WO2011102530A1 - 生体硬組織接着用キット - Google Patents

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WO2011102530A1
WO2011102530A1 PCT/JP2011/053838 JP2011053838W WO2011102530A1 WO 2011102530 A1 WO2011102530 A1 WO 2011102530A1 JP 2011053838 W JP2011053838 W JP 2011053838W WO 2011102530 A1 WO2011102530 A1 WO 2011102530A1
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WO
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phosphorylated
composition
hard tissue
phosphate
biological hard
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PCT/JP2011/053838
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French (fr)
Inventor
靖弘 吉田
田中　雅人
一臣 鈴木
敏文 尾崎
智宏 高畑
正郎 入江
中村　真理子
光伸 河島
大和 野尻
岡田　浩一
昌浩 長尾
Original Assignee
国立大学法人岡山大学
学校法人 順正学園
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    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants

Definitions

  • the present invention relates to a biological hard tissue adhesion kit. More specifically, the biocompatibility is excellent, and at the same time, the strength of the cured product is sufficiently high, and further exhibits high adhesion to bone, tooth, metal, and ceramics. For example, bone cement, dental cement, etc. It is related with the kit which can provide the adhesive composition for biological hard tissues useful as.
  • Hydroxyapatite [Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ] obtained by sintering a calcium phosphate composition has a composition close to that of inorganic components such as bones and teeth, and has a biological activity capable of directly binding to bone. Since it has, it is utilized as a repair material of a bone defect part or a bone space
  • the cement type that is, the curable calcium phosphate composition
  • the cement type is gradually converted into hydroxyapatite in vivo and in the oral cavity, and can be integrated with living hard tissue while maintaining its form. It has been.
  • Such a calcium phosphate composition is not only excellent in biocompatibility, but also has moldability, so that it can be easily applied to a part having a complicated form.
  • Patent Document 1 describes that a mixture of tetracalcium phosphate and anhydrous dicalcium phosphate quickly self-cures in the presence of water to produce hydroxyapatite with excellent mechanical strength. .
  • the conventional calcium phosphate composition does not have sufficient mechanical strength after curing, and its adhesiveness is low, so that the holding force is not sufficient in fixing the treatment site (fixing bone to bone or bone to fixing screw)
  • the material for repairing bone defects and bone voids is replaced with bone to form bone, it is desirable that the material for repair has bioresorbability. Since apatite has low absorptivity, improvement is desired also in this respect.
  • the problem of the present invention is that the strength of the cured product is sufficiently high and exhibits high adhesion to bones, teeth, metals and ceramics, and at the same time has excellent biocompatibility and bioabsorbability.
  • An object of the present invention is to provide a biological hard tissue adhesion kit capable of providing an adhesive composition for biological hard tissue, which has an excellent drug release property when it contains an active drug.
  • a cured product obtained by curing a composition obtained from an aqueous solution containing a phosphorylated polysaccharide and a calcium salt has a sufficiently high strength, and a bone
  • a cured product obtained by curing a composition obtained from an aqueous solution containing a phosphorylated polysaccharide and a calcium salt has a sufficiently high strength, and a bone
  • it is excellent in biocompatibility and bioabsorbability, and further, in the case of containing a bioactive drug, it is excellent in the release of the drug.
  • the headline and the present invention were completed.
  • the present invention relates to a biological hard tissue adhesion kit comprising a phosphorylated polysaccharide, a polyvalent metal salt other than phosphate, and a solvent.
  • the bio-hard tissue bonding kit of the present invention has a sufficiently high strength of a hardened cured product and exhibits high adhesiveness to bones, teeth, metals, and ceramics, and at the same time has excellent biocompatibility and bioabsorbability. Furthermore, when a drug having a biological activity is contained, an excellent effect that an adhesive composition for living hard tissue excellent in sustained release of the drug can be provided. Therefore, the biological hard tissue adhesive composition provided by the biological hard tissue bonding kit of the present invention is suitable for medical materials such as bone cement and dental cement.
  • Adhesive materials for prosthetic restorations such as inlays and crowns, pulp capping / lining materials, implant surface treatment materials, periodontal disease treatment materials, hypersensitivity prevention materials, dental pulp coating materials, DDS base materials, tissue engineering base materials, It is also useful as a tissue adhesive.
  • FIG. 1 is a graph showing the results of the shear bond strength of the compositions of Example 1, Comparative Example 1, and Reference Examples 1 and 2.
  • FIG. 2 is a diagram showing a shear cross-section when measuring the shear bond strength of Example 1. The left is a hydroxyapatite plate and the right is a hydroxyapatite cylinder.
  • FIG. 3 is a view showing the results of a significant difference test performed on the shear bond strengths of the compositions of Example 1 and Reference Examples 1 and 2.
  • FIG. 4 is a view showing a HE-stained light microscopic section of the upper first molar.
  • FIG. 5 is a view showing an HE-stained light microscopic section of the upper first molar.
  • the left side is a representative section of a group covered and filled with the composition of Example 1, and the right side is an enlarged view of a region surrounded by a frame in the left figure.
  • FIG. 6 is a view showing a surface photograph of the maxillary first molar two months after filling the cavity.
  • FIG. 7 is a view showing an HE-stained light microscopic section of the femur into which the composition of Example 1 was injected.
  • the left is a section 2 weeks after the injection, and the right is a section 8 weeks after the injection.
  • FIG. 8 is a view showing an HE-stained light microscopic section of the femur into which the composition of Example 2 was injected.
  • FIG. 9 is a view showing an HE-stained light microscopic section of the femur into which the composition of Example 3 was injected. The left is a section 8 weeks after the injection, and the right is an enlarged view of a region surrounded by a frame in the left figure.
  • FIG. 10 is a view showing growth inhibition of tumor tissue by an anticancer agent using the composition of Example 1.
  • FIG. 11 is a view showing an HE-stained light microscopic section of a femur of an osteoporosis model mouse into which a phosphorylated pullulan-containing composition has been injected.
  • A is an untreated group section (4 weeks)
  • B is a DCPD group section (8 weeks)
  • C is an enlarged view of a region surrounded by a frame in (B)
  • D is BMP group sections (4 weeks) are shown.
  • the arrows in the figure indicate the locations where ossification is observed.
  • FIG. 12 is a view showing a ⁇ CT image of a femur of an osteoporosis model mouse into which a phosphorylated pullulan-containing composition has been injected.
  • FIG. 13 shows a HE-stained light microscopic section of the femur of an osteosarcoma model mouse injected with a phosphorylated pullulan-containing composition.
  • A is a section 3 days after injection
  • B is an enlarged view of a region surrounded by a frame in the left figure, and an arrow (outline) in each figure is a remaining part of the composition, and an arrow (black paint) Indicates the remaining part of the tumor cell, and the arrow (striped pattern) indicates the necrotic part of the tumor cell.
  • FIG. 14 is a diagram showing the elution behavior of vancomycin (VCM) from a cured product (PP2) and a polymethylmethacrylate cement cured product (PMMA) using the phosphorylated pullulan synthesized in Production Example 2.
  • FIG. 15 is a diagram showing the dissolution behavior of methotrexate (MTX) from the cured phosphoric pullulan cured product (PP) and the cured polymethyl methacrylate cement (PMMA).
  • PP2 is a cured product using the phosphorylated pullulan synthesized in Production Example 2
  • PP3 is a cured product using the phosphorylated pullulan synthesized in Production Example 3.
  • the biohard tissue bonding kit of the present invention is not composed of calcium phosphate itself as a composition close to apatite contained in a large amount in bones and teeth, but includes phosphorylated polysaccharide and polyvalent metal salt other than phosphate. It has a great feature in containing.
  • the biological hard tissue means a biological tissue such as a bone, a tooth, and a tissue including them.
  • Some conventional adhesive compositions exhibit adhesiveness by polymerizing a polymerizable monomer such as PMMA (polymethyl methacrylate) or MMA (methyl methacrylate).
  • a polymerizable monomer such as PMMA (polymethyl methacrylate) or MMA (methyl methacrylate).
  • problems such as loosening due to low bondability between the polymer and bone, and heat generation during polymerization and unreacted monomers adversely affecting the living body.
  • compositions containing calcium phosphate which are still not sufficient in terms of adhesive strength and productivity.
  • the biological hard tissue adhesion kit of the present invention contains phosphorylated polysaccharide (A), polyvalent metal salt (B), and solvent (C).
  • Phosphorylated polysaccharide has low irritation and high affinity to living tissue and exhibits bioabsorbability.
  • the phosphorylated polysaccharide dissolves apatite whose phosphate group is a constituent inorganic component of living hard tissue and releases a part of calcium which is a constituent element of apatite as ions.
  • the phosphoric acid group of the phosphorylated polysaccharide is chelated to the dissolved and released calcium ions and calcium atoms remaining on the surface of the apatite, so that the composition of the present invention is adsorbed to bones and teeth, and phosphorus
  • the curing reaction between the oxidized polysaccharide and the polyvalent metal salt proceeds and adhesion is performed.
  • the phosphorylated polysaccharide is used as an adhesive component of an adhesive composition for living hard tissue having high biocompatibility.
  • Examples of the phosphorylated polysaccharide in the present invention include lactose, sucrose, sucralose, cellobiose, trehalose, maltose, palatinose (registered trademark), maltotriose, maltodextrin, cyclodextrin, glycosyl sucrose, amylose, amylopectin, cycloamylose, glycogen , Cellulose, agarose, cluster dextrin, mannan, pullulan and the like, in which some or all of the hydroxyl groups are phosphorylated.
  • phosphorylated lactose phosphorylated sucrose, phosphorylated sucralose, phosphorylated cellobiose, phosphorylated trehalose, phosphorylated maltose, phosphorylated palatinose (registered trademark), phosphorylated maltotriose, phosphorylated maltodextrin, phosphorous
  • examples include oxidized cyclodextrin, phosphorylated glycosyl sucrose, phosphorylated amylose, phosphorylated amylopectin, phosphorylated cycloamylose, phosphorylated glycogen, phosphorylated cellulose, phosphorylated agarose, phosphorylated cluster dextrin, phosphorylated mannan, phosphorylated pullulan, etc.
  • phosphorylated maltodextrin phosphorylated cyclodextrin, phosphorylated glycosyl sucrose, phosphorylated amylose, phosphorylated amylopectin, phosphorylated cycloamylose
  • phosphorylated glycogen phosphorylated cellulose, phosphorylated agarose, phosphorylated cluster dextrin, phosphorylated mannan, and phosphorylated pullulan are preferable.
  • the polysaccharide itself and its constituent oligosaccharide, Phosphorylated pullulan is more preferable from the viewpoint of biological safety of sugar and from the viewpoint that it is difficult to be metabolized by bacteria such as amylase in the oral cavity and hardly becomes nutrients for bacteria.
  • the phosphorylated polysaccharide can be produced by a known method for phosphorylating the hydroxyl group of the polysaccharide. For example, a method of reacting with sodium metaphosphate described in Carbohydrate Research Vol. 302 (1997) pages 27 to 34, reaction with sodium phosphate described in JP-A-2005-330269 and JP-A-2005-330270 And the like. Furthermore, as described in WO 87/07142, a method of obtaining phosphorylated pullulan by reacting phosphorus pentoxide and pullulan is also preferably used. The structure of the obtained phosphorylated polysaccharide can be confirmed by IR analysis, NMR analysis or the like. The degree of phosphorylation of the phosphorylated polysaccharide can be adjusted by adjusting the amount of raw material used and reaction conditions according to a known method.
  • the phosphorylated polysaccharide (A) may be partially or entirely salted, and examples thereof include sodium salts, potassium salts, calcium salts, magnesium salts, and ammonium salts.
  • the phosphorylated polysaccharide salt can be prepared according to a known method.
  • the number average molecular weight (Mn) of the phosphorylated polysaccharide is preferably from 1,000 to 100,000, more preferably from 2,000 to 70,000, and even more preferably from 5,000 to 50,000, from the viewpoints of adhesion to living hard tissue, cured product strength, production cost, and the like. More preferably, it is 10,000 to 50,000, more preferably 10,000 to 40,000, and even more preferably 10,000 to 30,000.
  • the number average molecular weight (Mn) of the phosphorylated polysaccharide is 1000 or more, sufficient cured product strength and adhesive strength can be obtained, and when it is 100000 or less, the solubility in a solvent does not decrease and the viscosity is high. However, it is preferable because the operability is good.
  • the number average molecular weight (Mn) of phosphorylated polysaccharide can be measured according to the method as described in the below-mentioned Example.
  • the phosphorylated polysaccharide is preferably phosphorylated on 0.5 to 15% by number of hydroxyl groups, more preferably 2 to 10% by number of all hydroxyl groups contained in one molecule.
  • the ratio of the number of phosphorylated hydroxyl groups in the phosphorylated polysaccharide is determined by conducting elemental analysis of the phosphorylated polysaccharide to measure the phosphorus content, and all the measured phosphorus is derived from the phosphorylated hydroxyl group. Can be calculated.
  • the polyvalent metal salt (B) in the present invention is used for the purpose of controlling the strength of the cured product, the solubility, and the persistence. That is, the polyvalent metal salt is bonded to the phosphorylated polysaccharide by a chelating bond with the calcium atoms remaining on the bone and tooth apatite surfaces and the calcium ions dissolved and released through the phosphate group, causing a hardening reaction. In order to express the property, it forms a chelate bond with an unreacted phosphate group of the phosphorylated polysaccharide, and is used as a metal source for increasing the strength of the cured product.
  • the polyvalent metal salt (B) is preferably a salt other than a phosphate of a polyvalent metal element, a hydroxide, halide, or the like of a metal element such as magnesium, calcium, strontium, barium, zinc, aluminum, Oxides are preferably used.
  • a metal element such as magnesium, calcium, strontium, barium, zinc, aluminum, Oxides are preferably used.
  • Specific examples include magnesium hydroxide, calcium hydroxide, aluminum chloride, calcium chloride, magnesium chloride, zinc chloride, aluminum acetate, aluminum nitrate, barium nitrate, calcium nitrate, magnesium nitrate, strontium nitrate, calcium fluoroborate, and the like.
  • halides and oxides are preferable, calcium salts (halides and oxides), barium oxide, magnesium oxide, and zinc oxide are more preferable, and calcium chloride is more preferable. These can be used alone or in combination of two or more.
  • a polyvalent metal salt other than a phosphate may be simply referred to as a polyvalent metal salt (B).
  • the polyvalent metal salt (B) is used in a form dissolved or dispersed in a solvent, its shape is not particularly limited.
  • the average particle diameter is preferably 0.001 to 50 ⁇ m, more preferably 0.001 to 10 ⁇ m, from the viewpoints of the handleability of the resulting composition and the mechanical strength of the cured product.
  • the content of the polyvalent metal salt (B) is preferably 0.1 parts by mass or more, preferably 1 part by mass or more with respect to 100 parts by mass of the phosphorylated polysaccharide (A) from the viewpoint of the effect of enhancing the mechanical strength of the cured product. Is more preferable.
  • the kit of the present invention is used as a paste-like cement which is a preferred embodiment thereof, the fluidity of the paste is insufficient, and it becomes difficult to sufficiently apply it to a repair site of a living hard tissue. From the viewpoint of preventing occurrence, 1000 parts by mass or less is preferable, 200 parts by mass or less is more preferable, and 50 parts by mass or less is more preferable.
  • the content of the polyvalent metal salt (B) is preferably 0.1 to 1000 parts by mass, more preferably 1 to 200 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the phosphorylated polysaccharide (A). More preferably, it is ⁇ 50 parts by mass.
  • the solvent (C) is used from the viewpoint of dissolving, swelling or dispersing the phosphorylated polysaccharide (A) and / or the polyvalent metal salt (B).
  • Examples of the solvent include water, an organic solvent, or a mixture thereof.
  • the water is preferably distilled water or ion-exchanged water from the viewpoint of not containing impurities.
  • the content of water is preferably 1 part by mass or more and more preferably 10 parts by mass or more with respect to 100 parts by mass of the phosphorylated polysaccharide (A) from the viewpoint of the adsorptivity between the phosphate group of the phosphorylated polysaccharide and hydroxyapatite.
  • 20 parts by mass or more is more preferable.
  • 2000 mass parts or less are preferable, 1000 mass parts or less are more preferable, and 500 mass parts or less are more preferable.
  • the water content is preferably 1 to 2000 parts by mass, more preferably 10 to 1000 parts by mass, and even more preferably 20 to 500 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the phosphorylated polysaccharide (A).
  • Organic solvents include methanol, ethanol, 1-propanol, 2-propanol, 1-butanol, 2-methyl-2-propanol, acetone, methyl ethyl ketone, tetrahydrofuran, diethyl ether, diisopropyl ether, hexane, toluene, chloroform, ethyl acetate, Examples include butyl acetate. These can be used alone or in combination of two or more. Among these, a water-soluble organic solvent is preferable in consideration of both safety to the living body and ease of removal based on volatility.
  • ethanol, 2-propanol, 2-methyl- 2-propanol, acetone, and tetrahydrofuran are preferred.
  • the content of the organic solvent is not particularly limited, and some embodiments do not require blending of the organic solvent.
  • it may be used by appropriately mixing with water at an arbitrary ratio, and the organic solvent can be preferably contained in an amount of 1 to 2000 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the total amount of water.
  • the biological hard tissue adhesion kit of the present invention further comprises phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or their salts ( D) can be contained.
  • the phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or salt thereof (D) in the present invention enhances the strength of the cured product of the resulting composition, and at the same time, the adhesion strength to living hard tissues such as bones and teeth, metals, and ceramics
  • the action which raises is shown.
  • the following can be considered as a specific mechanism.
  • the phosphorylated polysaccharide (A) is chelate-bonded to calcium atoms remaining on the apatite surface and dissolved and released calcium ions.
  • phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or their salts (D) have a lower molecular weight than phosphorylated polysaccharide (A), they have high mobility and a high density of phosphate groups in the molecule. Therefore, phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or their salts (D) form a chelate bond to phosphorylated polysaccharide (A) and unreacted calcium atoms and calcium ions to adsorb to bone and teeth. It is considered that the adhesive strength is improved as the subsequent curing reaction proceeds.
  • phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or their salts complement the chelation reaction of phosphorylated polysaccharide (A) with calcium atoms and calcium ions to enhance the function of the resulting composition. It is considered a compound.
  • Examples of phosphoric acid include general phosphoric acid, and examples of phosphoric acid salts include calcium phosphate, barium phosphate, magnesium phosphate, sodium phosphate, and potassium phosphate. Among these, calcium phosphate is preferable for the following reasons.
  • the phosphate group complements the chelation reaction between the phosphorylated polysaccharide (A), the calcium atom and the calcium ion, and at the same time, the calcium atom is the phosphate group of the phosphorylated polysaccharide (A).
  • a phosphoric acid group that is not chelate-bonded with bone or the like forms a chelate bond, and the phosphorylated polysaccharide (A) and calcium phosphate form a network structure, thereby forming a strong cured product.
  • the calcium phosphate particles also act as a reinforcing material in the cured product, and provide an effect of imparting strength.
  • calcium phosphate is used in biological hard tissue adhesive compositions such as bones and teeth. Functions as an elemental source in tissue regeneration and repair.
  • Such calcium phosphate may be a compound having Ca 2+ and PO 4 3 ⁇ as constituent elements, and specifically, hydroxyapatite, carbonate apatite, primary calcium phosphate [Ca (H 2 PO 4 ) 2 ], second Calcium phosphate (CaHPO 4 ), ⁇ -TCP [ ⁇ -tricalcium phosphate, Ca 3 (PO 4 ) 2 ], ⁇ -TCP [ ⁇ -tricalcium phosphate, Ca 3 (PO 4 ) 2 ], OCP (calcium octaphosphate), Examples include tetracalcium phosphate and hydrates thereof. These can be used alone or in combination of two or more.
  • calcium phosphate when calcium phosphate is considered as an element source for regeneration and restoration of living hard tissues such as bones and teeth, calcium phosphate does not contain an inhibitor such as carbonate ion in order to regenerate higher quality living hard tissues.
  • hydroxyapatite monobasic calcium phosphate, dibasic calcium phosphate, ⁇ -TCP, ⁇ -TCP and OCP are more preferable.
  • the shape of calcium phosphate is not particularly limited.
  • the average particle diameter of calcium phosphate is preferably 0.001 to 50 ⁇ m, more preferably 0.001 to 10 ⁇ m, from the viewpoints of handleability of the resulting composition, mechanical strength after curing, and the like.
  • examples of polyphosphoric acid include linear polyphosphoric acid obtained by dehydration condensation of orthophosphoric acid, cyclic polyphosphoric acid, and polyphosphoric acid linked in an amorphous form in a network.
  • examples of the linear polyphosphoric acid include pyrophosphoric acid, tripolyphosphoric acid, tetrapolyphosphoric acid, pentapolyphosphoric acid, hexapolyphosphoric acid and the like.
  • examples of the cyclic polyphosphoric acid include trimetaphosphoric acid, tetrametaphosphoric acid, hexametaphosphoric acid and the like.
  • Examples of the polyphosphoric acid that is connected in an amorphous form to the network include ultrapolyphosphoric acid.
  • Examples of the salt of polyphosphoric acid include alkali metal salts such as sodium salt and potassium salt, mixed salts of alkali metal ions and hydrogen ions, ammonium salts and the like. Among these, an alkali metal salt of polyphosphoric acid is preferable from the viewpoint of ease of use.
  • these phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or their salt can be used individually or in combination of 2 or more types.
  • the said phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or those salts can be prepared according to a well-known method, and the one part or all part may become a salt for the salt compound.
  • the content of calcium phosphate in phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or their salt (D) is preferably 1% by mass or more, more preferably 10% by mass or more, from the viewpoint of the adhesiveness and cured product strength of the composition. Substantially more preferably 100% by mass.
  • the content of phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or their salts (D) is not particularly limited, but from the viewpoint of the adhesiveness of the composition and the strength of the cured product with respect to 100 parts by mass of the phosphorylated polysaccharide (A). It is preferably 1 to 2000 parts by mass, more preferably 1 to 1000 parts by mass, and even more preferably 5 to 500 parts by mass.
  • content of phosphoric acid, polyphosphoric acid, and / or those salts (D) means the total content of phosphoric acid, polyphosphoric acid, and those salts contained in a composition.
  • the living body hard tissue adhesion kit of the present invention may further contain a filler (E).
  • the filler in the present invention is blended from the viewpoint of the handleability of the resulting composition and the mechanical strength after curing.
  • Such a filler is not particularly limited as long as it is added to a composition used for medical use, such as a filler currently used in a dental restoration composition, etc., and an organic filler, an inorganic filler and an organic- An inorganic composite filler is mentioned.
  • organic filler material examples include polymethyl methacrylate, polyethyl methacrylate, methyl methacrylate-ethyl methacrylate copolymer, cross-linked polymethyl methacrylate, cross-linked polyethyl methacrylate, polyamide, polyvinyl chloride, and polystyrene.
  • Inorganic filler materials include quartz, silica, alumina, silica-titania, silica-titania-barium oxide, silica-zirconia, silica-alumina, lanthanum glass, borosilicate glass, soda glass, barium glass, strontium glass, and glass ceramic. , Aluminosilicate glass, barium boroaluminosilicate glass, strontium boroaluminosilicate glass, fluoroaluminosilicate glass, calcium fluoroaluminosilicate glass, strontium fluoroaluminosilicate glass, barium fluoroaluminosilicate glass, strontium calcium fluoroaluminosilicate glass, etc. . These can be used alone or in combination of two or more.
  • the inorganic filler may be used after surface treatment with a known surface treatment agent such as a silane coupling agent as necessary.
  • a known surface treatment agent such as a silane coupling agent
  • the surface treatment agent include methyltrichlorosilane, diphenyldichlorosilane, vinyltrimethoxysilane, vinyltriethoxysilane, vinyltrichlorosilane, vinyltri ( ⁇ -methoxyethoxy) silane, ⁇ -methacryloyloxypropyltrimethoxysilane, 11 -Methacryloyloxyundecyltrimethoxysilane, ⁇ -glycidoxypropyltrimethoxysilane, ⁇ -mercaptopropyltrimethoxysilane, ⁇ -aminopropyltriethoxysilane, hexamethyldisilazane and the like.
  • a surface treatment method A well-known method can be used.
  • the organic-inorganic composite filler is obtained by adding a monomer compound to the inorganic filler in advance, forming a paste, polymerizing, and pulverizing.
  • TMPT filler trimethylolpropane methacrylate and silica filler mixed and polymerized and then pulverized
  • the content of the filler (E) is preferably 1 to 1000 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the phosphorylated polysaccharide (A) from the viewpoint of the adhesiveness of the composition and the strength of the cured product.
  • the biological hard tissue adhesion kit of the present invention can further contain a bioactive agent (F).
  • the composition obtained from the kit of the present invention has good bioabsorbability, the interaction or curing of the ionic group such as a phosphate group and the bioactive agent is contained by containing the bioactive agent. Due to the encapsulation effect in the object (gel), when the composition is absorbed by the living body, the bioactive agent is also sequentially released and absorbed. Therefore, the composition obtained from the kit of the present invention can function as a base material for sustained release of the bioactive agent.
  • Bioactive agents are not particularly limited, and include bone morphogenetic proteins, antibiotics, polynucleotides, anticancer agents, growth factors, vaccines, and the like.
  • Bone morphogenetic proteins include BMP-2, BMP-3, BMP-3b, BMP-4, BMP-5, BMP-6, BMP-7, BMP-8, BMP-9, BMP-10, BMP-11, Examples thereof include BMP-12, BMP-13, BMP-14, BMP-15, BMP-16, BMP-17, BMP-18 and the like.
  • Bioactive agents include alkylating agents, platinum agents, antimetabolites, topoisomerase inhibitors, antitumor antibiotics, cell division inhibitors, aromatase inhibitors, thymidylate synthase inhibitors, demineralized bone matrix, DNA Antagonist, farnesyltransferase inhibitor, pump inhibitor, histone acetyltransferase inhibitor, metalloproteinase inhibitor, ribonucleoside reductase inhibitor, TNF ⁇ agonist, TNF ⁇ antagonist, endothelin A receptor antagonist, retinoic acid receptor agonist, immune modulator, hormone Agents, antihormonal agents, photodynamic agents, tyrosine kinase inhibitors and the like.
  • the content of the bioactive agent (F) cannot be generally determined by the patient to which the kit of the present invention is applied, and can be adjusted as appropriate.
  • the living body hard tissue adhesion kit of the present invention can contain a pH adjuster, an ultraviolet absorber, a thickener, a colorant, a fragrance and the like as long as the effects of the present invention are not impaired.
  • the biological hard tissue adhesion kit of the present invention is not particularly limited as long as it contains a phosphorylated polysaccharide (A), a polyvalent metal salt (B), and a solvent (C), and is a method known to those skilled in the art. Can be easily prepared.
  • the biological hard tissue adhesion kit of the present invention is a paste-type form in which phosphorylated polysaccharide (A), polyvalent metal salt (B), solvent (C), and other components as necessary are mixed in advance. Can be supplied at. Moreover, the said component can be mixed and made into a paste-form at the clinical field, and it can supply as a pre-use preparation type.
  • the biological hard tissue adhesion kit of the present invention includes a first agent containing at least a phosphorylated polysaccharide (A) and a second agent containing at least a polyvalent metal salt (B).
  • a solvent (C) can be contained in a 1st agent and / or a 2nd agent, and may be provided as another agent containing only a solvent (C).
  • the form of the kit can be appropriately adjusted according to the physical properties.
  • the first agent and the second agent are preferably kneaded and reacted immediately before use.
  • the adhesive composition for living hard tissue obtained from the kit of the present invention has sufficiently high strength of the cured product and exhibits higher adhesiveness.
  • bone cement, dental cement, etc. It is suitably used for medical materials.
  • the biological hard tissue adhesive composition obtained from the kit of the present invention exhibit high adhesiveness include metals such as bone, tooth, titanium and stainless steel, and ceramics.
  • kits comprising the biohard tissue bonding kit of the present invention and a bioactive agent, That is, a kit for sustained release of a bioactive agent in a living hard tissue, comprising a phosphorylated polysaccharide, a polyvalent metal salt other than a phosphate, a bioactive agent, and a solvent. Furthermore, since the bioactive agent can be released slowly, the kit for treatment of diseases in living hard tissues, comprising a phosphorylated polysaccharide, a polyvalent metal salt other than phosphate, a bioactive agent, and a solvent, Provide a therapeutic agent.
  • the disease in living hard tissue is not particularly limited as long as it is a disease in bone tissue or dental tissue.
  • osteosarcoma Ewing sarcoma, chondrosarcoma, malignant fibrous histiocytoma, bone fibrosarcoma, metastasis
  • osteosarcoma myeloma, acute purulent osteomyelitis, chronic osteomyelitis, Brodie abscess, purulent spondylitis, post-artificial joint replacement infection, and the like.
  • the therapeutic agent of the present invention is expected to be applied to a bone defect or the like at the time of artificial joint replacement.
  • the therapeutic agent of the present invention contains the aforementioned phosphorylated polysaccharide, a polyvalent metal salt other than phosphate, a bioactive agent, and a solvent, it can be used in the biological hard tissue bonding kit of the present invention. And the composition is the same. The manufacturing method is also the same.
  • the therapeutic agent of the present invention can release the bioactive agent slowly, it can be used in an appropriate method according to the sustained release property, and if the bioactive agent can be delivered to a diseased site in a living hard tissue, for example, it can be used by internal use, external use, injection, and local filling. Specifically, it is locally administered or filled directly into a diseased site in living hard tissue, or it is administered intravenously, artery, subcutaneously, intramuscularly, intraperitoneally, or administered or filled using an endoscope or the like. It is also possible to do. Moreover, when administering as external preparations, such as a suppository, what is necessary is just to administer by the suitable administration method. As used herein, “administration” of a therapeutic agent includes administration, filling, or indwelling of the therapeutic agent.
  • the amount of use, the number of uses, and the period of use of the therapeutic agent of the present invention vary depending on the type of bioactive agent contained, and depending on the effective amount of the bioactive agent, its formulation form, method of use, purpose of use and the relevant It is set appropriately depending on the age, weight, and symptoms of the patient to whom the therapeutic agent is administered and is not constant.
  • the present invention also provides a composition containing a bioactive agent in the biological hard tissue adhesion kit of the present invention for the treatment and / or prevention of a disease in the biological hard tissue.
  • the present invention also provides a composition comprising a phosphorylated polysaccharide and a polyvalent metal salt other than phosphate for the treatment and / or prevention of diseases in living hard tissues.
  • the present invention also includes a step of administering to a subject a composition containing a phosphorylated polysaccharide, a polyvalent metal salt other than a phosphate, a bioactive agent, and a solvent at a diseased site in the biological hard tissue.
  • a method of treating a disease in a tissue is provided. Since the composition gradually releases the bioactive agent, according to the treatment method of the present invention, the effect of continuously treating a disease in a living hard tissue can be exhibited.
  • the subject is preferably a human having a disease in a living hard tissue or a human preventing a disease in a living hard tissue, but may be a pet animal or the like.
  • the precipitate was dissolved in distilled water (400 mL), and the solution was added little by little over 5 minutes to 99.5% ethanol (2000 mL) with stirring.
  • the deposited precipitate was collected by filtration with a Kiriyama funnel (3G), washed with 99.5% ethanol (500 mL), and then dried under reduced pressure at 60 ° C. for 12 hours to obtain 28.5 g of a slightly brownish white solid. .
  • 25 g of this white solid was dissolved in distilled water, and this solution was applied to a small tabletop electrodialyzer (Micro Acylizer S3, manufactured by San Actis) to obtain 13 g of phosphorylated pullulan as a transparent light brown solid. It was.
  • Production Example 2 (Synthesis of phosphorylated pullulan) Phosphorylated pullulan was produced in the same manner as in Production Example 1, and about 7.2% by number of the hydroxyl groups of the pullulan were phosphorylated, and a phosphorylated pullulan having a number average molecular weight (Mn) of 32,000 was obtained.
  • Mn number average molecular weight
  • Production Example 3 (Synthesis of phosphorylated pullulan) Phosphorylated pullulan was produced in the same manner as in Production Example 1, and about 6.8% by number of the hydroxyl groups of the pullulan were phosphorylated, and a phosphorylated pullulan having a number average molecular weight (Mn) of 22,000 was obtained.
  • Example 2 Preparation of cement composition
  • 0.1 g of phosphorylated pullulan synthesized in Production Example 1 and 1 g of ⁇ -TCP (manufactured by Taihei Chemical Sangyo Co., Ltd.) as calcium phosphate were pulverized and mixed in a mortar.
  • Powder B and liquid a in Example 1 were kneaded at room temperature to obtain a homogeneous paste or putty-like cement composition.
  • (A) / (B) / (D) 100/5/1000.
  • Comparative Example 1 Preparation of cement composition
  • Pullulan produced by Hayashibara Shoji Co., Ltd.
  • liquid agent a in Example 1 were kneaded at room temperature to obtain a homogeneous paste or putty-like cement composition.
  • Evaluation 1 Adhesion evaluation in hydroxyapatite
  • An epoxy resin was poured by placing a hydroxyapatite plate (diameter 13 mm ⁇ height 2 mm) (PENTAX APP601) as an adherend on the bottom of the mold 25.4 mm in diameter ⁇ 10 mm in depth. After curing of the epoxy resin, it was taken out from the mold, and a hydroxyapatite plate embedded in an epoxy resin for adhesion evaluation was prepared.
  • the surface of the embedded hydroxyapatite plate and the end face of a separately prepared hydroxyapatite cylindrical rod were each subjected to # 1000 silicon carbide paper (manufactured by Nihon Kenshi). After the polishing, the surface water was blown with air to dry the surface.
  • Example 1 the paste of Example 1 or Comparative Example 1 was placed on the end face of the hydroxyapatite cylindrical rod, and then the hydroxyapatite cylindrical rod was planted so as to be perpendicular to the hydroxyapatite plate. After planting, the surplus cement composition that appeared around the cylindrical rod made of hydroxyapatite was removed with an instrument and allowed to stand at room temperature (25 ° C.) until the cement composition hardened. A total of five samples for adhesion test were prepared, and all the cured samples were left in a thermostat kept at 37 ° C. for 24 hours. Each paste used was prepared immediately before use.
  • the shear bond strength of the five samples for adhesion test obtained was measured with a universal testing machine (Instron) at a crosshead speed of 0.5 mm / min, and the average value was measured for each composition. It was set as the shear adhesive strength with respect to hydroxyapatite. The results are shown in FIG. Moreover, the cross section at the time of shearing of Example 1 is shown in FIG. When measuring with a universal testing machine, when the cylindrical bar was detached from the adherend plate by its own weight in all the test bodies, the shear bond strength was determined to be 0.00 MPa.
  • Evaluation 2 (Adhesion evaluation in titanium) [Measurement of shear bond strength] Using the cement compositions of Example 1, Comparative Example 1 and Reference Examples 1 and 2, the adherend was a titanium plate (10 mm ⁇ 10 mm ⁇ 3 mm), and the cylinder rod to be planted was a titanium cylinder rod (diameter 5 mm ⁇ high The shear bond strength to titanium was measured in the same manner as in Evaluation 1 except that the thickness was changed to 5 mm. The results are shown in FIG.
  • compositions of the examples have high adhesive strength even 24 hours after bonding.
  • results of FIG. 2 also show that the compositions of the examples have high adhesive strength because damage on the hydroxyapatite side is observed in the cross section during shearing.
  • Example 1 and Reference Examples 1 and 2 For the cement compositions of Example 1 and Reference Examples 1 and 2, five samples for adhesion test were prepared in the same manner as in Evaluations 1 and 2, and the shear bond strength to titanium or hydroxyapatite was determined. It was measured. At that time, a multiple comparison test was performed using the Tukey method and the Games-Howell method. The results are shown in FIG. In FIG. 3, “**” represents a group that was determined to have a significant difference at p ⁇ 0.05 in both the Tukey method and the Games-Howell method, and “*” represents p ⁇ 0. 05 shows between the groups determined to have a significant difference.
  • Example 3 shows that the composition of Example 1 is significantly superior in adhesiveness to the commercial products of Reference Examples 1 and 2.
  • Evaluation 3 Evaluation of adhesion between hydroxyapatite and stainless steel
  • the surface of a hydroxyapatite plate (size: diameter 13 mm ⁇ height 2 mm) (PENTAX APP601) as an adherend is polished with # 1000 silicon carbide paper (manufactured by Nihon Kenshi) under running water, After the polishing, the surface water was dried by air blowing to form an adherend surface.
  • Example 1 or Reference Examples 1 and 2 After pasting the paste of Example 1 or Reference Examples 1 and 2 on the end face of a stainless steel cylindrical rod (size: diameter 7 mm ⁇ height 20 mm), it is made of stainless steel so as to be perpendicular to the hydroxyapatite plate.
  • a cylindrical rod was planted. After planting, the excess cement composition that had come out around the stainless steel cylindrical rod was removed with an instrument and allowed to stand at room temperature (25 ° C.) until the cement composition hardened. A total of 8 samples for adhesion test were prepared, and all the cured samples were left in a thermostat kept at 37 ° C. for 24 hours. In addition, what was prepared just before use was used for the paste of an Example.
  • the shear bond strength of the composition of Example 1 was 2.95 MPa, and all of the fracture forms were interface fractures between the cement composition and the stainless steel surface. And the shear bond strength was 2.95 MPa.
  • the shear adhesive strength of the compositions of Reference Examples 1 and 2 was determined to be 0.00 MPa. From this, it can be seen that the composition of Example 1 exhibits excellent adhesion to stainless steel in addition to hydroxyapatite and titanium.
  • the compressive strengths of the cured products of the cement compositions of Examples 1 and 2 and Reference Example 1 were 38.33 MPa, 66.93 MPa, and 21.50 MPa, respectively. It is understood that it is excellent.
  • Evaluation 5 8 weeks old male Wistar rats were used as experimental animals, and the mesial cusp apex of the maxillary first molar was carefully exposed with sterile diamond water using a 1/4 diamond bar and 1/2 steel round bar. I let you. After the wound surface was alternately cleaned with 6% NaOCl and 3% H 2 O 2 , the pulp composition was directly covered with the cement composition of Example 1, and then clearfil megabond (Kuraray Medical Co., Ltd., cavity filling) The cavity was filled with a clear-fill protect liner F (manufactured by Kuraray Medical Co., Ltd., a composite resin for filling a cavity), and the restoration was completed.
  • a clear-fill protect liner F manufactured by Kuraray Medical Co., Ltd., a composite resin for filling a cavity
  • Example 1 a covering test using only the composition of Example 1 was performed. More specifically, an 8-week-old male Wistar rat was used as an experimental animal, and the upper first molar was exposed and washed in the same manner as described above, and then directly covered with the cement composition of Example 1, and the same composition was obtained. The gap was filled with the object to complete the repair. After the observation period of 1 week, the first molar was extracted in the same manner as described above to prepare a section sample, stained with HE, and observed under an optical microscope. A typical result is shown in FIG. Further, after another observation period of 2 months, the first molar was extracted and stored in a fixative solution for 12 days after another observation period.
  • the fixative used was a mixture of 20 g of paraformaldehyde, 250 mL of distilled water, and 250 mL of 0.1 M phosphate buffer. A photograph of the molar surface after immersion in the fixative is shown in FIG. As a comparison, after directly covering the pulp with the cement composition of Example 1, the cavity was filled using Evadine Plus (neo pharmaceutical industry, composite resin for cavity filling) for restoration. The completed samples were similarly evaluated, and the number of subjects (n) in each group was 3.
  • Example 1 Example 2 (composition containing ⁇ -TCP) or Example 3 (containing DCPD)
  • Example 1 Example 2 (composition containing ⁇ -TCP) or Example 3 (containing DCPD)
  • the composition of Example 1 was injected at 2 weeks and 8 weeks after injection, and the composition of Example 2 was added at 2 weeks, 5 weeks, and 8 weeks after injection.
  • Each composition was evaluated histologically 8 weeks after injection.
  • the result using the composition of Example 1 is shown in FIG. 7, the result of using the composition of Example 2 is shown in FIG. 8, and the result of using the composition of Example 3 is shown in FIG.
  • FIG. 8 shows that the injected cement composition of Example 2 is found in the bone marrow two weeks after the injection (FIG. 8A). At 5 weeks after the injection, although the injected cement composition remains in the normal bone marrow, an image of ossification from the periphery is observed (FIG. 8B). 8C is an enlarged view of the boundary between the bone marrow and the cement composition in FIG. 8B, and it is clear that the newly formed bone tissue is in contact with the cement composition, and that bone formation has occurred from the marginal part. is there. In addition, many nuclei are found in the newly formed bone tissue.
  • the cement composition of Example 3 was used, the cement composition remaining in the normal bone marrow was not confirmed 8 weeks after the injection (the left figure in FIG. 9). From the enlarged photograph, the femur bone It can be seen that in the trunk, the cement is completely absorbed and replaced with normal bone tissue (the right figure in FIG. 9). From these results, it is suggested that the bioabsorption rate of the composition can be adjusted by changing the type and amount of the component (D) contained in the composition.
  • Tumor cells (MNNG / HOS) 1 ⁇ 10 6 were planted subcutaneously in the back of nude mice (BALB / cnu / nu) and left for 7-10 days. After the tumor became 5 ⁇ 5 mm larger, the tumor The molded product prepared immediately below was embedded, the tumor diameter was measured every 24 hours, and the change in the tumor volume (major axis x minor axis x minor axis x 0.5) was observed.
  • FIG. 10 shows the results of examining the increase in the volume of the tumor tissue, assuming that the tumor volume on the embedding date of the cement molding is 100%.
  • Evaluation 8 (Pharmacological Test 2) A 4-week-old female C57 / bl6 mouse (wild type) was anesthetized by intraperitoneal administration of pentobarbital 50 mg / kg, then the midline of the abdomen was dissected to remove both ovaries and osteoporosis. A model mouse was prepared.
  • HE staining histopathological evaluation
  • ⁇ CT 48 ⁇ m / slice radiological evaluation
  • the slaughter was performed 3 days after cement administration, and histopathological evaluation (HE staining) was performed. The results are shown in FIG.
  • FIG. 13 shows that tumor cells are necrotic around the cement. This suggests that the anticancer agent is released as the phosphorylated pullulan-containing composition is absorbed.
  • Evaluation 10 Evaluation of drug sustained release 1
  • a mixture of 0.4 g of phosphorylated pullulan synthesized in Production Example 2 and 0.01 g of an antibacterial agent “vancomycin hydrochloride” (manufactured by Shionogi Pharmaceutical Co., Ltd.) is mixed with an appropriate amount of 31% calcium chloride aqueous solution (about 200 ⁇ L), and a template is prepared. Used to cure to a cylindrical shape (diameter 6 mm, thickness 2 mm) (PP2).
  • FIG. 14 shows that the VCM elution from the cured PMMA was the most on the first day (72.4 ⁇ 10.8 ⁇ g / mL), and gradually decreased thereafter.
  • elution from the phosphorylated pullulan cured product was most frequent on the first day (2757.8 ⁇ 88.8 ⁇ g / mL), and then gradually decreased, but the VCM concentration in the solution was higher than that of the PMMA cured product until the eighth day. Significantly higher.
  • Evaluation 11 (drug release evaluation 2) Mix 0.4 g of phosphorylated pullulan synthesized in Production Example 2 or Production Example 3 and 0.02 g of anticancer drug “methotrexate” (manufactured by Pfizer) with an appropriate amount of 31% calcium chloride aqueous solution (about 200 ⁇ L), and use a template. And cured into a cylindrical shape (diameter 6 mm, thickness 2 mm) (PP2, PP3). Further, a mixture of 0.4 g of PMMA cement and 0.02 g of “methotrexate” used in Evaluation 10 was cured in a cylindrical shape (diameter 6 mm, thickness 2 mm) (PMMA) in the same manner as described above.
  • PMMA drug release evaluation 2
  • FIG. 15 shows that MTX elution from the cured PMMA was the most on the first day, and decreased sharply on the second day, and thereafter the concentration was low.
  • MTX elution from the cured product (PP2) using the phosphorylated pullulan of Production Example 2 had a low concentration until the 5th day, but increased from the 6th day and showed a high concentration elution until the 10th day. It was.
  • the MTX elution from the cured product (PP3) using the phosphorylated pullulan of Production Example 3 had a low concentration until the 4th day, but it rapidly increased on the 5th day, and again became a low concentration after the 7th day. Elution.
  • the release behavior from the composition differs depending on the type of drug. This is presumed to be due to the interaction between the drug and an ionic group contained in the composition, for example, a phosphate group.
  • the release pattern can be controlled by adjusting the phosphorylation rate.
  • the biohard tissue adhesive composition provided by the biohard tissue bonding kit of the present invention is suitably used for medical materials such as bone cement and dental cement.
  • medical materials such as bone cement and dental cement.
  • Adhesive materials for prosthetic restorations such as inlays and crowns, pulp capping / lining materials, implant surface treatment materials, periodontal disease treatment materials, hypersensitivity prevention materials, dental pulp coating materials, DDS base materials, tissue engineering base materials, It is also useful as a tissue adhesive.

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Abstract

　リン酸化多糖、リン酸塩以外の多価金属塩、及び溶媒を含有してなる、生体硬組織接着用キット。本発明の生体硬組織接着用キットより提供される生体硬組織用接着組成物は、例えば、骨用セメント、歯科用セメント等の医療用材料に好適に用いられる。また、生体吸収性に優れることから、整形外科領域における人工関節の固定材、脊椎骨折の固定材、四肢骨折の固定材、骨腫瘍への充填材、歯科領域における齲蝕欠損部位の充填修復材、インレー・クラウン等の補綴修復物の合着材、覆髄・ライニング材、インプラント表面処理材、歯周病治療材、知覚過敏防止材、歯髄被覆材、ＤＤＳ用基材、組織工学用基材、組織接着材としても有用である。

Description

生体硬組織接着用キット
　本発明は、生体硬組織接着用キットに関する。さらに詳しくは、生体親和性が優れると同時に、硬化した硬化物の強度が十分高く、さらに骨、歯質、金属、セラミックスに対し高い接着性を示すことから、例えば、骨セメント、歯科用セメント等として有用な生体硬組織用接着組成物を提供することができるキットに関する。
　リン酸カルシウム組成物を焼結して得られるヒドロキシアパタイト〔Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２〕は、骨や歯等の無機成分に近い組成を有し、骨と直接結合可能な生体活性を有していることから、骨欠損部や骨空隙部の修復用材料として利用されている。しかし、このようなヒドロキシアパタイトからなる材料は、生体親和性は優れているが、複雑な形態を有する部位に応用するには、成形性という点で困難な場合がある。
　一方、リン酸カルシウム組成物の中でもセメントタイプ、即ち硬化性を有するリン酸カルシウム組成物は、生体内や口腔内においてヒドロキシアパタイトへ徐々に転化し、さらに形態を保ったまま生体硬組織と一体化し得ることが知られている。このようなリン酸カルシウム組成物は、生体親和性が優れているだけではなく、成形性を有することから複雑な形態を有する部位への応用が容易であるとされている。
　例えば、特許文献１には、リン酸四カルシウムと無水リン酸二カルシウムの混合物が、水の存在下で速やかに自己硬化して機械的強度に優れたヒドロキシアパタイトを生成することが記載されている。
特許第３０１７５３６号
　しかしながら、従来のリン酸カルシウム組成物は、硬化後の機械的強度が十分ではない、接着性が低いため治療部位の固定（骨と骨、あるいは骨と固定用スクリューの固定）において保持力が十分ではない等、臨床現場でさまざまな問題が発生していた。これらの点を鑑み、生体親和性が優れると同時に、硬化した硬化物の強度が十分高く、さらに骨、歯質、金属、セラミックスに対し高い接着性を示す材料が望まれている。
　また、骨欠損部や骨空隙部の修復用材料は、骨と置換して骨形成がなされることから、該修復用材料は生体吸収性を有することが望ましいが、従来の技術により得られるヒドロキシアパタイトは吸収性が低いことから、この点でも改良が望まれている。
　本発明の課題は、硬化した硬化物の強度が十分高く、かつ、骨、歯質、金属、セラミックスに対し高い接着性を示すと同時に、生体親和性及び生体吸収性に優れ、さらには、生物活性を有する薬剤を含有する場合には該薬剤の放出性に優れる、生体硬組織用接着組成物を提供することができる生体硬組織接着用キットを提供することにある。
　そこで、本発明者らは、前記課題を解決する為に検討を重ねた結果、リン酸化多糖とカルシウム塩を含有する水溶液から得られる組成物が硬化した硬化物の強度が十分高く、かつ、骨、歯質、金属、セラミックスに対し高い接着性を示すと同時に、生体親和性及び生体吸収性に優れ、さらには、生物活性を有する薬剤を含有する場合には該薬剤の放出性に優れることを見出し、本発明を完成するに至った。
　即ち、本発明は、リン酸化多糖、リン酸塩以外の多価金属塩、及び溶媒を含有してなる、生体硬組織接着用キットに関する。
　本発明の生体硬組織接着用キットは、硬化した硬化物の強度が十分高く、かつ、骨、歯質、金属、セラミックスに対し高い接着性を示すと同時に、生体親和性及び生体吸収性に優れ、さらには、生物活性を有する薬剤を含有する場合には該薬剤の徐放性に優れる生体硬組織用接着組成物を提供することができるという優れた効果を奏する。従って、本発明の生体硬組織接着用キットより提供される生体硬組織用接着組成物は、例えば、骨用セメント、歯科用セメント等の医療用材料に適している。また、生体吸収性に優れることから、整形外科領域における人工関節の固定材、脊椎骨折の固定材、四肢骨折の固定材、骨腫瘍への充填材、歯科領域における齲蝕欠損部位の充填修復材、インレー・クラウン等の補綴修復物の合着材、覆髄・ライニング材、インプラント表面処理材、歯周病治療材、知覚過敏防止材、歯髄被覆材、ＤＤＳ用基材、組織工学用基材、組織接着材としても有用である。
図１は、実施例１、比較例１、及び参考例１～２の組成物の剪断接着強さの結果を示す図である。 図２は、実施例１の剪断接着強さ測定時における、剪断断面を示す図である。左がヒドロキシアパタイト製プレート、右がヒドロキシアパタイト製円柱棒である。 図３は、実施例１及び参考例１～２の組成物の剪断接着強さについて、有意差検定を行なった結果を示す図である。 図４は、上顎第一臼歯のＨＥ染色光顕切片を示す図である。左が実施例１の組成物で覆罩した群、右が参考例３の組成物で覆罩した群の代表的な切片であり、各図における矢印は組成物が覆罩された箇所を示す。 図５は、上顎第一臼歯のＨＥ染色光顕切片を示す図である。左が実施例１の組成物で覆罩、充填した群の代表的な切片、右が左図中の枠に囲まれた領域の拡大図を示す。 図６は、上顎第一臼歯の窩洞部充填２ヶ月後の表面写真を示す図である。左が実施例１の組成物で覆罩、充填した群の代表的な写真、右が実施例１の組成物で覆罩後に市販レジンで充填した群の代表的な写真であり、各図における矢印（黒塗）は組成物の残存箇所、矢印（縞模様）は市販レジンの残存箇所を示す。 図７は、実施例１の組成物を注入した大腿骨のＨＥ染色光顕切片を示す図である。左が注入２週後、右が注入８週後の切片であり、左図における矢印は組成物が注入された箇所を示す。 図８は、実施例２の組成物を注入した大腿骨のＨＥ染色光顕切片を示す図である。（Ａ）が注入２週後の切片、（Ｂ）が注入５週後の切片、（Ｃ）が（Ｂ）の拡大図、（Ｄ）が注入８週後の切片を示す。 図９は、実施例３の組成物を注入した大腿骨のＨＥ染色光顕切片を示す図である。左が注入８週後の切片、右が左図中の枠に囲まれた領域の拡大図を示す。 図１０は、実施例１の組成物を用いた抗癌剤による腫瘍組織の増殖抑制を示す図である。 図１１は、リン酸化プルラン含有組成物を注入した骨粗鬆モデルマウスの大腿骨のＨＥ染色光顕切片を示す図である。（Ａ）が無治療群の切片（４週）、（Ｂ）がＤＣＰＤ群の切片（８週）、（Ｃ）が（Ｂ）中の枠に囲まれた領域の拡大図、（Ｄ）がＢＭＰ群の切片（４週）を示す。図中における矢印は骨化が認められる箇所を示す。 図１２は、リン酸化プルラン含有組成物を注入した骨粗鬆モデルマウスの大腿骨のμＣＴ画像を示す図である。（Ａ）が無治療群の画像（４週）、（Ｂ）がＤＣＰＤ群の画像（４週）、（Ｃ）がＢＭＰ群の画像（４週）、（Ｄ）がＢＭＰ群の画像（８週）を示す。 図１３は、リン酸化プルラン含有組成物を注入した骨肉腫モデルマウスの大腿骨のＨＥ染色光顕切片を示す図である。（Ａ）が注入３日後の切片、（Ｂ）が左図中の枠に囲まれた領域の拡大図であり、各図における矢印（白抜き）は組成物の残存箇所、矢印（黒塗）は腫瘍細胞の残存箇所、矢印（縞模様）は腫瘍細胞の壊死箇所を示す。 図１４は、製造例２で合成したリン酸化プルランを用いた硬化物（ＰＰ２）、ポリメチルメタクリレートセメント硬化物（ＰＭＭＡ）からのバンコマイシン（ＶＣＭ）の溶出挙動を示す図である。 図１５は、リン酸化プルラン硬化物（ＰＰ）、ポリメチルメタクリレートセメント硬化物（ＰＭＭＡ）からのメトトレキサート（ＭＴＸ）溶出挙動を示す図である。ＰＰ２は、製造例２で合成したリン酸化プルランを用いた硬化物、ＰＰ３は、製造例３で合成したリン酸化プルランを用いた硬化物である。
　本発明の生体硬組織接着用キットは、骨や歯等に多く含有されるアパタイトに近い組成として、リン酸カルシウムそのものを含有するのではなく、リン酸化多糖とリン酸塩以外の多価金属塩とを含有することに大きな特徴を有する。なお、本明細書において、生体硬組織とは、骨、歯、それらを含む組織等の生体組織を意味する。
　従来の接着組成物には、ＰＭＭＡ（ポリメチルメタクリレート）やＭＭＡ（メチルメタクリレート）等の重合性単量体を重合させることにより接着性を発揮するものがある。しかしながら、重合物と骨等との結合性が低いためルーズニングが生じたり、重合時の発熱や未反応の単量体等が生体へ悪影響を及ぼしたりする等の問題がある。また、リン酸カルシウムを含有する組成物もあるが、接着強度、生産性の面で未だ十分ではない。そこで、本発明者らが検討した結果、驚くべきことに、リン酸化多糖とリン酸塩以外の多価金属塩とを組み合わせたところ、高い反応性で硬化が進行し、得られた硬化物は骨や金属への接着性に優れ、強度も高いものであることが判明した。また、骨等に適用した場合に、その吸収性が高く、良好に骨に置換されていることも判明した。このような現象についての詳細な理由は不明であるが、リン酸化多糖と多価金属イオンとのイオン架橋により架橋や硬化反応が速やかに進むこと、更に得られた硬化物（ゲル）のマトリックスとなる多糖類にリン酸基が含有されることが高い接着性を発現すると推察される。
　本発明の生体硬組織接着用キットは、リン酸化多糖（Ａ）、多価金属塩（Ｂ）、及び溶媒（Ｃ）を含有する。
　リン酸化多糖は、生体組織に対して低刺激であり親和性が高く、生体吸収性を示す。また、リン酸化多糖は、リン酸基が生体硬組織の構成無機成分であるアパタイトを溶解して、アパタイトの構成元素であるカルシウムの一部をイオンとして放出させる。そして、その溶解放出されたカルシウムイオンやアパタイト表面に残存するカルシウム原子に対して、リン酸化多糖のリン酸基がキレート結合することで本発明の組成物が骨や歯に吸着し、かつ、リン酸化多糖と多価金属塩との硬化反応が進行して接着が行われる。さらには、生体硬組織の補綴材料である金属、セラミックスに対しても、リン酸化多糖のリン酸基がキレート結合することで吸着性を示す。従って、リン酸化多糖は、生体親和性の高い生体硬組織用接着組成物の接着成分として使用される。
　本発明におけるリン酸化多糖としては、例えば、ラクトース、スクロース、スクラロース、セロビオース、トレハロース、マルトース、パラチノース（登録商標）、マルトトリオース、マルトデキストリン、シクロデキストリン、グリコシルスクロース、アミロース、アミロペクチン、シクロアミロース、グリコーゲン、セルロース、アガロース、クラスターデキストリン、マンナン、プルラン等の多糖類の一部もしくは全部の水酸基がリン酸化されたものが挙げられる。
　より具体的には、リン酸化ラクトース、リン酸化スクロース、リン酸化スクラロース、リン酸化セロビオース、リン酸化トレハロース、リン酸化マルトース、リン酸化パラチノース（登録商標）、リン酸化マルトトリオース、リン酸化マルトデキストリン、リン酸化シクロデキストリン、リン酸化グリコシルスクロース、リン酸化アミロース、リン酸化アミロペクチン、リン酸化シクロアミロース、リン酸化グリコーゲン、リン酸化セルロース、リン酸化アガロース、リン酸化クラスターデキストリン、リン酸化マンナン、リン酸化プルラン等が挙げられ、これらは、単独で又は２種以上組み合わせて用いることができる。なかでも、生体硬組織との接着性、硬化物強度及び製造コスト等の観点から、リン酸化マルトデキストリン、リン酸化シクロデキストリン、リン酸化グリコシルスクロース、リン酸化アミロース、リン酸化アミロペクチン、リン酸化シクロアミロース、リン酸化グリコーゲン、リン酸化セルロース、リン酸化アガロース、リン酸化クラスターデキストリン、リン酸化マンナン、及びリン酸化プルランからなる群より選択される１種以上が好ましく、多糖自体及びその構成単位であるオリゴ糖、単糖の生体安全性の観点、ならびに、口腔内でのアミラーゼ等による代謝を受けにくく細菌の栄養になり難いという観点から、リン酸化プルランがより好ましい。
　リン酸化多糖は、前記多糖類の水酸基をリン酸化する公知の方法により製造することができる。例えば、Ｃａｒｂｏｈｙｄｒａｔｅ　Ｒｅｓｅａｒｃｈ　第３０２巻（１９９７年）２７～３４ページに記載のメタリン酸ナトリウムと反応させる方法、特開２００５－３３０２６９号公報、特開２００５－３３０２７０号公報に記載されたリン酸ナトリウムと反応させる方法等が挙げられる。またさらには、ＷＯ８７／０７１４２号公報に記載のように、五酸化リンとプルランを反応させてリン酸化プルランを得る方法も好適に用いられる。得られたリン酸化多糖は、ＩＲ分析やＮＭＲ分析等により、その構造を確認することができる。なお、リン酸化多糖のリン酸化の程度は、公知の方法に従って、原料使用量や反応条件を調整する等して調整することができる。
　また、前記リン酸化多糖（Ａ）は、その一部又は全部が塩になっていてもよく、例えば、ナトリウム塩、カリウム塩、カルシウム塩、マグネシウム塩、アンモニウム塩等が例示される。前記リン酸化多糖の塩は、公知の方法に従って調製することができる。
　リン酸化多糖の数平均分子量（Ｍｎ）は、生体硬組織との接着性、硬化物強度及び製造コスト等の観点から、１０００～１０００００が好ましく、２０００～７００００がより好ましく、５０００～５００００がさらに好ましく、１００００～５００００がさらに好ましく、１００００～４００００がさらに好ましく、１００００～３００００がさらに好ましい。リン酸化多糖の数平均分子量（Ｍｎ）が１０００以上であると十分な硬化物強度と接着強さが得られ、また１０００００以下であると溶媒への溶解性が低下する恐れがなく、粘性が高すぎず操作性が良好であるので好ましい。なお、本明細書において、リン酸化多糖の数平均分子量（Ｍｎ）は、後述の実施例に記載の方法に従って測定することができる。
　リン酸化多糖は、１分子に含まれる全水酸基のうち、好ましくは０．５～１５個数％、より好ましくは２～１０個数％の水酸基がリン酸化されたものが望ましい。なお、リン酸化多糖におけるリン酸化された水酸基の個数割合は、リン酸化多糖の元素分析を行ってリンの含有量を測定し、測定されたリンが全て、リン酸化された水酸基に由来するものとして算出することができる。
　本発明における多価金属塩（Ｂ）は、硬化物強度、溶解性の制御、残留性を高める目的で使用される。即ち、多価金属塩は、リン酸化多糖が、リン酸基を介して、骨や歯のアパタイト表面に残存するカルシウム原子及び溶解放出されたカルシウムイオンとキレート結合して、硬化反応を生じて接着性を発現するにあたり、リン酸化多糖の未反応のリン酸基とキレート結合を形成して、硬化物の強度を高めるための金属源として利用される。
　多価金属塩（Ｂ）としては、多価金属元素のリン酸塩以外の塩であることが好ましく、マグネシウム、カルシウム、ストロンチウム、バリウム、亜鉛、アルミニウム等の金属元素の水酸化物、ハロゲン化物、酸化物が好適に使用される。具体的には、水酸化マグネシウム、水酸化カルシウム、塩化アルミニウム、塩化カルシウム、塩化マグネシウム、塩化亜鉛、酢酸アルミニウム、硝酸アルミニウム、硝酸バリウム、硝酸カルシウム、硝酸マグネシウム、硝酸ストロンチウム、フルオロホウ酸カルシウム等が挙げられる。なかでも、ハロゲン化物、酸化物が好ましく、カルシウムの塩（ハロゲン化物、酸化物）や酸化バリウム、酸化マグネシウム、酸化亜鉛がより好ましく、塩化カルシウムがさらに好ましい。これらは単独で又は２種以上組み合わせて用いることができる。なお、本明細書において、リン酸塩以外の多価金属塩を、単に、多価金属塩（Ｂ）と記載することもある。
　多価金属塩（Ｂ）は、溶媒に溶解又は分散した形態で使用されることから、その形状は特に限定されない。また、その平均粒子径は、得られる組成物のハンドリング性及び硬化物の機械強度等の観点から、０．００１～５０μｍが好ましく、０．００１～１０μｍがより好ましい。
　多価金属塩（Ｂ）の含有量は、リン酸化多糖（Ａ）１００質量部に対して、硬化物の機械強度の増強効果の観点から、０．１質量部以上が好ましく、１質量部以上がより好ましい。また、本発明のキットをその好適な実施態様であるペースト状のセメントとして用いたときに、前記ペーストの流動性が不足して生体硬組織の修復部位へ充分な付与を行うことが困難となることがないようにする観点から、１０００質量部以下が好ましく、２００質量部以下がより好ましく、５０質量部以下がさらに好ましい。これらの観点から、多価金属塩（Ｂ）の含有量は、リン酸化多糖（Ａ）１００質量部に対して、０．１～１０００質量部が好ましく、１～２００質量部がより好ましく、１～５０質量部がさらに好ましい。
　溶媒（Ｃ）は、リン酸化多糖（Ａ）及び／又は多価金属塩（Ｂ）を溶解、膨潤あるいは分散させる観点から使用される。
　溶媒としては、水、有機溶媒、又はそれらの混合物が挙げられる。
　水としては、不純物を含有していない観点から、蒸留水又はイオン交換水が好ましい。
　水の含有量は、リン酸化多糖（Ａ）１００質量部に対して、リン酸化多糖のリン酸基とヒドロキシアパタイトとの吸着性の観点から、１質量部以上が好ましく、１０質量部以上がより好ましく、２０質量部以上がさらに好ましい。また、硬化物強度及び接着強度を良好に保つためにマトリックス成分の濃度低下を抑制する観点から、２０００質量部以下が好ましく、１０００質量部以下がより好ましく、５００質量部以下がさらに好ましい。従って、水の含有量は、リン酸化多糖（Ａ）１００質量部に対して、１～２０００質量部が好ましく、１０～１０００質量部がより好ましく、２０～５００質量部がさらに好ましい。
　有機溶媒としては、メタノール、エタノール、１－プロパノール、２－プロパノール、１－ブタノール、２－メチル－２－プロパノール、アセトン、メチルエチルケトン、テトラヒドロフラン、ジエチルエーテル、ジイソプロピルエーテル、ヘキサン、トルエン、クロロホルム、酢酸エチル、酢酸ブチル等が挙げられる。これらは、単独で又は２種以上組み合わせて使用することができる。これらの中でも、生体に対する安全性と、揮発性に基づく除去の容易さの双方を勘案した場合、水溶性有機溶媒であることが好ましく、具体的には、エタノール、２－プロパノール、２－メチル－２－プロパノール、アセトン、及びテトラヒドロフランが好ましい。有機溶媒の含有量は特に限定されず、実施態様によっては前記有機溶媒の配合を必要としないものもある。有機溶媒を用いる実施態様においては、水と任意の割合で適宜混合して用いてもよく、水の全量１００質量部に対して、有機溶媒を好ましくは１～２０００質量部含有することができる。
　本発明の生体硬組織接着用キットには、前記リン酸化多糖（Ａ）、多価金属塩（Ｂ）及び溶媒（Ｃ）以外に、さらに、リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）を含有することができる。
　本発明におけるリン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）は、得られる組成物の硬化物強度を高めると同時に、骨、歯等の生体硬組織、金属、セラミックスへの接着強さを高める作用を示す。具体的なメカニズムとしては、以下のようなものが考えられる。リン酸化多糖（Ａ）は、アパタイト表面に残存するカルシウム原子や溶解放出されたカルシウムイオンに対してキレート結合する。一方、リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）はリン酸化多糖（Ａ）より低分子であることから、運動性が高くかつ分子内におけるリン酸基密度が高い。よって、リン酸化多糖（Ａ）と未反応のカルシウム原子やカルシウムイオンに対して、リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）がキレート結合を形成して骨や歯への吸着を高め、その後の硬化反応が進行して接着強さが向上すると考えられる。これらの点から、リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）は、リン酸化多糖（Ａ）とカルシウム原子、カルシウムイオンのキレート反応を補完して、得られる組成物の機能を高める化合物であると考えられる。
　リン酸としては一般的なリン酸が例示され、リン酸の塩としては、リン酸カルシウム、リン酸バリウム、リン酸マグネシウム、リン酸ナトリウム、リン酸カリウム等が例示される。これらのなかでも、以下の理由で、リン酸カルシウムが好ましい。
　即ち、前述のように、リン酸カルシウムは、そのリン酸基がリン酸化多糖（Ａ）とカルシウム原子、カルシウムイオンのキレート反応を補完すると同時に、そのカルシウム原子が、リン酸化多糖（Ａ）のリン酸基のうち骨等とキレート結合していないリン酸基とキレート結合を形成してリン酸化多糖（Ａ）とリン酸カルシウムとがネットワーク構造を形成することで、強固な硬化物を形成する。また、リン酸カルシウムの粒子は、硬化物中で補強材としても作用し、強度付与に効果をもたらす。一方、リン酸カルシウムに含有されるリン酸及びカルシウムは、骨、歯を構成する無機成分の構成元素であることから、リン酸化カルシウムは、生体硬組織用接着組成物において、骨や歯等の生体硬組織の再生修復における元素供給源として機能する。
　かかるリン酸カルシウムとしては、Ｃａ２＋とＰＯ４ ３－を構成要素とする化合物であればよく、具体的には、ヒドロキシアパタイト、炭酸アパタイト、第一リン酸カルシウム〔Ｃａ（Ｈ２ＰＯ４）２〕、第二リン酸カルシウム（ＣａＨＰＯ４）、α－ＴＣＰ〔α－第三リン酸カルシウム、Ｃａ３（ＰＯ４）２〕、β－ＴＣＰ〔β－第三リン酸カルシウム、Ｃａ３（ＰＯ４）２〕、ＯＣＰ（オクタリン酸カルシウム）、リン酸四カルシウム及びこれらの水和物等が挙げられる。これらは単独で又は２種以上組み合わせて用いることができる。
　また、リン酸カルシウムを骨や歯等の生体硬組織の再生修復における元素供給源として考慮した場合は、より質の高い生体硬組織を再生させるには、リン酸カルシウムは、炭酸イオン等の阻害物質を含まないことが好ましく、具体的には、下記式（Ｉ）：
ＣａｘＨｙＯｚ（ＰＯ４）ｌ（ＯＨ）ｍ（Ｈ２Ｏ）ｎ　　　　　　　　（Ｉ）
（式中、ｘ及びｌは１以上の整数、ｙ、ｚ、ｍ、ｎは０以上の整数を示す）
で表される化合物が好ましい。これらの中でも、リン酸化多糖（Ａ）のリン酸基との反応性、硬化物の硬化補強、及びより質の高い生体硬組織を再生させる観点から、ヒドロキシアパタイト、第一リン酸カルシウム、第二リン酸カルシウム、α－ＴＣＰ、β―ＴＣＰ及びＯＣＰがより好ましい。
　リン酸カルシウムの形状は特に限定されない。また、リン酸カルシウムの平均粒子径は、得られる組成物のハンドリング性及び硬化後の機械強度等の観点から、０．００１～５０μｍが好ましく、０．００１～１０μｍがより好ましい。
　一方、ポリリン酸としては、オルトリン酸が脱水縮合して得られる直鎖状のポリリン酸、環状ポリリン酸、網目状に無定形に連結したポリリン酸等が挙げられる。直鎖状のポリリン酸としては、ピロリン酸、トリポリリン酸、テトラポリリン酸、ペンタポリリン酸、ヘキサポリリン酸等が例示される。環状ポリリン酸としては、トリメタリン酸、テトラメタリン酸、ヘキサメタリン酸等が例示される。網目状に無定形に連結したポリリン酸としては、ウルトラポリリン酸が例示される。
　ポリリン酸の塩としては、ナトリウム塩、カリウム塩等のアルカリ金属塩、アルカリ金属イオンと水素イオンの混合塩、アンモニウム塩等が挙げられる。これらのなかでも、使いやすさの点から、ポリリン酸のアルカリ金属塩が好ましい。
　なお、これらリン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩は、単独で又は２種以上組み合わせて用いることができる。また、前記リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩は、公知の方法に従って調製することができ、塩化合物はその一部又は全部が塩になっていてもよい。
　リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）における、リン酸カルシウムの含有量は、組成物の接着性と硬化物強度の観点から、１質量％以上が好ましく、１０質量％以上がより好ましく、実質的に１００質量％がさらに好ましい。
　リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）の含有量は、特に限定されないが、リン酸化多糖（Ａ）１００質量部に対して、組成物の接着性と硬化物強度の観点から、１～２０００質量部が好ましく、１～１０００質量部がより好ましく、５～５００質量部がさらに好ましい。なお、リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）の含有量とは、組成物に含有されるリン酸、ポリリン酸、及びそれらの塩の合計含有量のことを意味する。
　また、本発明の生体硬組織接着用キットには、前記以外に、さらに、フィラー（Ｅ）を含有することができる。
　本発明におけるフィラーは、得られる組成物のハンドリング性及び硬化後の機械強度等の観点から配合する。
　このようなフィラーは、現在歯科修復用組成物等に使用されるフィラー等、医療用用途に使用される組成物に添加されるものであれば特に限定はなく、有機フィラー、無機フィラー及び有機－無機複合フィラーが挙げられる。
　有機フィラーの素材としては、例えばポリメタクリル酸メチル、ポリメタクリル酸エチル、メタクリル酸メチル－メタクリル酸エチル共重合体、架橋型ポリメタクリル酸メチル、架橋型ポリメタクリル酸エチル、ポリアミド、ポリ塩化ビニル、ポリスチレン、クロロプレンゴム、ニトリルゴム、エチレン－酢酸ビニル共重合体、スチレン－ブタジエン共重合体、アクリロニトリル－スチレン共重合体、アクリロニトリル－スチレン－ブタジエン共重合体等が挙げられ、これらは単独で又は２種以上組み合わせて用いることができる。
　無機フィラーの素材としては、石英、シリカ、アルミナ、シリカ－チタニア、シリカ－チタニア－酸化バリウム、シリカ－ジルコニア、シリカ－アルミナ、ランタンガラス、ホウケイ酸ガラス、ソーダガラス、バリウムガラス、ストロンチウムガラス、ガラスセラミック、アルミノシリケートガラス、バリウムボロアルミノシリケートガラス、ストロンチウムボロアルミノシリケートガラス、フルオロアルミノシリケートガラス、カルシウムフルオロアルミノシリケートガラス、ストロンチウムフルオロアルミノシリケートガラス、バリウムフルオロアルミノシリケートガラス、ストロンチウムカルシウムフルオロアルミノシリケートガラス等が挙げられる。これらは単独で又は２種以上組み合わせて用いることができる。
　前記無機フィラーは、組成物の流動性を調整するため、必要に応じてシランカップリング剤等の公知の表面処理剤で予め表面処理してから用いてもよい。かかる表面処理剤としては、例えば、メチルトリクロロシラン、ジフェニルジクロロシラン、ビニルトリメトキシシラン、ビニルトリエトキシシラン、ビニルトリクロロシラン、ビニルトリ（β－メトキシエトキシ）シラン、γ－メタクリロイルオキシプロピルトリメトキシシラン、１１－メタクリロイルオキシウンデシルトリメトキシシラン、γ－グリシドキシプロピルトリメトキシシラン、γ－メルカプトプロピルトリメトキシシラン、γ－アミノプロピルトリエトキシシラン、ヘキサメチルジシラザン等が挙げられる。なお、表面処理方法としては、特に限定はなく、公知の方法を用いることができる。
　有機－無機複合フィラーとは、前記無機フィラーにモノマー化合物を予め添加し、ペースト状にした後に重合させ、粉砕することにより得られるものである。有機－無機複合フィラーとしては、例えば、ＴＭＰＴフィラー（トリメチロールプロパンメタクリレートとシリカフィラーを混和、重合させた後に粉砕したもの）等を用いることができる。
　フィラー（Ｅ）の含有量は、リン酸化多糖（Ａ）１００質量部に対して、組成物の接着性と硬化物強度の観点から、１～１０００質量部が好ましい。
　またさらに、本発明の生体硬組織接着用キットには、前記以外に、さらに、生物活性薬剤（Ｆ）を含有することができる。
　本発明のキットより得られる組成物は生体吸収性が良好であることから、生物活性薬剤を含有することにより、含有されるリン酸基などのイオン性基と生物活性薬剤との相互作用または硬化物（ゲル）中での封入効果により、前記組成物が生体に吸収される際に生物活性薬剤も逐次放出されて吸収される。従って、本発明のキットより得られる組成物は、前記生物活性薬剤の徐放用基材として機能することができる。
　生物活性薬剤としては、特に限定はなく、骨形成タンパク質、抗生物質、ポリヌクレオチド、抗癌剤、成長因子、ワクチン等が挙げられる。骨形成タンパク質としては、ＢＭＰ－２、ＢＭＰ－３、ＢＭＰ－３ｂ、ＢＭＰ－４、ＢＭＰ－５、ＢＭＰ－６、ＢＭＰ－７、ＢＭＰ－８、ＢＭＰ－９、ＢＭＰ－１０、ＢＭＰ－１１、ＢＭＰ－１２、ＢＭＰ－１３、ＢＭＰ－１４、ＢＭＰ－１５、ＢＭＰ－１６、ＢＭＰ－１７、ＢＭＰ－１８等が例示される。
　また、生物活性薬剤としては、アルキル化剤、プラチナ剤、代謝拮抗物質、トポイソメラーゼ阻害剤、抗腫瘍抗生物質、細胞分裂阻止剤、アロマターゼ阻害剤、チミジル酸シンターゼ阻害剤、鉱質除去骨マトリックス、ＤＮＡアンタゴニスト、ファルネシルトランスフェラーゼ阻害剤、ポンプ阻害剤、ヒストンアセチルトランスフェラーゼ阻害剤、メタロプロテイナーゼ阻害剤、リボヌクレオシドレダクターゼ阻害剤、ＴＮＦαアゴニスト、ＴＮＦαアンタゴニスト、エンドセリンＡ受容体アンタゴニスト、レチノイン酸受容体アゴニスト、免疫モジュレーター、ホルモン剤、抗ホルモン剤、光力学剤、チロシンキナーゼ阻害剤等も挙げられる。
　生物活性薬剤（Ｆ）の含有量は、本発明のキットが適用される患者によって、一概には決定できず、適宜、調整することができる。
　さらに、本発明の生体硬組織接着用キットは、本発明の効果を阻害しない範囲で、ｐＨ調整剤、紫外線吸収剤、増粘剤、着色剤、香料等を含有することができる。
　本発明の生体硬組織接着用キットは、リン酸化多糖（Ａ）、多価金属塩（Ｂ）、及び溶媒（Ｃ）を含有するものであれば、特に限定はなく、当業者に公知の方法により容易に調製することができる。
　具体的には、本発明の生体硬組織接着用キットは、リン酸化多糖（Ａ）、多価金属塩（Ｂ）、溶媒（Ｃ）、必要によりその他の成分を、予め混和したペースト型の形態で供給することができる。また、臨床現場で前記成分を混和してペースト状とする用時調製型として供給することができる。
　また、リン酸化多糖（Ａ）は多価金属塩（Ｂ）の金属イオンと反応するため、保存安定性の観点から、リン酸化多糖（Ａ）と多価金属塩（Ｂ）とは、それぞれ別々の容器に保存することが好ましい。即ち、実施態様では、本発明の生体硬組織接着用キットは、少なくともリン酸化多糖（Ａ）を含有する第１剤と、少なくとも多価金属塩（Ｂ）を含有する第２剤とを含むものとして提供される。なお、溶媒（Ｃ）は第１剤及び／又は第２剤に含有されることができ、溶媒（Ｃ）のみを含有する別の剤として提供されてもよい。
　またさらに、リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）を含有する場合にも、これらの成分（Ｄ）と多価金属塩（Ｂ）の金属イオンとが反応するので、前記成分（Ｄ）は、多価金属塩（Ｂ）と異なる容器で保存することが好ましい。例えば、リン酸化多糖（Ａ）を含有する第１剤、少なくとも多価金属塩（Ｂ）を含有する第２剤、少なくともリン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）を含有する第３剤として提供されてもよく、リン酸化多糖（Ａ）を含有する第１剤にリン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩（Ｄ）に配合されて供給されてもよい。
　生物活性薬剤（Ｆ）を含有する場合には、その物性に応じて、キットの形態を適宜調整することができる。
　具体的な実施態様としては、リン酸化多糖（Ａ）とリン酸カルシウム（Ｄ）を含有する粉末状の第１剤と、多価金属塩（Ｂ）と溶媒（Ｃ）を含有するペースト状の第２剤とのキットが挙げられ、使用直前に第１剤と第２剤を混練して反応させることが好ましい。
　かくして、本発明のキットより得られる生体硬組織用接着組成物は、硬化した硬化物の強度が十分高く、さらに高い接着性を示すものであることから、例えば、骨用セメント、歯科用セメント等の医療用材料に好適に用いられる。本発明のキットより得られる生体硬組織用接着組成物が高い接着性を示すものとしては、骨、歯質、チタン、ステンレス等の金属、セラミックスが挙げられる。
　本発明はまた、本発明のキットより得られる組成物が生物活性薬剤の徐放用基材として機能することから、本発明の生体硬組織接着用キットに、さらに生物活性薬剤を配合したキット、即ち、リン酸化多糖、リン酸塩以外の多価金属塩、生物活性薬剤、及び溶媒を含有してなる、生体硬組織における生物活性薬剤の徐放用キットを提供する。またさらに、生物活性薬剤を徐放できることから、リン酸化多糖、リン酸塩以外の多価金属塩、生物活性薬剤、及び溶媒を含有してなる、生体硬組織における疾患の治療用キット、即ち、治療剤を提供する。
　本発明において、生体硬組織における疾患としては、骨組織や歯組織における疾患であれば特に限定はなく、例えば、骨肉腫、Ｅｗｉｎｇ肉腫、軟骨肉腫、悪性線維性組織球腫、骨線維肉腫、転移性骨肉腫、骨髄腫、急性化膿性骨髄炎、慢性骨髄炎、Ｂｒｏｄｉｅ膿瘍、化膿性脊椎炎、人工関節置換術後感染症などが例示される。また、骨再生促進作用を要する疾患として、例えば、骨粗鬆症、良・悪性骨腫瘍切除後の骨欠損、骨腫瘍類似疾患掻爬後の骨欠損、外傷・骨折後骨欠損、採骨部の骨欠損、人工関節置換術時の骨欠損部等にも本発明の治療剤の適用が期待される。
　本発明の治療剤は、前述のリン酸化多糖、リン酸塩以外の多価金属塩、生物活性薬剤、及び溶媒を含有するのであれば、本発明の生体硬組織接着用キットにおいて使用可能な成分を含有することができ、その組成も同様である。また、製造方法も同様である。
　本発明の治療剤は、生物活性薬剤を徐放することができるため、徐放性に応じた適当な方法で使用され、前記生物活性薬剤を生体硬組織における疾患部位に送達できるのであれば、例えば、内用、外用、注射、局所充填により使用することができる。具体的には、生体硬組織における疾患部位に直接局所投与や充填するか、又は、静脈、動脈、皮下、筋肉内、腹腔内に投与したりするか、内視鏡等を用いて投与や充填したりすることも可能である。また、坐剤等の外用剤として投与する場合は、その適する投与方法により投与すればよい。なお、本明細書において治療剤の「投与」とは、治療剤を投与、充填、又は留置することを含む。
　本発明の治療剤の使用量、使用回数、使用期間は、含有される生物活性薬剤の種類によっても異なり、該生物活性薬剤の有効量に応じて、その製剤形態、使用方法、使用目的及び当該治療剤の投与対象である患者の年齢、体重、症状によって適宜設定され一定ではない。
　本発明はまた、生体硬組織における疾患の治療及び／又は予防のための、本発明の生体硬組織接着用キットに、さらに生物活性薬剤を含む組成物を提供する。ならびに、本発明は、生体硬組織における疾患の治療及び／又は予防のための、リン酸化多糖及びリン酸塩以外の多価金属塩を含む組成物を提供する。
　本発明はまた、被験体に、リン酸化多糖、リン酸塩以外の多価金属塩、生物活性薬剤、及び溶媒を含有する組成物を生体硬組織における疾患部位に投与する工程を含む、生体硬組織における疾患の治療方法を提供する。前記組成物は生物活性薬剤を徐放するため、本発明の治療方法によれば生体硬組織における疾患を持続的に治療を行う効果が発揮され得る。なお、被験体としては、好ましくは生体硬組織における疾患を有するヒトや生体硬組織における疾患を予防するヒトであるが、ペット動物等であってもよい。
　以下、本発明を実施例、及び比較例に基づいて説明するが、本発明はこれらの実施例等によりなんら限定されるものではない。
製造例１（リン酸化プルランの合成）
　内容積２Ｌのセパラブルフラスコを用いて、プルラン（林原商事社製）４０．０ｇを蒸留水２００ｍＬに室温で溶解させた。この溶液を攪拌しながら、１Ｍのリン酸水溶液（水酸化ナトリウムでｐＨを５．５に調整したもの）１０００ｇを１０分かけて添加し、添加後さらに１時間攪拌を継続した。その後、１００℃から１０３℃の間で蒸留水約１１００ｍＬを留去し、続いて、１７０℃で３時間攪拌を継続した後、反応物を室温まで冷却した。反応物を取り出し、乳鉢で粉砕することで茶色固体９８．４ｇを得た。
　上記で得られた茶色固体９０ｇを蒸留水１５００ｍＬに溶解させた。この溶液を攪拌しながら、そこに９９．５％エタノール１５００ｍＬを１０分かけて添加した。添加と同時に、析出物の生成が確認された。添加終了後、さらに１時間攪拌を継続した。その後、静置して分層し、上澄みを傾斜法により取り除いた。その後、残存した沈殿を再度蒸留水１５００ｍＬに溶解させ、９９．５％エタノール１５００ｍＬを１０分かけて添加、沈殿を回収した。前記の操作をさらに２度行った後、この沈殿を蒸留水（４００ｍＬ）に溶解させ、該溶液を攪拌している９９．５％エタノール（２０００ｍＬ）に少しずつ５分かけて添加した。析出した沈殿を、桐山ロート（３Ｇ）で濾取し、９９．５％エタノール（５００ｍＬ）で洗浄後、減圧下６０℃で１２時間乾燥させ、やや茶色かかった白色固体が２８．５ｇ得られた。さらに、この白色固体２５ｇを蒸留水に溶解させ、この溶液を小型卓上電気透析装置（マイクロアシライザーＳ３、サンアクティス製）にかけることによりリン酸化プルラン１３ｇを透明感のある薄茶色の固体として得た。
　得られた固体のＩＲ分析（島津製作所製、ＦＴＩＲ－８２００ＰＣ）（ＫＢｒ錠剤法）を行ったところ、リン酸基部位に由来するピークが１０００～１２００ｃｍ－１に観測された。また、３１Ｐ－ＮＭＲ（日本電子社製、ＪＮＭ－ＬＡ５００）を測定したところ２～５ｐｐｍにプルランにエステル結合しているリン酸のリン由来のシグナルが得られた。ＩＣＰ発光分析（ジャーレルアッシュ社製、ＩＲＩＳ－ＡＰ）によりリン原子の元素分析を行い、その結果から、プルランの水酸基の約８．８個数％がリン酸化されたと判断された。またさらに、ＧＰＣ分析（カラム：ＴＳＫｇｅｌ　α－Ｍ（東ソー社製）、移動相：０．１Ｍ－ＮａＣｌ水）を行った結果、数平均分子量（Ｍｎ）は２２０００であった。
製造例２（リン酸化プルランの合成）
　製造例１と同様にしてリン酸化プルランの製造を行ない、プルランの水酸基の約７．２個数％がリン酸化され、数平均分子量（Ｍｎ）が３２０００であるリン酸化プルランが得られた。
製造例３（リン酸化プルランの合成）
　製造例１と同様にしてリン酸化プルランの製造を行ない、プルランの水酸基の約６．８個数％がリン酸化され、数平均分子量（Ｍｎ）が２２０００であるリン酸化プルランが得られた。
実施例１（セメント組成物の調製）
　製造例１で合成したリン酸化プルラン０．１ｇを乳鉢で粉砕し、得られた粉体を粉剤Ａとした。０．０５ｍＬの蒸留水に０．００５ｇの塩化カルシウムを溶解し、得られた水溶液を液剤ａとした。粉剤Ａと液剤ａとを室温で練和して、均質なペーストあるいはパテ状のセメント組成物を得た。なお、（Ａ）／（Ｂ）＝１００／５であった。
実施例２（セメント組成物の調製）
　製造例１で合成したリン酸化プルラン０．１ｇとリン酸カルシウムとしてβ－ＴＣＰ（太平化学産業社製）１ｇを乳鉢で粉砕、混合し、得られた粉体を粉剤Ｂとした。粉剤Ｂと実施例１における液剤ａとを室温で練和して、均質なペーストあるいはパテ状のセメント組成物を得た。なお、（Ａ）／（Ｂ）／（Ｄ）＝１００／５／１０００であった。
実施例３（セメント組成物の調製）
　製造例１で合成したリン酸化プルラン０．１ｇ、リン酸カルシウムとしてα－ＴＣＰ（太平化学産業社製）０．２５ｇ、β－ＴＣＰ（太平化学産業社製）０．２５ｇ、ヒドロキシアパタイト（太平化学産業社製）０．２５ｇ、及びＤＣＰＤ（リン酸水素カルシウム二水和物、ＣａＨＰＯ４・２Ｈ２Ｏ、太平化学産業社製）０．２５ｇを乳鉢で粉砕、混合し、得られた粉体を粉剤Ｃとした。粉剤Ｃと実施例１における液剤ａとを室温で練和して、均質なペーストあるいはパテ状のセメント組成物を得た。なお、（Ａ）／（Ｂ）／（Ｄ）＝１００／５／１０００であった。
比較例１（セメント組成物の調製）
　プルラン（林原商事社製）０．１ｇと、実施例１における液剤ａとを室温で練和して、均質なペーストあるいはパテ状のセメント組成物を得た。
評価１（ヒドロキシアパタイトにおける接着性評価）
［剪断接着評価サンプルの作製］
　被着体となるヒドロキシアパタイト製プレート（直径１３ｍｍ×高さ２ｍｍ）（ペンタックス社製ＡＰＰ６０１）を、直径２５．４ｍｍ×深さ１０ｍｍのモールド底面に置いてエポキシ樹脂を流し込んだ。エポキシ樹脂の硬化後モールドより取り出して、接着評価用のエポキシ樹脂に包埋されたヒドロキシアパタイト製プレートを準備した。包埋されたヒドロキシアパタイト製プレートの表面及び別に用意したヒドロキシアパタイト製円柱棒（直径５ｍｍ×高さ１０ｍｍ）の端面を、それぞれ流水下にて＃１０００のシリコン・カーバイド紙（日本研紙社製）で研磨し、研磨終了後、表面の水をエアブローすることで乾燥させ被着面とした。
　次に、実施例１又は比較例１のペーストを上記ヒドロキシアパタイト製円柱棒の端面に盛り付けた後、ヒドロキシアパタイト製プレートに対して垂直になるよう、ヒドロキシアパタイト製円柱棒を植立した。植立後、ヒドロキシアパタイト製円柱棒の周囲に出た余剰のセメント組成物をインスツルメントで除去し、当該セメント組成物が硬化するまで室温（２５℃）で静置した。接着試験用サンプルは計５個作製し、硬化したすべてのサンプルを３７℃に保持した恒温器内に２４時間静置した。なお、各ペーストは、使用直前に調製したものを用いた。
　また、参考例１として、市販のリン酸カルシウム系セメントであるバイオペックス－Ｒ（ＨＯＹＡ社製）を、参考例２として、ＰＭＭＡ骨セメントであるサージカルシンプレックス骨セメント（ハウメディカオステオニクス社製）を、それぞれの製品に添付された使用法に従って調製したセメント組成物についても、前記と同様にして接着試験用サンプルを調製した。
［剪断接着強さの測定］
　得られた５個の接着試験用サンプルの剪断接着強さを万能試験機（インストロン社製）にて、クロスヘッドスピードを０．５ｍｍ／分に設定して測定し、平均値を各組成物のヒドロキシアパタイトに対する剪断接着強さとした。結果を図１に示す。また、実施例１の剪断時の断面を図２に示す。なお、万能試験機で測定の際、全ての試験体において円柱棒が自重により被着プレートから脱離した場合、剪断接着強さは０．００ＭＰａと判定した。
評価２（チタンにおける接着性評価）
［剪断接着強さの測定］
　実施例１、比較例１及び参考例１～２のセメント組成物を用い、被着体をチタン製プレート（１０ｍｍ×１０ｍｍ×３ｍｍ）、植立する円柱棒をチタン製円柱棒（直径５ｍｍ×高さ５ｍｍ）に変更した以外は、評価１と同様にして、チタンに対する剪断接着強さを測定した。結果を図１に示す。
　図１の結果より、実施例の組成物は、接着して２４時間後にも高い接着強度を有することが分かる。また、図２の結果からも、剪断時の断面にはヒドロキシアパタイト側の破損が認められることからも、実施例の組成物が高い接着強度を有することが分かる。
　また、実施例１及び参考例１～２のセメント組成物については、評価１及び２と同様にして、さらに接着試験用サンプルを５個ずつ調製して、チタン又はヒドロキシアパタイトに対する剪断接着強さを測定した。その際、Ｔｕｋｅｙ法とＧａｍｅｓ－Ｈｏｗｅｌｌ法を用いて多重比較検定を行なった。結果を図３に示す。なお、図３中、「＊＊」はＴｕｋｅｙ法とＧａｍｅｓ－Ｈｏｗｅｌｌ法のいずれにおいてもｐ＜０．０５で有意差ありと判定された群間、「＊」はＴｕｋｅｙ法のみにおいてｐ＜０．０５で有意差ありと判定された群間を示す。
　図３の結果より、実施例１の組成物は、参考例１～２の市販品に対して有意に接着性に優れることが分かる。
評価３（ヒドロキシアパタイトとステンレス間における接着性評価）
［剪断接着評価サンプルの作製］
　被着体となるヒドロキシアパタイト製プレート（サイズ：直径１３ｍｍ×高さ２ｍｍ）（ペンタックス社製ＡＰＰ６０１）の表面を流水下にて＃１０００のシリコン・カーバイド紙（日本研紙社製）で研磨し、研磨終了後、表面の水をエアブローすることで乾燥させ被着面とした。
　次に、実施例１又は参考例１～２のペーストをステンレス製円柱棒（サイズ：直径７ｍｍ×高さ２０ｍｍ）の端面に盛り付けた後、ヒドロキシアパタイト製プレートに対して垂直になるよう、ステンレス製円柱棒を植立した。植立後、ステンレス製円柱棒の周囲に出た余剰のセメント組成物をインスツルメントで除去し、当該セメント組成物が硬化するまで室温（２５℃）で静置した。接着試験用サンプルは計８個作製し、硬化したすべてのサンプルを３７℃に保持した恒温器内に２４時間静置した。なお、実施例のペーストは、使用直前に調製したものを用いた。
［剪断接着強さの測定］
　得られた８個の接着試験用サンプルの剪断接着強さを評価１と同様にして測定し、評価を行った。
　その結果、実施例１の組成物の剪断接着強さは２．９５ＭＰａであり、その破壊形態は全てセメント組成物とステンレス表面との界面破壊であったことから、本発明のセメント組成物とステンレスとの剪断接着強さが２．９５ＭＰａであるとした。一方、参考例１及び２の組成物は、全ての接着試験用サンプルにおいてステンレス円柱棒が自重により被着プレートから脱離し、その破壊形態は全てセメント組成物とステンレス表面との界面破壊であったことから、参考例１及び２の組成物の剪断接着強さは０．００ＭＰａと判定した。このことから、実施例１の組成物は、ヒドロキシアパタイトやチタンに加えて、ステンレスに対しても優れた接着性を示すことがわかる。
評価４（圧縮強さの評価）
　実施例１～２及び参考例１の組成物を、平滑なガラス板上に乗せた分割可能なテフロン（登録商標）製のモールド（直径４ｍｍ×深さ８ｍｍ）内に気体を含ませないように注意しながら充填後、上部より平滑なガラス板で圧接した。その後、３７℃に保持した恒温器内に１週間保管した後、上下のガラス板を外して、上記モールドよりセメント組成物の円柱状硬化物を取り出した。得られた円柱状硬化物の圧縮強さを、万能試験機（インストロン社製）を使用して、円柱状の硬化物の軸方向に０．５ｍｍ／分の速度で荷重をかけて測定した（ｎ＝４）。
　その結果、実施例１～２及び参考例１のセメント組成物の硬化物の圧縮強さは、それぞれ、３８．３３ＭＰａ、６６．９３ＭＰａ、２１．５０ＭＰａであり、実施例の組成物は硬化物強度に優れることが分かる。
評価５（歯髄の覆罩試験）
　８週齡の雄のウイスター系ラットを実験動物とし、上顎第一臼歯の近心咬頭頂部を１／４ダイヤモンドバーと１／２スチールラウンドバーを用いて、滅菌蒸留水注水下で慎重に露髄させた。創面を６％ＮａＯＣｌと３％Ｈ２Ｏ２による交互洗浄を行った後、実施例１のセメント組成物で直接歯髄覆罩を行った上から、クリアフィルメガボンド（クラレメディカル社製、窩洞充填用の歯科用接着剤）、クリアフィルプロテクトライナーＦ（クラレメディカル社製、窩洞充填用のコンポジットレジン）を用いて空隙部を充填し、修復を完了した。２週間の観察期間の後、腹腔内麻酔下で４％パラホルムアルデヒド液による灌流固定を行い、第一臼歯を摘出後、摘出試料を１０％ＥＤＴＡ液にて脱灰し、通法にてパラフィン処理、連続切片標本を作製し、ヘマトキシリンエオジン染色（ＨＥ染色）を行い、光学顕微鏡下で観察を行った。代表的な結果を図４に示す。なお、参考例３として、水酸化カルシウムと滅菌水を練和したものについても同様に評価を行い、それぞれの群の被験体個数（ｎ）は５とした。
　図４の左図より、実施例１の組成物を使用した場合は、修復象牙質の形成は著しく、ほぼ完全に露髄面を覆う形で形成されていた。但し、形成量の厚さは不均一であった。また、歯髄組織形態は正常で、炎症性細胞浸潤は見られなかった。一方、図４の右図より、参考例３の組成物を使用した場合は、歯髄組織は正常であったものの、修復象牙質の形成はこの場合も不均一であった。このことから、実施例１の組成物は、歯髄に接着して吸収されることにより象牙質へ置換されていることが推察される。
　また、実施例１の組成物のみを用いた覆罩試験を行なった。より詳しくは、８週齡の雄のウイスター系ラットを実験動物とし、上顎第一臼歯を前記と同様にして露髄、洗浄後、実施例１のセメント組成物で直接歯髄覆罩し、同組成物で空隙部を充填して修復を完了した。１週間の観察期間の後、前記と同様にして第一臼歯を摘出して切片標本を作製し、ＨＥ染色を行って光学顕微鏡下で観察を行った。代表的な結果を図５に示す。また、別のラットに対して、２ヶ月の観察期間の後、前記と同様にして第一臼歯を摘出して固定液に１２日間浸漬保存した。固定液は、パラホルムアルデヒド２０ｇ、蒸留水２５０ｍＬ、０．１Ｍ　リン酸緩衝液２５０ｍＬを混合したものを用いた。固定液に浸漬後の臼歯表面の写真を図６に示す。なお、対比として、実施例１のセメント組成物で直接歯髄覆罩を行った上から、エバダインプラス（ネオ製薬工業社製、窩洞充填用のコンポジットレジン）を用いて空隙部を充填し修復を完了したものについても同様に評価を行い、それぞれの群の被験体個数（ｎ）は３とした。
　染色切片の結果からは、実施例１の組成物のみで覆罩と充填を行なった場合、露髄面が修復象牙質で覆われ、窩洞部が完全に封鎖されていることが確認された（図５左）。また、図５の右図に、組成物が充填された箇所と歯質（象牙質）との境界部の拡大図を示すが、１週間経過後においても歯質の異常が認められないことから、実施例１の組成物が生体親和性に優れ、密着性にも優れることが推察される。なお、窩洞部をエバダインプラスで封鎖したものについては、光顕観察用標本作製時にエバダインプラスの脱落が認められたが、実施例１の組成物によって露髄に被覆が形成されていることは確認された（図示せず）。
　図６より、実施例１の組成物のみで覆罩と充填を行なった場合、臼歯窩洞部には実施例１の組成物が残存していることが確認された（図６左)。一方、実施例１の組成物で覆罩した後、エバダインプラスで充填を行なった場合、臼歯窩洞部には、実施例１の組成物が残存していることが確認されたものの、エバダインプラスは僅かにしか残存しておらず、窩洞部から容易に脱落したことが推察される（図６右)。
評価６（大腿骨への注入試験）
　８週齡の雄のＣ５７／ｂｌ６マウスを実験動物とし、Ｆｅｍｏｒａｌ　Ｉｎｔｒａｍｅｄｕｌｌａｒｙ　Ｉｎｊｅｃｔｉｏｎ　Ｍｏｄｅｌ（大腿髄内注入モデル、Ｚｉｌｂｅｒ　Ｓ　ｅｔ．ａｌ、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ　Ｍａｔｅｒ　Ｒｅｓ　Ｐａｒｔ　Ｂ：Ａｐｐｌ　Ｂｉｏｍａｔｅｒ．２００８）のモデルに従い、実施例１又は実施例３のセメント組成物の機能評価を行った。即ち、全身麻酔下にてマウス大腿骨遠位から、注射針を用いて大腿骨髄内に骨孔をあけ、実施例１、実施例２（β－ＴＣＰ含有組成物）又は実施例３（ＤＣＰＤ含有組成物）のセメント組成物を注入し、実施例１の組成物は注入後２週、８週に、実施例２の組成物は注入後２週、５週、８週に、実施例３の組成物は注入後８週に、それぞれ組織学的評価を実施した。実施例１の組成物を用いた結果を図７に、実施例２の組成物を用いた結果を図８に、実施例３の組成物を用いた結果を図９に示す。
　図７の左図より、注入後２週における大腿骨骨幹部では、組織学的評価に用いる切片の作製時に、注入したセメント組成物が脱落したため空洞（矢印部分）として観察されるが、周囲の骨髄の壊死等は認められず、またセメント組成物と骨髄はよく密着している様子がうかがわれ、セメント組成物の骨髄組織に対する親和性の高さが認められた。
　図７の右図より、注入後８週における大腿骨骨幹部では、２週後に見られたセメント組成物注入部の空洞は消失し、かわりに骨髄組織が再生していることが分かる。このことから、本発明のセメント組成物は生体吸収性を有し、セメント組成物が注入された部位には骨再生が生ずることが示唆された。
　図８より、注入後２週では、注入した実施例２のセメント組成物が骨髄の中に認められる（図８Ａ）。注入後５週では、注入したセメント組成物が正常骨髄内に残存しているものの、その辺縁から骨化している像が観察される（図８Ｂ）。図８Ｃは、図８Ｂの骨髄とセメント組成物の境界部を拡大したものであるが、新生した骨組織はセメント組成物と接しており、辺縁部から骨新生が起こっていることが明らかである。また、新生した骨組織内には多数の核が見られる。注入後８週では、注入後５週の組織と同様にセメント組成物の辺縁部から骨化している像が見られるが、内部にはまだ注入物が残存し、この時点では内部までは骨化が完成していないことが分かる（図８Ｄ）。
　また、実施例３のセメント組成物を用いた場合には、注入後８週では正常骨髄内に残存しているセメント組成物は確認されず（図９左図）、拡大写真より、大腿骨骨幹部ではセメントが完全に吸収されて、正常な骨組織に置換していることが分かる（図９右図）。これらの結果より、組成物に含有させる（Ｄ）成分の種類や量を変更することで、組成物の生体吸収速度を調整することが可能であることが示唆される。
評価７（薬理試験１）
　実施例１において製造例１で合成したリン酸化プルラン０．１ｇを用いる代わりに、製造例１のリン酸化プルラン４０ｇに抗癌剤「メソトレキセート」（武田薬品工業社製）を０ｇ、２ｇ、５ｇそれぞれ混入したものを０．１ｇ用いた以外は、実施例１と同様に調製してセメント組成物を得た。得られたセメント組成物を直径６ｍｍ、高さ２ｍｍの円柱状に成形した。ヌードマウス（ＢＡＬＢ／ｃｎｕ／ｎｕ）の背部皮下に腫瘍細胞（ＭＮＮＧ／ＨＯＳ）を１×１０６個植え、７～１０日放置し、腫瘍の大きさが５×５ｍｍ大になってから、腫瘍直下に調製した上記成形物を埋入し、２４時間ごとに腫瘍径を計測し、腫瘍の体積（長径×短径×短径×０．５）の変化を観察した。セメント成形物の埋殖日の腫瘍体積を１００％として、腫瘍組織の体積増加を調べた結果を図１０に示す。
　図１０より、２ｇ、５ｇの抗癌剤を配合した組成物では腫瘍組織の増殖抑制が観察された。これは本発明の組成物から抗癌剤が溶出していることを示している。なお、２ｇ、５ｇの抗癌剤を含有する成形物の腫瘍増殖抑制効果が同程度であるが、これは、成形物からの抗癌剤の放出量（時間あたりの量）が同程度であるからと考えられる。
評価８（薬理試験２）
　４週齢の雌のＣ５７／ｂｌ６マウス（野生型）に対して、ペントバルビタール５０ｍｇ／ｋｇを腹腔内投与して麻酔を行った後、腹部正中を切開して両側卵巣を摘出し、骨粗鬆モデルマウスを作製した。
　次に、卵巣摘出１週後に、前記と同様の麻酔下にて右膝部を切開して右大腿骨遠位端を展開した。同部から大腿骨近位に向けて２４ゲージの注射針を用いて髄腔内を掻爬した。続いて、下記組成のセメント組成物を２５ゲージ注射針を用いて髄腔内に２０μＬ投与した。なお、比較対照として、何も投与しない群（３）も設定した。ｎ＝３で実施した。
（１）Ｃａｌｃｉｕｍ　Ｈｙｄｒｏｇｅｎｐｈｏｓｈａｔｅ　Ｄｉｈｙｄｒａｔｅ　以下ＤＣＰＤ群（製造例１で合成したリン酸化プルラン２００μｇ、ＤＣＰＤ２００μｇ、　３１％塩化カルシウム水溶液４００μＬ）
（２）ＢＭＰ群（製造例１で合成したリン酸化プルラン４００μｇ、ｒｈＢＭＰ－２　１００ｎｇ、３１％塩化カルシウム水溶液４００μＬ）
（３）無治療群
　それぞれの群について、大腿骨へ投与後４週、８週後に屠殺し、病理組織学的評価（ＨＥ染色）、放射線学的評価（μＣＴ　４８μｍ／スライス）を実施した。ＨＥ染色の結果を図１１に、μＣＴの結果を図１２に示す。
　図１１Ａより、無治療群では骨髄内には脂肪髄が存在し、μＣＴにおいても骨化は認められなかった（図１２Ａ）。図１１Ｂ、Ｃより、ＤＣＰＤ群では注入されたセメント周囲に新生骨が形成されていることが確認され、リン酸化プルラン含有組成物を投与することで骨粗鬆症でも骨が形成され得ることが分かる。また、ＢＭＰ群では注入後１ヶ月で組織の骨化が認められており（図１１Ｄ）、図１２Ｃ、Ｄからは経時的な骨再生が認められ、セメント内のＢＭＰ活性が保持されていることが分かる。このことから、リン酸化プルラン含有組成物は重合熱を発生しないために、ＢＭＰの優れた担体となり得ることが示唆される。
評価９（薬理試験３）
　４週齢の雌のＢＡＬＢ／ｃ　ヌードマウスに対して、ペントバルビタール５０ｍｇ／ｋｇを腹腔内投与して麻酔を行った後、右膝部を切開して右大腿骨遠位端を展開した。次に、同部から大腿骨近位に向けて２４ゲージの注射針を用いて髄腔内を掻爬後、ヒト骨肉腫細胞（ＨＯＳ／ＭＮＮＧ）１×１０６個をマトリゲル２０μＬに混和したものを、前記髄腔内へ２５ゲージ注射針を用いて投与して、骨肉腫モデルマウスを作製した。
　次に、骨肉腫細胞の移植１週後に、前記と同様の麻酔下にて右膝部を切開して右大腿骨遠位端を展開した。同部から大腿骨近位に向けて２４ゲージの注射針を用いて髄腔内を掻爬し、続いて、下記組成のセメント組成物を２５ゲージ注射針を用いて髄腔内に２０μＬ投与した。
（１）製造例１で合成したリン酸化プルラン４００μｇ、Ｍｅｔｈｏｔｒｅｘａｔｅ（ＭＴＸ）１０ｍｇ、３１％塩化カルシウム水溶液４００μＬ
　セメント投与後３日目で屠殺し、病理組織学的評価（ＨＥ染色）を実施した。結果を図１３に示す。
　図１３より、セメント周囲において腫瘍細胞が壊死している様子が分かる。このことから、リン酸化プルラン含有組成物が吸収されるに伴い、抗癌剤が放出されていくことが示唆される。
評価１０（薬剤の徐放性評価１）
　製造例２で合成したリン酸化プルラン０．４ｇと抗菌剤「塩酸バンコマイシン」（塩野義製薬社製）０．０１ｇの混和物を、３１％塩化カルシウム水溶液適量（約２００μＬ）と混和し、鋳型を使って円柱状（直径６ｍｍ、厚さ２ｍｍ）に硬化させた（ＰＰ２）。また、ポリメチルメタクリレートセメント（ＰＭＭＡセメント、Ｓｕｒｇｉｃａｌ　Ｓｉｍｐｌｅｘ　Ｐ　Ｒａｄｉｏｐａｑｕｅ　Ｂｏｎｅ　Ｃｅｍｅｎｔ；Ｈｏｗｍｅｄｉｃａ　Ｉｎｃ．，Ｌｉｍｅｒｉｃｋ，Ｉｒｅｌａｎｄ）４０ｇと「塩酸バンコマイシン」１ｇの混和物を、前記と同様にして円柱状（直径６ｍｍ、厚さ２ｍｍ）に硬化させた（ＰＭＭＡ）。得られた各硬化物を０．０１Ｍリン酸緩衝生理食塩水５００μＬに浸漬させ、３７℃で２４時間ごとにリン酸緩衝水溶液を交換した。リン酸化プルランが完全に溶解するまで繰り返し、採取した溶液中のバンコマイシン（ＶＣＭ）濃度を酵素免疫測定法（ＥＩＡ法）を用いて測定した。結果を図１４に示す。
　図１４より、ＰＭＭＡ硬化物からのＶＣＭ溶出は、１日目が最も多く（７２．４±１０．８μｇ／ｍＬ）、以後は漸減していった。一方、リン酸化プルラン硬化物からの溶出も１日目が最も多く（２７５７．８±８８．８μｇ／ｍＬ）、その後は漸減したが、溶液中のＶＣＭ濃度は８日目までＰＭＭＡ硬化物よりも有意に高かった。
評価１１（薬剤の徐放性評価２）
　製造例２又は製造例３で合成したリン酸化プルラン０．４ｇと抗癌剤「メトトレキサート」（Ｐｆｉｚｅｒ社製）０．０２ｇの混和を、３１％塩化カルシウム水溶液適量（約２００μＬ）と混和し、鋳型を使って円柱状（直径６ｍｍ、厚さ２ｍｍ）に硬化させた（ＰＰ２、ＰＰ３）。また、評価１０で用いたＰＭＭＡセメント０．４ｇと「メトトレキサート」０．０２ｇの混和物を、前記と同様にして円柱状（直径６ｍｍ、厚さ２ｍｍ）に硬化させた（ＰＭＭＡ）。得られた各硬化物を０．０１Ｍリン酸緩衝生理食塩水５００μＬに浸漬させ、３７℃で２４時間ごとにリン酸緩衝水溶液を交換した。リン酸化プルランが完全に溶解するまで繰り返し、採取した溶液中のメトトレキサート（ＭＴＸ）濃度を酵素免疫測定法（ＥＩＡ法）を用いて測定した。結果を図１５に示す。
　図１５より、ＰＭＭＡ硬化物からのＭＴＸ溶出は一日目が最も多く、２日目に急激に低下し、以後は低濃度であった。製造例２のリン酸化プルランを用いた硬化物（ＰＰ２）からのＭＴＸ溶出は５日目までは低濃度であったが、６日目から上昇して１０日目までは高濃度の溶出を示した。製造例３のリン酸化プルランを用いた硬化物（ＰＰ３）からのＭＴＸ溶出は４日目までは低濃度であったが、５日目に急激に上昇して、７日目以降に再び低濃度の溶出を示した。
　以上より、薬剤の種類によって組成物からの放出挙動が異なることが判明した。これは、薬剤と組成物に含まれるイオン性基、例えば、リン酸基との相互作用によるものと推定される。また、リン酸化率が異なることでも放出挙動が異なることから、リン酸化率を調整することで、放出パターンを制御することも可能になることが示唆される。
　本発明の生体硬組織接着用キットより提供される生体硬組織用接着組成物は、例えば、骨用セメント、歯科用セメント等の医療用材料に好適に用いられる。また、生体吸収性に優れることから、整形外科領域における人工関節の固定材、脊椎骨折の固定材、四肢骨折の固定材、骨腫瘍への充填材、歯科領域における齲蝕欠損部位の充填修復材、インレー・クラウン等の補綴修復物の合着材、覆髄・ライニング材、インプラント表面処理材、歯周病治療材、知覚過敏防止材、歯髄被覆材、ＤＤＳ用基材、組織工学用基材、組織接着材としても有用である。

Claims (12)

  1. 　リン酸化多糖、リン酸塩以外の多価金属塩、及び溶媒を含有してなる、生体硬組織接着用キット。
  2. 　リン酸化多糖がリン酸化プルランである、請求項１記載の生体硬組織接着用キット。
  3. 　多価金属塩が多価金属のハロゲン化物及び酸化物からなる群より選ばれる少なくとも１つである、請求項１又は２記載の生体硬組織接着用キット。
  4. 　ハロゲン化物が塩化物である、請求項３記載の生体硬組織接着用キット。
  5. 　さらに、リン酸、ポリリン酸、及び／又はそれらの塩を含有してなる、請求項１～４いずれか記載の生体硬組織接着用キット。
  6. 　リン酸塩がリン酸カルシウムである、請求項５記載の生体硬組織接着用キット。
  7. 　リン酸カルシウムが、式（Ｉ）：
    ＣａｘＨｙＯｚ（ＰＯ４）ｌ（ＯＨ）ｍ（Ｈ２Ｏ）ｎ　　　　　　　（Ｉ）
    （式中、ｘ及びｌは１以上の整数、ｙ、ｚ、ｍ、ｎは０以上の整数を示す）
    で表されるリン酸カルシウムである、請求項６記載の生体硬組織接着用キット。
  8. 　リン酸カルシウムが、ヒドロキシアパタイト、第一リン酸カルシウム、第二リン酸カルシウム、α－ＴＣＰ（α－第三リン酸カルシウム）、β－ＴＣＰ（β－第三リン酸カルシウム）、及びＯＣＰ（オクタリン酸カルシウム）からなる群より選択される少なくとも１つの化合物である、請求項６又は７記載の生体硬組織接着用キット。
  9. 　さらに、フィラーを含有してなる、請求項１～８いずれか記載の生体硬組織接着用キット。
  10. 　請求項１～９いずれか記載の生体硬組織接着用キット、及び、生物活性薬剤を含有してなる、生体硬組織における疾患の治療剤。
  11. 　生体硬組織における疾患の治療及び／又は予防のための、請求項１～９いずれか記載の生体硬組織接着用キット、ならびに、生物活性薬剤を含有してなる組成物。
  12. 　請求項１０記載の治療剤を治療を必要とする生体硬組織に投与する工程を含む、生体硬組織における疾患の治療方法。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20160038382A1 (en) * 2013-03-26 2016-02-11 Kuraray Noritake Dental Inc. Dental curable composition
WO2016208457A1 (ja) * 2015-06-26 2016-12-29 国立大学法人北海道大学 歯科用粉末
WO2017154998A1 (ja) * 2016-03-09 2017-09-14 国立大学法人北海道大学 生体吸収性のシート又はフィルム
WO2017169017A1 (ja) * 2016-03-29 2017-10-05 国立大学法人北海道大学 歯科用セメント
JP2019126667A (ja) * 2018-01-26 2019-08-01 国立大学法人 岡山大学 徐放性デバイス

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011102530A1 (ja) * 2010-02-22 2011-08-25 国立大学法人岡山大学 生体硬組織接着用キット
CN109091701B (zh) * 2018-09-27 2021-02-12 中国科学院上海硅酸盐研究所 一种低温有机骨水泥及其制备方法
US11752072B2 (en) 2019-03-11 2023-09-12 University Of Utah Research Foundation Quick set cements for dental pulp capping and related methods of use
CN114917397B (zh) * 2022-06-13 2023-06-27 北京纳通医学研究院有限公司 一种骨粘合剂的固相组合物及骨粘合剂

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1987007142A1 (en) 1986-05-21 1987-12-03 Kuraray Co., Ltd. Novel complexes, process for their preparation, and medicinal use of them
JPH0317536B2 (ja) 1987-11-20 1991-03-08 Hosokawa Seisakusho
JP2005034333A (ja) * 2003-07-18 2005-02-10 Univ Nihon 歯科用インプラント及びその製法
JP2005330270A (ja) 2004-04-21 2005-12-02 Oji Paper Co Ltd 脱灰抑制用組成物及びそれを含有する飲食物
JP2005330269A (ja) 2004-04-21 2005-12-02 Oji Paper Co Ltd 再石灰化作用を有する液体口腔用組成物
JP2006150431A (ja) * 2004-12-01 2006-06-15 National Institute Of Advanced Industrial & Technology チタンとセラミックスの複合材料及びその製造方法
JP2007006978A (ja) * 2005-06-28 2007-01-18 Hayashibara Biochem Lab Inc 口腔チタンインプラント材とその製造方法
WO2008010517A1 (fr) * 2006-07-20 2008-01-24 National University Corporation Okayama University Composition orale pour applications dentaires
WO2008029612A1 (fr) * 2006-09-08 2008-03-13 Japan Medical Materials Corporation Bio-implant
JP2009007263A (ja) * 2007-06-27 2009-01-15 Oji Paper Co Ltd 骨密度減少抑制組成物
WO2009091001A1 (ja) * 2008-01-17 2009-07-23 Kuraray Medical Inc. 歯科口腔用組成物

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0735281B2 (ja) 1988-02-16 1995-04-19 学校法人松本歯科大学 硬化性組成物
JPH068785B2 (ja) 1989-06-15 1994-02-02 株式会社テイエルブイ 湿度計測装置
US5143716A (en) * 1991-02-01 1992-09-01 Unger Evan C Phosphorylated sugar alcohols, Mono- and Di-Saccharides as contrast agents for use in magnetic resonance imaging of the gastrointestinal region
US5522893A (en) 1993-03-12 1996-06-04 American Dental Association Health Foundation Calcium phosphate hydroxyapatite precursor and methods for making and using the same
JPH06321515A (ja) 1993-05-18 1994-11-22 Osaka Cement Co Ltd 高強度硬化性材料
JP3206782B2 (ja) 1993-05-18 2001-09-10 日立金属株式会社 差し込み式管継手
JP3240102B2 (ja) 1994-08-11 2001-12-17 江崎グリコ株式会社 リン酸化糖とその製造方法
DE19816858A1 (de) * 1998-04-16 1999-10-21 Merck Patent Gmbh Tricalciumphosphathaltige Biozementpasten mit Kohäsionspromotoren
KR100555211B1 (ko) 2002-07-16 2006-03-03 주식회사 팬제노믹스 항암효과를 갖는 Ｈｅｒ-２/ｎｅｕ ＤＮＡ 백신
US8236286B2 (en) * 2004-10-20 2012-08-07 Kao Corporation Liquid compositions for the oral cavity
US20080171002A1 (en) * 2006-07-20 2008-07-17 Gourmetceuticals, Llc Products For Receptor Mediated Activation And Maturation Of Monocyte-Derived Dendritic Cells By A Phosphorylated Glucomannane Polysaccharide
WO2009102787A2 (en) * 2008-02-12 2009-08-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical implants with polysaccharide drug eluting coatings
WO2011102530A1 (ja) * 2010-02-22 2011-08-25 国立大学法人岡山大学 生体硬組織接着用キット

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1987007142A1 (en) 1986-05-21 1987-12-03 Kuraray Co., Ltd. Novel complexes, process for their preparation, and medicinal use of them
JPH0317536B2 (ja) 1987-11-20 1991-03-08 Hosokawa Seisakusho
JP2005034333A (ja) * 2003-07-18 2005-02-10 Univ Nihon 歯科用インプラント及びその製法
JP2005330270A (ja) 2004-04-21 2005-12-02 Oji Paper Co Ltd 脱灰抑制用組成物及びそれを含有する飲食物
JP2005330269A (ja) 2004-04-21 2005-12-02 Oji Paper Co Ltd 再石灰化作用を有する液体口腔用組成物
JP2006150431A (ja) * 2004-12-01 2006-06-15 National Institute Of Advanced Industrial & Technology チタンとセラミックスの複合材料及びその製造方法
JP2007006978A (ja) * 2005-06-28 2007-01-18 Hayashibara Biochem Lab Inc 口腔チタンインプラント材とその製造方法
WO2008010517A1 (fr) * 2006-07-20 2008-01-24 National University Corporation Okayama University Composition orale pour applications dentaires
WO2008029612A1 (fr) * 2006-09-08 2008-03-13 Japan Medical Materials Corporation Bio-implant
JP2009007263A (ja) * 2007-06-27 2009-01-15 Oji Paper Co Ltd 骨密度減少抑制組成物
WO2009091001A1 (ja) * 2008-01-17 2009-07-23 Kuraray Medical Inc. 歯科口腔用組成物

Non-Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
CARBOHYDRATE RESEARCH, vol. 302, 1997, pages 27 - 34
MASAHARU NAKAGAWA ET AL.: "Initial attachment and proliferation of osteblast-like cell on the high corrosion resistance titanium alloys hydrothermally treated with CaCl_2", THE JOURNAL OF THE JAPANESE SOCIETY FOR DENTAL MATERIALS AND DEVICES, vol. 23, no. 5, 2004, pages 408, XP008159687 *
MASAHARU NAKAGAWA ET AL.: "Osteointegration of titanium implant with CaCl_2 hydrothermal treatment", THE JOURNAL OF THE JAPANESE SOCIETY FOR DENTAL MATERIALS AND DEVICES, vol. 24, no. 5, 2005, pages 352, XP008159686 *
OSAMU WATANABE ET AL.: "Analysis of action mechanisms of enhanced calcium absorption by phosphorylated polysaccharides", JOURNAL OF JAPANESE SOCIETY OF NUTRITION, AND FOOD SCIENCE SOKAI KOEN YOSHISHU, vol. 53RD, 1999, pages 197, XP008159690 *
See also references of EP2540277A4
YASUHIRO YOSHIDA ET AL.: "Antibacterial Coating for Prevention of Caries and Periodontal Disease", JOURNAL OF THE JAPANESE ASSOCIATION FOR DENTAL SCIENCE, vol. 28, 2009, pages 39 - 43, XP008159688 *
ZILBER S, J. BIOMED MATER RES PART B: APPL BIOMATER., 2008

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20160038382A1 (en) * 2013-03-26 2016-02-11 Kuraray Noritake Dental Inc. Dental curable composition
JPWO2014156138A1 (ja) * 2013-03-26 2017-02-16 クラレノリタケデンタル株式会社 歯科用硬化性組成物
US10231905B2 (en) * 2013-03-26 2019-03-19 Kuraray Noritake Dental Inc. Dental curable composition
WO2016208457A1 (ja) * 2015-06-26 2016-12-29 国立大学法人北海道大学 歯科用粉末
JPWO2016208457A1 (ja) * 2015-06-26 2018-04-12 国立大学法人北海道大学 歯科用粉末
WO2017154998A1 (ja) * 2016-03-09 2017-09-14 国立大学法人北海道大学 生体吸収性のシート又はフィルム
WO2017169017A1 (ja) * 2016-03-29 2017-10-05 国立大学法人北海道大学 歯科用セメント
JP2019126667A (ja) * 2018-01-26 2019-08-01 国立大学法人 岡山大学 徐放性デバイス

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