に放出される。生物学的に活性な剤の溶解または放出によ り微細孔構造か形成され、または体内に注射し硬化する前に水溶性物質を液体プ レポリマーに含有させることができる。

インブラント中に形成された細孔のサイズおよび多孔率は、熱可塑性系について 記載したのと同ヒバラメ−ターに支配される。

実施例の詳細な記載 下記実施例は、本発明の代表例として示すものである。これらおよび他の等価な 態様が本開示、図面および添付の特許請求の範囲に照らして明らかになるであろ うから、これら実施例は本発明の範囲を限定することを意図するものではない。

実施例１ 炭酸ナトリウムとクエン酸との５％等モル混合物、３４．８％ポリ（ＤＬ−ラク チド）（ＤＬ−ＰＬＡ）および６０．２％Ｎ−メチルピロリドン（ＮＭＰ）から なる調合物を、ポリマー溶液中に炭酸ナトリウムおよびクエン酸の粒子を懸濁す ることにより調製した。ＤＬ−ＰＬＡポリマーの分子量は、約３０，０００ダル トン（内部粘度は０゜３８　ｄ　Ｌ／ｇ）であった。リン酸緩衝食塩水（ＰＢＳ ）または水を入れたバイアル中へ上記調合物を１滴沈澱させた。このバイアルを ３７°Ｃのシェーカー浴中に入れた。少なくとも４８時間、３７°Ｃに保持した 後、試料を流体から取り、真空乾燥した後、ＳＥＭにより調べた。多孔性構造の 観察結果は、５μの細孔、および６５．２％の多孔率であった。

実施例２ ５％シコ糖、３４．８％ＤＬ−ＰＬＡおよび６０．２％ＮＭＰからなる調合物を 実施例１と同様にして処理した。多孔性構造の観察結果は、多数の３μ細孔、お よび６５．２％の多孔率であった。

実施例３ ５％ポリ（ビニルピロリドン）（ｐｖｐ）、３４．８％ＤＬ−ＰＬＡおよび６０ ２％ＮＭＰからなる調合物を実施例１と同様にして処理した。多孔性構造の観察 結果は、５〜１０μの孔径、および６５２％の多孔率であった。

１０％ＰＶＰ、３３．０％ＤＬ−ＰＬＡおよび５７．Ｏ％ＮＭＰからなる調合物 を実施例１と同様にして処理した。多孔性構造のし察結果は、５〜２０μの孔径 、および６７０％の多孔率であった。

実施例５ ５０％ＤＬ−ＰＬＡおよび５０％Ｎ　Ｍ　Ｐ　（ポリマーは２つの分子量の異な るものを用いる）からなる調合物を調製した。分子量が２０００ダルトンの水溶 性低分子ｊｌＤＬ−ＰＬＡを、内部粘度か０゜３８ｄＬ／ｇで分子量が約３０， ０００ダルトンの高分子量ＤＬ−ＰＬＡと混合し、ＮＭＰに溶解して組成が３８ ％低分子量ＤＬ−ＰＬＡ、１２％高分子ｊｌＤＬ−ＰＬＡ、および５０％ＮＭＰ である溶液を得た。この調合物を実施例１と同様に処理して、１０〜５０μの細 孔、および５０％の多孔率を有する多孔性構造を得た。

実施例６ ５％エトキンジヒドロサンギナリン（ＳａＯＥｔ）、２７．５％ＤＬ−ＰＬＡお よび６７．５％ＮＭＰからなる調合物を実施例１と同様にして処理した。５ａＯ Ｅｔは、ペンゾフェナントリジンアルカロイドから得た抗菌剤である。多孔性構 造の観察結果は、１５〜３０μの細孔および７２．５％の多孔率であった。

実施例７ ５％５ａＯＥｔ、２７．５％ＤＬ−ＰＬＡおよび６７５％ＮＭＰからなる調合物 を実施例１と同様にして処理した。違いは、この試料に用いたＤＬ−ＰＬＡが約 １０．　ＯＯＯクルトンの低い分子量を有することであった。多孔性構造の観察 結果は、４〜８μの細孔であった。湿った試料上でＸ線断層撮影を行うことによ っても試料を調べた。０．２５ｍｍの間隔で走査したところ、試料は、多孔率７ ２５％の多孔性を常に示した。

実施例８ ５０％サンギナリンクロリド（Ｓａｃｋ）、４７．５％ＤＬ−ＰＬＡおよび４７ ５％ＮＭＰからなる調合物を、ヒトの歯周ポケ、ト中に入れた。５ａＣＩは、ペ ンゾフェナントリジンアルカロイドに由来する抗菌および抗炎症剤である。２８ 日後に試料を除き、真空乾燥し、ＳＥＭで調べた。１〜２μの小さな細孔および １０〜２０μの大きな細孔が、全多孔率５２．５％とともに明らかであった。

約５０％の細孔か１０〜２０μであった。

実施例９ ３３％ＰＶＰ、３３％ＤＬ−ラクチドとグリコリドとの５０１５０コポリマー（ ＤＬ−ＰＬＯ）および３４％ＮＭＰからなる調合物を実施例１と同様にして処理 した。多孔性構造の観察結果は、３〜１０μの孔径であった。さらに調べたとこ ろ、細孔は相互連絡した網目構造にあり、多孔率は６７％であることが示された 。

去旌劇ユＡ フィブロネクチン（組織増殖および細胞付着因子）の凍結乾燥試料を、ＮＭＰ中 のＤＬ−ＰＬＡの溶液に加えて、１３．２重量％の凍結乾燥フィブロネクチン生 成物、３０，４％ＤＬ−ＰＬＡおよび５６４％ＮＭＰからなる分散液を得た。凍 結乾燥手順の結果としてフィブロネクチン生成物は種々の塩を含有していたので 、調合物中には０８９％しか活性薬物が含まれていなかった。この調合物をリン 酸緩衝受容液（ｒｅｃｅｉｖｉｎｇ　Ｎｕｉｄ）に加えると、凝固して固体の塊 となった。この受容液を撹拌下にて３７°Ｃに保持し、該液中て薬物か高濃度と なるのを防くため時々変えた。この受容液をピアス（Ｐｉｅｒｃｅ）　Ｂ　ＣＡ タンパク質アッセイにより全タンパク質濃度について分析し、放出された薬物の 累積％を計算した。１日後に約１２％の薬物か放出され、２日後には２５％、３ 日後には２６％、４日後には２８％、５日後には３０％、および７日後には３３ ％が放出された。最初のインブラントの多孔率は５６．４％であったが、薬物が 放出されるにつれてそのレベルは増大した。生成した細孔は３μ以上よりも大き かった。

実施例１１ 酒石酸ケタンセリン（セロトニンアンタゴニストであり傷治癒因子（ｗｏｕｎｄ −’ｈｅａｌｉｎｇ　ｆａｃｔｏｒ））を、ＮＭＰ中のＤＬ−ＰＬＡの溶液に加 えて、１０重量％のケタンセリン、３３％のＤＬ−ＰＬＡ、および５７％のＮＭ Ｐを含有する透明な溶液を得た。この調合物をリン酸緩衝食塩溶液（ｐＨ７，１ ）中に加えると、凝固して固体の塊となった。受容液を撹拌下に３７°Ｃに保持 し、頻繁に交換した。ポリマーからケタンセリンが放出されると、緩衝食塩溶液 中で沈澱することが認められた。この沈澱した薬物を濾過し、ＨＰＬＣにより分 析するためジメチルホルムアミド中に溶解した。ケタンセリンの放出は観察の期 間を通じて本質的に一定であり、１日後には約０．８％、６日後には３．２％、 １６日後には７．３％であった。最初のインブラントの多孔率は５７％であり、 孔径は５〜１５μであった。多孔率は、薬物がポリマーマトリックスから放出さ れるにつれて増大した。

国際調査報告　ＤＩ’Ｔ／ＩＩ（Ｏ１’ｌ／ｎ、４７゜国際調査報告 力合衆国８０５２４コロラド州、フォート・コＩＪンズ、ガーフイルド・コート ７１３番

Claims (36)

【特許請求の範囲】
1. １．５〜９５％の範囲の多孔率を有する生体分解性ポリマーからなり、該多孔率 が約３〜５００ミクロンの範囲のサイズを有する細孔によって与えられることを 特徴とする、歯周ポケット中の歯周組織の修復を助けるための、その場で生成さ れる生体分解性インプラント。
2. ２．該インプラントが、約２０〜２００ミクロンの範囲のサイズの細孔を有する 、請求項１に記載の生体分解性インプラント。
3. ３．該ポリマーが熱可塑性であり、水混和性の液体溶媒中に溶解して溶液を生成 し、この溶液を該ポケット中に入れたときに該溶媒の放散によって該ポリマーが 該ポケット中に固体のインプラントを形成し得る、請求項１に記載の生体分解性 インプラント。
4. ４．該溶液がさらに水溶性物質を含む、請求項３に記載の生体分解性インプラン ト。
5. ５．該水溶性物質が、砂糖、塩、および水溶性ポリマーよりなる群から選ばれた ものである、請求項４に記載の生体分解性インプラント。
6. ６．該水溶性物質が、該ポリマーの全重重に基づいて約５〜８５重量％の量で存 在する、請求項４に記載の生体分解性インプラント。
7. ７．該ポリマーが、ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン、ポリ アンハイドライド、ポリアミド、ポリウレタン、ポリエステルアミド、ポリオル トエステル、ポリジオキサノン、ポリアセタール、ポリカーボネート、ポリオル トカーボネート、ポリホスファゼン、ポリヒドロキシブチレート、ポリヒドロキ シバレレート、ポリアルキレンオキザレート、ポリアルキレンスクシネート、ポ リ（リンゴ酸）、ポリ（アミノ酸）、ポリビニルピロリドン、ポリエチレングリ コール、ポリヒドロキシセルロース、キチン、キトサン、およびこれらのコポリ マー、ターポリマーおよび組合せよりなる群から選ばれたものである、請求項３ に記載の生体分解性インプラント。
8. ８．該溶媒が、Ｎ−メチル−２−ピロリドン、２−ピロリドン、エタノール、プ ロピレングリコール、アセトン、酢酸エチル、乳酸エチル、酢酸メチル、メチル エチルケトン、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド、ジメチルスルホ ン、テトラヒドロフラン、カプロラクタム、デシルメチルスルホキシド、オレイ ン酸、Ｎ，Ｎ−ジエチル−ｍ−トルアミド、および１−ドデシルアザシクロヘプ タン−２−オン、およびこれらの組合せおよび混合物よりなる群から選ばれたも のである、請求項３に記載の生体分解性インプラント。
9. ９．該ポリマーが液体の形状にあり、熱硬化することができ、該ポケット中に入 れたときにその場で硬化してインプラントを形成し得る、請求項１に記載の生体 分解性インプラント。
10. １０．該液状ポリマーが、末端がアクリル酸エステルのプレポリマーであり、硬 化剤とともに該ポケット中に入れたときにその場で硬化し得る、請求項９に記載 の生体分解性インプラント。
11. １１．該プレポリマーがポリ（ＤＬ−ラクチドーコーカプロラクトン）を含む、 請求項１０に記載の生体分解性インプラント。
12. １２．生物学的に活性な剤をさらに含む、請求項１に記載の生体分解性インプラ ント。
13. １３．５〜９５％の範囲の多孔率を有する生体分解性ポリマーからなり、該多孔 率が約３〜５００ミクロンの範囲のサイズを有する細孔によって与えられること を特徴とする、歯の歯根表面に沿った上皮細胞の先端移動を遅らせるための、そ の場で生成される生体分解性バリヤー。
14. １４．該バリヤーが、約２０〜２００ミクロンの範囲のサイズの細孔を有する、 請求項１３に記載の生体分解性ポリマー。
15. １５．該ポリマーが熱可塑性であり、水混和性の液体溶媒中に溶解して溶液を生 成し、この溶液を歯根表面に隣接して入れたときに該溶媒の放散によって該ポリ マーが該歯根表面に隣接して固体のインプラントを形成し得る、請求項１３に記 載の生体分解性バリヤー。
16. １６．該溶液がさらに水溶性物質を含む、請求項１５に記載の生体分解性バリヤ ー。
17. １７．該水溶性物質が、砂糖、塩、および水溶性ポリマーよりなる群から選ばれ たものである、請求項１６に記載の生体分解性バリヤー。
18. １８．該水溶性物質が、該ポリマーの全重量に基づいて約５〜８５重重％の量で 存在する、請求項１６に記載の生体分解性バリヤー。
19. １９．該ポリマーが、ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン、ポ リアンハイドライド、ポリアミド、ポリウレタン、ポリエステルアミド、ポリオ ルトエステル、ポリジオキサノン、ポリアセタール、ポリカーボネート、ポリオ ルトカーボネート、ポリホスファゼン、ポリヒドロキシブチレート、ポリヒドロ キシバレレート、ポリアルキレンオキザレート、ポリアルキレンスクシネート、 ポリ（リンゴ酸）、ポリ（アミノ酸）、ポリビニルピロリドン、ポリエチレング リコール、ポリヒドロキシセルロース、キチン、キトサン、およびこれらのコポ リマー、ターポリマーおよび組合せよりなる群から選ばれたものである、請求項 １５に記載の生体分解性バリヤー。
20. ２０．該溶媒が、Ｎ−メチル−２−ピロリドン、２−ピロリドン、エタノール、 プロピレングリコール、アセトン、酢酸エチル、乳酸エチル、酢酸メチル、メチ ルエチルケトン、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド、ジメチルスル ホン、テトラヒドロフラン、カプロラクタム、デシルメチルスルホキシド、オレ イン酸、Ｎ，Ｎ−ジエチル−ｍ−トルアミド、および１−ドデシルアザシクロヘ プタン−２−オン、およびこれらの組合せおよび混合物よりなる群から選ばれた ものである、請求項１５に記載の生体分解性バリヤー。
21. ２１．該ポリマーが液体の形状にあり、熱硬化することができ、該歯根表面に隣 接して入れたときにその場で硬化してバリヤーを形成し得る、請求項１３に記載 の生体分解性バリヤー。
22. ２２．該液状ポリマーが、末端がアクリル酸エステルのプレポリマーであり、硬 化剤とともに該歯根表面に隣接して入れたときにその場で硬化し得る、請求項２ １に記載の生体分解性バリヤー。
23. ２３．該プレポリマーがポリ（ＤＬ−ラクチドーコーカプロラクトン）を含む、 請求項２２に記載の生体分解性バリヤー。
24. ２４．生物学的に活性な剤をさらに含む、請求項１３に記載の生体分解性バリヤ ー。
25. ２５．５〜９５％の範囲の多孔率を有する生体分解性ポリマーからなり、該多孔 率が約３〜５００ミクロンの範囲のサイズを有する細孔によって与えられること を特徴とする、歯周ポケットにおける誘導組織修復を促進するための、その場で 生成される生体分解性インプラント。
26. ２６．該インプラントが、約２０〜２００ミクロンの範囲のサイズの細孔を有す る、請求項２５に記載の生体分解性インプラント。
27. ２７．該ポリマーが熱可塑性であり、水混和性の液体溶媒中に溶解して溶液を生 成し、この溶液を該ポケット中に入れたときに該溶媒の放散によって該ポリマー が該ポケット中に固体のインプラントを形成し得る、請求項２５に記載の生体分 解性インプラント。
28. ２８．該溶液がさらに水溶性物質を含む、請求項２７に記載の生体分解性インプ ラント。
29. ２９．該水溶性物質が、砂糖、塩、および水溶性ポリマーよりなる群から選ばれ たものである、請求項２８に記載の生体分解性インプラント。
30. ３０．該水溶性物質が、該ポリマーの全重量に基づいて約５〜８５重量％の量で 存在する、請求項２８に記載の生体分解性インプラント。
31. ３１．該ポリマーが、ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン、ポ リアンハイドライド、ポリアミド、ポリウレタン、ポリエステルアミド、ポリオ ルトエステル、ポリジオキサノン、ポリアセタール、ポリカーボネート、ポリオ ルトカーボネート、ポリホスファゼン、ポリヒドロキシブチレート、ポリヒドロ キシバレレート、ポリアルキレンオキザレート、ポリアルキレンスクシネート、 ポリ（リンゴ酸）、ポリ（アミノ酸）、ポリビニルピロリドン、ポリエチレング リコール、ポリヒドロキシセルロース、キチン、キトサン、およびこれらのコポ リマー、ターポリマーおよび組合せよりなる群から選ばれたものである、請求項 ２７に記載の生体分解性インプラント。
32. ３２．該溶媒が、Ｎ−メチル−２−ピロリドン、２−ピロリドン、エタノール、 プロピレングリコール、アセトン、酢酸エチル、乳酸エチル、酢酸メチル、メチ ルエチルケトン、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド、ジメチルスル ホン、テトラヒドロフラン、カプロラクタム、デシルメチルスルホキシド、オレ イン酸、Ｎ，Ｎ−ジエチル−ｍ−トルアミド、および１−ドデシルアザシクロヘ プタン−２−オン、およびこれらの組合せおよび混合物よりなる群から選ばれた ものである、請求項２７に記載の生体分解性インプラント。
33. ３３．該ポリマーが液体の形状にあり、熱硬化することができ、該ポケット中に 入れたときにその場で硬化してインプラントを形成し得る、請求項２５に記載の 生体分解性インプラント。
34. ３４．該液状ポリマーが、末端がアクリル酸エステルのプレポリマーであり、硬 化剤とともに該ポケット中に入れたときにその場で硬化し得る、請求項３３に記 載の生体分解性インプラント。
35. ３５．該プレポリマーがポリ（ＤＬ−ラクチドーコーカプロラクトン）を含む、 請求項３４に記載の生体分解性インプラント。
36. ３６．生物学的に活性な剤をさらに含む、請求項２５に記載の生体分解性インプ ラント。