JP2003508564A - 高強度の医療用シーラントとして使用するための相互侵入ポリマー網目構造を形成する組成物 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、概して、相互侵入ポリマー網目を形成する合成ポリマー組成物に関する。この組成物は、ａ）１つのコアおよびｍ個の官能基Ｘを有する、第１多官能合成ポリマー；ｂ）ｎ個の官能基Ｙを有する多官能架橋剤；およびｃ）引張り強度増強剤；を含み、ここで、ａ）、ｂ）およびｃ）は、一緒に混合される場合、官能基Ｘと官能基Ｙの反応から、共有結合Ｚの形成を介して侵入網目構造を形成し；そして、このように形成された該相互侵入ポリマー網目構造は、同じ条件下で測定される場合、シアノアクリレートの引張り強度の少なくとも１０％を有する。好ましい実施形態において、この組成物は、引張り強度増強剤とともに、２つの多官能性基が活性化された合成ポリマーを含む。このような組成物は、優れた引張り強度を示すマトリクスを形成し、多くの場合、組織を結合させる外科的手段（例えば、縫合糸および医療用ステープル）の適切な代替として働き得る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 （発明の分野） 本発明は、概して、組織に投与されるときに相互侵入ポリマー網目を形成する
合成ポリマー組成物に関する。そのような組成物は、投与された材料の物理学的
強度が重要である種々の医学用途において使用するのに特によく適合する。例え
ば、組織を一緒に接着させるために使用されるように設計される本発明の組成物
は、縫合糸および医療用ステープルのような他の外科接着手段の有効な代替物を
提供するに十分な強度である。

【０００２】 （発明の背景） ティッシュエンジニアリングにおけるポリマー組成物の使用は、特に合成ポリ
マーからなる組成物は今や広汎に認識されている。多くの天然に由来する組成物
とは対照的に、合成ポリマー組成物は、ゲル強度のような所定の物理学的特性、
および分解性のような生物学的特性を示すように処方され得る。

【０００３】 種々のティッシュエンジニアリング適用において、液体として投与され得るが
、後に投与部位でヒドロゲルを形成する組成物を使用することが所望される。こ
のようなインサイチュヒドロゲル形成組成物は、より簡便に使用される。なぜな
ら、それらは、種々の異なるデバイスから液体として投与され得るからである。
そして、それらは、任意の部位に投与するためにより適合する。なぜなら、それ
らは予備形成されていないからである。インサイチュでのヒドロゲル形成を促進
するために使用され得る多くの異なる機構が記載されている。例えば、水溶性コ
ポリエステルプレポリマーおよびポリエチレングリコールの光活性可能な混合物
は、ヒドロゲルバリアを形成することおよび薬物放出マトリクスを形成すること
が記載されている。別のアプローチにおいて、冷水中で溶解性であるが、体温で
は組織に接着する不溶性のヒドロゲルを形成するＰｌｕｒｏｎｉｃおよびＰｏｌ
ｏｘａｍｅｒのブロックコポリマーは、設計されている（Ｌｅａｃｈ，ｅｔ ａ
ｌ．，Ａｍ．Ｊ．Ｏｂｓｔｅｔ．Ｇｙｎｅｃｏｌ．１６２：１３１７−１３１９
（１９９０））。重合可能なシアノアクリレートもまた組織接着剤としての使用
について記載されている（Ｅｌｌｉｓ，ｅｔ ａｌ．，Ｊ．Ｏｔｏｌａｒｙｎｇ
ｏｌ．１９：６８−７２（１９９０））。さらに別のアプローチにおいて、２部
合成ポリマー組成物が記載されている。これは、一緒に混合されるとき、互いに
および露出した組織表面と共有結合を形成する（ＰＣＴ ＷＯ９７／２２３７１
）。２部組成物を含む類似のアプローチにおいて、タンパク質と二官能架橋剤と
の混合物は、組織接着剤としての使用について記載されている（米国特許第５，
５８３，１１４号）。

【０００４】 他のティッシュエンジニアリング適用において、投与されるときにはその組成
物が液体形態であることは必要でもなく所望もされない。事実、ゼラチン質であ
り、ペースト状のまたは予備形成さえされた固形移植片である組成物を適用する
ことが、いくつかの状況において有利であり得る。なぜなら、これらの形態は、
液体形態よりもより容易に投与後に定位置にとどまる傾向があるからである。

【０００５】 多くのティッシュエンジニアリングについて、この組成物は、その意図する目
的を達成するに十分に長い期間にわたり供される生物学的力および物理的力に抵
抗するに十分強力なマトリクスを投与後に形成し得ることが重要である。強度は
特に、その組成物が縫合糸にとっての部分的または全体のｔ代替として使用され
る場合重要である。さらに、組織への接着が重要である適用について、適切な接
着強度を有することが処方物にとって必要である。シアノアクリレートは、強力
なマトリクスを形成する高度に有効な接着剤であるが、内部で使用されるにはあ
まりに毒性であり、従ってそのような用途では承認されない。従って、本発明の
課題は、毒性ではなく高度に強力な医療用シーラントを形成する提供することで
ある。

【０００６】 （発明の要旨） 本発明は、多官能性ポリマー含有組成物に関する。これは、特に、ある実施形
態に関して卓越した強度を示すように設計される。その組成物は、ｍ多官能基を
有する第一多官能性合成ポリマー、Ｘ；ｎ官能性基を有する多官能性架橋剤、Ｙ
；および引張り強度増強剤を含有し、その結果、３つ全ての成分が一緒に混合さ
れる場合、ＸおよびＹが反応して共有結合した三次元で相互侵入ポリマー網目を
形成する。さらに、引張り強度増強剤は、その網目の中で共有結合するようにな
り得るか、またはそれはその中で物理的に捕捉されるようになり得る。

【０００７】 本発明の好ましい実施形態において、多官能性架橋剤は、第二の多官能性合成
ポリマーである。

【０００８】 本発明の１つの局面は、引張り強度増強剤の含有であり、これは、本明細書の
他に記載されるような適切な特性を有する構造を形成し得る種々の化合物からな
り得る。そのような化合物はとりわけ、Ｖｉｃｒｙｌ、ガラスウール、プラスチ
ック、樹脂および繊維を包含する。

【０００９】 官能基ＸおよびＹは、適切な条件下で共有結合Ｚを形成する反応性部分の任意
の対であり得る（例えば、スルフヒドリル、スクシンイミジル、アクリレートお
よびアミノ、これは、特定の順序にはとらわれることなく、エーテル、エステル
またはジスルフィドを形成する）。

【００１０】 相互侵入ポリマー網目の分解を増強または阻害するために、合成ポリマーコア
は、さらに、鎖伸張剤を含み得る。例えば、αヒドロキシ酸、ポリ（ラクトン）
、ポリ（オルトカルボネート）およびポリ（ホスホエステル）部分は、生体分解
性を増強するように働き得る。さらに、この鎖伸張剤は、酵素基質であり得る。

【００１１】 本発明の別の局面において、その組成物はさらに、任意の成分（例えば、タン
パク質、抗生物質、増殖（成長）因子および止血剤）を含む。

【００１２】 本発明の好ましい実施形態において、その任意の成分は、剛性のナノ繊維（例
えば、メチル化コラーゲンにより形成されるもの）の形態で存在する。

【００１３】 本発明のさらに別の局面において、ＸおよびＹは、より効率よい架橋を提供す
るために、各々４以上であり得る。

【００１４】 １つの実施形態において、本発明の組成物は、一対の反応性ポリアルキレンオ
キシド、剛性ナノ繊維（例えば、メチル化コラーゲンおよび引張り強度増強剤）
を含む。

【００１５】 本発明の他の局面は、本明細書において他の場所に記載される。

【００１６】 （発明の詳細な説明） 本発明は、１つの実施形態に従って、組織部位に投与される場合に相互侵入ポ
リマー網目を形成する合成ポリマー組成物に関する。投与された後短い時間（３
分未満）内に、高度の結合（「張力」）強度を用いて発達する網目をその組成物
が形成する。これは、そのマトリクスが、シアノアクリレートの引張り強度の少
なくとも１０％の、そしてより好ましくは２０％の引張り強度を有することを企
図する。好ましい実施形態において、そのような網目は、６０Ｎ／ｃｍ２よりも
高い引張り強度を示す。好ましい組成物は、種々の疾患状態または外科手順の結
果として分離された組織をともに封入する機械的手段および／または化学的手段
によって定位置に固定されるように設計される。従って、＞５０ｍｍＨｇ（すな
わち、接着を脱離させ、そして漏れを生成するのに必要される破壊圧力）を超え
る接着強度を持つ網目を形成する組成物は、強力な組織接着が所望されるときの
適用のために好ましい。

【００１７】 別の実施形態において、本発明は、噴霧された液体（開腹手術）よりもより迅
速に適用され得る乾燥シート形態で予備形成されたマトリクスに関する。短い時
間（３０秒）での非常に高いバースト強度の接着もまた、適用後直ぐにチャレン
ジされねばならない部位において活性シートの使用を可能にし得る（３０秒に対
して３分）。

【００１８】 さらに別の実施形態において、本発明は、以下の実施例４および５においてさ
らに記載されるような活性化コラーゲンスポンジおよびシートを包含する。

【００１９】 （定義） 以下の定義は、本発明の好ましい実施形態の種々の局面をさらに記載するため
に提供される。

【００２０】 用語「ゲル」とは、液体と固体との間の物質の状態をいう。それ自体「ゲル」
は、いくらかの液体の特性（すなわち、その形状が弾力性でありかつ変形可能で
ある）を有し、そしていくらかの固体の特性（すなわち、その形状が二次元表面
上に３次元を維持するに十分離散している）を有する。従って、「ゲル化時間」
は、本明細書において「ゲル時間」とも呼ばれ、組成物が最も緩和なストレスの
下で流動可能でなくなるまでにかかる時間をいう。これは概して、ゲル強度を達
成するとして示され、１分未満に１０２ダイン／ｃｍ２以上の弾性率Ｇ’として
表現される。

【００２１】 用語「結合（ｃｏｈｅｓｉｖｅ）強度」とは、物理的ストレスまたは環境条件
下におかれた場合に本発明の組成物がインタクトな（無傷の）（すなわち、破裂
も、破れも、破裂もしれいない）ままいる能力をいう。結合強度は、「引張り強
度」の関数として本明細書において測定される。

【００２２】 用語「接着（ａｄｈｅｓｉｖｅ）強度」とは、物理的ストレスまたは環境条件
下におかれた場合に本発明の組成物が投与された部位においてその組織に接着し
たままでいられる能力をいう。

【００２３】 用語「ポリマー」とは、個々の化学部分から成る分子をいう。この個々の化学
部分は同じでも異なっていてもよいが、好ましくは同じであり、そしてともに結
合している。本明細書において使用される用語「ポリマー」とは、末端と末端と
が結合して直鎖分子を形成する個々の化学部分、ならびに分岐（例えば、「マル
チアーム」または「星形」）の構造の形態で一緒に結合した個々の化学部分をい
う。

【００２４】 用語「生体適合性」とは、本発明の組成物が有意な炎症または線維症を惹起す
ることも、他の有害な組織応答も惹起することもなく、組織に適用される能力を
いう。

【００２５】 用語「合成ポリマー」とは、天然に存在せず、そして化学的または組換え合成
により生成されるポリマーをいう。それゆえ、天然に存在するタンパク質（例え
ば、コラーゲンおよび天然に存在するポリサッカリド（例えば、ヒアルロン酸）
）は、特に除外される。タンパク質（例えば、合成コラーゲン）および炭水化物
（例えば、合成ヒアルロン酸）ならびにそれらの誘導体は包含される。

【００２６】 用語「活性化された合成ポリマー」とは、対応する反応パートナー（例えば、
スルフヒドリル反応基）と反応して共有結合を形成し得る、少なくとも１つの官
能基（例えば、スルフヒドリル基）を有するか、またはそのように化学的に改変
された合成ポリマーをいう。用語「多官能活性化された」または「多官能性」と
は、２つ以上の官能（通常求核性または求電子性）基を有する合成ポリマーをい
う。多官能活性化された型の合成ポリマーは、二官能活性化されたポリマー、三
官能活性化されたポリマー、四官能活性化されたポリマー、そして星形活性化さ
れたポリマー（これは、４つ以上の官能基を有する）を包含する。

【００２７】 用語「医療用シーラント」とは、種々の疾患状態または外科手順の結果として
分離された、組織をともに封入するための機械的手段および／または化学的手段
によって定位置に固定されるようになる組成物をいう。例えば、医療用シーラン
トを用いて硬組織中の空隙を充填して血管および他の軟組織をともに結合し得、
機械的バリアを提供して止血を促進し得、そして１つの組織表面が別の組織表面
と接触および接着することを防ぐことにより組織接着を予防し得る。

【００２８】 用語「相互侵入（ｉｎｔｅｒｐｅｎｅｔｒａｔｉｎｇ）ポリマー網目（「ＩＰ
Ｎ」）は、ＰＥＧのような反応性ポリマーもしくはポリマー、または重合化され
たモノマーから形成されるマトリクスであって、無限の分子量を示し、そして異
なる型の共反応体（例えば、高度の引張り強度繊維）を含み、ＰＥＧポリマー網
目内に相互侵入して網目中に２つの連続する網目を形成するマトリクスを説明す
ることが意図される。以下を参照のこと：Ｓｐｅｒｌｉｎｇ，Ｌ．Ｈ．ｅｔ ａ
ｌ．，「Ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ ａｎｄ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｂｅｈａｖｉ
ｏｒ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｐｅｎｅｔｒａｔｉｎｇ Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｎｅｔｗｏ
ｒｋｓ」，ｉｎ ＰｏｌｙｍｅｒＮｅｔｗｏｒｋｓ，Ａ．Ｊ．Ｃｈｏｍｐｆｆ
ａｎｄ Ｓ．Ｎｅｗｍａｎ，ｅｄ．，Ｐｌｅｎｕｍ Ｐｒｅｓｓ，Ｎｅｗ Ｙｏ
ｒｋ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ（１９７１），ｐａｇｅｓ ４３５−４４９。 用語「充填剤」とは、バルク剤、低有機化合物、ポリマー、繊維、樹脂などで
あって、種々の理由（本発明に最も関連のあるものは、引張り強度を増強するた
め）で化学組成物に添加されるものをいうために使用される。

【００２９】 （組成物成分） 本発明の組成物は、少なくとも１つの多官能性合成ポリマーを含有する。この
多官能性合成ポリマーは、引張り強度増強剤、および他の必要に応じての組成物
成分とともに、投与部位において、高強度マトリックスを形成し得る。このポリ
マーが、他のポリマーおよび／または他の組成物成分と架橋される場合、可撓性
ポリマーの相互連結を介して、ポリマー成分は、「連続性ゲル相」を提供する。

【００３０】 組成物が単一の多官能性合成ポリマーを含有する場合、組成物は、投与される
まで、ポリマーが非反応性状態のままであるように設計される。組成物が、２つ
以上の多官能性合成ポリマーを含有する場合、組成物は、投与部位において混合
された場合に、お互いに反応する二液性組成物として、一般に設計される。ある
いは、そのような二成分組成物はまた、非反応性状態において調製され、そして
その後、投与前、投与中、または投与後に活性化され得る。さらに、単一の合成
ポリマー種および少量（すなわち、ポリマーのサイズの半分未満）の架橋剤を含
有する二液性組成物を利用し得る。これらおよび他の組成物の形式が、以下に、
より詳細に記載される。

【００３１】 好ましい実施形態において、組成物は、二液性組成物であり、その各々は、異
なる多官能性の活性化された合成ポリマーを含有し、その結果、ポリマーは、投
与部位においてお互いに反応し、ＩＰＮを形成する。そのようにして、組成物は
、容易に別々に投与され得る。

【００３２】 そのような組成物は、一般に、以下のように式Ｉによって表され得る： 化合物１−Ｘｍ ＋ 化合物２−Ｙｎ → 化合物１−Ｚ−化合物２ （Ｉ） 化合物１は、化合物２と反応する複数（ｍは２以上）の官能基（Ｘ）を有し、
化合物２は複数（ｎは２以上）の官能基（Ｙ）を有し、その結果、官能基ＸとＹ
が適切な条件下において接触する場合、共有結合Ｚが形成される。従って、官能
基ＸおよびＹはまた、お互いに「反応性パートナー」ともいわれ得、そして集合
的に「反応対」ともいわれ得る。説明の目的のためのみに式Ｉにおいて示される
ように、化合物１と化合物２との間に形成された結合は、１つだけである。しか
し、ｍ＋ｎが５以上であり、そして２つの成分の適切な比が、本明細書の別の部
分に記載されるように使用される場合、２つの化合物は、お互いに複数の結合を
形成し、３次元のポリマーマトリクスを生じる。好ましくは、両方の化合物は、
４つ以上の官能基を含む。なぜならそのような多官能性が全体としてのより大き
な結合強度を有するゲルマトリクスを生じるからである。特定の好ましい実施形
態において、化合物の各々は、４機能性に活性化される。

【００３３】 他の好ましい実施形態において、化合物の各々は、１２の官能基を有する。そ
のような化合物を、第１の４機能性活性化ポリマーを、第２の４機能性活性化ポ
リマーと反応させることによって形成し、ここで２つの化合物の各々の官能基は
反応対であり、お互いに反応して、「１２のアーム（１２−ａｒｍ）」の機能的
の活性なポリマーを形成する。そのような「１２のアーム」の化合物の例は、ド
デカ−スルフヒドリル−ＰＥＧ（分子量５０，０００）であり、これは、４つの
（外部）の４機能性スルフヒドリル−ＰＥＧ分子と結合した、コアである４機能
性スクシンイミドエステルＰＥＧから構築される。そのようなポリマーは、４機
能性の活性化されたポリマー開始物質の分子量に依存して、１０，０００より大
きな分子量から１００，０００より大きな分子量にわたってサイズが変化する。

【００３４】 他のタイプの多官能性ポリマーは、慣用的な合成方法を利用して、容易に合成
され得る。しかし、一貫したアームの長さを有する多数のアームの生成物を生成
し、官能基の立体障害を避けるために、注意をしなければならない。従って、本
発明における使用に適切な活性化されたポリマーは、多様な幾何学的な形態およ
び配置を有し得る。

【００３５】 （ポリマーコア） 上記のように、化合物の各々は、複数の官能基であるＸおよびＹを有する。非
反応性である化合物の残りは、その「コア」であると考えられる。強力なゲルマ
トリクスを形成するために、２つの化合物の少なくとも１つがポリマーコアを有
する。化合物の１つがポリマーコアを含む場合、他の化合物は、複数の官能基を
有する低有機分子であり得る。しかし、ほとんどの適用について、両方の化合物
が同一のポリマーコアまたは異なるポリマーコアを有することが好ましい。

【００３６】 ポリマーコアは、合成ポリアミノ酸、多糖、または合成ポリマーであり得る。
いくつかの適用について、好ましいポリマーコア物質は、合成の親水性ポリマー
である。適切な合成の親水性ポリマーとしては、とりわけ、ポリアルキレンオキ
シド、例えば、ポリエチレンオキシド（（ＣＨ２ＣＨ２Ｏ）ｎ）、ポリプロピレ
ンオキシド（（ＣＨ（ＣＨ３）ＣＨ２Ｏ）ｎ）またはポリエチレン／ポリプロピ
レンオキシド混合物（（ＣＨ２ＣＨ２Ｏ）ｎ−（ＣＨ（ＣＨ３）ＣＨ２Ｏ）ｎ）
が挙げられる。特定の適用のために特に好ましい合成親水性ポリマーは、約１０
０〜約１００，０００の分子量（より好ましくは、約１，０００〜約２０，００
０の分子量）の範囲内の分子量を有するポリエチレングリコール（ＰＥＧ）であ
る。ポリマーコアがポリエチレングリコールである場合、ポリマーコアは、なお
より好ましくは、一般には、約７，５００〜約２０，０００の分子量の範囲内の
分子量を有する。もっとも好ましくは、ポリエチレングリコールは、約１０，０
００の分子量を有する。

【００３７】 多官能性活性化ポリアルキレンオキシド（例えば、ポリエチレングリコール）
は、市販されており、そしてまた、公知の方法を使用して容易に調製される。例
えば、Ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ Ｇｌｙｃｏｌ）Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙの第２
２章：Ｂｉｏｔｅｃｈｎｉｃａｌ ａｎｄ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉ
ｃａｔｉｏｎｓ，Ｊ．Ｍｉｌｔｏｎ Ｈａｒｒｉｓ編、Ｐｌｅｎｕｍ Ｐｒｅｓ
ｓ，ＮＹ（１９９２）；およびＳｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ，Ｉｎ
ｃ．Ｃａｔａｌｏｇ，Ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ Ｇｌｙｃｏｌ Ｄｅｒｉｖａ
ｔｉｖｅｓ，Ｈｕｎｔｓｖｉｌｌｅ，Ａｌａｂａｍａ （１９９７−１９９８）
を参照のこと。組織シーラントとしての使用のために、活性化ポリマーの例示的
な組み合わせは、以下のとおりである：４機能性ＰＥＧ、ペンタエリスリトール
ポリ（エチレングリコール）エーテルテトラスクシンイミジルグルタレート（分
子量１０，０００）；および４機能性ＰＥＧ、ペンタエリスリトールポリ（エチ
レングリコール）エーテルテトラスルフヒドリル（分子量１０，０００）。両方
の場合において、これら「４つのアーム」のＰＥＧは、ペンタエリスリトールの
エトキシ化によって形成される。ここで、４つの鎖の各々は、分子量約２，５０
０であり、次に誘導体化され、４つのアームの各々に官能基を導入する。また好
ましいのは、ペンタエリスリトールの代わりにジグリセロールから重合された類
似のポリ（エチレングリコール）様の化合物である。

【００３８】 多官能性の活性化された化合物の１つのみが、ポリマーコアを含む場合、他の
化合物は、多官能性の活性低有機分子である。そのような化合物としては、２機
能性のジスクシンイミジルエステルおよびジマレイミジル（ｍａｌｅｉｍｉｄｙ
ｌ）化合物、ならびに他の周知の市販の化合物（Ｐｉｅｒｃｅ Ｃｈｅｍｉｃａ
ｌ Ｃｏ．，Ｒｏｃｋｆｏｒｄ，Ｉｌｌｉｎｏｉｓ）が挙げられる。さらに、当
業者は、慣用的な有機化学技術を使用して低分子量の多官能性反応化合物を容易
に合成し得る。そのような化合物の１つを、図９ａに示す。この化合物は、４つ
のグルタル酸に結合したペンタエリスリトールであり、各々のアームは、Ｎ−ヒ
ドロキシ−スクシンイミジルエステル（ＮＨＳ）で覆われる。類似の化合物が、
イノシトール（放射状に広がる６つのアーム）、ラクチトール（ｌａｃｔｉｔｏ
ｌ）（９つのアーム）、またはソルビトール（直鎖状の６つのアーム）から合成
され得る。末端を覆われた反応性基は、ＮＨＳの代わりに、容易に、スルフヒド
リル、マレイミジル、ビニル−スルホンなどであり得る。ポリマーまたは小分子
は、これらが組成物中の反応対（例えば、ＮＨＳとＳＨ、マレイミドとＳＨなど
）である限り、反応性の末端基のいずれかを有し得る。

【００３９】 ポリアルキレンオキシド（例えば、ポリメチレン、ポリエチレンおよびポリプ
ロピレン）に加え、他のポリマーもまた、本発明の実施におけるコア物質として
有用である。例えば、ポリエステル、ポリメタクリレート、ポリカプロラクトン
、ポリアルケン（例えば、ポリブタジエン）もまた、有用であると考えられる。
これらの材料の多くは、医薬産業における広範囲の有用性を有する。例えば、ポ
リカプロラクトンは、ナイロン−６の成分であり；ポリプロピレンは、医用移植
片の成分であり；ポリメタクリレートは、ポリメチル−メタクリレートおよびポ
リ−ヒドロキシ−メチル−メタクリレート中に見出され、医用移植片の成分であ
り；そしてポリブタジエンは、市販のゴム中に存在する。

【００４０】 例示的なポリアルキレンオキシドベースではない組成物は、２つの異なる成分
からなり、その各々は、異なるペンタ−エリスリトールベースの化合物を含み、
その結果、２つの化合物は、ともに混合された場合に、お互いに反応し、強力な
マトリクスを形成する。第１の化合物は、ペンタ−エリスリトールテトラキス（
３−メルカプト−プロピオネート）（「ＰＥＳＨ−Ｐ」）であり、第２の化合物
は、ペンタ−エリスリトールテトラアクリレート（「ＰＥＴＡ」）である。広範
に多様な類似の分子構造（４つのアームであり、放射状に対称的）が、ペンタ−
エリスリトールに基づいて合成され得る。分子鎖の長さは、好ましくは、アルキ
オキシル（ａｌｋｙｏｘｙｌ）ではないセグメント（例えば、ポリエステル、ポ
リメチレン、ポリアミド、または公知の生体適合性ポリマーの成分である他の材
料）を使用して、伸長され得る。

【００４１】 他の放射状の分岐する分子（例えば、グリセロールまたはラクチトール）を利
用してゲル形成材料を構築し得る。所望の構造は、液体のままであるように、水
と混和しない低分子量（分子量３５０〜約１２，０００）である。高分子のゲル
形成構造もまた、意図される。そのような組成物が、送達のための液体媒体とし
て、水の使用に適合性であるように、水と混和性であるか、または水に分散性で
あることが好ましい。

【００４２】 上記の分岐した分子に加え、本発明の組成物は、図４に示される直鎖状分子か
ら形成され得る。そのような直鎖状分子は、図１に示されるように、生体分解性
の元素（「Ｏ」）および十分な官能基（「Ｒ」）を有する限り、分子量１００，
０００程度の分子量を有し得る。

【００４３】 （引張り強度増強剤） マトリクス強度を増強するために、組成物に「引張り強度増強剤」を添加する
ことが一般に望ましい。そのような引張り強度増強剤は、好ましくは、ミクロン
サイズ（好ましくは、直径５〜４０ミクロン、および長さ２０〜５０００ミクロ
ン）の高引張り強度の繊維（通常は、３７℃より十分に高いガラス転移温度を有
する）を含む。

【００４４】 本発明による使用のための適切な引張り強度増強剤としては、とりわけ、コラ
ーゲン繊維、ポリグリコリドおよびポリラクチド繊維、ならびに他の有機引張り
強度増強剤および無機引張り強度増強剤が挙げられる。特に有用な引張り強度増
強剤は、ビクリル（Ｖｉｃｒｙｌ）（ポリグリコリド：ポリラクチド、９０：１
０）である。より広範な「充填剤」のカテゴリーの一部である引張り強度増強剤
の使用は、周知である。例えば、ペルオキシドと架橋される場合、「シリコーン
ガム」は、弱く、かつ安っぽく、ほんの３４Ｎ／ｃｍ２のオーダーの引張り強度
を有する。補強する充填剤を適切に混合する場合、これらのガムの引張り強度は
、５０倍程度増加し得る。Ｌｉｃｈｔｅｎｗａｌｎｅｒ，Ｈ．Ｋ．およびＳｐｒ
ｕｎｇ，Ｍ．Ｎ．（Ｍａｒｋ，Ｈ．Ｆ．，Ｇａｙｌｏｒｄ，Ｎ．Ｇ．，およびＢ
ｉｋａｌｅｓ，Ｎ．Ｍ．編、Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉａ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒ
Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，Ｖｏｌ．１２，ｐ．５３５
，Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，１９７０）。

【００４５】 適切な引張り強度増強剤は、固有の高引張り強度を有し、かつ重合化されたゲ
ルネットワークと共有結合または非共有結合によって相互作用し得る増強剤であ
る。引張り強度増強剤は、強度の補助を提供するために、機械的にか、または共
有結合的にかのいずれかでゲルに結合する。ポリグリコリドの再吸収可能な縫合
糸の引張り強度は、約８９，０００Ｎ／ｃｍ２であり；コラーゲン繊維の引張り
強度は、５０００〜１０，０００Ｎ／ｃｍ２である（Ｈａｙａｓｈｉ，Ｔ．（Ｂ
ｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃ． ｏｆ Ｐｏｌｙｍ．Ｍａｔｅｒ．，Ｔｓ
ｕｒｕｔａ，Ｔ．ら編、ＣＲＣ Ｐｒｅｓｓ，Ｂｏｃａ Ｒａｔｏｎ，Ｆｌａ．
，１９９３））。

【００４６】 （反応性基およびマトリクス結合） 本発明において、結合Ｚは、官能基ＸとＹがお互いに反応した場合に形成され
る共有結合を含む。官能基は、スルフヒドリル、スクシンイミジル、アクリレー
ト、アミノなどであり得る。従って、連結は、エステル、エーテル、ジスルフィ
ドなどであり得る。他の官能基、その反応性、およびそれによって形成される結
合は、科学的文献において周知である。例えば、Ｂｏｄａｎｓｚｋｙ，Ｍ．，Ｐ
ｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｐｅｐｔｉｄｅ Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ，第２版、２
１〜３７頁，Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌｏｇ，Ｂｅｒｌｉｎ（１９９３）；お
よびＬｕｎｄｂｌａｎｄ，Ｒ．Ｌ．，Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｒｅａｇｅｎｔｓ ｆ
ｏｒ Ｐｒｏｔｅｉｎ Ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ，第２版，第６章，ＣＲＣ
Ｐｒｅｓｓ，Ｂｏｃａ Ｒａｔｏｎ，Ｆｌｏｒｉｄａ （１９９１）を参照のこ
と。官能基の対のさらなる例としては、とりわけ、スルフヒドリル／アクリレー
ト、スルフヒドリル／スクシンイミジル、アミノ／スクシンイミジルおよびアミ
ノ／アクリレートが挙げられる。

【００４７】 チオエステル連結を形成するスルフヒドリル反応性化合物に加えて、他のタイ
プの連結を形成する種々の他の化合物を利用し得る。例えば、メチルイミデート
（ｉｍｉｄａｔｅ）誘導体を含む化合物は、イミド−チオエステル結合をスルフ
ヒドリル基と形成する。あるいは、スルフヒドリル基とジスルフィド結合を形成
するスルフヒドリル反応基を使用し得る（例えば、オルトピリジルジスルフィド
、３−ニトロ−２−ピリデンスルフェニル（３−ｎｉｔｒｏ−２−ｐｙｒｉｄｅ
ｎｅｓｕｌｆｅｎｙｌ）、２−ニトロ−５−チオシアノ安息香酸、５，５’−ジ
チオビス（２−ニトロ安息香酸）、メタン−チオ硫酸の誘導体、２，４−ジニト
ロフェニルシステイニルジスルフィド）。そのような場合、補助的な試薬（例え
ば、過酸化水素またはジ−ター−ブチルエステルまたはアゾジカルボン酸）を使
用して、ジスルフィド結合形成を促進し得る。

【００４８】 スルフヒドリル反応基のなお別のクラスが、スルフヒドリル基とチオエーテル
結合を形成する。そのような基としては、とりわけ、ヨードアセトアミド、Ｎ−
エチルマレイミドおよび他のマレイミド（デキストランマレイミド、モノ−ブロ
モ−ビマンおよび関連する化合物、ビニルスルホネート、エポキシド、Ｏ−メチ
ル−イソウレアの誘導体、エチレンイミン、アジリジン、および４−（アミノス
ルホニル−）７−フルオロ−２，１，３−ベンゾオキサジアゾール）が挙げられ
る。

【００４９】 （鎖エキステンダー（Ｃｈａｉｎ Ｅｘｔｅｎｄｅｒ）） 官能基は、化合物コアに直接結合され得るか、または鎖エキステンダーを介し
て間接的に結合され得る。そのような鎖エキステンダーは、当業者に周知である
。例えば、本発明の組成物中で鎖エキステンダーとしての使用に適切な「連結基
」を記載するＰＣＴ ＷＯ９７／２２３７１を参照のこと。鎖エキステンダーは
、分子間の直接結合の形成に付随して時として問題となる立体障害の問題を避け
るために有用である。あるいは、鎖エキステンダーを使用して、いくつかの多官
能性活性化化合物をお互いに連結して、より長い分子を作製し得る。特定の好ま
しい実施形態において、鎖エキステンダーを使用して、投与後の組成物の分解特
性および結果としてのゲル形成をも変化させ得る。例えば、鎖エキステンダーは
、多官能性活性化ポリマーの一方または両方の中に採り込まれ、加水分解を促進
し得るか、加水分解を妨げ得るか、または酵素分解部位を提供し得る。鎖エキス
テンダーはまた、スルフヒドリル基またはスルフヒドリル反応基の活性を、活性
化するか、または抑制し得る。例えば、スルフヒドリル基の１つ以上の炭素内の
電子吸引性基は、求核性を低下させることに起因して、結合の効率を減少するこ
とが予測される。二重結合炭素およびカルボニル炭素は、この効果を有すること
が予測される。いずれかのパートナーのかさ高い、隣接する基は、立体障害のた
めに、結合速度を減少させることが予測される。グルタリル−Ｎ−ヒドロキシス
クシンイミジルの反応性のカルボニルに隣接する電子吸引性基は、このカルボニ
ル炭素を、スルフヒドリルパートナーに対して、なおより反応性にすることが予
測される。

【００５０】 鎖エキステンダーは、分解部位（すなわち、加水分解部位）を提供し得る。加
水分解可能な鎖エキステンダーの例としては、とりわけ、α−ヒドロキシ酸（例
えば、乳酸およびグリコール酸）；ポリ（ラクトン）（例えば、カプロラクトン
、バレロラクトン（ｖａｌｅｒｏｌａｃｔｏｎｅ）、γブチルラクトンおよびｐ
−ジオキサノン（ｄｉｏｘａｎｏｎｅ）；ポリ（アミノ酸）；ポリ（無水物）（
例えば、グルタラートおよびスクシナート）；ポリ（オルトエステル）；ポリ（
オルトカーボネート）（例えば、トリメチレンカーボネート）；ならびにポリ（
ホスホエステル）が挙げられる。非分解性鎖エキステンダーの例としては、とり
わけ、スクシンイミド、プロピオン酸およびカルボキシメチレートが挙げられる
。例えば、ＰＣＴ ＷＯ９９／０７４１７を参照のこと。酵素的分解可能な鎖エ
キステンダーの例としては、コラーゲンによって分解されるＬｅｕ−Ｇｌｙ−Ｐ
ｒｏ−Ａｌａ；およびプラスミンによって分解されるＧｌｙ−Ｐｒｏ−Ｌｙｓが
挙げられる。

【００５１】 本発明の組成物を設計する場合に考慮される他の一般的な原則は以下のとおり
である：高分子量構造を使用する場合、好ましくは、上記の生分解性連結を有し
、その結果、分子量２０，０００を超えるフラグメントは、生体での再吸収の間
に生成されない。さらに、水との混和性および／または水への溶解度を促進する
ために、十分な電荷または親水性を付与することが望ましくあり得る。そのよう
な親水性基は、３〜５倍を越えて膨張するゲルを生じず、かつ低引張り強度を有
するゲルを生じない限り、公知の化学合成を使用して容易に導入され得る。特に
、ポリアルコキシ部分が、ゲル強度を弱め得る。

【００５２】 （最適な組成物成分） 官能基が活性化されたポリマー化合物および引張り強度増強剤に加えて、本発
明の組成物は、二成分組成物の１つの成分または両方の成分中に含まれ得るか、
あるいは別々に投与され得る他の化合物もまた含み得る。２つの実施形態におい
て、これらの化合物は、これらの化合物が混合された後に、官能基が活性化され
た化合物の一方または両方と架橋されるようになることによって、ＩＰＮ自体の
中に共有結合的に取り込まれるようになり得る。別の実施形態において（例えば
、化合物がいずれの官能基が活性化された化合物とも反応性でない場合）、化合
物を、混合後に、物理的またはイオン的にマトリクス形成化合物と会合するよう
になるような様式において投与し、そうして、マトリクス自体の一部とし得る。

【００５３】 添加され得るさらなる化合物は、グリコサミノグリカンおよびタンパク質であ
る。適切なグリコサミノグリカンとしては、とりわけ、ヒアルロン酸、キチン）
、コンドロイチン硫酸Ａ、ＢまたはＣ、ケラチン硫酸、ケラト硫酸およびヘパリ
ン、ならびにこれらの誘導体が挙げられる。別の実施形態において、タンパク質
を種々の目的のために添加し得る。例えば、コラーゲンは、マトリクスの生体適
合性（細胞のコロニー形成の可能性、創傷治癒の促進などを含む）を改善し得る
。コラーゲンおよび任意のアミノ基を含有するタンパク質はまた、他のマトリク
ス成分とともにマトリクスに架橋されるようになることによって、マトリクスの
構造の統合性に寄与する。特に、ＰＥＧスクシンイミジルエステルを使用する場
合、コラーゲンとともに形成されるアミド結合は、スクシンイミジルエステルと
スルフヒドリルとの反応によって形成される結合よりも、加水分解に対してより
安定である。

【００５４】 適切なタンパク質としては、とりわけ、コラーゲン、フィブロネクチン、ゼラ
チン、およびアルブミン、ならびにこれらのペプチドフラグメントが挙げられる
。特に好ましいのは、コラーゲンであり、コラーゲンは、非繊維性の、ミクロフ
ィブリルの、原線維のコラーゲンの形態であり得る。ウシ真皮またはヒト胎盤か
ら単離されたＩ型コラーゲンおよびＩＩＩ型コラーゲン、あるいは組換えＤＮＡ
方法によって調製されたコラーゲンが適切である。適切なコラーゲンおよびコラ
ーゲン誘導体の記載についてＰＣＴ ＷＯ９０／０５７５５を参照のこと。コラ
ーゲンを組成物に添加する場合、沈殿をさけるために、他の組成物成分の濃度を
調節することが重要である。

【００５５】 組成物に添加され得るさらなる成分としては、抗生物質、増殖因子、止血性タ
ンパク質（例えば、トロンビン、フィブリン、フィブリノーゲン、血液因子など
）、細胞、遺伝子、ＤＮＡなどが挙げられる。

【００５６】 （最適な剛性ナノ繊維（Ｎａｎｏｆｉｂｅｒ）） 上記の最適な組成物成分を、本発明のＩＰＮに、当業者に周知である種々の形
態において添加し得る。例えば、ＤＮＡを、ゲノムＤＮＡ、オリゴヌクレオチド
、ポリヌクレオチド、ジヌクレオチドなどの形態において添加し得る。同様にし
て、タンパク質性の構成成分を、ポリペプチド、天然のタンパク質、合成タンパ
ク質、タンパク質フラグメントなどとして添加し得る。

【００５７】 本発明のＩＰＮに添加するために特に好ましい構造は、ナノ繊維である。上記
の最適な成分の多く、そして特にメチル化コラーゲンは、そのような構造中に容
易に形成され得る。用語「ナノ繊維」は、通常、長さがミクロン未満の繊維を意
図する。ある場合には、これらの繊維は非常に小さいので、この形態のコラーゲ
ンは、本質的に「非繊維性」であると考えられる。いずれにしても、可撓性ポリ
マーからなり、比較的低い（０未満）ガラス転移温度を有するＩＰＮ（例えば、
ＰＥＧ）中に取り込まれる場合、比較的高い（２５℃を越える）ガラス転移温度
を有する剛性ナノ繊維は、さらなる強度を与える。

【００５８】 コラーゲンは、水素結合によってお互いを保持する三重らせん中の３つのポリ
ペプチド鎖から形成されるので、コラーゲンは、剛性ナノ繊維の良好な例である
が、他のポリマーもまた適切であり得る。例えば、桿状様の他の生体ポリマー（
例えば、チューブリンおよびケラチン）の誘導体を、剛性ナノ繊維形態において
製造し得る。構造がナノメータースケールの桿状ポリマーであり、水に適合性で
あり、好ましくは、極性基をその表面に有し、より好ましくは、アミノ基をその
表面に有する限り、剛性ナノ繊維は、種々の異なる材料から作製され得る。例え
ば、Ｌｉｕ，Ｇ．ら、「Ｄｉｂｌｏｃｋ Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒ Ｎａｎｏｆｉｂ
ｅｒｓ」，Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ２９：５５０８−５５１０（１９９
６）を参照のこと。

【００５９】 （組成物処方） 本発明の組成物は、２つの別個の部分（または「成分」）を含み、これら成分
は、液体形態であってもよいし、または固体形態であってもよい。好ましい実施
形態において、両方の成分は、液体であり、その結果、各々が投与部位に別個に
容易に適用され得るようになっている。従って、これら成分のうちの１つは、第
２の成分（液体形態である）と、各々が組織上に別々に噴霧された場合にかまた
は組織部位で混合することによって混合される、乾燥粉末の形態であり得る。粉
末としてその部位に送達され、投与部位で緩衝液と混合される、両方の成分を有
することもまた可能である。

【００６０】 代替的実施形態において、両方の成分は、それらが両方とも非反応性である単
一の水性媒体（すなわち、例えば、低ｐＨ緩衝液）中でともに混合され得る。そ
の後、それらは高ｐＨ緩衝液とともに組織部位上に噴霧され得、その後それらは
迅速に反応してゲルを形成する。

【００６１】 この組成物成分の各々における反応性化合物の濃度は、多数の因子に必ず依存
する。例えば、その組成物成分が各々４アームＰＥＧ（すなわち、ＰＥＧ−ＰＥ
Ｇ組成物）である場合、混合前のこの２つの成分の各々中の濃度２０〜２５重量
％が、弾性係数（Ｇ’）約１０⁵〜１０⁶ｄｙｎｅ／ｃｍ２のゲルを混合後に生じ
、この弾性係数は、外科用シーラントとしての使用に十分である。メチル化コラ
ーゲンおよび４アームスクシンイミジルＰＥＧを使用すると、それぞれ、濃度２
〜４％および０．２〜０．４％が、１０〜１５％のＰＥＧ−ＰＥＧゲルに匹敵す
る、結合力のゲルを生じる。アルブミンをその成分のうちの１つとして使用する
と、濃度３０％以上が、同様の結合力を達成する。各成分中、この化合物および
他の必要に応じた成分の適切な濃度、従って最終ゲルマトリックス中のマトリッ
クス成分の相対的濃度は、慣用的実験を使用して、所望のゲル化時間およびゲル
強度を達成するように容易に最適化され得る。上記の好ましい４アーム（４−ａ
ｒｍ）ＰＥＧを使用すると、その合成ポリマーは、一般的に、濃度２〜５０％（
ｗ／ｖ）、より好ましくは１０〜２５％で存在する。しかし、その組成物の流動
性が重要でない高強度マトリックスを必要とするいくつかの適用のために、より
高濃度（例えば、５０〜７０％、より好ましくは６０％）でＰＥＧを使用するこ
とが所望される。

【００６２】 本発明の組成物の液体成分は、活性化合成ポリマー（乾燥形態でかまたは濃縮
溶液として）液体媒体に添加することによって、各々別個に調製される。適切な
液体媒体としては、濃度０．５〜３００ｍＭの水性緩衝溶液（例えば、一塩基性
リン酸ナトリウム／二塩基性リン酸ナトリウム緩衝溶液、炭酸ナトリウム／炭酸
水素ナトリウム緩衝溶液、グルタミン酸緩衝溶液または酢酸緩衝液）が挙げられ
る。一般に、スルフヒドリル反応性ＰＥＧが、ｐＨ約５〜６で水または希釈緩衝
液中にて調製される。スルフヒドリル−ＰＥＧ成分を調製するためのｐＫ約８〜
１０．５の緩衝液が、スルフヒドリル−ＰＥＧ／ＳＧ−ＰＥＧの混合物を含む組
成物の速いゲル化時間を達成するために有用である。これらとしては、炭酸緩衝
液、ホウ酸緩衝液およびＡＭＰＯ（３−［１，１−ジメチル−２−ヒドロキシエ
チル）アミノ］２−ヒドロキシ−プロパン−スルホン酸）が挙げられる。対照的
に、マレイミジルＰＥＧおよびスルフヒドリル−ＰＥＧの組み合わせを使用する
と、ｐＨ約５〜９が、スルフヒドリルＰＥＧを調製するために使用される液体媒
体にとって好ましい。活発に出血している組織部位への止血適用のために特に好
ましい組成物は、第１の成分として、マレイミジルＰＥＧとスクシンイミジルＰ
ＥＧとの混合物を含み、そして第２の成分として、スルフヒドリルＰＥＧを含む
。このような組成物は、マレイミジルＰＥＧ単独またはスクシンイミジルＰＥＧ
単独のみを有する組成物と比較した場合に、生分解性が上昇しそして優れたゲル
時間であるゲルを生成する。

【００６３】 この２つ（またはそれ以上）の組成物成分の各々に使用される水性緩衝溶液の
ｐＨは、迅速なゲル化を招く最終ｐＨを達成するように慣用的最適化を使用して
、送達プロセスを妨げる即時のゲル化を引き起こすことなく、調整されるべきで
ある。例えば、アミノＰＥＧおよびスルフヒドリルＰＥＧの両方が、求核性を増
強するために塩基性ｐＨを必要とする。ゲル時間に対するｐＨの効果は、下記実
施例にて議論される。

【００６４】 （ゲル強度） 本発明の組成物は、優れた結合力を示すように処方される。これは、本発明の
組成物が、シアノアクリレート「Ｓｕｐｅｒｇｌｕｅ」の破裂強度の少なくとも
１０％そして好ましくは２０％を示すことを、一般的に意味する。

【００６５】 （ＣＯＨ１０２／２０６／メチル化コラーゲン、＋ガラスウールまたはＶｉｃ
ｒｙｌから作製される例示的処方物） ＰＥＧ処方物（例えば、下記実施例２に記載されるＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０
６）へのメチル化コラーゲンの付加は、ゲルを大いに強化し、そしてゲルが生理
食塩水緩衝液または水中で膨張するのに抵抗させる。このゲルは膨張しないので
、このゲルは、繊維状充填剤（例えば、ガラスウール、Ｖｉｃｒｙｌ糸または絹
縫合糸）に結合されたままであるに十分な固有の引張り強度を有し続ける。

【００６６】 ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６とメチル化コラーゲンの組み合わせは、「相互侵
入ポリマー網目」として考えられ得る。これは、このメチル化コラーゲンおよび
ＰＥＧ試薬がｐＨ４〜５でのゲル化の前に、均一な透明な溶液として存在するの
が原因である。ＰＥＧおよび誘導体化されたコラーゲンがともに溶液中に共存す
る能力は、非常に予期せぬ発見であった。ゲル化（ｐＨを上げることにより誘発
される）の時点で、ＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６とは、これら各々の反応基を介
して反応して、チオエステル結合が形成される。この結合は、ポリマーゲルの特
徴である、無限の分子量の網目を生じる。ＣＯＨ１０２単独およびＣＯＨ２０６
単独はゲルを形成するが、このようなゲルは、比較的弱い。メチル化コラーゲン
が存在する場合、このコラーゲン上のアミノ基もまた、ＣＯＨ１０２と反応し得
、アミド結合が形成され、そしてＰＥＧおよびコラーゲンの３方向（ｔｈｒｅｅ
−ｗａｙ）ゲルを生じ、これは共有結合して網目になる。

【００６７】 このメチル化コラーゲンの添加は、繊維状充填剤を支持するに十分頑強なゲル
を生成する。このゲルは繊維状充填剤を保持するに十分には強くないので、この
ゲルは、引っ張り負荷の下で離れ、そして高い引張り強度が達成されない。下記
表１２は、他のポリマー性分子または粒子状分子がメチル化コラーゲンに代わっ
て置き換わった場合に、その結合性能が減少することを、示す。従って、このメ
チル化コラーゲンは、比較的剛性の分子であり、比較的希釈されたＰＥＧヒドロ
ゲルに上昇した強度を付与しうる。可撓性ポリマー（例えば、ヒアルロン酸、ポ
リリジン、およびキトサン）は、分子量が比較的高くそして比較的粘性の溶液を
生成するが、同じ剛性を明らかに有さず、従って、引っ張り応力をより吸収でき
ずそして繊維状充填剤へとこれらの応力を受け流す（ｐａｓｓ ｏｆｆ）ことが
よりできない。

【００６８】 ポリマー用語において、ＰＥＧは、低いガラス転移温度（このポリマーが、弾
性かつ硬い代わりに、可撓性である、温度）を有する可撓性ポリマー鎖であり；
メチル化コラーゲンは、より高いガラス転移温度を有する（すなわち、メチル化
コラーゲンは、約３３〜３５℃にてその剛性を失い、可撓性になり、この温度で
、このメチル化コラーゲンは「融解」して、可撓性鎖分子であるゼラチンを形成
する）。低いガラス転移温度のポリマー（ＰＥＧ）と高いガラス転移ポリマー（
メチル化コラーゲン）との間で相互侵入ポリマー網目（ＩＰＮ）を形成するので
、その結果は、後者による前者の補強である。ＰＥＧを、これもまた低いガラス
転移温度を有する（すなわち、目的の温度で可撓性である）別の可撓性ポリマー
（例えば、ヒアルロン酸）で補強しようとする場合、補強は達成されない。（例
えば、Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｎｅｔｗｏｒｋｓ、Ｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ ａｎｄ Ｍ
ｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ、Ａ．Ｊ．Ｃｈｏｍｐｆｆ，Ｓ．Ｎ
ｅｔｍａｎ編、Ｐｌｅｎｕｍ Ｐｒｅｓｓ、ＮＹ、１９７１、４３５頁中のＳｐ
ｅｒｌｉｎｇ，Ｌ．Ｈ．、Ｈｕｅｌｃｋ，Ｖ．およびＴｈｏｍａｓ，Ｄ．Ａ．、
「Ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ ａｎｄ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｂｅｈａｖｉｏｒ
ｏｆ ｉｎｔｅｒｐｅｎｅｔｒａｔｉｎｇ ｐｏｌｙｍｅｒ ｎｅｔｗｏｒｋｓ
」を参照のこと）。

【００６９】 最終処方物の上昇した結合強度は、明らかにいくつかの因子に依存する：１）
ＰＥＧ試薬であるＣＯＨ１０２およびＣＯＨ２０６が共有結合してヒドロゲルを
形成し；このゲルもまた組織への優れた結合を示し、これは明らかに、組織上の
アミノ基に結合し得る、ＣＯＨ１０２のスクシンイミジルエステルに起因する（
表１４を参照のこと）；２）メチル化コラーゲンは、ＰＥＧゲル網目を含む相互
侵入ポリマー網目を形成し、ＰＥＧゲル網目を補強し；そして３）繊維状充填剤
（例えば、ポリラクチド／グリコリド線維またはガラスフィルター）へと引っ張
り負荷を受け流す（ｐａｓｓ ｏｆｆ）。従って、この繊維状充填剤の添加は、
ゲル引張り強度の所望の最終レベルを達成することに重要である。

【００７０】 ｐＨ４〜７で可溶性（分子であり、繊維状でない）を維持する他のコラーゲン
誘導体もまた、同じ所望の特性を付与し得ることが意図される。例えば、コラー
ゲンのカルボキシル基の他のエステル（例えば、エチル化コラーゲン、プロピル
化コラーゲン、またはベンジル化コラーゲン）もまた、メチル化コラーゲンのよ
うに機能し得る。繊維状コラーゲンはより望まれない；なぜなら、これは、ゲル
中でビーズ状、塊状のドメインを形成し、そして上昇した引張り強度を付与しな
いからである。ｐＨ４で可溶性でないかまたは遊離の反応性アミノ基を含まない
かもしれない、コラーゲン誘導体（例えば、スクシニル化コラーゲン）もまた好
ましい。なぜなら、これらは、所望の特性を提供しないからである。剛性を示す
合成ポリマーは、ミクロンのスケールの塊として存在しかつ、必要なＰＥＧヒド
ロゲルと緊密な相互侵入網目を形成しない、ほぼ例外なく水不溶性の結晶構造で
ある。

【００７１】 （使用および投与） 本発明の組成物は、その組成物の２つ（またはそれ以上）の個々の成分が、投
与部位でかまたは投与直前に初めて互いに接触するような様式で、投与部位に一
般的に送達される。従って、本発明の組成物は、好ましくは、その２つの成分を
別個に送達させる装置を使用して、投与部位に送達される。このような送達系は
、通常、２成分単一出口噴霧デバイスまたは２成分二重出口噴霧デバイスを含む
。あるいは、この２つの成分は、任意の型の制御可能な排出系を使用して別個に
送達され得るか、またはそれらは、別個のペースト、液体または乾燥粉末の形態
で手で送達され得そして投与部位で手でともに混合され得る。２成分組織シーラ
ント／止血剤の送達に適合される多くのデバイスが当該分野で周知であり、それ
らはまた、本発明の実施においても使用され得る。

【００７２】 本発明の組成物を送達するなお別の方法は、この２つの反応性成分（またはジ
ルスフィド結合を形成するように設計されているスルフヒドリル含有成分の場合
は単一の反応性成分）を不活性形態で、液体または粉末のいずれかとして調製す
ることである。次いで、このような組成物は、組織部位への適用後またはその直
前に、活性剤と適用することにより、活性化され得る。１つの実施形態において
、この活性剤は、一旦それと混合されたらこの組成物を活性化するｐＨを有する
、緩衝溶液である。投与まで低いｐＨで維持され、その後適用部位で高ｐＨ緩衝
液と混合されてゲル化を開始するスルフヒドリル含有ＰＥＧ組成物の説明につい
ては、実施例７を参照のこと。

【００７３】 この組成物を送達するさらに別の方法は、予備形成されたシートを調製し、そ
してこのシート自体を投与部位に適用することである（実施例を参照のこと）。

【００７４】 本発明の組成物は、種々の異なる薬学的適用において使用され得る。一般に、
本明細書中に記載される組成物は、合成ゲルマトリックスが現在利用されている
任意の組織操作適用における使用に適合され得る。例えば、本発明の組成物は、
組織シーラントとして、組織増強において、組織修復において、止血剤として、
組織接着の予防において、表面改変の提供において、そして薬物／細胞／遺伝子
送達適用において、有用である。当業者は、本明細書中に記載される原理および
周知の科学的原理に基づいて、既知のゲル強度およびゲル化時間を有する任意の
組成物を用いる、使用するに適切な投与プロトコルを容易に決定し得る。いくつ
かの特定の適用のより詳細な説明が、下記に示される。

【００７５】 （組織シーラントおよび接着剤） 好ましい適用において、本明細書中に記載される組成物は、気体、液体または
固体の漏出を防ぐためにコーティング層またはシーリング層を必要とする、医学
的状況に使用され得る。この方法は、両方の成分を損傷した組織もしくは器官に
適用して、１）血液の流れを停止もしくは最小にするために血管および／または
他の組織もしくは器官をシールすること；２）空気の漏出を停止もしくは最小に
するために胸組織をシールすること；３）糞便内容物もしくは組織内容物の漏出
を停止もしくは最小にするために、胃腸管もしくは膵臓組織をシールすること；
４）尿の漏出を停止もしくは最小にするために膀胱もしくは尿管をシールするこ
と；５）ＣＳＦの漏出を停止もしくは最小にするために硬膜をシールすること；
および６）漿液の漏出を停止するために皮膚もしくは漿膜組織をシールすること
を伴う。

【００７６】 これらの組成物はまた、小さい脈管、神経または皮膚組織のような組織をとも
に接着するために使用され得る。この物質は、１）それを１つの組織の表面に適
用し、次いで第２の組織がその第１の組織に対して迅速に押し付けられ得ること
によってか、あるいは２）それら組織を近くに並置し次いでこの物質を適用する
ことによって、使用され得る。さらに、この組成物は、疾患もしくは手術により
生成された軟部組織および硬組織中の空間を充填するために使用され得る。

【００７７】 （外科的接着） 好ましい適用は、患者における外科的手順の後、接着の形成を減少する方法で
ある。この方法は、両方の成分をともに噴霧することかまたは事前に混合した成
分もしくは予備形成した固体移植片を適用することのいずれかによって、損傷し
た組織もしくは器官上にその物質を適用することを伴う。この成分は、ともに反
応して、組織表面上に強いマトリックスを形成する。この医学的手順は、婦人科
学的適用、腹部適用、神経外科的適用、心臓適用、および整形外科適用を含む。

【００７８】 （薬物送達） 好ましい適用は、生物学的に活性な物質を患者に局所適用する方法である。こ
の活性物質は、２つの成分とともに、その物質がインサイチュで形成し得るよう
に送達され得るか、またはこの活性物質は、予備形成された移植片の一部であり
得る。この活性物質は、拡散制御されたプロセスを介して放出され得るか、また
は生じたヒドロゲルが分解するときにこの活性物質が放出されるようにその成分
に共有結合され得るかのいずれかである。

【００７９】 この生物学的に活性な物質は、タンパク質、糖質、および核酸を含む、種々の
有機物質および無機物質のいずれかであり得る。特定の例としては、酵素、抗生
物質、抗腫瘍性薬剤、サイトカイン、局所麻酔薬、ホルモン、抗脈管形成薬物、
抗体、神経伝達物質、精神活性薬物、生殖器官に影響する薬物、ならびに治療的
オリゴヌクレオチドが挙げられる。

【００８０】 （移植片の改変） 好ましい適用は、移植片の表面特性に影響するかまたは組織表面に移植片を接
着するのを助けるように、移植片にコーティングを適用する方法である。成分の
コートは、１）これらのデバイスからの血液もしくは漿液の漏出を最小にするか
もしくは停止するために血管移植片、ステントに適用され得；２）過度の線維症
を減少もしくは停止するためにカテーテルもしくは胸部移植片に適用され得；３
）過度の線維症を最小にしそして組織表面にその移植片を接着するのを助けるた
めに人工パッチもしくはメッシュに適用され得る。

【００８１】 （細胞もしくは遺伝子の送達） この組成物の好ましい適用は、細胞または遺伝子（これは、天然供給源由来の
物質もしくは合成ＤＮＡ、ＲＮＡおよびその個々のアンチセンス形態を含む）を
カプセル化し、それによりそれらを所望の部位に送達することである。この細胞
としては、間葉幹細胞、上皮細胞および神経外胚葉細胞が挙げられ得る。この細
胞は、起源が同種異系または異種のいずれであってもよい。

【００８２】 （実施例） （実施例１） （２成分ペンタ−エリトリトールベースの組織シーラント組成物の調製） ペンタ−エリトリトールテトラキス（３−メルカプト−プロピオネート）（分
子量４８９、図２ａの「ＰＥＳＨ−Ｐ」）１．０８ｇ、およびペンタ−エリトリ
トールテトラ−アクリレート（分子量３５２（図２ｂの「ＰＥＴＡ」）１．０ｇ
を、塩基として役立つ５〜１０ｇのポリ−オキシプロピレントリ−アミン（図２
ｃの「Ｔ４０３」、Ｊｅｆｆａｍｉｎｅ，Ｔｅｘａｃｏ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃ
ｏ．，Ｈｏｕｓｔｏｎ，Ｔｅｘａｓ）の存在下でともに混合する。

【００８３】 反応性種はすべて液体である。ＰＥＳＨ−ＰおよびＰＥＴＡは、水中で混和性
でない。従って、ＰＥＴＡを、ＰＥＳＨ−ＰおよびＴ４０３を混合する前に、約
４０℃に加温して液体を形成させる。混合後１〜５分以内に、Ｔ４０３のレベル
に依存して、ゲル化が始まる。ＰＥＳＨ−ＰとＰＥＴＡとの間で形成される結合
は、図３に示される。このゲルを、数時間硬化させ、その後、１時間３７℃で水
和させる。その後、このゲルの引張り強度は、０．８８＋／−０．３ＭＰａであ
る。このようなゲルを生理学的食塩水（ｐＨ６．７）中に放置した場合、これら
ゲルは、４０日間を超えて安定であり、そして約２０％しか膨張しない。破裂強
度のデータは、研削物（ｇｒｉｎｄａｔｅ）を隠すための中程度の接着しか示さ
ない。これは、予期される。なぜなら、ＰＥＴＡ−Ｐ／ＰＥＳＨ混合物を使用す
る、タンパク質へのスルフヒドリルもしくはアクリレートの化学結合は存在しな
いからである。破裂強度の３つの試験において、破裂圧力２０〜４０ｍｍＨｇが
観察された。

【００８４】 （実施例２） （種々の組成物の引張り強度） （材料および方法） ペンタ−エリトリトールポリエチレングリコールエーテルテトラ−チオール（
分子量１０，０００）（「ＣＯＨ２０６」）、ペンタ−エリトリトールポリエチ
レングリコールエーテルテトラスクシンイミジル−グルタレート（分子量１０，
０００）（「ＣＯＨ１０２」）、およびペンタ−エリトリトールポリエチレング
リコールエーテルテトラアミノ（分子量１０，０００）（「ＣＯＨ２０４）を、
Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ，Ｉｎｃ．（Ｈｕｎｔｓｖｉｌｌｅ．
Ａｌａｂａｍａ）から購入した。シアノアクリレート「Ｓｕｐｅｒｇｌｕｅ」を
、小売り業者から購入した。ゼラチン（７０−１００ Ｂｌｏｏｍ）を、Ｓｉｇ
ｍａ（Ｓａｉｎｔ Ｌｏｕｉｓ，Ｍｉｓｓｏｕｒｉ）から購入した。スルホ−エ
チレングリコールビススクシンイミジルスクシネート（「Ｓ−ＥＧＳ」）、ジメ
チルスベルイミデート（「ＤＭＳ」）、およびジスクシンイミジルグルタレート
（「ＤＳＧ」）を、Ｐｉｅｒｃｅ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｒｏｃ
ｋｆｏｒｄ，Ｉｌｌｉｎｏｉｓから購入した。ポリエチレングリコール（「ＰＥ
Ｇ」）（分子量２００）ジ−アクリレート（「ＰＥＧ−ジーアクリレート」）；
ＰＥＧ（分子量１，０００）ジ−メタクリレート（「ＰＥＧ−ジ−メタクリレー
ト」）；および２−ヒドロキシ−エチルメタクリレート（「ＨＥＭＡ」）を、Ｐ
ｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅｓ，Ｉｎｃ．，Ｗａｒｒｉｎｇｔｏｎ，Ｐｅｎｎｓｙｌｖ
ａｎｉａから購入した。ポリプロピレン（「ＰＰＯ」）（分子量５４０）ジアク
リレート（「ＰＰＯ−ジ−アクリレート」）；ＰＰＯ（分子量２３０）ビス−２
−アミノプロピルエーテル（「ＰＰＯ−ジ−アミノ２，３０」）；ＰＰＯ（分子
量２，０００）ビス−２−アミノプロピルエーテル（「ＰＰＯ−ジ−アミノ２，
０００」）；ポリテトラヒドロフランビス（３−アミノプロピル）（「ＰＴＭＯ
」）（分子量３５０）（「ＰＴＭＯ３５０」）；ＰＴＭＯ（分子量１，１００）
（「ＰＴＭＯ １，１００」）；ＰＥＳＨ−Ｐ（分子量４８９）；ＰＥＴＡ（分
子量３５２）；およびメタ−重亜硫酸カリウムを、Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉ
ｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，Ｗｉｓｃｏｎｓｉｎから購入し
た。過硫酸アンモニウムを、Ｂｉｏｒａｄ，Ｉｎｃ．，Ｒｉｃｈｍｏｎｄ Ｃａ
ｌｉｆｏｒｎｉａから購入した。メチル化コラーゲンを、米国特許第４，１６４
，５５９号から改変した方法に従って、精製したウシ真皮コラーゲンから調製し
た（実施例７を参照のこと）。ＰＴＭＯ（ポリテトラメチレンオキシドジ−アミ
ンともいう）、ＰＰＯジ−アクリレートおよびＰＰＯジ−アミンの構造を、それ
ぞれ、図４ａ、４ｂおよび４ｃに示す。

【００８５】 ゲルを以下のように調製した： （ａ． ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６）１００ｍｇのＣＯＨ１０２を、０．５
ｍＭリン酸ナトリウム（ｐＨ６．０）４００μｌ中に溶解した。１００ｍｇのＣ
ＯＨ２０６を、３００ｍＭリン酸ナトリウム（ｐＨ７．５）４００μｌ中に溶解
した。この２つの溶液をビーカー中で混合し、そして約８×０．５×０．５ｃｍ
の型に注いだ。ゲル化が２〜３分で生じた。このサンプルを、乾燥するまで室温
で放置した。乾燥したマトリックスを型から取り出し、そして引張り強度試験の
前に３７℃で１時間水和させた。

【００８６】 （ｂ．ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０４）このサンプルを、ａに記載したように調
製したが、但し、ＣＯＨ２０６をＣＯＨ２０４に置き換えた。

【００８７】 （ｃ．ＰＥＴＡ／ＰＥＳＨ−Ｐ）このサンプルを、実施例１に記載したように
調製した。

【００８８】 （ｄ．ゼラチンゲル）リン酸ナトリウム／炭酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ９．６
）中２０％のゼラチンを、下記に示しａに記載するように異なる化合物と、ゼラ
チン１モル当たり活性アミノ１０〜２０モルと仮定し、そして他方の化合物の化
学量論レベルを使用して、混合した。

【００８９】 （ｅ．ＣＯＨ１０２／ＰＰＯ−ジ−アミノ２，０００／ＰＥＧ−ジ−アクリレ
ート）６１５ｍｇのＣＯＨ１０２を９２３μｌのエタノールに溶解し、そしてａ
に記載したように２４６μｌのＰＰＯ−ジ−アミノ２，０００および２４６μｌ
のＰＥＧ−ジ−アクリレートと混合した。

【００９０】 （ｆ．ＰＥＴＡ／ＰＰＯ−ジ−アミノ２３０／ＰＰＯ−ジ−アミノ２，０００
）５００μｌ ＰＥＴＡ、６３０μｌのＰＰＯ−ジ−アミノ２３０および１５０
μｌのＰＰＯ−ジ−アミノ２，０００を、ａに記載したようにともに混合した。

【００９１】 （ｇ．ＣＯＨ１０２／ＰＴＭＯ）このゲルをｅに記載したように調製したが、
ＰＰＯ−ジ−アミノ２，０００をＰＴＭＯ １，１００に代えた。

【００９２】 （ｈ．シアノアクリレート）この接着剤を水上に押し出し、すぐに硬化させた
。

【００９３】 （ｉ．ＨＥＭＡ）１．３ｍｌ ＨＥＭＡおよび６４μｌのＰＥＧ−ジ−アクリ
レートを、１５０ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ７．４）６００μｌ中に溶
解し、そして１００μｌ水中で４０ｍｇの過硫酸アンモニウムと混合した。この
混合物を、６０〜８０℃まで４時間加熱した。

【００９４】 （ｊ．ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６／メチル化コラーゲン）２５ｍｇのメチル
化コラーゲン、１００ｍｇのＣＯＨ１０２および１００ｍｇのＣＯＨ２０６を、
０．５ｍＭリン酸ナトリウム（ｐＨ６．０）１ｍｌ中に溶解した。

【００９５】 （引張り強度の測定） 乾燥したゲルの端を固定し、次いで全てのサンプルの中心領域を、試験前に３
７℃の生理食塩水緩衝液（ｐＨ６.７）中で約１時間、再水和させた。次いで、
マトリクスを、１００Ｎの負荷セルを取り付けたＩｎｓｔｒｏｎ Ｍｏｄｅｌ
４２０２試験装置（Ｉｎｓｔｒｏｎ，Ｉｎｃ．，Ｃａｎｔｏｎ，Ｍａｓｓａｃｈ
ｕｓｅｔｔｓ）において切断点まで延伸させた。ピーク負荷を記録し、切断点で
のサンプルの測定した断面積を使用して極限応力に変換した。データを、歪み＝
ΔＬ／Ｌ₀を使用して（応力）対（歪み）としてもプロットした。ここで、ΔＬ
は延伸部分であり、そしてＬ₀は元のサンプルの長さである。

【００９６】

【表１】 （実施例３） （ＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６とをベースにする高強度接着剤、ならびにＰＥ
ＴＡ、ＰＥＳＨ−ＰおよびＧＬＹＣ−２０ＨＳから調製された接着剤との比較） （要約） いくつかの型のゲルを、可能性のある縫合糸代替処方物として調べた。ペンタ
−エリトリトール誘導体をベースにするゲルは高い粘着性を示したが、接着強度
は貧弱であった。３アームのスクシンイミジルグリセロール−ＰＥＧをベースに
するゲルは、低い粘着強度を示したが、良好な接着強度を示した。６０％水性（
ｗ／ｖ）ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６（これに種々の繊維状物質（例えば、繊維
状不溶性コラーゲン、ポリグリコリド縫合糸およびガラスウール）が添加された
）をベースにするゲルは、良好な粘着強度および良好な接着強度の両方を示した
。

【００９７】 高強度医療用接着剤は、外科的切開の閉合において縫合糸代替物として関心の
対象である。特に、ＰＥＴＡとＰＥＳＨ−Ｐとから形成されたゲルは、ＣＯＨ１
０２とＣＯＨ２０６との２０％（ｗ／ｖ）溶液から形成された引張り強度より、
約１０倍大きい引張り強度を有することが示されていた。ＰＥＴＡ−ＰＥＳＨ−
Ｐゲルが繊維状または微粒子状のポリマーを補充された場合、なおさらに高い引
張り強度を有するゲルが観察された。

【００９８】 この実験は、ＰＥＴＡ／ＰＥＳＨ−Ｐおよび関連するゲルの接着特性、ならび
に、６０％（ｗ／ｖ）のＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６（これにコラーゲンおよび
他のポリマーが添加される）との処方物の接着特性および引張り特性の両方を記
載する。３アームグリセロールスクシンイミド（ＮＯＦ Ｃｏｒｐ．，Ｊａｐａ
ｎ）および上記の試薬から形成されるゲルの特性もまた記載される。

【００９９】 （材料および方法） ＰＥＴＡ、ＰＥＳＨ−Ｐおよびペンタ−エリトリトールテトラキス（３メルカ
プトアセテート）（ＰＥＳＨ−Ａ）、ポリエチレン、表面活性化１８０μ粒子サ
イズ、およびポリブタジエン、エポキシ官能化、エポキシＥ．Ｗ．２６０は、Ａ
ｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．（Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，Ｗｉｓｃｏｎ
ｓｉｎ）から購入した。ＧＬＹＣ−２０ＨＳ（ポリ−オキシエチレングリセリル
エーテル）スクシンイミジルスクシネート２６００ｍｗ）、ＤＥＰＡ−１０Ｈ（
ポリ−オキシエチレンビス−アミン１０４０ｍｗ）を、ＮＯＦ Ｃｏｒｐｏｒａ
ｔｉｏｎ（Ｊａｐａｎ）から入手した。ＣＯＨ１０２およびＣＯＨ２０６は、Ｓ
ｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ（Ｈｕｎｔｓｖｉｌｌｅ，Ａｌａｂａｍ
ａ）の試薬等級であった。ポリエチレン−コ−アクリレート−スクシンイミデー
ト（ＰＥ−ＡＣ−Ｓ）を、Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙ
（Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，Ｗｉｎｓｃｏｎｓｉｎ）から購入したポリエチレン−コ
−アクリレート（５％アクリレートを伴っておよその分子量４００Ｋ）から合成
した。Ｋｅｎｓｅｙ−Ｎａｓｈ不溶性コラーゲン（Ｓｅｍｅｄ Ｆ）をＫｅｎｓ
ｅｙ−Ｎａｓｈ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｅｘｔｏｎ，Ｐｅｎｎｓｙｌｖａｎ
ｉａ）から購入した。Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｍａｔｒｉｘ，Ｉｎｃ．（Ｆｒａｎｋ
ｌｉｎ Ｌａｋｅｓ，Ｎｅｗ Ｊｅｒｓｅｙ）が不溶性２型コラーゲンを供給し
た。Ｐｒｏｌｅｎｅ ７−０縫合糸はＥｔｈｉｃｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ
により製造された。粗繊維質コラーゲンシートは、Ｐｒｉｏｒ，Ｊ．Ｊ．，Ｗａ
ｌｌａｃｅ，Ｄ．Ｇ．，Ｈａｒｎｅｒ，Ａ．およびＰｏｗｅｒｓ，Ｎ．「Ａ ｓ
ｐｒａｙａｂｌｅ ｈｅｍｏｓｔａｔ ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ ｆｉｂｒｉｌｌ
ａｒ ｃｏｌｌａｇｅｎ，ｂｏｖｉｎｅ ｔｈｒｏｍｂｉｎ，ａｎｄ ａｕｔｏ
ｌｏｇｏｕｓ ｐｌａｓｍａ」，Ａｎｎ．Ｔｈｏｒ．Ｓｕｒｇ．６８，４７９−
４８５（１９９９）に記載されたバースト試験のために使用されたコラーゲンと
同じ粗繊維質ウシ真皮コラーゲンから切り出された。これらコラーゲンシートを
、さらなる研究のための組織モデルとして供した。より小さな繊維コラーゲンを
、Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ａｅｓｔｈｅｔｉｃｓ，Ｉｎｃ．（Ｐａｌｏ Ａｌｔｏ，
Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造された、再沈澱ペプシン消化ウシ真皮コラー
ゲンから調製した。ガラスウールをＶＷＲ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから購入し
た。ポリ−グリコリド縫合糸（被覆なし）（「Ｄｅｘｏｎ Ｓ」）はＤａｖｉｓ
ａｎｄ Ｇｅｃｋ製であった。

【０１００】 引張り強度の測定のためのゲル形成は、上記実施例１に記載されている。バー
スト試験のために、使用した装置はＷａｌｌａｃｅら（前出）に記載されている
。約１ｍｌの総処方物を、粗繊維質コラーゲンシート基体上にスプレーするか、
またはへらによって広げ、硬化させた。この処方物が比較的堅い弾性固相（もは
や粘着性でない）構造（ｔｅｘｔｕｒｅ）に達した後、水圧を印加し、そしてシ
ールを破裂させる圧力をｍｍＨｇとして記録した。

【０１０１】 ＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６との６０％ゲルを以下のように調製した：ＣＯＨ
１０２を６０％（ｖ／ｗ）でＳ−緩衝液（０.５ｍＭリン酸ナトリウム、ｐＨ６.
０）に溶解し、そしてＣＯＨ２０６を６０％で３００ｍＭリン酸ナトリウム（ｐ
Ｈ７.５または８.９）に、あるいは１１７ｍＭリン酸ナトリウム、１８３ｍＭ炭
酸ナトリウム（ｐＨ９.６）（「ＰＣ緩衝液」）に溶解した。いくつかの場合、
ホスフェートとカルボネートとの上記比率は、より速い硬化時間のためにｐＨ９
.４４を与えるよう変化させた。それぞれの場合において使用したｐＨは、所望
のゲル化速度によって決定した。このような基本の処方物に種々の添加剤を加え
た。例えば、Ｋｅｎｓｅｙ−Ｎａｓｈおよびより小さな繊維サイズのコラーゲン
を、１ｍｌの最終ゲルあたり２８ｍｇで加え；ガラスウールを２５ｍｇ／ｍｌで
加え；そしてポリグリコリド縫合糸を４０ｍｇ／ｍｌで加えた。

【０１０２】 （結果および考察） 結果を以下に考察し、下記表２、３、および４に示した。６０Ｎ／ｃｍ²より
大きい引張り強度を「強力」とみなす。５０ｍｍＨｇより大きいバースト強度を
「良好な接着」とみなす。

【０１０３】 ＰＥＴＡとＰＥＳＨ−Ｐとのゲルが良好な引張り強度を示した（実施例１）。
しかし、それらは、バースト試験で、水和した模擬組織（粗繊維質コラーゲンシ
ート）への接着について試験した場合、貧弱な接着（＜５０ｍｍＨｇバースト圧
）を示した。下記表２に示されるように、次いで、この処方物を、水溶性ＧＬＹ
Ｃ−２０ＨＳおよびＤＥＰＡ−１０Ｈ、またはＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６との
対（これらは、水性媒質において単独で、コラーゲンシートに対して良好な接着
を与えた）を含有するよう改変した。これらの物質は良好な引張り強度（手動に
よる評価）を有したが、再びコラーゲンシートに対しては貧弱な接着性を有した
。ＧＬＹＣ−２０ＨＳとＤＥＰＡ−１０Ｈとから形成したゲルもまた、その処方
物中に水が存在しない場合、貧弱な接着性を有した。これらの試薬は水溶性であ
るので、水性緩衝液中に溶解される場合、異なる結果が観察され得る。

【０１０４】 しかし、ＧＬＹＣ−２０ＨＳが質量に基づいて主要な成分である場合、ゲルは
弱いがバースト試験において良好な接着性を示した。これらの特定の組合せの成
分を使用すれば、高い引張り強度または高接着性結合のいずれか（両方ではない
）を達成し得るようであった。

【０１０５】

【表２】 スクシンイミジル誘導体化ポリエチレン（ＰＥ−ＡＣ−Ｓ）が、ＰＥＴＡ−Ｐ
ＥＳＨ−ＰゲルおよびＣＯＨ１０２／２０６ゲルのための有効な引張り強度増強
剤として作用する能力もまた評価した（表３）。この物質は、恐らく、それが延
伸されたフィラメントではなかった（すなわち、アスペクト比が十分には高くな
かった）ので、これらのゲルの引張り強度を増大させなかった。

【０１０６】

【表３】 表４にもＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６＋Ｋｅｎｓｅ−Ｎａｓｈ微小繊維コラー
ゲン（これは、ＣＯＨ１０２／２０６単独の２０％および６０％（ｗ／ｖ）ゲル
に対して増強した引張り強度を示した）の結果をまとめる。さらに、ＣＯＨ１０
２／ＣＯＨ２０６／コラーゲン処方物は、コラーゲンシートに対する良好な接着
性結合を有した。他の添加剤（例えば、皮膚研削物（ｈｉｄｅ ｇｒｉｎｄａｔ
ｅ）およびＰｒｏｌｅｎｅ ７−０縫合糸）もまた、コントロールに対してゲル
強度を増強した。いくつかの充填剤（例えば、小さな繊維コラーゲン、ポリエチ
レン、およびポリブタジエン）は、引張り強度増強特性を示さなかった。最後に
、いくつかの充填剤またはそれらの組合せ（例えば、ガラスウールおよび不溶性
コラーゲン＋ポリ−グリコリド縫合糸）は、シアノアクリレートで見られる引張
り強度（３８５Ｎ／ｃｍ²）を超える引張り強度の顕著な増強を示した（実施例
１）。限られたバースト強度データを集めたが、データは、これらＣＯＨ１０２
／２０６（６０％）処方物のすべてが、コラーゲン表面に対して高度に接着性で
あり、したがって組織に対してもまた接着すると予測されることを確証している
。

【０１０７】 表４に示されたように、Ｐ−ＨＥＭＡヒドロゲルはＳａｎｔｉｎ，Ｍ．ら、「
Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ａｎｄ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ａ
ｎｅｗ ｉｎｔｅｒｐｅｎｅｔｒａｔｅｄ ｐｏｌｙ（２−ｈｙｄｒｏｘｙｅｔ
ｈｙｌｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ）−ｇｅｌａｔｉｎ ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ ｐ
ｏｌｙｍｅｒ」、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ １７，１４５９−１４６７に記載
され；そしてゼラチン−ＰＥＧ−ジ−アクリレートはＮａｋａｙａｍａ，Ｙ．お
よびＭａｔｓｕｄａ，Ｔ．「Ｐｈｏｔｏｃｕｒａｂｌｅ ｓｕｒｇｉｃａｌ ｔ
ｉｓｓｕｅ ａｄｈｅｓｉｖｅ ｇｌｕｅｓ ｃｏｍｐｏｓｅｄ ｏｆ ｐｈｏ
ｔｏｒｅａｃｔｉｖｅ ｇｅｌａｔｉｎ ａｎｄ ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ
ｇｌｙｃｏｌ）ｄｉａｃｒｙｌａｔｅ」、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｂｉｏｍａｔ．
Ｒｅｓ．（Ａｐｐｌ．Ｂｉｏｍａｔｅｒ．）４８，５１１−５２１（１９９９）
に記載される。

【０１０８】

【表４】 図５は、ＣＯＨ１０２／２０６（６０％）＋２８ｍｇ／ｍｌ Ｃｏｌｌａｇｅ
ｎ Ｍａｔｒｉｘコラーゲン＋４０ｍｇ／ｍｌ Ｄｅｘｏｎ Ｓ非被覆ポリグリ
コリド縫合糸（４−０）の切断片の引張り試験を示す。測定した引張り強度は、
７００Ｎ／ｃｍ²より高かった。測定は、サンプルが試験デバイス（下方へ傾斜
）から滑り始めたとき中断した。

【０１０９】 （実施例４） （活性ＰＥＧを含有するコラーゲンシート複合体） （要約） ＣＯＨ１０２およびＣＯＨ２０６は、反応することなく、エタノール中に一緒
に溶解し得る。このエタノール溶液をエバポレートして乾燥すると、反応性ＰＥ
Ｇ粉末が残り得る。ＰＣ緩衝液（ｐＨ９.６）中に入れると、粉末は直ぐにゲル
化する。この知見を、接着性シートを開発するために使用した。コラーゲンスポ
ンジおよびスポンジで被覆した粗繊維質コラーゲンシートに、ＣＯＨ１０２とＣ
ＯＨ２０６とのエタノール溶液を含浸させた。乾燥後、この反応性ＰＥＧシート
は、粗繊維質コラーゲンシートに結合可能であった。１０分後、ｐＨ７で、約３
００ｍｍＨｇのバースト強度が観察された。

【０１１０】 コラーゲンスポンジが結合した（実施例３に記載されたように調製した）粗繊
維質コラーゲン裏打ちからなる接着性シートもまた調製した。スポンジ層に反応
性ＰＥＧ粉末を含浸させた。このようなシートを、ｐＨ９.６緩衝液で湿潤させ
た第２の粗繊維質コラーゲンシート上に置いて乾燥させると、強力な結合が３０
秒ほどで形成された。第２のコラーゲンシートとの接着性シートの結合を、バー
スト試験により測定した。５００ｍｍＨｇまでのバースト強度が観察された。

【０１１１】 （材料および方法） 粗繊維質コラーゲンシートを本明細書に記載のとおりに調製した。再構成微小
繊維コラーゲンのスラリーを頂部に押し出すことによって、このコラーゲンシー
トにコラーゲンスポンジを付着させた。期限切れのＺｙｄｅｒｍ ＩＩコラーゲ
ン（６５ｍｇ／ｍｌタンパク質、Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ａｅｓｔｈｅｔｉｃｓ，Ｉ
ｎｃ．，Ｐａｌｏ Ａｌｔｏ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）を水で希釈して２０ｍｇ
／ｍｌの分散物を達成することによって、再構成コラーゲンスラリーを調製した
。１ｍｌのスラリーあたり、約７ｃｍ²のシートを覆った。コラーゲンスラリー
を粗繊維質コラーゲンシート上に押し出した後、この複合体を冷凍し、次いで凍
結乾燥した。凍結乾燥後、多孔性コラーゲンスポンジは、コラーゲンシートに対
して接着性のままであった。乾燥スポンジに、ＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６との
アルコール溶液を滴下して加えた。ＣＯＨ１０２とＣＯＨ２０６とのアルコール
溶液は、２００ｍｇのＣＯＨ１０２および２００ｍｇのＣＯＨ２０６をそれぞれ
、１.８ｍｌの無水エタノール（分子ふるい上で乾燥させた）に加えることによ
って調製した。エタノール中での両ＰＥＧ化合物の溶解を、緩やかな加温および
攪拌（約４０℃まで）によって達成した。次いでこの２つの溶液を混合した。１
ｍｌのエタノール溶液を使用して約１０ｃｍ²のシートを覆った。次いで、エタ
ノール中のＰＥＧ溶液で湿潤させたスポンジ−コラーゲンシートを、減圧チャン
バー中で短時間乾燥させた。バルク溶媒を飛ばし、シートを数時間凍結乾燥器に
移して、溶媒残留物を除去した。乾燥シートを−２０℃で乾燥アルゴン下で貯蔵
した。

【０１１２】 第２の粗繊維質コラーゲンシートへの結合を試験するため、バースト試験を行
った。コラーゲンの試験シートを、ＰＣ緩衝液（ｐＨ９.６）で湿らせ、サンプ
ルセル中に確保した。追加の緩衝液（０.１〜０.２ｍｌ）をシートに適用した。
次いで、活性ＰＥＧスポンジシート（上記のように調製；１.２×１.２ｃｍ）を
、試験コラーゲンシート上にスポンジ側を下にして置いた（デフェクトのサイズ
（ｓｉｚｅ ｏｆ ｄｅｆｅｃｔ）：２ｍｍ）。この２つのシートを２〜３秒間
手で適所に保持して、活性ＰＥＧシートの良好な接触および水和を確実にした。
次いで、この２つのシートを、水圧が下から印加されるまで放置して室温でイン
キュベートした。シールを破裂するために必要な圧力を記録した。

【０１１３】 （結果） 表５は、活性成分を含まないコントロールシートと比較して、非常に高い結合
強度がｐＨ９.６で達成され得ることを示す。短時間でさえ高結合強度が観察さ
れる。この結合の長期間安定性を定性的に試験した。結合したシートの対をバー
スト試験装置から取り出し、そして１００ｍｌの水（３３℃）中に置いた。結合
は、３０時間後でさえ、なお完全であり、そして明らかに強力であった。

【０１１４】

【表５】 表６は、水和緩衝剤のｐＨを低下させる効果を示す。結合の強度は、ｐＨ二依
存し、そしてはるかに弱い結合がｐＨ７．５において観察された。しかし、より
低いｐＨでの結合強度は、より長い（３〜１０分）結合形成をさせることにより
改善された。これは、特定の適用について受容可能であり得る。

【０１１５】 失敗の形態は、常に明らかというわけではなかった。いくつかの場合において
、試験シートは、試験クランプから、結合を損傷させずに取り除かれた。これら
の結果は報告されていない。試験シートがしっかりクランプされていた場合、そ
れは、活性シートと試験シートとの間に失敗があったようであった。いくつかの
場合においてこの活性シートが持ち上げられ、そして水が穴から噴出した。他の
場合において、水は、試験セルの縁に現れたが、供給源は明かではなかった。

【０１１６】

【表６】 ＊ｐＨ８．９緩衝液は、３００ｍＭリン酸ナトリウムであった；ｐＨ７．５緩
衝液は３００ｍＭリン酸ナトリウムであった。

【０１１７】 （実施例５：活性ＰＥＧを含む接着シートに関するさらなる研究） （まとめ） 接着シートを、ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６、Ｚｙｄｅｒｍコラーゲン、およ
びＫｅｎｓｅｙ−Ｎａｓｈ（Ｓｅｍｅｎ Ｆ）コラーゲンから調製した。そのよ
うなシートは粗繊維性コラーゲンシートに結合される場合、良好なバースト強度
を示した。

【０１１８】 剪断不全結合試験を開発した。この試験において、活性ＰＥＧ接着シートの結
合強度はシアノアクリレート（ＳＵＰＥＲＧＬＵＥ）に匹敵した。この実験は、
移植等級のＫｅｎｓｅｙ−Ｎａｓｈ コラーゲンを含む、生体適合性材料からの
接着シートの調製を記載する。本明細書においてはまた、剪断不全試験における
種々の処方物の比較結果を報告する。

【０１１９】 （材料および方法） 実施例４において記載されるように、粗繊維性コラーゲンシート、再構成コラ
ーゲンならびにＣＯＨ１０２およびＣＯＨ２０６から活性シートを調製した。

【０１２０】 Ｋｅｎｓｅｙ Ｎａｓｈコラーゲンからの活性シートは、以下のように調製し
た：コラーゲン（４ｇ）をＨＣｌでｐＨ２に調整した２００ｍｌの脱イオン水に
加えた。オーバーヘッドインペラーを用いた攪拌を６日間維持した。繊維は膨潤
しそして分散し、ほとんど結合性の塊を形成した。スラリーを９ｃｍ直径の平方
ポリスチレン重量ボートに注いだ（底を覆うために１ボート当たり約１５ｍｌ）
。注がれたスラリーを、３３〜３７℃でインキュベーター中で放置して乾燥させ
た。シートは、重量ボートの表面で形成された。いくつかの場合、そのようなシ
ートをＺｙｄｅｒｍコラーゲンで（水中２０ｍｇ／ｍｌのスラリー）コーティン
グし、凍結し、そして凍結乾燥した。次いで、Ｚｙｄｅｒｍコラーゲンの薄いス
ポンジ様層でコーティングされたそのような乾燥したシート をＣＯＨ１０２お
よびＣＯＨ２０６（各々の成分は１０％ｗ／ｖ濃度であった）で活性化した。こ
れらを、「酸性ＫＮシート」と称した。代替の手順は、Ｚｙｄｅｒｍコラーゲン
シートで一回コーティングされ、そして水中で３時間インキュベートされてｐＨ
９−１０に調整された、乾燥したＳｅｍｅｄＦシート（酸性スラリーから乾燥し
た）を利用した。さらなる水酸化ナトリウムを、必要に応じてｐＨ９−１０で溶
液およびシートを保持するために加えた。このシートを溶液から回収し、そして
３７℃で一晩乾燥した。次いで、このシートを１２ｍｇ／ｍｌでのＺｙｄｅｒｍ
コラーゲンで再コーティングし、凍結し、凍結乾燥し、そして最後に、エタノー
ル中の活性ＰＥＧに浸積して、乾燥した活性サンプルを得、これを「塩基性ＫＮ
シート」と称した。

【０１２１】 活性シートについての剪断不全試験を、図６に示したデバイスを用いて開発し
た。ＰＥＧで活性化したか、または破壊試験のために通常通りに調製したかのい
ずれかである粗繊維性コラーゲンシートを１×３ｃｍのサイズに切断した（「ス
トリップ」と称した）。プラスチックタブまたは接着テープを一方の末端にわた
って固定し、そのストリップの１ｃｍ平方の面積を覆った。このプラスチックタ
ブを皮膚研削ストリップ（ｈｉｄｅ ｇｒｉｎｄａｔｅ ｓｔｒｉｐ）に対して
シアノアクリレートのりを用いて固定した。直径が約２ｍｍの穴を、そのプラス
チックタブまたはそのテープにおいて開けた。コラーゲンシートの１平方ｃｍの
面積にわたって、ｐＨ９．６のＰＣ緩衝液を約４００μｌ配置した。次いで、活
性ＰＥＧ／コラーゲンシートを緩衝液でしめらせた皮膚研削物に配置し、そして
３０秒間軽い圧力に保持した。このようにして、結合した表面は１平方ｃｍであ
った。次いで、フックを各々のストリップの末端の穴を通じて配置し、そして結
合したストリップを適切な支持体にひっかけた。より低いフックには、金属ワッ
シャー（１ワッシャーあたりの平均重量は１．６３ｇ）を加えて結合した表面に
おける剪断力を増分的に増加した。結合した表面を引っ張って離すために必要な
重量を記録した。結合表面の性質および結合処方物における変動を研究した。こ
れには、表面上にコラーゲンスポンジを含むが活性ＰＥＧを含まないコントロー
ルストリップを用いることおよびシアノアクリレートと皮膚研削ストリップを結
合することが包含される。

【０１２２】 １セットのサンプルは、１つの未処置の皮膚研削ストリップの、コラーゲンス
ポンジコーティングされたストリップへの（活性ＰＥＧを含まない）結合を包含
した。別のセットのサンプルを、同じ対のストリップを用いて行ったが、今回は
、ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６混合物と併置させたストリップに加え、そしてゲ
ル化させた。ゲル化混合物は以下のようであった： １０ｍｇ ＣＯＨ１０２および４０μｌ ｐＨ６．０、０．５ｍＭリン酸緩衝
剤 １０ｍｇ ＣＯＨ２０６および４０μｌ ｐＨ８．９、３００ｍＭリン酸緩衝
剤。

【０１２３】 そのような混合物は、約１５秒間でゲル化し、これを、ゲル混合物を１つのス
トリップに加え、その上に第二のストリップをプレスし、そして３０秒待ってゲ
ル化が生じるのに十分な時間放置した。

【０１２４】 シアノアクリレートでのストリップの結合について、試験ストリップは、ＰＣ
緩衝液でまずしめらせた（１平方ｃｍの面積につき２００μｌ）。次いで、シア
ノアクリレートでコーティングした第二のストリップを第一のストリップの上に
プレスした。活性ＰＥＧシートと同じように、緩和な圧力のみを用いて、３０秒
間の結合時間の間並置を維持させた。

【０１２５】 （結果） 酸性ＫＮシートおよび塩基性ＫＮシートを破壊試験に供した：１平方ｃｍの片
をＰＣ緩衝液ですでにしめらせた試験皮膚研削シートの上に配置した。酸性ＫＮ
シートは、非常に低いバースト強度（２ｍｍＨｇおよび４ｍｍＨｇ）を示した。
塩基性ＫＮシートは、コーティングされたコラーゲンシートでも以前に結果に類
似した結果を与えた（３２４ｍｍＨｇ、２８６ｍｍＨｇおよび３１１ｍｍＨｇ）
。

【０１２６】 剪断不全方法を用いていくつかの条件下でコラーゲンシートの結合を比較した
（表７）。ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６により結合するシートについて、非常に
貧弱な結合強度が観察された。活性ＰＥＧシートは、シアノアクリレートで観察
された強度に類似する強度を示した。

【０１２７】

【表７】 ＊最終の結合強度は決定されず；両方の場合において、コラーゲンシートは破壊
されたか、またはフックの固定に失敗し、結合領域もそうではなかった。

【０１２８】 （実施例６：高強度の生体接着剤の合成のための方法） この実施例は、ペンダントＮ−ヒドロキシスクシンイミジル基を含むポリエチ
レングリコール（ＰＥＧ）およびポリカプロラクトン（ＰＣＬ）のコポリマーの
合成を記載する。

【０１２９】 （スキーム１（図７）） 種々の分子量の二官能性ＰＥＧを選択し、そして制御された開環重合によりＰ
ＣＬに結合させて、固定および選択された分子量のＰＣＬに加える（Ｈｅｄｒｉ
ｃｋ ｅｔ ａｌ，Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ １９９８，３１，８６９１
−８７０５）。ＰＣＬにおける末端ＯＨ基をグルタリルスクシンイミジルに変換
した（Ａｂｕｃｈｏｗｓｋｉ ｅｔ ａｌ，Ｃａｎｃｅｒ Ｂｉｏｃｈｅｍ １
９８４，７，１７５−１８０）。リジンエチルエステルを付加して反復ＰＥＧ、
ＰＣＬおよびリジンセグメントを有する直鎖ポリマーを与えた。リジンセグメン
トは、ペンダントカルボキシルエステルを有する。このエステルを加水分解して
遊離カルボキシル基を与える（Ｎａｔｈａｎ ｅｔ ａｌ．Ｍａｃｒｏｍｏｌｅ
ｃｕｌｅｓ １９９２，２５，４４７６−４４８４）。次いで、このカルボキシ
ル基をグルタリルスクシンイミジルに変換する（Ａｂｕｃｈｏｗｓｋｉ）。

【０１３０】 このスキームは、ペンダント反応基（ＮＨＳ）を伴い、分解性の連結（ＰＣＬ
）を有し、水溶性の基（ＰＥＧ）を有する直鎖を生成した。ポリマーの堅さは、
短いＰＥＧエレメントに対して長いＰＣＬエレメントを加えることにより増加さ
せ得る。しかし、ＰＥＧは、水溶性を確保するために十分長くなければならない
。これは、経験的に決定され得る。

【０１３１】 （スキーム２（図８）） ペンダント反応基を有するが、ＰＭＭＡ（ポリメチルメタクリレート）反復セ
グメントを有する類似の直鎖。変動するが選択された分子量の二官能性ＰＥＧを
２−ブロモ−２−メチルプロピオニルＢｒで活性化し、そしてＰＭＭＡの制御さ
れたセグメントを各末端で成長させた。末端は、Ｂｒ基を含有し、これは、標準
的な有機化学方法により−ＯＨ基に変換され得、そしてさらにグルタリルＮＨＳ
へと誘導体化され得、スキーム１におけるようにリジンエチルエステルと反応さ
れ得、そして最後にペンダントカルボキシエチルエステルを加水分解してカルボ
キシレートへと遊離させ、そしてグルタリルＮＨＳへと誘導体化し、そして異な
る物理的特性を有する類似のコポリマーを再び与えた（例えば、ＰＭＭＡは、高
い引張り強度を有することが知られる）。十分なＰＥＧ官能性が水溶性のために
提供され得る。ＰＥＧ−ＰＣＬ−ＰＭＭＡ−ｌｙｓ反復ユニットを構築し、その
結果ＰＣＬが必要な生体分解性結合を提供することが必要であり得る。そのよう
なセグメントの構築は、Ｈｅｄｒｉｃｋに記載されている。

【０１３２】 ポリマーを強化するための別のアプローチは、Ｌｉｕ，ｅｔ ａｌ．，Ｍａｃ
ｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ，２９：５５０８（１９９６）に記載されている。．２
−シナモイルエチルメタクリレート（ＣＥＭ）のようなモノマーを含むＰＭＭＡ
ブロックが合成され得る。以下の構造は例示である：水溶性ブロック（例えば、
ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ））ならびにいくつかのアミノおよ
びカルボキシ含有モノマー（例えば、アミノエチルメタクリレート（ＡＥＭ）お
よびモノ−２−（アクリロイル）エチルスクシネート（ＡＲＳ））、および水溶
性ブロック（例えば、ポリＭＭＡ−コ−ＣＥＭ）を含むジブロックポリメタクリ
レートを合成する。このポリマーを水中または極性媒体中に存在させるとき、Ｍ
ＭＡ ＣＥＭブロックは、水を回避し、そして別個の領域へと会合する。Ｌｉｅ
，ｅｔ ａｌ．に概説されるように、ポリマー中の水溶性ブロックと非水溶性ブ
ロックとの比率を変更して、異なる領域の構造を得ることが可能である。会合し
、水を回避する領域は、ミセル形状（球状）、ロッド様形状またはプレート様形
状を採り得る。なぜなら、ポリマー鎖中に非水溶性ブロックを複数含むからであ
る。ロッド形状のポリＭＭＡ−ＣＥＭブロックについて精確な条件が見出される
場合、適切な波長および強度の光によりこれらのブロックを架橋し得る。次いで
、このロッドを固定し、そして水溶性ポリマーブロック（この場合ポリＨＥＭＡ
−ＡＥＭ−ＡＲＳ）は、そのロッドを取り囲む。次いで、反応性アミノ基を有す
るナノメートルスケールのロッドが得られ得る。そのようなロッドの寸法は、１
−３０ｎｍの直径および数百ｎｍから数千ｎｍの長さであることが期待される。
そのようなロッドはまた、ポリマーゲル網目を強化するように機能するはずであ
る。なぜなら、メチル化コラーゲンは、本願において他に記載されるようなＰＥ
Ｇ網目を強化すると考えられるからである。

【０１３３】 Ｈｅｄｒｉｃｋは、制御されたサイズであるが反応性基を有せず、そして複数
のペンダント反応性基を有する直鎖のＰＥＧ−ＰＣＬ−ＰＭＭＡセグメントを作
製する方法を記載する。Ｎａｔｈａｎは、ＰＥＧとリジンとを結合させて反応性
ペンダント基を有する（が、分解性のエステル結合はなく、そして強度のために
ＰＣＬおよびＰＭＭＡの付加しない）反復ポリマーを与える方法を記載する。Ａ
ｂｕｃｈｏｗｓｋｉは、グルタリルスクシンイミジルＰＥＧを作製するための方
法を与える。ＷＯ９９／１７４１７およびそこで引用される参考文献は、光ラジ
カルプロセスおよびフリーラジカルプロセスにより重合されるべきＰＥＧポリラ
クチド−アクリレートを記載する。これらの材料は、強度のためにＰＭＭＡを付
加することを記載しない。しかも、これらは、共有結合（フリーラジカルにより
駆動されない）のためのペンダントＮＨＳにも他の基にも言及していない。

【０１３４】 （実施例７：ＣＯＨ１０２／２０６／メチル化コラーゲンおよび繊維性充填剤
ガラスウールまたはＶｉｃｒｙｌ） （材料） （ａ．メチル化コラーゲン） メチル化コラーゲンを、Ｍｉｙａｔａ ｅｔ ａｌ，米国特許第 ４，１６４
，５５９号の手順の改変により調製した。０．０２Ｍリン酸ナトリウム、０．１
３Ｍ ＮａＣｌ ｐＨ７．２のウシペプシン化再構成コラーゲンの分散剤（３％
ｗ／ｖ）（ＭｃＰｈｅｒｓｏｎ ｅｔ ａｌ．，Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｒｅｌ．
Ｒｅｓ．５，１１９−１３５，１９８５の方法により調製した）を、室温で、薄
層におけるガラス表面上に押し出し、そして乾燥させた。メタノール性ＨＣｌは
、１０４ｇの無水硫酸ナトリウムおよび１０．７ｍｌの濃ＨＣｌを１３００ｍｌ
の無水メタノールに加えることにより調製し、そして２日間強固にキャップして
放置した。乾燥したコラーゲンを１×５ｃｍのストリップに切断し、そして封入
した容器中にメタノール性ＨＣｌ（２００ｍｌメタノール性ＨＣｌ：１ｇ乾燥コ
ラーゲン）に加えて、そして３日間２０℃で穏やかに振盪した。メタノール性Ｈ
Ｃｌを慎重にデカントして除き、そしてそのコラーゲンを焼成ガラス漏斗上で濾
過して残りのメタノールを除去した。完全なメタノール除去は、減圧下で一晩で
完了させた。メチル化コラーゲンを蒸留水中で再溶解し、そしてｐＨは約４〜６
に調整した。水量を計算して約３１ｍｇ／ｍｌの最終のタンパク質濃度を達成さ
せた。より低いタンパク質濃度で溶解したメチル化コラーゲンのサンプルを、短
い凍結乾燥により再濃縮して水を除去した。溶解したメチル化コラーゲンを完全
に透明な材料であり、繊維もオパール光彩も含まず、粘性ゲル様の粘稠度を有し
た。（コラーゲンの不完全なメチル化に起因して）かすんでいたか不溶性の成分
をなおも含んでいた調製物は、接着処方物において貧弱に振る舞い、過度に多く
膨潤し、そして貧弱な結合強度を示したゲルを生成した。

【０１３５】 （ｂ．充填剤なしの接着剤） ０．５ｍｌの接着剤について、５０ｍｇの乾燥粉末化したＣＯＨ１０２（４ア
ーム化テトラグルタリルスクシンイミジルポリエチレングリコール、１０Ｋ、図
９ａ）および５０ｍｇの乾燥粉末化したＣＯＨ２０６（４アーム化テトラチオー
ルポリエチレングリコール、１０Ｋ；図１０ｂ）を３１ｍｇタンパク質／ｍｌで
４００ｍｇのメチル化コラーゲンと混合した。両方のＰＥＧ成分は、コラーゲン
水溶液中に溶解し、透明な粘性液体を得た。溶液を、スパーテルで組織部位に広
げ、それを重力の下でほとんど流れない。接着剤を硬化するために、２０〜５０
μｌの緩衝液（１３４ｍＭリン酸ナトリウム、１６６ｍＭ炭酸ナトリウム、ｐＨ
８．９；またはＰＣ緩衝剤、ｐＨ９．６のいずれか）を、その表面に加えた。そ
の緩衝液は、そのゲルを希釈しなかったが、ゆっくりと浸出した。３〜５分で、
そのゲルの表面は認知可能に硬化した。

【０１３６】 水和した条件下で結合強度の研究について、ゲルおよび基質は、ベンチ上で２
０分間にわたり硬化させ、次いで、５０ｍＭリン酸ナトリウム、１３０ｍＭ塩化
ナトリウム、ｐＨ６．７、３７℃で２時間以上にわたって浸した。結合強度の試
験は、張力装置において実施した。

【０１３７】 （ｃ．充填剤を有する接着剤） Ｖｉｃｒｙｌは、グリコール酸と乳酸との（９０：１０の）コポリマーであり
、Ｅｔｈｉｃｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｐｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ ９１０
；Ｓｏｍｍｅｒｖｉｌｌｅ，Ｎｅｗ Ｊｅｒｓｅｙ）から移植可能なメッシュと
して販売されている。

【０１３８】 このメチル化コラーゲンに、移植可能なＶｉｃｒｙｌメッシュからほどいた１
９ｍｇの１−２ｃｍ長のＶｉｃｒｙｌ糸を加えた。いくつかの場合において、０
．３ｃｍほどの短さのＶｉｃｒｙｌ繊維もまた使用した。糸および粘性ゲルを混
和させ、次いで、上記のようにＰＥＧ成分を加えた。その組織への適用および硬
化は上記の通りであった。他の充填剤および０．５ｍｌの接着剤へ加えられたそ
れらのそれぞれの量は以下のとおりであった：ガラスウール９ｍｇ；繊維性コラ
ーゲン（Ｓｅｍｅｄ Ｆ ｃｏｌｌａｇｅｎ，Ｋｅｎｓｅｙ−Ｎａｓｈ Ｃｏｒ
ｐｏｒａｔｉｏｎ）８ｍｇ；Ｄｅｘｏｎ Ｓ（ポリグリコリドラクチド縫合糸「
４−０」）、１０片１ｃｍ長；エラスチン繊維（ウシ頸部靱帯、０．２５〜１０
ｍｍ，Ｅｌａｓｔｉｎ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ Ｃｏ．，Ｉｎｃ，Ｏｗｅｎｓｖｉｌ
ｌｅ，ＭＯ）、 ４０ｍｇ；スレンレス鋼繊維（Ｂｅｋａｅｒｔ Ｆｉｂｒｅ
Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｍａｒｉｅｔｔａ，ＧＡ）、１４−２８ｍｇ（繊維
は、水または１Ｎ ＨＣｌで洗浄してポリビニルアルコールコーティングで除去
した）；ポリラクチド／グリコリド（６５；３５、４０−７５，０００分子量、
Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｚｈｅｎｇ，Ｊ．，ａｎｄ Ｈｏ
ｍｓｂｙ，Ｐ．Ｊ．，Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．Ｐｒｏｇｒ．１５，７６３−７６
７（１９９９）の方法によって調製される２−４直径の微粒子、２５ｍｇ）から
調製されるポリラクチド／グリコリド微粒子。

【０１３９】 （ｄ．別の薬剤により置換されるメチル化コラーゲンを有する接着剤） 種々の長鎖分子を試験した（例えば、ヒアルロン酸（ルースターコーム、Ｓｉ
ｇｍａ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．，Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ，Ｍｉｓｓｏｕｒｉ）、
キトサン（Ｓｉｇｍａ）、およびポリリジン（Ｓｉｇｍａ））。ヒアルロン酸に
ついて、式は以下であった：ＣＯＨ１０２、５０ｍｇ，ＣＯＨ２０６、５０ｍｇ
、Ｖｉｃｒｙｌ、１４ｍｇ、および４００μｌのヒアルロン酸、水中の２％（ｗ
／ｖ）、キトサンについて４に合わせたｐＨ；キトサンについて、同じ式で、水
中、ｐＨ４−５中に１％キトサン（ｗ／ｖ）４００μｌを用いた。ポリリジンに
ついて、ＣＯＨ１０２、４０ｍｇ、ＣＯＨ２０６、３０ｍｇは、５０μｌの水中
に一緒に溶解した；ポリリジン臭化水素酸、３３０Ｋ、４０ｍｇを６０μｌの水
中に溶解した；２つの溶液を一緒に混合し、そして７ｍｇのＶｉｃｒｙｌフィブ
リルを添加した。さらに、上記のように調製されたポリラクチド／グリコリド粒
子をメチル化コラーゲンについての代替物として試験し；１６．５ｍｇの粒子を
３００μｌの水中に懸濁し、そして５０ｍｇ ＣＯＨ１０２，５０ｍｇ、ＣＯＨ
２０６、および１４ｍｇ Ｖｉｃｒｙｌと混合させた。全てのゲルを、上記のよ
うにｐＨ９．６緩衝液の重層で硬化させた。

【０１４０】 （ｅ．充填剤なしかつメチル化コラーゲンなしでの接着剤） ＣＯＨ１０２を２０％（ｗ／ｖ）で水中に溶解し；ＣＯＨ２０６で２０％でｐ
Ｈ８．９緩衝液中に溶解した。この２つの溶液を迅速に混合し、そしてその部位
へと押し出した。ゲル化を乾燥中で行った。

【０１４１】 （機械試験） 接着剤処方物の結合強度を、図１０に示される３つの型の組織または組織代替
物に適用した。コラーゲン膜（図１０ａ；ソーセージ包装；Ｔｈｅ Ｓａｕｓａ
ｇｅＭａｋｅｒ，Ｉｎｃ．，Ｂｕｆｆａｌｏ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ）をイソプロピ
ルアルコールおよび水で洗浄して、脂質および塩の不純物を除去し、そして乾燥
した。１−３ｍｍの重複および１ｃｍの幅を有する膜の結合を、そのシートの上
に接着剤を広げることによって行った。接着剤を、ベンチ上で２０分間硬化させ
、次いで３７℃で３０分間から２時間浸し、その後、１００Ｎロードセルを用い
てＩｎｓｔｒｏｎモデル４２０２試験装置（Ｃａｎｔｏｎ，Ｍａｓｓａｃｈｕｓ
ｅｔｔｓ）中で引っ張って離した。ブタ頸動脈（１０ｂ、Ｐｅｌｆｒｅｅｚｅ，
Ｒｏｇｅｒｓ，Ａｒｋａｎｓａｓ）の結合はまた、末端同士の構造中で行った。
切断した頸動脈セグメントを隣接させ（４６ｍｍ直径）、そして接着剤を広げた
；支持縫合糸は適用しなかった。インキュベーションおよび試験は、コラーゲン
膜について記載したものと同じであった。

【０１４２】 牛皮ストリップ（１０ｃ）の結合のために、除毛したウシ皮膚片を、Ｓｐｅａ
ｒ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ，Ｉｎｃ．，Ｑｕａｋｅｒｔｏｗｎ，Ｐｅｎｎｓｙｌｖａ
ｎｉａから購入した。片を２−３ｍｍの厚さでほぼ均一であった。ストリップ０
．４ｃｍの幅を、単一末端レーザーブレードを用いて皮膚研削片（ｈｉｄｅ ｐ
ｉｅｃｅ）から切断した。切断ストリップは末端同士で隣接させ、そして０．２
５ｍｌの「ＣＴ００３」接着剤または数滴のシアノアクリレートを広げることに
よって結合させた。インキュベーションおよび試験は、コラーゲン膜について記
載されたものと同じであった。以下の図８は、コラーゲン膜において試験した場
合、ＣＯＨ１０２／ＣＯＨ２０６／メチル化コラーゲンは、ガラスウール（式ｃ
）を充填したときに、充填していない式ａおよびｂよりも結合強度において優れ
ていたことを示した。事実、結合強度は、市販のシアノアクリレート接着剤（表
９）を用いて得られたものに匹敵した。医療等級のシアノアクリレート（Ｄｅｒ
ｍａｂｏｎｄ）は、コラーゲン膜とでさえより強力な結合を形成した（７回の測
定について５．２±１．９Ｎの力）

【０１４３】

【表８】 ＊コラーゲン膜は破れたが、シーラント結合はなおも無傷であった。

【０１４４】

【表９】 以下の表１０は、異なる充填剤、Ｖｉｃｒｙｌ糸を、ＣＯＨ１０２／２０６／
メチル化コラーゲンへの添加についてのデータを提示する。牛皮または頸動脈の
ような基材を用いると、その基材は破れず、そして結合強度値は、接着結合それ
自体の強度についての代表値であった。代表的に、これらの結合は接着させなか
った。すなわち、接着ゲル自体の引張り強度は、無傷のままであり、そして制限
因子ではなかった。３７℃で生理食塩水中で観察された結合強度はまた、組織基
材の同じセットを結合することについてシアノアクリレートを用いてみられるも
のに匹敵した（表９）。

【０１４５】

【表１０】 ＊牛皮ストリップ、０．５ｃｍの幅、ブタ頸動脈、０．３−０．５ｃｍ直径、コ
ラーゲン膜：ソーセージ包装、０．２ｍｍ厚、１ｃｍ。

【０１４６】 （異なる充填剤の硬化） 表１１は、種々の充填剤材料の結果を提示する。試験は、牛皮ストリップ上で
行い、２時間生理食塩水中で３７℃で浸した。繊維状材料は、球状粒子より有効
であったようであった。充填剤のゲルに対する結合は、強度の改善にとって非常
に重要であった。コラーゲンポリエチレングリコールフィラメントは蝋状であり
、そしてゲルには接着しなかった。従って、それらの高度なアスペクト比にも拘
わらず、それらは有効な充填剤ではなかった。

【０１４７】

【表１１】 （他のポリマー分子でメチル化コラーゲンを置換することの効果） 表１２は、メチル化コラーゲンを含む処方物に匹敵する結合強度を与えた試験
材料はなかったことを示す。

【０１４８】

【表１２】 （架橋結合の効果） 下記の表１３は、他の型の架橋反応からそのゲルを形成した場合、その接着強
度および結合強度は、３７℃でインキュベーション後に牛皮に対して試験したと
きに影響を受けていたことを示す。材料１は、ＣＯＨ２０６および過酸化水素か
ら形成された。これは、隣接するスルフヒドリル基を酸化させて、ジスルフィド
結合にする。ゲルは迅速に形成され、そしてそのゲルは、メチル化コラーゲンお
よびＶｉｃｒｙｌが補充され得るが、しかし、生理食塩水緩衝液中で数時間後、
そのゲルは非常に弱くなる。このＶｉｃｒｙｌ繊維は、容易に引き出される。材
料２は、ＣＯＨ２０６からのスルフヒドリル基と、ＰＥＧ（１０Ｋ、Ｓｈｅａｒ
ｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ；図１１）の４アームビニルスルホン誘導体の二
重結合との反応を利用する。予測される反応であるＭｉｃｈａｅｌ型付加は、チ
オエーテル結合を形成した。そのようなゲルは、適切な引張り強度を有したが、
生理食塩水中のインキュベーション後に牛皮に対して貧弱な接着を有していた。
材料３および４は、ＣＯＨ２０４（４アーム、テトラ官能アミノＰＥＧ、１０Ｋ
、Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ）を含んでいた；アミノ官能基は、
おそらく、ＣＯＨ１０２のスクシンイミジルエステルと反応して、アミド結合を
形成する（図１２）。これらのゲルは、ＣＯＨ１０２およびＣＯＨ２０６から形
成されるゲルに対して性能が匹敵していた。（メチル化コラーゲンの存在下での
適切な反応のために、ＣＯＨ２０４は、試薬の混合の間ｐＨ２−４に滴定しなけ
ればならなかった；硬化緩衝液の添加の際に、そのｐＨは増加し、アミノ基の反
応が可能となる）。スクシンイミジルエステルの存在は、組織基材に対して最高
の接着を達成するため、およびそのゲルの良好な引張り強度のために重要であっ
たようであった。アミンと反応する他の基（例えば、アルデヒド（多重アームＰ
ＥＧと結合体化したアルデヒド）はまた、有効な接着剤形成試薬であると予測さ
れる。

【０１４９】

【表１３】 （水和条件下での結合の持続） 表１４は、ＣＯＨ１０２、ＣＯＨ２０６そしてまたＣＯＨ２０４から形成され
る接着剤が、生理食塩水緩衝液（３７℃）における長期間の浸漬の間、持続する
牛革を使用する結合を形成することを示す。このようなストリンジェントな加水
分解条件は、インビボ環境を模倣する。結合の減衰を加水分解の１００時間を超
えた後で観察した。結合強度の減衰は、カルボキシル−エステルおよびチオ−エ
ステル（図１３）網目結合の加水分解に起因すると考えられた。ＣＯＨ１０２は
、グルタリルスクシニミジルエステルであり；スクシニミジルエステルの末端カ
ルボキシルとの反応後でさえも、グルタリル部分を主要なＰＥＧ鎖に結合してい
るカルボキシルエステルは残っており；この結合およびチオエステル結合は加水
分解し得た。

【０１５０】

【表１４】 （スクシニミジルエステルおよびアミノまたはチオール反応基を有する低分子
量化合物と関連する式） 表１５は、接着する際の低分子量ＰＥＧ誘導体の牛革ストリップ上での結合強
度、ならびにコラーゲンおよびＶｉｃｒｙｌを補充された場合の結合強度を示す
。ＧＬＹＣ−２０ＨＳは、グリセロールコアから形成された３アームド（ａｒｍ
ｅｄ）ＰＥＧの三官能性スクシニミジルスクシネート（２６００モル重量）であ
る（ＮＯＦ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ，Ｊａｐａｎ）。ＣＯＨ２０１は、テトラ
−アミノ（４アームドＰＥＧ，２０００モル重量）（Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐ
ｏｌｙｍｅｒｓ）である。このポリマーは、結合強度に対して小さな効果を有す
るようである、Ｖｉｃｒｙｌ充填であった。以下の比率を使用した：メチル化コ
ラーゲン、５００μｌ（水中２２ｍｇ／ｍｌ、２７０７−３０Ｂ）；ＧＬＹＣ−
２０ＨＳ、４８ｍｇ；ＣＯＨ２０１、６Ｍ ＨＣｌでｐＨ１〜２に滴定した６０
μｌの６０％水溶液；Ｖｉｃｒｙｌ糸、２６ｍｇ。

【０１５１】

【表１５】 （コラーゲンディスク上および頚動脈内のスリット欠損上でのバースト試験） 外科的適用においての使用が意図される粘着性の能力は、しばしば流体の漏れ
を密閉する能力によって測定される。漏れまたは流体の圧力試験の２つの型を使
用した： （ａ．コラーゲンディスク上のバースト試験） 図１５に描かれる装置を使用して、コラーゲンマットを真鍮プラットフォーム
上にマウントし、そして第１の真鍮リングを通すように第２の真鍮リングで確保
した。低いほうの真鍮プラットフォームに穴をあけ、そして水で満たしたライン
に連結した。水を５ｍｌ／ｍｉｎ．でシリンジポンプにより押し流した。シャン
トラインを、圧力計に接続した。試験コラーゲンマットにもまた、穴をあけた（
２ｍｍ直径穴）。接着性の調製物を、穿孔を覆うようにマットに塗った。接着剤
を３分（固いゴムへの硬化をもたらす必要がある場合、それより長く）硬化し得
、次いで水圧を働かせた。その密閉を破裂させるのに必要な圧力を記録した。シ
アノアクリレートの代わりに、コラーゲンマットの小（４×４ｍｍ）片を、低い
ほうの穴をあけられたマットに接着した。

【０１５２】 （ｂ．頚動脈上のスリット欠損） 図１６に、圧力をかけられた頚動脈モデルを図解する。ブタの動脈（Ｐｅｌ
Ｆｒｅｅｚｅ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌｓ，Ｒｏｇｅｒｓ，Ａｒｋａｎｓａｓ）を
、水ラインに連結した。蠕動ポンプにより水を押し流した。ラインの端は、１０
ｐｓｉまでおよびそれより大きい圧力を、ポンプ速度を増加することによってラ
インに賦課し得るように、ラインの端上に配置されたフロー制限を有した。第１
のインタクト動脈を、システム中に配置し、そして漏れなしに所望の圧力に耐え
ることを確実にするため水圧に供した。側枝のない動脈の区画を好ましく；時に
は漏れている枝を、漏れを止めるためクランプで閉めた。約２ｍｍ長のスリット
を、動脈において４つの区画で円周に対して横向きに切った（図１６）。次いで
、切断した動脈を用いて縫合をまねて、その縫合には、支持縫合（ｓｔａｙ ｓ
ｕｔｕｒｅ）を適用した。次いで、切断部位を、それらを密封する試みで、いた
るところで接着した。接着剤を適用する直前に、緩衝液（１３４ｍＭリン酸ナト
リウムおよび１６６ｍＭ炭酸ナトリウム、ｐＨ８．９）を動脈組織に適用した。
接着魂を、ゲルを硬化するためさらに少量のこの緩衝液で洗浄した。８分の硬化
時間後、接着した接合箇所を、水圧に共した。圧力を、１ｐｓｉ増加で増加し、
そしてさらに増加する前に１分間各圧力で保持した。１０秒ごとに１滴より早く
滴る場合、漏れを陽性と記録した。

【０１５３】 表１６は、種々の直径の穴に対するＣＯＨ１０２／２０６／メチル化コラーゲ
ン／Ｖｉｃｒｙｌのバースト強度を示す（８分の硬化時間でのコラーゲン膜に対
する；ｐＨ８．９の緩衝液で硬化した；へらを用いて穴全体に０．５ｍｌサンプ
ルを広げた）。５ｍｍの直径を有する穴は、外科適用において考慮され得る最も
大きな欠陥である。なぜなら、支持縫合を使用して、この最も大きい欠陥を閉じ
、そしてこのような縫合間の最も大きい間隔が、５ｍｍであると見積もられたか
らである。このような大きい穴でさえ、この接着剤は、高血圧患者において予測
される最大値（すなわち、４ｐｓｉ）付近または最大値より大きい圧力を維持し
得た。第３のデータ入力は、ゲルとコラーゲンディスクの界面での良好なゲル硬
化を有することの必要性を強調する。適用前のこの表面に対する硬化緩衝液の添
加は、この短期での結合を改善する。

【０１５４】 （表１６：ＣＯＨ１０２／２０６／メチル化コラーゲン／Ｖｉｃｒｙｌのバー
スト強度）

【０１５５】

【表１６】 表１７は、頸動脈における大きいスリット欠陥（４〜６ｍｍ直径の動脈上に切
り込まれた４×２ｍｍのスリット）の閉鎖についてのデータを示す。ＣＯＨ１０
２／２０６／メチル化コラーゲン／Ｖｉｃｒｙｌ処方は、性能において、シアノ
アクリレートに匹敵する。より低圧で伸びるより細い動脈に対して、より乏しい
結果が観察されることに留意する。

【０１５６】 （表１７：ブタ頸動脈に対するバースト強度試験）

【表１７】 （実施例８） （チオールおよびアクリレートで官能基化されたペンタ−エリトリトールおよ
びトリ−メチロールプロパンの誘導体、＋充填剤（例えば、Ｖｉｃｒｙｌ）） この種類の接着剤を、水で稀釈していない液体試薬（水性緩衝液を添加してい
ない）から調製した。アクリレートの活性化二重結合へのチオール基の付加を含
んだカップリング反応を、図１７に示す。下記表１９は、反応性の対であるＴＰ
ＥＴＡ（トリ−メチロールプロパンエトキシレートトリ−アクリレート（分子量
９１２）、Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．；図１８）およびＴＭＰ
Ｅ−ＳＨ（トリ−メチロール−プロパンエトキシレートトリ−チオール（分子量
１１４０）（図１９）（トリメチロール−プロパンエトキシレート（分子量１１
００）、Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．から合成した））に関する
結合強度のデータを示す。この反応を駆動するために、チオールをチオレートア
ニオンへと変換するために、塩基が必要であった。Ｔ４０３（トリ−アミノ ３
−アームプロピレンオキシド（分子量９７０）（Ｔｅｘａｃｏ Ｃｈｅｍｉｃａ
ｌ Ｃｏ．、図２ｃ）を使用した。形成されたゲルは、十分に強力であり、Ｖｉ
ｃｒｙｌのみを充填剤として添加した。メチル化コラーゲンは添加しなかった（
メチル化コラーゲン（水中に溶解）は、水で稀釈していない液体のＴＰＥＴＡお
よびＴＭＰＥとともに溶液のままでありそうではなかった）。この処方は以下の
通りであった： （表１８） （ＴＰＥＴＡ／ＴＭＰＥ−ＳＨ／Ｔ４０３／Ｖｉｃｒｙｌ）

【０１５７】

【表１８】 ＴＭＰＥ−ＳＨおよびＴ４０３をともに混合し、その後、Ｖｉｃｒｙｌ糸を添
加し、最後に、ＴＰＥＴＡを添加し、そして他の成分と混合した。この混合物を
、上記のように、スパチュラを用いて湿った試験基質上に広げた。この混合物は
、約３分間で粘着性になり、そして５分間で固いゲルであった。この後、試験混
合物を、上記のように２０分後に生理食塩水に浸漬した。ゲル時間は、添加した
Ｔ４０３の量により自由に制御可能であった。

【０１５８】 表１９は、結合が３つすべての組織基質に対して達成されたが、その結合強度
がＣＯＨ１０２／２０６処方物よりも低かったことを示す。結合の失敗は常に接
着剤であった−これらのゲルは、高い引っ張り強さを示したが、組織に対しては
十分に接着しなかった。しかし、特定の臨床適用において、組織に対する強力な
接着は必要ではない。この特徴は、コラーゲン膜に対して特に明らかであった。
この化学的カップリング反応は明らかに、ＣＯＨ１０２を用いる場合（スクシン
イミジルエステルが、原則として、組織上のアミノ基と反応し得る）のような、
組織への共有結合に適切な機構を提供しない。組織タンパク質上の遊離のスルフ
ヒドリル基は、ＴＰＥＴＡのアクリレート基と反応し得るが、このような基は、
タンパク質上で比較的まれである。

【０１５９】

【表１９】 表２０は、ＴＰＥＴＡ／ＴＭＰＥＳＨ処方物を示すが、生理食塩水への浸漬の
後に持続的な結合を示すにもかかわらず、これらは３７℃での生理食塩水への長
時間の浸漬の間、牛革の小片に対して緩やかな結合しか示さない。これは、ＣＯ
Ｈ１０２／２０６ゲル中に存在する結合と比較して、チオ−エーテル結合の相対
安定性に起因していると考えられる。使用した材料のモル比は、０．５９：０．
５２：０．０３１であり、ＴＰＥＴＡ：ＴＭＰＥ−ＳＨ：Ｔ４０３：Ｖｉｃｒｙ
ｌについて１５ｍｇ、ｍｇ／０．３９ｍｌであった。

【０１６０】

【表２０】 （実施例９） （水和化接着材料の引張り強度） 本明細書中に記載される接着処方物は、通常、接着性を欠き−その接着強さは
、制限因子ではないと思われる。以下のデータは、他の接着剤およびヒドロゲル
へのこの接着剤自体の引張り強度を比較する。

【０１６１】 （３７℃の生理食塩水への２時間の浸漬後の引張り強度の測定） この接着剤は、おおよそ円柱状の形状に形成され、そしてポリスチレン秤量ボ
ートの上で室温で約２０分間硬化される。次いで、このサンプルを３７℃で水に
２〜２１／２時間浸漬した。このサンプルを水から除去し、瓶詰めし、そしてシ
アノアクリレート接着剤を用いて、テープをいずれかの端に貼り付けた。次いで
、このサンプルをＩｎｓｔｒｏｎ引張り試験機に取り付け、テープでいずれかの
端をグリップし、そして破損するまで伸ばした。破損した点でのサンプルの断面
積に関して、最終的な引張り強度をＮ／ｃｍ²で示した。いくつかの場合、応力
−ひずみ曲線を、ひずみとしてΔＬ／Ｌ₀を用いて算出した（ここで、ΔＬ＝Ｌ
−Ｌ₀であり、Ｌは時間ｔでのサンプル長さであり、そしてＬ₀は本来のサンプル
の長さである）。シアノアクリレート単独からなるコントロールサンプルを調製
するために、シアノアクリレートを、牛の肝臓上に画線した。約２０分後、この
シアノアクリレートは小片に硬化した。これを肝臓からはがし（これは非常に脆
弱な組織である）、そして残った肝臓の粒子を除去した。このようにして、きれ
いな、比較的均一に硬化したシアノアクリレートポリマー小片を得た。

【０１６２】 表２１に示されるデータは、引張り強度増強剤を含む接着剤が、このような増
強剤なしのヒドロゲルより高い引張り強度を示すことを示す。Ｖｉｃｒｙｌを含
むアクリレートチオールクラスの接着剤（例えば、ＴＰＴ−ＳＨ：トリメチロー
ルプロパントリス（３−メルカプトプロピオネート）、図２０）は、シアノアク
リレート単独より高い引張り強度を有した。引張り強度増強剤なしの処方物は、
約８〜２０Ｎ／ｃｍ²の引張り強度を有した。ＣＯＨ１０２／２０６（２０％）
は、単純なヒドロゲルである。これは、メチル化コラーゲンおよびＶｉｃｒｙｌ
を含む対応する処方物より非常に低い引張り強度を有した。生理食塩水中、３７
℃で２時間浸漬した後に測定を行った。

【０１６３】

【表２１】 （実施例１０：ペンダント反応基を有する直鎖状コポリマー） この実験の目的は、図１に示されるペンダント反応基を有する直鎖状ポリマー
を合成するための手段を見出すことであった。さらなる目的は、ペンダント反応
基だけでなく、ポリマーから形成されたゲルにねばり強さを付与し得るモノマー
サブユニットまたはポリマーブロックもまた直鎖状ポリマー鎖に挿入し得ること
であった。このように、この実験は、上記実施例６の拡張である。

【０１６４】 調製したポリマー全ては、ポリ−アクリレート／メタクリレートファミリーで
あった。Ｓｕｎ，Ｙ−Ｍら「Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ ｐｏｌｙ（２−ｈｙｄｒｏｘ
ｙｅｔｈｙｌ ｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ） ｍｅｍｂｒａｎｅｓ ａｓ ｒａ
ｔｅ−ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ ｂａｒｒｉｅｒｓ ｆｏｒ ｔｒａｎｓｄｅｒ
ｍａｌ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ」，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ １８，５２
７−５３３，１９９７に概説された手順に従って、直鎖状ポリマーを調製した。
この重合化に含まれるモノマーは、ＨＥＭＡ（ヒドロキシ−エチル−メタクリレ
ート）、ＭＭＡ（メチルメタクリレート）、ＡＲＳ（モノ−２（アクリルオキシ
）エチルスクシネート）、およびＡＥＭ（２−アミノ−エチル−メタクリレート
）（図１４）であった。

【０１６５】 カルボキシルおよびアミノ側鎖を有するポリＨＥＭＡを形成するための重合を
、以下の成分：ＨＥＭＡ、１２６０μｌ；ＡＲＳ、２４０μｌ；ＡＥＭ、３４８
ｍｇ；アゾビス−イソブチロ−ニトリル、５４ｍｇ；および乾性エタノール、３
４ｍｌを使用して、７５℃で４時間行なった。沈殿反応を乾性石油エーテルを使
用して行なった。

【０１６６】 力強く撹拌し、乾性エタノール中で、アゾビス−イソブチロ−ニトリルを使用
して、重合を開始した。ＡＥＭ（エタノール中で十分に可溶性でない）を水中で
最初に溶解し（５０％ｗ／ｖ）、溶液をＨＣｌを使用してｐＨ２〜４に調製し、
そして、エタノール中に他の成分の溶液を添加した。全体の反応物を、窒素でフ
ラッシュし、そして、水槽中でねじ込み式キャップビン中で伝導した。ＨＥＭＡ
およびＭＭＡにおける遊離基インヒビターを、反応混合物に添加するすぐ前に、
ａｌｕｍｉｎｕｍ ｏｘｉｄｅ ９０（Ａｃｔｉｖｅ ｎｅｕｔｒａｌ，ａｃｔ
ｉｖｉｔｙ １，７０−２３０ ｍｅｓｈ，ＥＭ Ｓｃｉｅｎｃｅ，Ｇｉｂｂｓ
ｔｏｗｎ，Ｎｅｗ Ｊｅｒｓｅｙ）のカラムを通してこれらの試薬を通過させる
ことによって除去した。７０〜８０℃で４時間後、溶液を冷却し、不溶性ＡＥＭ
および他の微粒子を除去するためにろ過し、そして、ポリマーを１０ｍｌの石油
エーテルを添加することによって沈殿させた。ポリマーはガラスビーカーの表面
に凝析し、そして使用されたエタノール溶液を移した。このポリマーを数日間減
圧下で乾燥した。

【０１６７】 表２２は、ポリマーが見かけ上獲得され、そして、表中の最初の２つのサンプ
ルについて、ＣＯＨ１０２と共に迅速にゲルを形成することを示し、ポリマー鎖
におけるＡＥＭ部分の存在を示唆する。初期のポリマー調製の場合では、ポリマ
ー上のアミノ官能基およびカルボキシル官能基の相対量は、滴定曲線より推測さ
れた。それぞれ２０ＨＥＭＡユニットについて、約１つのＡＥＭサブユニットお
よび２つのＡＲＳサブユニットが、鎖に沿って存在した。図２３を参照のこと。

【０１６８】 ＣＯＨ１０２およびＣＯＨ２０６のみから形成されたヒドロゲルよりもより硬
いポリマーゲルは形成されなかった。ＭＭＡが高いコポリマーは、壊れやすく（
ｃｈａｌｋｙ）、簡単に砕ける。ｐＭＭＡ自身は硬く、水不溶性ポリマーである
ので、ＭＭＡは元来選択された。従って、ペンダント反応基を有するこれらのク
ラスのポリマー鎖は、明らかに本発明の用途に適していない。これらのアクリル
酸／メタクリル酸モノマーの割合のさらなる改変、またはアルリル酸ファミリー
の他のモノマーの導入は、所望の性質を有するポリマーを生じ得、そして、この
ような最適化研究は、本明細書中の教示を用いて簡単に実行し得る。

【０１６９】 （表２２） （合成されたポリアクリル酸／メタクリル酸ポリマーの性質）

【０１７０】

【表２２】 １．ｐＨ ９．６緩衝液におけるポリマーの約５０％（ｗ／ｖ）溶液または分散
（上記記載）を、水中でＣＯＨ１０２の５０％（ｗ／ｖ）溶液と混合した。秒か
ら時間のゲルの形成を、「＋」としてスコアした。 ２．１．０ｍｌ／分流速におけるジメチルホルムアミド溶媒における、ｐＭＭＡ
基準、直列型ＰＬゲル上のＨＰＬＣ、分子ふるいカラムと比較した分子量。

【０１７１】 多数の改変を、その基本的教示から逸脱することなく、上記のシステムに対し
て行ない得る。本発明は、１つ以上の特異的な実施形態を参照して、有意に詳細
に記載されているが、当業者は、この出願において具体的に開示された実施例に
対して変更が行なわれることを理解するが、なおこれらの改変および改善は、上
記の請求の範囲に示されるように、本発明の範囲および趣旨の範囲内である。こ
の明細書中で開示された、全ての出版物、特許、および特許出願は、このような
出版物、特許、または特許出願が参考として本明細書中に援用されるように特異
的におよび個別に示されるように、参考として本明細書中に援用される。

【図面の簡単な説明】

【図１】 図１は、生体分解性結合（「Ｏ」）およびそれに結合する官能基（「Ｒ」）を
有する直鎖および分岐したポリマーの構造を示す。

【図２ａ】 図２ａは、ペンタエリトリトールテトラキス（トリメルカプトプロピオネート
、「ＰＥＳＨ−Ｐ」）の構造を示す。

【図２ｂ】 図２ｂは、ペンタエリトリトールテトラアクリレート（「ＰＥＴＡ」）鋸有象
を示す。

【図２ｃ】 図２ｃは、ＣＯＨ１０２またはアクリレートに結合した、Ｔ４０３の構造を示
す。

【図３】 図３は、ＰＥＳＨ−ＰとＰＥＴＡとの間の結合形成を示す。

【図４ａ】 図４ａは、ＣＯＨ１０２またはアクリレートに結合するポリテトラメチレンオ
キシドジアミンの構造を示す。

【図４ｂ】 図４ｂは、チオール基またはアミノ基に結合するポリプロピレンオキシドジア
クリレートの構造を示す。

【図４ｃ】 図４ｃは、ＣＯＨ１０２またはアクリレートに結合するポリプロピレンオキシ
ドジアミノの構造を示す。

【図５】 図５は、実施例３の結果を示す。

【図６】 図６は、実施例５の剪断不全試験のための装置を示す。

【図７】 図７は、実施例６の合成スキームを示す。

【図８】 図８は、実施例６の合成スキームを示す。

【図９】 図９は、ＣＯＨ１０２（９ａ）およびＣＯＨ２０６（ｂ）の構造を示す。

【図１０】 図１０は、引張り強度を測定するために有用なデバイスの型を示す。

【図１１】 図１１は、ＰＥＧの４アームビニルスルホン誘導体の構造を示す。

【図１２】 図１２は、スクシンイミジル−グルタリル−ＰＥＧおよびアミノＰＥＧからの
アミドおよびカルボキシエステル結合ＰＥＧ結合体の形成を示す。

【図１３】 図１３は、スクシンイミジルＰＥＧおよびチオールＰＥＧからチオエステル結
合ＰＥＧ結合体の形成を示す。

【図１４】 図１４は、ＨＥＭＡ（ヒドロキシエチルメタクリレート）、ＭＭＡ（メチルメ
タクリレート）、モノ−２−（アクリルオキシ）エチルスクシネートおよび２−
アミノエチルメタクリレートの構造を示す。

【図１５】 図１５は、コラーゲン膜のバースト強度を試験するに有用であるデバイスを示
す。

【図１６】 図１６は、修復された動脈スリット欠陥のバースト強度を試験するに有用であ
るデバイス（圧縮される頸動脈モデル）を示す。

【図１７】 図１７は、アクリレートとチオールとの反応からのチオエーテル結合の形成を
示す。

【図１８】 図１８は、ＴＰＥＴＡ（トリメチロールプロパンエトキシレートトリアクリレ
ート）の構造を示す。

【図１９】 図１９は、ＴＭＰＥ−ＳＨ（トリメチロールプロパンエトキシレートトリチオ
ール）の構造を示す。

【図２０】 図２０は、ＴＰＴ−ＳＨ（トリ−メチロールプロパントリス（３−メルカプト
プロピオネート）の構造を示す。

【図２１】 図２１は、グリセロール−ジメタクリレートの構造を示す。

【図２２】 図２２は、ポリヒドロキシエチルメタクリレート−コ−アミノエチルメタクリ
レート−コ−モノ−２−（アクリルオキシ）エチルスクシネートの構造を示す。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ， ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ， ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，Ｃ Ｎ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ， ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，Ｋ Ｒ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ， ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，Ｓ Ｉ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ワラス， ドナルド ジー． アメリカ合衆国 カリフォルニア 94025， メンロ パーク， リングウッド アベ ニュー 290 (72)発明者 チュ， ジョージ エイチ． アメリカ合衆国 カリフォルニア 95014， キュパーティノ， ミラ ビスタ アベ ニュー 10530 (72)発明者 スクローダー， ジャックリーン アン アメリカ合衆国 カリフォルニア 95006， ボウルダー クリーク， ブルーム グ レイド ロード 383 Ｆターム(参考） 4C081 AC02 AC03 AC04 BA13 BA16 BB04 BB08 CA081 CA101 CA172 CA181 CA182 CA202 CA231 CA281 CC05 CC07 CD112 CD122 CD29 CE01 CE03 4J002 AD004 CF183 CH05W CH05X FA043 FD13X GB01 GJ01 GJ02

Claims (20)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 相互侵入ポリマー網目構造を形成するための組成物であって
   、ここで、該組成物は以下： ａ）１つのコアおよびｍ個の官能基Ｘを有する、第１多官能合成ポリマー； ｂ）ｎ個の官能基Ｙを有する多官能架橋剤；および ｃ）引張り強度増強剤； を含み、ここで、ａ）、ｂ）およびｃ）は、一緒に混合される場合、官能基Ｘと
   官能基Ｙの反応から、共有結合Ｚの形成を介して侵入網目構造を形成し；ならび
   に ここで、このように形成された該相互侵入ポリマー網目構造は、同じ条件下で測
   定される場合、シアノアクリレートの引張り強度の少なくとも１０％を有する、
   組成物。
2. 【請求項２】 前記多官能架橋剤が第２の多官能合成ポリマーである、請求
   項１に記載の組成物。
3. 【請求項３】 前記引張り強度増強剤が、９０：１０の割合のポリグリコリ
   ド：ポリ乳酸の、ガラスウール、プラスチック、樹脂および繊維からなる群から
   選択される、請求項１に記載の組成物。
4. 【請求項４】 前記引張り強度増強剤がポリグリコリド繊維またはポリ乳酸
   繊維である、請求項１に記載の組成物。
5. 【請求項５】 ＸおよびＹのいずれかまたは両方が、スルフヒドリル、スク
   シンイミジル、アクリレートおよびアミノからなる群から選択される、請求項１
   に記載の組成物。
6. 【請求項６】 Ｚが、エーテル結合、エステル結合またはジスルフィド結合
   である、請求項１に記載の組成物。
7. 【請求項７】 前記第１の多官能合成ポリマーまたは前記第２の多官能合成
   ポリマーの少なくとも１つが、鎖エキステンダーをさらに含む、請求項２に記載
   の組成物。
8. 【請求項８】 前記鎖エキステンダーが、前記第１の多官能合成ポリマーお
   よび前記２の多官能合成ポリマーの両方のコアよりも、より生分解可能である、
   請求項７に記載の組成物。
9. 【請求項９】 前記鎖エキステンダーが、α−ヒドロキシ酸、ポリ（ラクト
   ン）、ポリ（オルトカーボネート）またはポリ（ホスホエステル）である、請求
   項７に記載の組成物。
10. 【請求項１０】 前記鎖エキステンダーが、前記第１の多官能合成ポリマー
    および前記第２の多官能合成ポリマーの両方のコアよりも、より生分解可能でな
    い、請求項７に記載の組成物。
11. 【請求項１１】 前記鎖エキステンダーが、酵素によって分解可能である、
    請求項７に記載の組成物。
12. 【請求項１２】 剛性ナノ繊維をさらに含む、請求項１に記載の組成物。
13. 【請求項１３】 タンパク質をさらに含む、請求項１に記載の組成物。
14. 【請求項１４】 前記タンパク質がコラーゲンである、請求項１３に記載の
    組成物。
15. 【請求項１５】 前記コラーゲンがメチル化コラーゲンである、請求項１４
    に記載の組成物。
16. 【請求項１６】 抗生物質、増殖因子または止血剤をさらに含む、請求項１
    に記載の組成物。
17. 【請求項１７】 ｍおよびｎがそれぞれ４以上である、請求項１に記載の組
    成物。
18. 【請求項１８】 相互侵入ポリマー網目構造を形成するための組成物であっ
    て、該組成物は以下： ａ）ｎ個の求核基Ｘを有するポリアルキレンオキシド； ｂ）ｎ個の求電子基Ｙを有するポリアルキレンオキシド； ｃ）剛性ナノ繊維；および ｄ）引張り強度増強剤； を含み、ここで、ａ）、ｂ）、ｃ）およびｄ）は、一緒に混合される場合、Ｘと
    Ｙの反応から、共有結合Ｚの形成を介してマトリックスを形成し；および ここで、このように形成された該マトリックスは、シアノアクリレートの引張り
    強度の少なくとも１０％を有する、組成物。
19. 【請求項１９】 前記剛性ナノ繊維がメチル化コラーゲンを含む、請求項１
    ８に記載の組成物。
20. 【請求項２０】 ２つの部分の反応性ポリエチレングリコールパウダーが組
    み込まれたコラーゲンスポンジまたはコラーゲンシートを含む、組織を処置する
    際の使用のための生物適合性のポリマーデバイスであって、ここで、該反応性パ
    ウダーは、複数の求核基を有する第１のポリエチレングリコールおよび複数の求
    電子基を有する第２のポリエチレングリコールをさらに含み、ここで、該ポリエ
    チレングリコールパウダーは高いｐＨの緩衝液と接触するまで未反応のままであ
    る、生物適合性のポリマーデバイス。