JP2007217699A - 生体適合性架橋ポリマー - Google Patents

Abstract

【課題】生体適合性架橋ポリマーを調整する方法を提供する。
【解決手段】生体適合性架橋ポリマー、およびそれらの調製および使用のための方法が開示され、生体適合性架橋ポリマーが、インサイチュで反応および架橋し得る求電子基および求核基を有する水溶性前駆体から形成される。得られた生体適合性架橋ポリマーを生分解性にするか、またはそうしないための方法が提供され、この方法は、分解の速度を制御するための方法である。架橋反応は、器官または組織上でインサイチュで、あるいは身体の外側で実施され得る。このような生体適合性架橋ポリマーおよびそれらの前駆体における適用には、制御された薬物送達、手術後の癒着の防止、脈管移植片のような医療用デバイスのコーティング、創傷包帯剤および外科シーラントが挙げられる。
【選択図】図１

Description

（発明の分野）
本発明は、概して、生体適合性架橋ポリマー、その調製方法、およびその使用に関する。

（発明の背景）
医学の分野において、生体適合性架橋ポリマーを局所疾患の処置のために使用することの効果に対する認識が増してきた。局所疾患は、生きた動物または生きたヒトの身体における局所部位で現れる疾患（例えば、アテローム硬化症、術後癒着、慢性関節リウマチ、癌、および糖尿病）である。生体適合性架橋ポリマーは、このような疾患の薬物処置および外科的処置において用いられ得る。

歴史的に、多数の局所疾患が、薬物の全身的投与により処置されてきた。このアプローチにおいて、薬物は、局所疾患部位での薬物の治療的レベル達成するために、高い全身濃度で（経口投与または注射により）送達され、しばしば有害な副作用を伴う。あるいは、生体適合性架橋ポリマーは、体内の局所部位へ薬物を送達するためのキャリアとして用いられ得、それにより、効力を高める一方で、高濃度の薬物の全身的投与の必要性を減少させる。

局所疾患はまた、外科で処置されてきた。これらの外科的手順の多くは、体内でデバイスを用いる。これらのデバイスは、しばしば、生体適合性架橋ポリマーから形成され得るか、または生体適合性架橋ポリマーでコーティングされる。例えば、外科用密封材は、生体適合性架橋ポリマーから形成されたデバイスであり、組織からの、または組織への液体の移動を減少させるために用いられ得る。外科用密封材については、他の多くの外科的手順と同様に、継続的な治療効果を提供するために、外科手術の後、デバイスを体内に残すことが時折必要である。このような場合、インプラントは時間を経て生分解し、そしてインプラントの有用性が尽きた後にそれを除去する第２の外科的手順の必要性を除くことが所望され得る。インプラントが時間を経て生分解するか否かに関わらず、それはまた、上述のように、体内の局所部位へ薬物を送達するために用いられ得る。

多くの外科的手順は、現在、この手順に伴う罹患を減少する、最小に侵襲的な様式で行われる。最小に侵襲的な外科手術（「ＭＩＳ」）には、腹腔鏡手術、胸腔鏡下手術、関節鏡下手術、管内内視鏡手術、血管内手術、インターベンショナルラジオロジー手術、カテーテルを基にした心臓手術（バルーン血管形成術のような）、および同様の技術が挙げられる。これらの手順は、患者の身体の起こり得る最小の混乱を伴って、身体の内部への機械的なアクセスを可能にする。生体適合性架橋ポリマーは、これらの多くのＭＩＳツールを形成するためか、あるいはＭＩＳツールをコーティングするために有利に用いられ得る。これらのポリマーまた、縫合糸、外科用クリップ、ステープル、密封材、組織コーティング、インプラントおよびドラッグデリバリーシステムを形成するために用いられ得る。

ＭＩＳ適用で共に用いられるポリマーの多くは、所定の適用において用いられる前に、特定の形状に予成形される。しかしながら、このような予成形された物は、他の大きな物と同様に、ＭＩＳ技術により与えられた小さなアクセス部位を通して輸送することが困難であるため、ＭＩＳ手順において限界を有する。加えて、予成形された物の形状は、このような物が用いられそうな標的組織が種々の形状および大きさを有するため、適切であり得ない。これらの限界を克服するために、インサイチュでの治癒可能な、またはゲル化可能な（ｇｅｌａｂｌｅ）生体適合性架橋ポリマー系が調査されている。このような系の前駆体は、通常、本質的に液体である。次いで、これらの液体は標的組織へ輸送され、そして、標的器官または組織に適用される。液体は流れ、そして標的器官の形状に適合する。次いで、適合した液体の形状は、重合反応またはゲル化反応により維持される。このアプローチは、器官の形状への適合、およびＭＩＳ手順を用いて大量の液体を移植する能力を含むいくつかの長所を有する。

ＭＩＳ手順におけるインサイチュでの治癒可能な生体適合性架橋ポリマーの１つの用途は、術後癒着を防止するように組織コーティングを形成することである。例えば、Ｊ．Ｌ．Ｈｉｌｌ−Ｗｅｓｔら，「Ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ Ｐｏｓｔｏｐｅｒａｔｉｖｅ Ａｄｈｅｓｉｏｎｓ ｉｎ ｔｈｅ Ｒａｔ ｂｙ
Ｉｎ Ｓｉｔｕ Ｐｈｏｔｏｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｂｉｏｒｅｓｏｒｂａｂｌｅ Ｈｙｄｒｏｇｅｌ Ｂａｒｒｉｅｒｓ」、Ｏｂｓｔｅｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｇｙｎｅｃｏｌｏｇｙ、８３（１）：５９（１９９４）は、フリーラジカル光重合水溶性モノマーを使用することで、生体適合性架橋ポリマーを形成し、そしてそれにより２つの動物モデルにおいて術後癒着を防止することを記載する。Ｈｕｂｂｅｌｌらの米国特許第５，４１０，０１６号は、フリーラジカル光重合モノマーを使用することで、生体適合性架橋ポリマーを形成し、形成されたポリマーは、次いで、術後癒着の防止のために、組織接着剤、徐放性キャリアとして、および組織コーティングとして用いられることを記載する。

（フリーラジカル重合）
既知の生体適合性架橋ポリマーの多くは、ビニル官能性またはアクリル官能性フリーラジカル重合を用いた。例えば、Ｈｉｌｌ−Ｗｅｓｔの論文は、分子量（「ＭＷ」）８０００のポリエチレングリコール（「ＰＥＧ」）からなり、フリーラジカル光重合が可能な、水溶性のモノマー（乳酸オリゴマーの両端が延長され、そしてさらに両端がアクリル化されている）の使用を記載する。上述のＨｕｂｂｅｌｌの特許は、アセトフェノン誘導体またはエオシンにより開始される、水溶性生体適合性高分子のアクリル官能性フリーラジカル重合の使用を記載する。Ｄｕｎｎの米国特許第４，９３８，７６３号は、ベンゾイルペルオキシドにより開始される、液体プレポリマーのフリーラジカル重合の使用を記載する。

フリーラジカル重合はポリマー合成に有用であるが、いくつかの考察が、生きた動物またはヒトの身体における使用のためのその安定性を制限する。第１に、フリーラジカルを生じる開始剤は、通常、公知かまたは公知でない毒性を有するいくつかの小さな分子を生成する。例えば、最も一般的に用いられる光開始剤の１つ（２，２−ジメトキシ ２−フェニルアセトフェノン）は、開始段階の間に、安息香酸メチルおよび他の小さな化合物を生成する。これらの開始剤フラグメントの安全性は、このような系の使用がヒトまたは動物の使用に及び得る前に確立されなければならない。第２に、フリーラジカルは非常に反応性な種であり、そして、典型的なフリーラジカル重合反応の間に０．０１〜１秒の範囲の半減期を有する。第３に、フリーラジカル重合は、一旦開始するとしばしば制御不可能であり、高い分子量および広い分子量分布を有するポリマーをたびたび生成する。第４に、フリーラジカル重合において用いられる最も一般的な官能基は、ビニル基またはアクリル基であり、そして、これらの組成物により生成されるビニル／アクリルポリマーは体内で分解しない。第５に、フリーラジカル重合モノマーは、しばしば、ビニル基の早過ぎる重合を防止するために、少量のインヒビターを用いて阻害される必要がある。最も一般的に用いられるインヒビターは、フェノール（例えば、ヒドロキノン）である。フェノールは毒性であり、よって限られた量でのみ用いら得、早過ぎる重合および架橋の可能性を増加させる。最後に、フリーラジカル重合はしばしば発熱性であり、そしてそれが生じる熱により、局所的な火傷を起こし得る。

（求電子性−求核性重合）
他の架橋ポリマーは、求電子性官能基または求核性官能基のいずれかを備えたポリマーの求電子性−求核性重合を用いて形成されてきた。例えば、Ｇｒａｓｅｌらの米国特許第５，２９６，５１８号および同第５，１０４，９０９号は、エチレンオキシドが多いプレポリマーからの架橋ポリマーの形成を記載し、そこでは、ポリイソシアネートまたは低分子量ジイソシアネートが、求電子性ポリマーまたは架橋剤（ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｒ）として用いられ、そしてポリオキシエチレンを基にしたポリオール（インサイチュで生じたアミン基を有する）が、求核性の前駆体として用いられる。Ｗｅｉｓｓｌｅｄｅｒらの米国特許第５，５１４，３７９号は、ポリエチレングリコールの誘導体（各々が、多数の求電子性官能基または求核性官能基を有する）を含むポリマー前駆体を用いた、生体適合性架橋ポリマーの形成を記載する。Ｔｕｃｋｅｒの米国特許第５，４２６，１４８号は、アセトアセチル化ポリエーテル前駆体とポリエーテルアミン前駆体との間の求電子性−求核性重合反応に基づいた密封材組成物を記載する。Ｒｈｅｅらの米国特許第５，８７４，５００号および同第５，５２７，８５６号はまた、多数の求電子性官能基または求核性官能基を有するポリマーの求電子性−求核性重合から形成された、生体適合性架橋ポリマーを記載する。

これらの求電子性−求核性重合法は、上述のフリーラジカル重合法と同じ制限は受けないが、それらは、それらがポリマー前駆体を使用することに由来する他の制限を有する。ポリマー前駆体はしばしば高粘度を有し、そして特にゲル化の開始と共に拡散が妨げられるので、混合は、このような反応にとって著しい障害であり得る。従って、架橋構造における不完全性および欠点が生じ得る。

対照的に、少なくとも１つの小分子前駆体（ここで、小分子は、ポリマーではなく、そして代表的に２０００ダルトン未満の分子量を有する分子か、またはポリマーであり、そして１０００ダルトン未満の分子量を有する分子をいう）の使用は、ゲル化の後でさえも、小分子の架橋構造の全体に渡る拡散を可能にし、従って優れた材料を生じ得る。このアプローチは、これまで、アルデヒドのような求電子性末端基を有する小分子に限定されてきた。例えば、Ｃｒｙｏｌｉｆｅ Ｉｎｃ．により市販されたＢｉｏＧｌｕｅは、ポリマー性のアルブミンを基にした求核性ポリマーと反応するための、グルタルアルデヒドを基にした求電子性小分子を用いる。

しかしながら、公知の小分子求電子性アプローチは、いくつかの制限を受ける。例えば、グルタルアルデヒドは毒性化合物として公知であり、そして実際に、組織を殺菌するために用いられ、かつ有意な組織毒性を生じ得る。イソシアネートを基にしたアプローチのためには、インサイチュでの重合が局所的な組織毒性を伴わずに起こるように、他の架橋剤が必要とされる。さらに、先行技術は、これらの網様構造の生分解性の問題に関しては言及していない。多くの適用において、この材料が吸収され、そしてその目的を果たした後、身体から除去されることは重要であるから、このことは重要である。

（視覚化）
上述のように、現代外科の進歩は、最小に侵襲的な外科デバイスを用いた、器官内の最深部へのアクセスを提供する。また上述したように、インサイチュで形成され得る生体適合性架橋ポリマーは、このような外科的手順において有用である。しかしながら、多くのこのような処方物（例えば、フィブリンにかわ）は、無色であり、そして用いられる材料の量は一般に大変少なく、ほんの約０．０５〜１ｍｍの厚さのフィルムを生じる。従って、得られる無色の溶液またはフィルムは、特に、代表的に湿った（ｗｅｔ ａｎｄ ｍｏｉｓｔ）外科的環境において、視覚化することが困難である。腹腔内視鏡手術の条件下において、視覚化は、このような手順において用いられるモニター上で、外科領域の２次元の画像しか得られない事実に起因して、さらにより難しい。

従って、生体適合性架橋ポリマーおよび前駆体における色の使用は、外科手術の環境において、特に最小に侵襲的な外科的手順の下で、その有用性を大いに改善し得る。さらに、色の使用で有用なより良い視界はまた、最小の消耗を伴う材料の効率的な使用を可能にする。

従って、フリーラジカル化学物質を用いることなく形成され得、少なくとも１つの小分子前駆体（最小の組織毒性を有する）から形成し得、生分解性であり得、そして着色され得る、生体適合性架橋ポリマーの必要性が存在する。

（発明の要旨）
従って、本発明の目的は、生体適合性架橋ポリマー、ならびにそれらの調製および使用のための方法（ここで、生分解性架橋ポリマーは、フリーラジカル化学物質を使用することなく形成され、そして少なくとも１つの非毒性な小分子前駆体を使用して形成される）を提供することである。

本発明の別の目的は、このような生体適合性架橋ポリマー、ならびにそれらの調製および使用のため方法（ここで、生体適合性架橋ポリマーは、水性溶液から、好ましくは生理学的な条件下で形成される）を提供することである。
本発明のさらなる別の目的は、このような生体適合性架橋ポリマー、ならびにそれらの調製および使用のための方法（ここで、生体適合性架橋ポリマーはインビボで形成される）を提供することである。

本発明のさらなる別の目的は、このような生体適合性架橋ポリマー、ならびにそれらの調製および使用のための方法（ここで、生体適合性架橋ポリマーは、生分解性である）を提供することである。
本発明の別の目的は、このような生体適合性架橋ポリマー、ならびにそれらの調製および使用のための方法（ここで、生体適合性架橋ポリマー、その前駆体、又はその両方が着色している）を提供することである。
本発明の別の目的は、所望の形態、大きさ、および形状で、組織適合性である生体適合性架橋ポリマーを調製するための方法を提供することである。

本発明の別の目的は、生体適合性架橋ポリマーを用いることで、外科手術の癒着を防ぐバリアとして、移植可能な創傷包帯剤として、組織工学における細胞増殖のための骨格として、または外科手術用の組織接着剤または密封材としての使用のための医学的に有用なデバイスまたはインプラントを形成する方法を提供することである。
本発明の別の目的は、生体適合性架橋ポリマーを用いることで、生物活性な化合物を、局所的、全身的、または標的化したドラッグデリバリーのために、制御された形式で放出し得る医学的に有用なデバイスまたはインプラントを形成する方法を提供することである。
本発明の別の目的は、生分解性生体適合性架橋ポリマーから作製された繊維または微粒子を含む複合生体材料を生成するための方法および組成物を提供することである。

（発明の詳細な説明）
本発明の新規な生体適合性架橋ポリマーは、求電子性官能基および求核性官能基を有する前駆体の反応から生成する。この前駆体は好ましくは水溶性であり、毒性がなくそして生物学的に受容可能である。

好ましくは、少なくとも一つの前駆体は小分子であり、そしてこれを「架橋剤」という。より好ましくは、この架橋剤は水溶液中において少なくとも１ｇ／１００ｍＬの溶解性を有する。好ましくは、その他の前駆体の一つは、ポリマーであり、そしてこれを、「官能性ポリマー」という。
（官能基）
各々の前駆体は、多官能性であり、これは２つ以上の求電子性官能基または求核性官能基を含むことを意味し、その結果、一つの前駆体上の求核性官能基は、別の前駆体上の求電子性官能基と反応し得、共有結合を形成する。前駆体の少なくとも一つは、２つより多い官能基を含み、その結果、求電子性−求核性反応の結果として、これらの前駆体は、結合して架橋ポリマー生成物を形成する。このような反応は、「架橋反応」といわれる。

好ましくは、各々の前駆体は、求核性前駆体および求電子性前駆体の両方が、架橋反応において使用されるかぎり、求核性官能基のみまたは求電子性官能基のみを含む。従って、例えば、架橋剤がアミンのような求核性官能基を有する場合、官能性ポリマーは、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドのような求電子性官能基を有し得る。他方、架橋剤がスルホスクシンイミドのような求電子性官能基を有する場合、官能性ポリマーは、アミンのような求核性官能基を有し得る。従って、タンパク質、ポリ（アリルアミン）、またはアミンを末端とする二官能性かもしくは多官能性ポリ（エチレングリコール）（「ＰＥＧ」）のような官能性ポリマーが使用され得る。

（水溶性コア）
これらの前駆体は、好ましくは生物学的に不活性で、かつ水溶性のコアを有する。このコアが水に可溶であるポリマー領域である場合、使用され得る好ましいポリマーとしては、以下のものが挙げられる：ポリエーテル、例えば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（「ＰＥＧ」）、ポリエチレンオキシド（「ＰＥＯ」）、ポリエチレンオキシド−ｃｏ−ポリプロピレンオキシド（「ＰＰＯ」）、ｃｏ−ポリエチレンオキシドブロックコポリマーまたはランダムコポリマー）、およびポリビニルアルコール（「ＰＶＡ」）；ポリ（ビニルピロリジノン）（「ＰＶＰ」）；ポリ（アミノ酸）；デキストランなど。ポリエーテルおよびより詳しくは、ポリ（オキシアルキレン）またはポリ（エチレンオキシド）またはポリエチレンオキシドが、特に好ましい。このコアが天然の小分子である場合、任意の種々の親水性官能性は、前駆体を水溶性にするために使用され得る。例えば、ヒドロキシル基、アミン基、スルホネート基およびカルボキシレート基のような水溶性の官能基が、前駆体を水溶性にするために使用され得る。さらに、スベリン酸（ｓｕｂａｒｉｃ ａｃｉｄ）のＮ−ヒドロキシスクシンイミド（「ＮＨＳ」）エステルは、水に不溶であるが、スクシンイミド環にスルホネート基を付加することにより、このスベリン酸のＮＨＳエステルは、そのアミン基に対する反応性に影響することなく、水溶性にされ得る。

（生分解性結合）
生体適合性架橋ポリマーが生分解性または吸収可能であることが望ましい場合、官能基の間に存在する生分解性結合を有する１つ以上の前駆体が使用され得る。この生分解性結合はまた、必要に応じて１つ以上の前駆体の水溶性コアとして役立ち得る。あるいは、またはさらに、前駆体の官能基は、それらの間の反応の生成物が生分解性結合を生じるように選ばれ得る。各々のアプローチについて、得られた生分解性生体適合性架橋ポリマーが、所望の期間で分解されるかまたは吸収されるように生分解性結合が選択され得る。好ましくは、生分解性結合は、生理学的条件下で、非毒性生成物に分解するように選択される。

生分解性結合は、化学的または酵素的に加水分解可能かまたは吸収可能であり得る。例示となる化学的に加水分解可能な生分解性結合としては、グリコリド（ｇｌｙｃｏｌｉｄｅ）、ｄｌ−ラクチド（ｌａｃｔｉｄｅ）、ｌ−ラクチド、カプロラクトン、ジオキサノン、および炭酸トリメチレンの、ポリマー、コポリマー、およびオリゴマーが挙げられる。例示となる酵素的に加水分解可能な生分解性結合としては、メタロプロテナーゼ（ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅｓ）およびコラーゲナーゼにより切断可能なペプチド結合が挙げられる。さらなる例示となる生分解性結合としては、ポリ（ヒドロキシ酸）、ポリ（オルトカーボネート）、ポリ（酸無水物）、ポリ（ラクトン）、ポリ（アミノ酸）、ポリ（カーボネート）、およびポリ（ホスホネート）のポリマーおよびコポリマーが挙げられる。
（視覚化剤）
都合の良い場合、生体適合性架橋ポリマーまたは前駆体の溶液（または両方）は、外科的手順の間それらの可視性を改善するために、視覚化剤を含み得る。視覚化剤は、他の理由の中で特にカラーモニターにおける改善された可視性に起因して、ＭＩＳ手順において使用される場合に、特に有用である。

視覚化剤は、医療用の移植可能な医療用装置における使用のために適切な、種々の非毒性着色物質（例えば、ＦＤ＆Ｃ色素３およびＦＤ＆Ｃ色素６、エオシン、メチレンブルー、インドシアニングリーン、または合成的な外科手術用縫合糸に通常見出される着色色素）の任意のものから選択され得る。好ましい色は、緑または青である。なぜならば、血液の存在下、またはピンクまたは白の組織バックグラウンド上で、より良い可視性を有しているからである。赤色は最も好ましくない色である。

この視覚化剤は、架橋剤の溶液、または官能性ポリマーの溶液中のいずれかに存在し得、好ましくは、官能性ポリマー溶液中に存在し得る。この好ましい着色物質は、生体適合性架橋ポリマー中へ組み込まれても良いし組み込まれなくても良い。しかし、好ましくは、この視覚化剤は、架橋剤または官能性ポリマーと反応し得る官能基を有さない。
この視覚化剤は、少量で使用され得、好ましくは１％重量／体積濃度未満、より好ましくは０．０１％重量／体積濃度未満そして最も好ましくは、０．００１％重量／体積濃度未満で、使用され得る。

さらなる視覚化剤が、使用され得る（例えば、蛍光性（例えば、可視光下で緑または黄の蛍光性）化合物（例えば、フルオレセイン、またはエオシン）、Ｘ線画像化装置の下での可視性のためのＸ線造影剤（例えば、ヨー素化化合物）、超音波造影剤、またはＭＲＩ造影剤（例えば、ガドリニウム含有化合物））。
（架橋反応）
架橋反応は、好ましくは生理学的条件下、水溶液中で起こる。より好ましくは、架橋反応は、「インサイチュ」で起こり、これは、これらの反応が、生きた動物の身体または生きたヒトの身体の、器官または組織のような局所的部位で起こるということを意味する。より好ましくは、この架橋反応は、重合熱を放出しない。好ましくは、ゲル化に至る架橋反応は、１０分以内に、より好ましくは２分以内に、より好ましくは１分以内に、そして最も好ましくは３０秒以内に起こる。

アルコールまたはカルボン酸のような特定の官能基は、生理学的条件下（例えば、ｐＨ７．２〜１１．０、３７℃）では、通常、アミンのような他の置換基とは反応しない。しかし、このような官能基は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドのような活性化基を用いることによりより反応性にされ得る。このような官能基を活性化するためのいくつかの方法は、当該分野で公知である。好ましい活性化基としては、カルボニルジイミダゾール、塩化スルホニル、ハロゲン化アリール、スルホスクシンイミジルエステル、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミジルエステル、スクシンイミジルエステル、エポキシド、アルデヒド、マレイミド、イミドエステルなどが挙げられる。Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステル基またはＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミド基は、タンパク質またはアミノ末端ポリエチレングリコール（「ＡＰＥＧ」）のようなアミン官能性ポリマーの架橋のために、最も好ましい基である。

図１〜図５は、好ましい架橋剤および官能性ポリマーの種々の実施形態を図示する。
図１は、分解可能な求電子性架橋剤または官能性ポリマーの可能な配置を図示する。生分解性領域は、

で表され；官能基は、

で表され；そして不活性な水溶性コアは、

で表される。架橋剤については、中心コアは水溶性の小分子であり、官能性ポリマーについては、この中心コアは、天然または合成起源の水溶性ポリマーである。

図１の構造Ａが官能性ポリマーである場合、これは、直鎖状水溶性かつ生分解性官能性ポリマーであり、２つの官能基（例えば、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステルすなわちＮＨＳ、エポキシドまたは類似の反応性基）で末端をキャップされる。この水溶性コアは、ポリアルキレンオキシド、好ましくはポリエチレングリコールブロックコポリマーであり得、少なくとも１つの生分解性結合を用いて、コアと各末端官能基との間で拡張される。この生分解性結合は、単結合またはポリヒドロキシ酸またはポリラクトンのような、吸収可能なポリマーのコポリマーもしくはホモポリマーであり得る。

図１の構造Ｂが、官能性ポリマーである場合、これは、中心に不活性ポリマーを有する、分枝または星形状の生分解性官能性ポリマーである。その不活性かつ水溶性のコアは、オリゴマーの生分解性拡張部で終わっており、今度はこれが、反応性の官能基で終わっている。

図１の構造Ｃおよび構造Ｄが、官能性ポリマーである場合、それらは、多官能性された４本アームの生分解性官能性ポリマーである。このポリマーは、また中心に水溶性コアを有し、これは４本アーム、四官能性ポリエチレングリコール（構造Ｃ）またはＴｅｔｒｏｎｉｃ９０８のようなＰＥＯ−ＰＰＯ−ＰＥＯのブロックコポリマーであり、生分解性ポリマーの小さなオリゴマー拡張部により拡張され、水溶性を維持し、ＣＤＩまたはＮＨＳのような反応性官能性末端基で終わる。

図１の構造Ｅが、官能性ポリマーである場合、これは、多官能性の星型またはグラフト型の生分解性ポリマーである。このポリマーは、コアにポリエチレンオキシド、ポリビニルアルコールまたはポリ（ビニルピロリジノン）のような水溶性のポリマーを有し、このコアは、完全に、または部分的に、生分解性ポリマーで拡張される。この生分解性ポリマーは、反応性末端基で終わる。

図１の構造Ａ〜構造Ｅは、ポリマーコアを有する必要は無く、小分子架橋剤であり得る。その場合、このコアは、エトキシル化グリセロール、イノシトール、トリメチロールプロパンなどのような小分子を含み得、結果として架橋剤を形成する。さらに、図１の構造Ａ〜構造Ｅは、ポリマー生分解性拡張部を有する必要はなく、生分解性拡張部は、スクシネートもしくはグルタレートまたは２つ以上のエステルの組合せ（例えば、グリコレート／２−ヒドロキシブチレートまたはグリコレート／４−ヒドロキシプロリン、など）のような小分子からなり得る。４−ヒドロキシプロリンの二量体または三量体は、分解性を加えるためだけでなく、ヒドロキシプロリン部分の一部である付属の（ｐｅｎｄａｎｔ）一級アミンを介して、求核反応性部位を加えるためにも、使用され得る。

生じた官能性ポリマーが低い組織毒性、水溶性、および求核性官能基との反応性の特性を有している限りは、図１の構造Ａ〜構造Ｅにおけるコア、生分解性結合、および末端求電子性基の他の変形物が、構築され得る。

図２は、求核性で生分解性の水溶性架橋剤、ならびに求電子性官能性ポリマーおよび本明細書に記載される架橋剤との使用のために適切な官能性ポリマーの種々の実施形態を図示する。生分解性領域は、

で表され；官能基は、

で表され；不活性な水溶性コアは、

で表される。架橋剤については、中心コアは水溶性小分子であり、官能性ポリマーについては、中心コアは、天然または合成的起源の水溶性ポリマーである。

図２の構造Ｆが、官能性ポリマーである場合、これは、一級アミンのような反応性官能基で終わる、直鎖状の水溶性生分解性ポリマーである。直鎖状水溶性コアは、ポリアルキレンオキシド、好ましくはポリエチレングリコールブロックコポリマーであり、このコアは、ポリヒドロキシ酸またはポリラクトンのコポリマーまたはホモポリマーである生分解性領域で拡張される。この生分解性ポリマーは、一級アミンで終わる。

図２の構造Ｇが、官能性ポリマーである場合、これは、中心に不活性ポリマーを有する、分枝または星型生分解性ポリマーである。この不活性ポリマーは、反応性官能基で終わる、単一またはオリゴマーの生分解性拡張部で拡張されている。

図２の構造Ｈおよび構造Ｉが、官能性ポリマーである場合、これらは多官能性の４本アームの生分解性ポリマーである。このポリマーは、また中心に水溶性コアを有し、これは４本アーム、四官能性ポリエチレングリコール（構造Ｈ）またはＴｅｔｒｏｎｉｃ９０８のようなＰＥＯ−ＰＰＯ−ＰＥＯのブロックコポリマー（構造Ｉ）のいずれかであり、生分解性ポリマーの小さなオリゴマー拡張部により拡張され、水溶性を維持し、アミンおよびチオールのような官能性末端基で終わる。

図２の構造Ｊが、官能性ポリマーである場合、これは、多官能性の星型またはグラフト型の生分解性ポリマーである。このポリマーは、コアにポリエチレンオキシド、ポリビニルアルコールまたはポリ（ビニルピロリジノン）のような水溶性のポリマーを有し、このコアは、完全に、または部分的に、生分解性ポリマーで拡張される。この生分解性ポリマーは、反応性末端基で終わる。

図２の構造Ｆ〜構造Ｊは、ポリマーコアを有する必要は無く、小分子架橋剤であり得る。その場合、このコアは、エトキシル化グリセロール、イノシトール、トリメチロールプロパンなどのような小分子を含み得、結果として架橋剤を形成する。
生じた官能性ポリマーが低い組織毒性、水溶性、および求電子性官能基との反応性の特性を有している限りは、図２中の構造Ｆから構造Ｊにおける、コア、生分解性結合、および末端求核性基の他の変形物が、構築され得る。

図３は、コアが生分解性である水溶性求電子性架橋剤または官能性ポリマーの構造を図示する。この生分解性領域は、

で表され、そして官能基は、

で表される。この生分解性コアは、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミドエステル（「ＳＮＨＳ」）またはＮ−ヒドロキシエトキシル化スクシンイミドエステル（「ＥＮＨＳ」）のような、これもまた水溶性である反応性の官能基で終わる。

図３の構造Ｋは、ＳＮＨＳまたはＥＮＨＳで終結した二官能性の生分解性ポリマーまたはオリゴマーを表す。このオリゴマーおよびポリマーは、ポリ（乳酸）のようなポリ（ヒドロキシ酸）から作製され得、これは水に不溶性である。しかし、これらのオリゴマーまたはポリマーの末端のカルボン酸基は、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミドエステル（「ＳＮＨＳ」）基またはＮ−ヒドロキシエトキシ化スクシンイミドエステル（「ＥＮＨＳ」）基で活性化され得る。スルホン酸の金属塩（好ましくは、ナトリウム塩）のようなイオン性基、またはスクシンイミド環上のポリエチレンオキシドのような非イオン性基は、水への溶解性を提供し、ＮＨＳエステルは、アミンに対する化学的反応性を提供する。スクシンイミド環上のスルホン酸塩の基（ナトリウム塩）またはエトキシ化された基は、アミン基に対する反応性をそれほど阻害することなく、オリゴマーまたはポリマーを可溶化する。

図３の構造Ｌ〜Ｏは、末端ＳＮＨＳ基または末端ＥＮＨＳ基を有する多分枝構造またはグラフト型構造を表す。このコアは、無水コハク酸または無水グルタル酸のような無水物と反応した糖（キシリトール、エリスリトール）、グリセロール、トリメチロールプロパンのような種々の非毒性ポリヒドロキシ化合物を含み得る。結果として生じる酸基は、次いで、ＳＮＨＳ基またはＥＮＨＳ基を用いて活性化され、水溶性架橋剤または官能性ポリマーを形成する。

図４は、生分解性でない種々の求核官能性ポリマーまたは架橋剤を図解する。この求核性官能基は

によって表される。架橋剤については、中心のコアは水溶性の小分子であり、そして官能基ポリマーについては、中心のコアは、天然または合成起源の水溶性ポリマーである。

図４の構造Ｐが官能性ポリマーの場合、１級アミンおよびチオールのような反応性末端基で終結されるポリエチレングリコールのような水溶性直鎖状ポリマーであり得る。このようなポリマーは、Ｓｉｇｍａ（Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ）およびＳｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ（Ｈｕｎｔｓｖｉｌｌｅ、ＡＬ）から市販されている。他のいくつかの好ましい二官能性ポリマーは、アミン基で終結されたＰｌｕｒｏｎｉｃ Ｆ６８のようなＰＰＯ−ＰＥＯ−ＰＰＯブロックコポリマーである。ＰｌｕｒｏｎｉｃポリマーまたはＴｅｔｒｏｎｉｃポリマーは、通常は終端ヒドロキシル基を有した状態で得られる。このヒドロキシル基は、当該分野で公知の方法によってアミン基に変換される。

図４の構造Ｑ〜Ｔが官能性ポリマーである場合、これらは終端アミン基を有する多官能性のグラフト型または分枝型の水溶性コポリマーで有り得る。
図４の構造Ｐ〜Ｔは、ポリマーのコアを有する必要がなく、そして小分子の架橋剤であり得る。この場合において、このコアは、エトキシ化グリセロール、イノシトール、トリメチロールプロパン、ジリシン（ｄｉｌｙｓｉｎｅ）などのような小さな分子を含み得、結果として架橋剤を形成する。

図４の構造Ｐ〜Ｔにおけるコアおよび末端求核性基の他の改変は、低い組織毒性、水溶性、および求電子性官能基への反応性の特性が維持される限り、利用され得る。

図５は、生分解性でない種々の求電子性官能性ポリマーまたは架橋剤を図解する。この求電子性官能基は、

によって表される。架橋剤については、中心のコアは水溶性の小分子であり、そして官能性ポリマーについては、中心のコアは、天然または合成起源の水溶性ポリマーである。

図５の構造Ｕが官能性ポリマーの場合、ＮＨＳまたはエポキシドのような反応性末端基で終結されたポリエチレングリコールのような水溶性ポリマーであり得る。このようなポリマーは、ＳｉｇｍａおよびＳｈｅａｒｗａｔｅｒ ｐｏｌｙｍｅｒｓから市販されている。他のいくつかの好ましいポリマーは、ＮＨＳ基またはＳＮＨＳ基で終結されたＰｌｕｒｏｎｉｃ Ｆ６８のようなＰＰＯ−ＰＥＯ−ＰＰＯブロックコポリマーである。ＰｌｕｒｏｎｉｃポリマーまたはＴｅｔｒｏｎｉｃポリマーは、通常は終端ヒドロキシル基を有した状態で得られる。このヒドロキシル基は、無水コハク酸と反応することによって酸基に変換される。終結された酸基は、ＤＣＣの存在下でＮ−ヒドロキシスクシンイミドと反応され、ＮＨＳ活性化Ｐｌｕｒｏｎｉｃポリマーを生成する。

図５の構造Ｖ〜Ｙが官能基ポリマーの場合、ＮＨＳのような末端反応性基で活性化された多官能性グラフト型または分枝型のＰＥＯまたはＰＥＯブロックコポリマー（Ｔｅｔｒｏｎｉｃｓ）であり得る。
図５の構造Ｕ〜Ｙは、ポリマーのコアを有する必要がなく、そして小分子の架橋剤であり得る。この場合において、このコアは、エトキシ化グリセロール、イノシトール、トリメチロールプロパン、ジリシンなどのような小分子を含み得、結果として架橋剤を形成する。

図５の構造Ｕ〜Ｙにおけるコアおよび末端求核性基の他の改変は、低い組織毒性、水溶性、および求電子性官能基への反応性の特性が維持される限り、利用され得る。
（図１〜５における構造Ａ〜Ｙの調製）
図１〜５における構造Ａ〜Ｙのように図解されたポリマー性架橋剤および官能性ポリマーは、種々の合成方法を用いて調製され得る。これらの好ましい組成は、表１に記載される。

第１に、図１および２の構造Ａ〜Ｊの生分解性の連結は、コラゲナーゼのような酵素によって認識および切断される特定の二官能性または多官能性合成アミノ酸配列から構成され得、そしてペプチド合成分野における当業者に公知の方法を使用して合成され得る。例えば、図１の構造Ａ〜Ｅは、適切なペプチド配列の構築のための出発物質として、カルボキシル、アミンまたはヒドロキシで終結されたポリエチレングリコールを最初に使用することによって得られ得る。このペプチド配列の末端は、適切なアミノ酸と無水コハク酸とを反応させることによって、カルボン酸に変換される。この生成した酸基は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドとの反応によって、ＮＨＳエステルへと変換される。

図２に記載される官能性ポリマーは、種々の合成方法を使用して調製され得る。好ましい実施形態において、構造Ｆで示されるポリマーは、２−エチルヘキサン酸スズのような適切な触媒の存在下で、Ｐｌｕｒｏｎｉｃ Ｆ ６８のようなジヒドロキシ化合物によって開始される環状ラクトンまたはカーボネートの開環重合によって得られ得る。カプロラクトンのＰｌｕｒｏｎｉｃに対するモル当量比は、水溶性を維持するための低分子量の分子鎖伸長生成物を得るために１０未満に維持される。得られたコポリマーの末端ヒドロキシル基は、当該分野で公知の方法によってアミンまたはチオールに変換される。

好ましい方法において、Ｐｌｕｒｏｎｉｃ−カプロラクトンコポリマーのヒドロキシル基は、トレシルクロリド（ｔｒｅｓｙｌ ｃｈｌｏｒｉｄｅ）を用いて活性化される。次いで、この活性化された基は、リジンと反応され、リジン終結Ｐｌｕｒｏｎｉｃ−カプロラクトンコポリマーを生成する。あるいは、アミンブロックされたリジン誘導体がＰｌｕｒｏｎｉｃ−カプロラクトンコポリマーのヒドロキシル基と反応され、次いで適切な脱ブロック反応を用いてアミン基が再生成される。
図２の構造Ｇ、Ｈ、ＩおよびＪは、オリゴヒドロキシ酸ポリマーで伸長された水溶性のコアを有し、アミン基またはチオール基で終結された、多官能性の分枝型またはグラフト型のコポリマーを表し得る。

例えば、好ましい実施形態において、図２に構造Ｇとして示す官能性ポリマーは、第一スズオクトエートなどの適切な触媒の存在下で、４アームのテトラヒドロキシポリエチレングリコール（分子量１０，０００Ｄａ）のようなテトラヒドロキシ化合物によって開始される、環状ラクトンまたはカーボネートの開環重合によって得られる。環状ラクトンまたはカーボネートの、ＰＥＧに対するモル当量比は、低分子量伸長物を得るため、および水溶性を維持するため（環状ラクトンのポリマーは、一般に、ＰＥＧほど水溶性ではない）に、１０未満に維持される。あるいは、生分解性リンクとしてのヒドロキシ酸が、ペプチド合成の分野において公知のブロック／脱ブロック化学を使用して、ＰＥＧ鎖に付着され得る。得られるコポリマーの末端ヒドロキシ基は、当該分野において公知の様々な反応性基を使用して、活性化される。ＣＤＩ活性化化学および塩化スルホニル活性化化学を、それぞれ図６および図７に示す。

最も好ましい反応性基は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステルであり、いくつかの方法のいずれかにより合成される。好ましい方法においては、第三級アミン（例えば、ピリジンまたはトリエチルアミンあるいはジメチルアミノピリジン（「ＤＭＡＰ」））の存在下でヒドロキシル基を無水コハク酸のような酸無水物と反応させることによって、このヒドロキシル基がカルボン酸基に転換される。無水グルタル酸、無水フタル酸、無水マレイン酸などの他の無水物もまた、使用され得る。得られる末端カルボキシル基は、ジシクロヘキシルカルボジイミド（「ＤＣＣ」）の存在下でＮ−ヒドロキシスクシンイミドと反応されて、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステルを生成する（ＮＨＳ活性化と呼ばれる）。ＮＨＳ活性化および架橋反応スキームを、図８に示す。最も好ましいＮ−ヒドロキシスクシンイミドエステルを、図９に示す。

好ましい実施形態において、構造Ｈとして示すポリマーは、２−エチルヘキサン酸第一スズのような触媒の存在下で、四官能性ポリエチレングリコール（分子量２０００Ｄａ）のようなテトラヒドロキシ化合物により開始される、グリコリドまたはトリメチレンカーボネートの開環重合によって、得られる。グリコリドのＰＥＧに対するモル当量比は、低分子量伸長物を得るために、２〜１０に維持される。得られるコポリマーの末端ヒドロキシ基は、先に記載したように、リジンの反応によって、アミン基に転換される。類似の実施形態が、適切な対応するポリオールから出発して、構造Ｆ、Ｇ、ＩおよびＪを得るための、類似の鎖伸長合成ストラテジーを使用して、得られ得る。

図３の構造Ｋ、Ｌ、Ｍ、Ｎ、およびＯは、様々な合成方法を使用して作製される。好ましい実施形態において、図３の構造Ｌに示すポリマーは、２−エチルヘキサン酸第一スズのような触媒の存在下での、グリセロールのようなトリヒドロキシ化合物による、環状ラクトンの開環重合によって得られる。環状ラクトンのグリセロールに対するモル当量比は２未満に維持され、その結果、低分子量のオリゴマーのみが得られる。低分子量のオリゴマーエステルは、水に不溶である。得られるコポリマーの末端ヒドロキシ基は、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド基を使用して、活性化される。これは、第三級アミンの存在下で無水コハク酸などの酸無水物と反応させることにより、ヒドロキシ基をカルボン酸基に転換することによって、達成される。得られる末端カルボキシル基は、ジシクロヘキシルカルボジイミド（「ＤＣＣ」）の存在下でＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミドまたはＮ−ヒドロキシエトキシ化スクシンイミドと反応されて、スルホネート化またはエトキシ化されたＮＨＳエステルを生成する。このスクシンイミド環上のスルホネートまたはＰＥＯ鎖は、このオリゴエステルに水溶性を与える。

上述の方法は、一般に、１０００未満の分子量を有する低分子量の多分枝オリゴエステルのみを可溶化するために、適用される。この方法の別の改変においては、様々な非毒性ポリヒドロキシ化合物（好ましくは、エリトリトール、キシリトールのような糖）が、第三級アミンの存在下で無水コハク酸と反応される。スクシネート化エリトリトールの末端カルボキシル基は、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミドを用いてエステル化される（図９）。類似の実施形態が、適切な出発材料で出発することによる、構造Ｋ、およびＭ〜Ｏを得るための類似の合成ストラテジーを使用して、得られ得る。

構造Ｐ〜Ｒは、適切な出発材料（例えば、直鎖状（Ｐ）または２−もしくは３−アームの分枝状（Ｑ、Ｒ）の、ヒドロキシ末端基を有するＰＥＧを、ＰＥＧオリゴマーのアームがアミン末端基でキャップされるように、上述のようにリジンと反応させることによって、合成され得る。構造Ｓは、ＰＥＧ、グリセロールおよびジイソシアネートから、多段階反応を使用して合成され得る。第一段階において、ＰＥＧジオールが過剰のジイソシアネート（例えば、４，４’ジフェニルメタンジイソシアネート（「ＭＤＩ」）、メチレン−ビス（４−シクロヘキシルイソシアネート）（「ＨＭＤＩ」）またはヘキサメチレンジイソシアネート（「ＨＤＩ」））と反応される。精製後、得られるＰＥＧジイソシアネートを過剰のグリセロールまたはトリメチロールプロパンあるいは他のトリオールに滴下し、そして完全に反応させる。精製した生成物（ジオール末端基を有する）を再度過剰のジイソシアネートと反応させ、そして精製し、ＰＥＧ−テトラ−イソシアネートを得る。この四官能性ＰＥＧは、実質的に、過剰のＰＥＧジオールと反応し得、ＰＥＧジオールオリゴマーから合成される４アームＰＥＧを得る。最終段階において、リジン末端基を、上述のように組み込む。

構造Ｔは、以下のように合成され得る。第一に、ＰＥＧ−モノアクリレートおよびいくつかの他のアクリレートまたはアクリレートの組み合わせのランダムコポリマーを、最終ポリアクリレートが水溶性となるように、合成する。他のアクリレートとしては、２−ヒドロキシエチルアクリレート、アクリル酸、およびアクリルアミドが挙げられるが、これらに限定されない。条件は、所望のように分子量を制御するために、変化され得る。最終段階において、所望の程度のアミノ化を達成するに適切な量を使用して、アクリレートを上述のようにリジンと反応させる。

構造Ｕ〜Ｙを合成する１つの方法は、ジシクロヘキシルカルボジイミドの、カルボキシル化末端基へのカップリングを使用することである。構造Ｕ〜Ｗについては、適切なＰＥＧ−ジオール、−トリオールまたは−テトラ−ヒドロキシ出発材料を、全ての末端基が効果的にカルボキシル化されるように、過剰の無水コハク酸または無水グルタル酸と反応させ得る。構造ＸおよびＹは、最終工程においてリジンでの末端キャップの代わりに、無水コハク酸または無水グルタル酸での末端キャップを実施することを除いて、構造ＳおよびＴにおいて使用した様式と類似の様式で、作製され得る。

（生体適合性ポリマーの調製）
いくつかの生体適合性架橋ポリマーが、図１〜５に記載の架橋剤および官能性ポリマーを使用して、生成され得る。このような生体適合性架橋ポリマーの生成に適切な、このようなポリマーの好ましい組み合わせは、表１および２に記載される。表２において、架橋剤の官能基は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステルであり、そして官能性ポリマーの官能基は、第一級アミンである。

架橋のための反応条件は、官能基の性質に依存する。好ましい反応は、ｐＨ５〜１２の緩衝化水溶液中で実施される。好ましい緩衝液は、ホウ酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ１０）およびトリエタノールアミン緩衝液（ｐＨ７）である。いくつかの実施形態においては、エタノールまたはイソプロパノールのような有機溶媒が添加されて、反応速度を増加させ得るか、または与えられる処方物の粘度を調節し得る。
上述の合成架橋ゲルは、生分解性領域の加水分解に起因して、分解する。合成ペプチド配列を含むゲルの分解は、特異的な酵素およびその濃度に依存する。いくつかの場合においては、特異的な酵素が架橋反応の間に添加されて、分解プロセスを加速し得る。

架橋剤および官能性ポリマーが合成物である場合（例えば、これらがポリアルキレンオキシドに基づく場合）には、モル当量の反応物を使用することが所望され、そしていくつかの場合には必須である。いくつかの場合においては、モル過剰の架橋剤が添加されて、官能基の加水分解に起因する反応のような副反応を相補し得る。

架橋剤および架橋性ポリマーを選択する際に、得られる生体適合性架橋ポリマーが生分解性であることが所望される場合には、少なくとも１つのポリマーが、１分子あたり２つ以上の官能基、および少なくとも１つの分解性領域を有さなければならない。例えば、図１の構造Ａに示す二官能性架橋剤は、図２の構造Ｆまたは図４の構造Ｐに示す二官能性ポリマーと架橋網目構造を形成し得ない。一般に、各生体適合性架橋ポリマー前駆体が、２つより多い、より好ましくは４つの官能基を有することが、好ましい。

好ましい求電子性基は、ＮＨＳ、ＳＮＨＳおよびＥＮＨＳである（図９）。好ましい求核性基は、第一級アミンである。ＮＨＳ−アミン反応の利点は、反応速度論が迅速なゲル化（通常は１０分以内、より通常には１分以内、そして最も通常には１０秒以内）をもたらすことである。この迅速なゲル化は、生存組織におけるインサイチュの反応において好ましい。

ＮＨＳ−アミン架橋反応は、副生成物としてＮ−ヒドロキシスクシンイミドの形成をもたらす。Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドのスルホネート化形態またはエトキシ化形態は、これらの水中での増加した可溶性および従ってこれらの身体からの迅速なクリアランスのために、好ましい。スクシンイミド環上のスルホン酸塩は、ＮＨＳ基と第一級アミンとの反応性を変化させない。

ＮＨＳ−アミン架橋反応は、水溶液中で緩衝液の存在下で実施され得る。好ましい緩衝液は、リン酸緩衝液（ｐＨ５．０〜７．５）、トリエタノールアミン緩衝液（ｐＨ７．５〜９．０）およびホウ酸緩衝液（ｐＨ９．０〜１２）ならびに重炭酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ９．０〜１０．０）である。
ＮＨＳベースの架橋剤および官能性ポリマーの水溶液は、好ましくは、ＮＨＳ基と水との反応に起因して、架橋反応の直前に作製される。より長い「ポットライフ」は、これらの溶液をより低いｐＨ（ｐＨ４〜５）に維持することにより、得られ得る。

得られる生体適合性架橋ポリマーの架橋密度は、架橋剤および官能性ポリマーの全分子の重量、ならびに１分子あたりの利用可能な官能基の数によって、制御される。架橋間のより低い分子量（例えば、６００Ｄａなど）は、より高い分子量（例えば、１０，０００Ｄａなど）と比較して、より高い架橋密度を与える。弾性ゲルを得るためには、より高い分子量の官能性ポリマーが好ましく、好ましくは３０００Ｄａより大きい。

架橋密度はまた、架橋剤および官能性ポリマーの溶液の全体の％固体によって、制御され得る。％固体の増加は、求電子性基が加水分解による不活化の前に求核性基と結合する可能性を増加させる。架橋密度を制御するなお別の方法は、求電子性基に対する求核性基の化学量論を調節することによる。１：１の比は、最も高い架橋密度をもたらす。

（生分解性ポリマーの調製）
図１および３に記載する生分解性架橋剤は、タンパク質（アルブミン、他の血清タンパク質、または血清濃縮物）と反応して、架橋ポリマー網目構造を生成し得る。簡単に言えば、図１および図３に記載の架橋剤の水溶液（５０〜３００ｍｇ／ｍｌの濃度）が、アルブミンの濃縮溶液（６００ｍｇ／ｍｌ）と混合されて、架橋ヒドロゲルを生成する。この反応は、架橋工程の間に緩衝剤（例えば、ホウ酸緩衝液またはトリエタノールアミン）が添加される場合に、加速され得る。

得られる架橋ヒドロゲルは、半合成ヒドロゲルであり、これの分解は、架橋剤における分解性セグメント、ならびに酵素によるアルブミンの分解に依存する。いかなる分解酵素も存在しない場合には、この架橋ポリマーは、生分解性セグメントの加水分解によって、ゆっくりと分解する。ポリグリコレートを生分解性セグメントとして使用する場合には、この架橋ポリマーは、その網目構造の架橋密度に依存して、１〜３０日で分解する。同様に、ポリカプロラクトンベースの架橋網目構造は、１〜８箇月で分解する。分解時間は、一般に、以下の順で、使用される分解性セグメントの種類に依存する：ポリグリコレート＜ポリラクテート＜ポリトリメチレンカーボネート＜ポリカプロラクトン。従って、適切な分解性セグメントを使用して、所望の分解プロフィール（数日〜数ヶ月）を有するヒドロゲルを構築することが可能である。

オリゴヒドロキシ酸ブロックのような生分解性ブロックにより生じる疎水性、またはＰｌｕｒｏｎｉｃもしくはＴｅｔｒｏｎｉｃポリマーにおけるＰＰＯブロックの疎水性は、小さな有機薬物分子を溶解する際に役立つ。生分解性ブロックまたは疎水性ブロックの組み込みにより影響を受ける他の特性は、吸水性、機械特性および熱感受性である。

（生体適合性ポリマーを使用する方法）
上記の生体適合性架橋ポリマーおよびこれらの前駆体は、様々な用途（例えば、組織接着剤の成分、組織封止剤、薬物送達ビヒクル、創傷被覆剤、手術後癒着の予防におけるバリヤ、およびその他）において使用され得る。これらおよび他の適切な用途は、ＳｃｈｌａｇおよびＲｅｄｌ、Ｏｐｅｒａｔｉｖｅ Ｓｕｒｇｅｒｙ、第１〜７巻（１９８６）の「Ｆｉｂｒｉｎ Ｓｅａｌａｎｔ」（これを、本明細書中に参考として援用する）に批評される。

（インサイチュ形成）
多くの用途において、本発明の生体適合性架橋ポリマーは、典型的に、身体内の手術部位において「インサイチュ」で形成される。フィブリン接着剤または封止剤用途のような他の接着剤または封止剤系のために開発された、「インサイチュ」ゲル化を実施するための様々な方法論およびデバイスが、本発明の生体適合性架橋ポリマーとともに使用され得る。従って、１実施形態においては、新たに調製した架橋剤（例えば、リン酸緩衝化生理食塩水（「ＰＢＳ」）中ｐＨ５〜７．２で、グリセロールコアから合成した、ＳＮＨＳ末端オリゴラクチド）および官能性ポリマー（例えば、ホウ酸ナトリウム中ｐＨ１０でのアルブミンまたはアミン末端四官能性ポリエチレングリコール）の水溶液が、二重バレルシリンジ（各溶液に対して１つのシリンジ）を使用して、組織に塗布されて混合される。これら２つの溶液は、同時にまたは連続的に塗布され得る。いくつかの実施形態においては、組織を「プライミング」して生体適合性架橋ポリマーの組織に対する改善された接着性を得るために、前駆体溶液を連続的に塗布することが好ましい。組織がプライミングされる場合には、架橋剤前駆体が、好ましくはこの組織に最初に塗布され、続いて官能性ポリマー溶液が塗布される。

前駆体溶液を塗布するために、米国特許第４，８７４，３６８号；同第４，６３１，０５５号；同第４，７３５，６１６号；同第４，３５９，０４９号；同第４，９７８，３３６号；同第５，１１６，３１５号；同第４，９０２，２８１号；同第４，９３２，９４２号；国際特許出願公開第ＷＯ９１／０９６４１号；およびＲ．Ａ．Ｔａｎｇｅ、Ｏｐｅｒａｔｉｖｅ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ：Ｏｔｏｌａｒｙｎｇｏｌｏｇｙ、第１巻（１９８６）の「Ｆｉｂｒｉｎ Ｓｅａｌａｎｔ」（これらの開示を本明細書中に参考として援用する）に記載されるもののような、特別のデバイスが使用され得る。

（薬物送達）
本架橋剤、官能性ポリマーおよびこれらの反応生成物、架橋材料は、局所的薬物治療のために、有利に使用され得る。架橋ポリマーまたはゲルから添加および送達され得る、生物学的に活性な薬剤または薬物化合物としては、以下：タンパク質、グリコサミノグリカン、炭水化物、核酸、生物学的に活性な無機化合物および有機化合物が挙げられ、ここで特定の生物学的に活性な薬剤としては、以下が挙げられるが、それらに限定されない：酵素、抗生物質、抗腫瘍性薬剤、局所麻酔薬、ホルモン、脈管形成薬剤、抗脈管形成薬剤、増殖因子、抗体、神経伝達物質、精神活性薬物、抗癌薬物、化学治療薬物、生殖器官に影響を与える薬物、遺伝子、およびオリゴヌクレオチド。

このような架橋組成物を調製するために、上述の生物活性化合物が、水溶液を作製する前、または官能性ポリマーの無菌製造の間に、架橋ポリマーと混合される。次いで、この混合物が架橋剤と混合されて、生物学的に活性な物質がトラップされる架橋材料を生成する。Ｐｌｕｒｏｎｉｃ、ＴｅｔｒｏｎｉｃｓまたはＴｗｅｅｎTM界面活性剤のような不活性ポリマーから作製される、官能性ポリマーが、小分子疎水性薬物を放出する際に好ましい。

好ましい実施形態において、活性剤（単数または複数）は、架橋剤および架橋可能なポリマーを反応させて架橋されたポリマー網目構造またはゲルを得る場合、分離相に存在する。この相分離は、ＮＨＳエステルとアミン基との間の反応のような化学架橋反応における生物活性物質の関与を妨げる。この分離相はまた、架橋された物質またはゲルからの活性剤の放出速度（ｒｅｌｅａｓｅ ｋｉｎｅｔｉｃｓ）を変調するのに役立つ。ここで、「分離相」は、油（水中油型エマルジョン）、生分解性ビヒクルなどであり得る。その中に、活性剤が存在し得る生分解性ビヒクルとしては、カプセル化ビヒクル（例えば、微粒子（ｍｉｃｒｏｐａｒｔｉｃｌｅ）、マイクロスフィア（ｍｉｃｒｏｓｐｈｅｒｅ）、マイクロビーズ、マイクロペレットなど）が挙げられ、ここで、この活性剤は、ポリ（酸無水物）、ポリ（ヒドロキシ酸）、ポリ（ラクトン）、ポリ（炭酸トリメチレン）、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（グリコール酸）−コ−ポリ（グリコール酸）、ポリ（オルトカーボネート）、ポリ（カプロラクトン）、フィブリングリューまたはフィブリンシーラントのような架橋された生分解可能なヒドロゲル網目構造、シクロデキストリンのようなケージ分子およびトラップ分子、モレキュラーシーブなどのポリマーおよびコポリマーのような生物腐食可能なポリマーまたは生分解性ポリマー中にカプセル化される。ポリ（ラクトン）およびポリ（ヒドロキシ酸）のポリマーおよびコポリマーから作製された細粒は、生分解性のカプセル化ビヒクルとして特に好ましい。

薬物送達ビヒクルとして本明細書中に記載される架橋される物質を使用する際に、活性剤またはカプセル化された活性剤は、溶液または懸濁された状態で、架橋剤成分または官能性ポリマー溶液成分に存在し得る。求核成分は、それが架橋剤または官能性ポリマー中にあろうとなかろうと、反応性基の欠如のために好ましいビヒクルである。生物活性剤を有し、カプセル化するビヒクルを有すかまたは有さない官能性ポリマーを、相当量の架橋剤および水性緩衝液と共に宿主へ投与する。架橋剤と官能性ポリマー溶液との間の化学反応は、容易に起こり、架橋ゲルを形成し、そして宿主への活性剤の放出のための補給処として作用する。薬物送達のこのような方法は、活性剤の全身投与および局所投与の両方における用途を見い出す。

上述の薬物送達のための架橋された成分を使用する際に、宿主に導入される、架橋可能なポリマーの量、架橋剤の量および投薬剤の量は、必然的に、特定の薬物および処置される状態に依存する。投与は、注射器、カニューレ（ｃａｎｕｌａ）、トロカール、カテーテルなどのような任意の便利な手段によってであり得る。

薬物送達の制御される速度もまた、本発明のシステムを用いて、架橋されたヒドロゲル網目構造への生物活性分子の分解性共有結合吸着によって得られ得る。共有結合吸着の性質は、数時間から数週間またはそれより長い期間まで放出速度の制御を可能にするように制御され得る。所定の加水分解時間を有する、連結から作製される複合体を使用することにより、制御された放出プロフィールが、より長い持続期間延ばされ得る。

（複合体生体物質）
本発明の生体適合性架橋ポリマーは、軟質ファイバーまたは硬質ファイバー、ファイバーメッシュ、ファイバークロスなどを用いて必要に応じて強化され得る。ファイバーの挿入は、軟質性（ｆｌｅｘｉｂｉｌｉｔｙ）、強度、および引裂き（ｔｅａｒ）耐性のような機械的性質を改善する。移植可能な医用適用において、酸化型セルロースあるいはポリ乳酸またはポリグリコール酸のようなポリ（ヒドロキシ酸）ポリマーから作製される生分解性ファイバー、クロスまたはシートが、好ましい。このような強化された構造は、当該分野で公知の任意の簡便なプロトコルを用いて産生され得る。

好ましい方法において、官能性ポリマーの水溶液および架橋剤の水溶液を、適切な緩衝液において混合し、そして一部をファイバークロスまたはＩｎｔｅｒｃｅｅｄ（Ｅｔｈｉｃｏｎ Ｉｎｃ．，Ｎｅｗ Ｂｒｕｎｓｗｉｃｋ，ＮＪ）のようなネットへ添加する。この液体混合物は、クロスの間隙へ流入し、架橋されて複合体ヒドロゲルを産生する。ファイバーまたはファイバーメッシュが、架橋されたヒドロゲル物質の中に完全に埋められることを確実にすることに注意する。この複合体構造は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドのような副生成物を除去するために洗浄され得る。使用するファイバーは、好ましくは、水性ゲル組成物によってファイバーの完全なぬれを確実にするように自然状態において親水性である。

以下の非限定な例は、新規の生体適合性架橋ポリマーおよびその前駆体の合成、ならびにいくつかの医用製品を作製する際のそれらの使用を例示するように意図される。当業者は、改変が、これらの実施例、図面、例示および特許請求の範囲に対してなされ得、これらは本発明の範囲内に存在することが意図されることを理解する。

（材料および装置）
ポリエチレングリコールを、Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ、Ｕｉｏｎ Ｃａｒｂｉｄｅ、ＦｌｕｋａおよびＰｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅｓのような種々の供給源から購入した。多官能性のヒドロキシル末端およびアミン末端のポリエチレングリコールを、Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ、Ｄｏｗ ＣｈｅｍｉｃａｌｓおよびＴｅｘａｃｏから購入した。Ｐｌｕｒｏｎｉｃ（登録商標）およびＴｅｔｒｏｎｉｃ（登録商標）系ポリオールを、ＢＡＳＦ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから購入した。ＤＬ−ラクチド、グリコリド、カプロラクトンおよびトリメチレンカーボネートを、Ｐｕｒａｃ、ＤｕＰｏｎｔ、Ｐｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅｓ、Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｆｌｕｋａ、Ｍｅｄｉｓｏｒｂ、ＷａｋｏおよびＢｏｅｈｒｉｎｇｅｒ Ｉｎｇｅｌｈｅｉｍのような産業供給源から得た。Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミドを、Ｐｉｅｒｃｅから購入した。すべての他の試薬、溶媒は試薬グレードであり、そしてこれらを、Ｐｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅｓ、Ｆｌｕｋａ、ＡｌｄｒｉｃｈおよびＳｉｇｍａのような産業供給源から購入した。これらの試薬および溶媒の大部分を、標準的な実験室の手順（例えば、Ｄ．Ｄ．Ｐｅｒｒｉｎら、Ｐｕｒｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ
Ｃｈｅｍｉｃａｌｓ（Ｐｅｒｇａｍｏｎ Ｐｒｅｓｓ １９８０に記載される）を用いて精製および乾燥した。

（一般的分析）
これらの実施例に従って合成されたポリマーを、核（プロトンおよびカーボン１３）磁気共鳴分光法、赤外分光法のような構造決定法を用いて化学的に分析した。分子量を、高圧液体クロマトグラフィーおよびゲル透過クロマトグラフィーを用いて決定した。融点およびガラス転移温度を含む、これらのポリマーの熱的特性を示差走査熱分析を用いて行った。ミセル形成およびゲル形成のような水溶液特性を、蛍光分光法、ＵＶ−可視分光法およびレーザー光散乱計器を用いて決定した。

これらのポリマーのインビボでの分解を、リン酸緩衝化生理食塩水（ｐＨ７．２）のような水性緩衝化培地において、３７℃で重量測定的に追跡した。インビボでの生体適合性および分解寿命を、ラット腹膜腔またはウサギの腹膜腔へゲル製剤を直接注入するかまたは形成することにより、そして２日〜１２ヶ月かけてその分解を観測することにより評価した。

あるいは、この分解をまた、溶液キャスティングのようなプロセスによって作製された、滅菌インプラントを作製し、次いで動物体内にこのインプラントを外科的に移植することにより評価した。このインプラントの経時的分解を、重量測定によりまたは化学分析によりモニターした。このインプラントの生体適合性を、標準的な組織学技術により評価した。

（実施例１ ポリアルキレンオキシドブロックコポリマーベースの水溶性二官能性の、生分解性官能性ポリマーの合成）：
第１に、ポリエチレングリコール−コ−ポリカプロラクトンポリオール（「Ｆ６８Ｃ２」）を、以下のように合成した：
３０ｇのＰｌｕｒｏｎｉｃ Ｆ６８を、１１０℃にて真空下で６時間乾燥し、次いでガラスシールリングチューブにおいて１．７１０ｇのカプロラクトンおよび３０ｍｇの２−エチルヘキサン酸第一スズと混合した。次いで、このガラスチューブを、窒素雰囲気下でシールし、１７０℃へ加熱し、そしてこの温度で１６時間保持した。このＰｌｕｒｏｎｉｃ Ｆ６８−カプロラクトンポリマーを冷却し、ガラスシールリングチューブを壊すことにより回収し、次いでトルエン−ヘキサンの溶媒−非溶媒系からのいくつかの沈殿によってさらに精製した。

このポリマーを次いで、４０℃で真空下にて乾燥し、以下に記載される活性化反応において即座に使用した：
無水コハク酸との反応（「Ｆ６８Ｃ２Ｓ」）：
３０ｇのＰｌｕｒｏｎｉｃ Ｆ６８−カプロラクトンコポリマーを、２００ｍｌの乾燥Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド（「ＤＭＦ」）中に溶解し、そして０．８４５ｇの無水コハク酸を反応混合物に添加した。この混合物を窒素雰囲気下で１００℃へ１６時間加熱した。次いで、この溶液を冷却し、そして４０００ｍｌのヘキサンへ添加してこのカルボキシル末端ポリマーを沈殿させた。それをさらに、トルエン−ヘキサンの溶媒−非溶媒系からの沈殿を繰り返す（３回）ことによって精製した。このポリマーを４０℃で真空下にて乾燥した。

このポリマーを以下に記載の活性化反応において即座に使用した：
Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドを用いたカルボキシル基の活性化（「Ｆ６８Ｃ２ＳＳＮＨＳ」）：
３０ｇのＰｌｕｒｏｎｉｃ Ｆ６８−カプロラクトンスクシネートコポリマーを、２００ｍｌの乾燥ＤＭＦ中に溶解させた。この溶液を、４℃へ冷却し、そして１．５０４ｇの１，３−ジシクロヘキシルカルボジイミド（「ＤＣＣ」）および１．５８３ｇのＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミド（「ＳＮＨＳ」）を、反応混合物へ添加した。この反応混合物を４℃で６時間撹拌し、そして次いで窒素雰囲気下で室温にて一晩撹拌した。ジシクロへキシルウレアを、濾過によって除去し、そしてＦ６８Ｃ２Ｓ−ＳＮＨＳ誘導体を真空下でＤＭＦを除去することにより単離し、そしてトルエン−ヘキサンの溶媒−非溶媒系を用いて沈殿を繰り返した。この生成物を、−２０℃で窒素雰囲気下にて保存した。

（実施例２ アミン末端合成的生分解性架橋可能ポリマー）
Ｆ６８ＴＭＣ２ＳＳＮＨＳとリジンとの反応：
３．５５ｇのリジンを、２００ｍｌの０．１Ｍホウ酸緩衝液（ｐＨ８．５）中に溶解した。この混合物を、氷浴中で０℃へ冷却し、そして１０ｇのＦ６８Ｃ２ＳＳＮＨＳを、この混合物へ添加した。この混合物を室温で６時間撹拌し、そして凍結乾燥した。この凍結乾燥された粉末を、３０ｍｌのトルエン中に溶解し、そして濾過した。この濾液を、４０００ｍｌの冷ジエチルエーテルへ添加した。沈殿したアミン末端ポリマーを、濾過により回収し、そして真空下にて乾燥した。このポリマーを−２０℃でアルゴン下にて保存した。

（実施例３ Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミドを用いて活性化されるカルボキシ末端オリゴ乳酸ポリマーの合成）
Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド基を用いて活性化された末端カルボン酸（ｃａｒｂｏｘｙｌ ａｃｉｄ）端基を有する二官能性オリゴラクテートの合成。

パート１：末端カルボン酸基を有するオリゴマーポリ（乳酸）の合成（「ＰＬＡ−Ｓ」）：
メカニカルスターラー、窒素注入口および蒸留凝縮器を備えた２５０ｍｌの３つ口フラスコ中に、２ｇのコハク酸、および３４．１ｍの１Ｎ ＨＣｌ、および３．８３ｇのＬ−乳酸、ナトリウム塩を充填した。次いで、このフラスコを１５０℃で保持されたシリコーンオイルバス中に浸した。反応混合物由来の大部分の水を、蒸留により５時間かけて除去した。残留水を、１８０℃で真空下にてこの反応混合物を１５時間加熱することにより除去した。この反応混合物を冷却し、そして０℃で凍結乾燥し、水の痕跡を除去した。生成物を、トルエン中に溶解し、そしてヘキサン中で沈殿することにより単離した。この沈殿したポリマーを、濾過により単離し、そして６０℃で真空下にて４８時間乾燥した。

パート２：Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド基での末端基の活性化：
マグネティックスターラーおよび窒素注入口を備えた３つ口フラスコを、２ｇのＰＬＡ−Ｓコポリマーおよび２０ｍｌのＤＭＦで充填した。この溶液を４℃で冷却し、そして３．６５７ｇのＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミドおよび３．６５７ｇの１，３−ジシクロへキシルカルボジイミドを、この反応混合物へ添加した。この混合物を、窒素雰囲気下、４℃で６時間、そして室温で一晩撹拌した。ジシクロヘキシルウレアを、濾過により除去し、そしてＳＮＨＳ誘導体を、ＤＭＦを真空下で除去することによって単離し、そしてトルエン−ヘキサンの溶媒−非溶媒系を用いて沈殿を繰り返した。この生成物を、４℃で窒素雰囲気下で保存した。

（実施例４ ポリエチレングリコールベースの四官能性架橋剤の調製）
パート１：四官能性ポリエチレングリコール−コ−ポリグリコレートコポリマー（「４ＰＥＧ２ＫＧ」）の合成：
３０ｇの４アームのポリエチレングリコール（分子量２０００）（「４ＰＥＧ２Ｋ」）を、使用する前に１００℃にて１６時間乾燥した。３０ｇ ４ＰＥＧ２Ｋ、７．６６ｇのグリコリド（ｇｌｙｃｏｌｉｄｅ）および２５ｍｇの２−エチルヘキサン酸第一スズを、テフロン（登録商標）（Ｔｅｆｌｏｎ）で覆われたマグネティックスターラー針を備えた３つ口フラスコへ充填した。次いで、このフラスコを１６０℃で保持されたシリコーンオイルバスへ浸した。重合反応を、窒素雰囲気下にて１６時間行った。反応の終点で、この反応混合物を、１００ｍｌのトルエン中に溶解した。ヒドロキシ末端グリコレートコポリマーを、４０００ｍｌの冷ヘキサン中にこのトルエン溶液を注ぐことにより単離した。それをさらに、トルエン−ヘキサンの溶媒−非溶媒系からの溶解−沈殿プロセスを繰り返すことによって精製し、そして６０℃で真空下にて乾燥した。次いで、それを以下に記述される末端キャッピング反応（ｅｎｄ ｃａｐｐｉｎｇ ｒｅａｃｔｉｏｎ）のために即座に使用した：
パート２：ヒドロキシル基のカルボキシル基への転換（「４ＰＥＧ２ＫＧＳ」）およびＳＮＨＳエステルへの転換
３０ｇの４ＰＥＧ２ＫＧコポリマーを、１５０ｍｌの乾燥ピリジン中に溶解した。８．７２ｇの無水コハク酸をその中へ添加し、そしてこの溶液を、窒素雰囲気下にて２時間還流した。このポリマーを、４０００ｍｌのヘキサンへこの冷ピリジン溶液を注ぐことにより単離した。この酸末端ポリマー（「４ＰＥＧ２ＫＧＳ」）を、ＳＮＨＳ活性化反応において使用した。手短に言えば、３００ｍｌの乾燥塩化メチレン中の３０ｇの４ＰＥＧ２ＫＧＳの溶液へ、１０．５８ｇのＳＮＨＳおよび１０．０５ｇのＤＣＣを添加した。この反応混合物を、窒素雰囲気下にて一晩撹拌した。ジクロロヘキシルウレアを、濾過により除去した。この濾液をエバポレートし、そして得られた残渣を１００ｍｌのトルエン中に再溶解した。このトルエン溶液を、２０００ｍｌのヘキサン中で沈殿した。ＳＮＨＳ活性化ポリマーを、さらなる使用まで窒素雰囲気下にて保存した。

（実施例５ 塩化スルホニル活性化架橋剤）
塩化トレシル（ｔｒｅｓｙｌ ｃｈｌｏｒｉｄｅ）を用いた４官能性ポリエチレングリコール−コ−ポリグリコレートコポリマー（「４ＰＥＧ２ＫＧＳ」）の活性化：）
３０ｇの４ＰＥＧ２ＫＧを、１０ｍｌの乾燥ベンゼン中に溶解した。この溶液を０℃へ冷却し、そして５．９２ｇのトリエチルアミンおよび１０．７０ｇの塩化トレシルを、窒素雰囲気下にて添加した。窒素雰囲気下にて３時間還流した後、この反応混合物を冷却し、そして濾過してトリエチルアミンヒドロクロリドを除去した。この濾液を、３０００ｍｌのヘキサンへ注いで、この活性化ポリマーを沈殿した。この残渣を、ＴＨＦ中に再溶解し、そして中性アルミナで濾過し、トリエチルアミンヒドロクロリドの痕跡を除去した。このポリマーを、３０００ｍｌのジエチルエーテルへこのＴＨＦ溶液を添加することにより回収し、そして窒素雰囲気にて保存した。

（実施例６ ＳＮＨＳで終結する多官能性オリゴポリカプロラクトンの合成：）
パート１：ポリカプロラクトン（「ＰＣＬ１」）の合成：
２．００ｇのグリセロール、８．１７ｇのカプロラクトンおよび５０ｍｇの２−エチルヘキサン酸第一スズを、１００ｍｌパイレックス（登録商標）圧力シーリングチューブへ充填した。このチューブを、液体窒素中で凍結し、そして真空ラインへ１０分間接続した。次いで、このチューブをアルゴンガスラインへ接続し、そしてアルゴン下にてシールした。次いで、このシールされた反応混合物を、１６０℃で保持されたオイルバス中に浸し、そして重合を、１６０℃で１６時間実行した。このポリマーを、３０ｍｌのトルエン中にこのポリマーを溶解し、そして２０００ｍｌの冷ヘキサン中で沈殿することにより回収した。この沈殿された液体オリゴマーを回収し、そして６０℃で真空下にて１日間乾燥した。

パート２：無水コハク酸でのＰＣＬ１の末端キャッピング（「ＰＣＬ−Ｓ」）：
１０ｇのＰＣＬ１を、１５０ｍｌの乾燥ベンゼン中に溶解した。約５０ｍｌのベンゼンを蒸留し、反応混合物から水の痕跡を除去した。この溶液を３０℃へ冷却した。この温かい溶液へ、６．６７ｇのトリエチルアミンおよび７．８６ｇの無水コハク酸を添加した。次いで、この反応混合物を、６時間還流し、そして真空下での蒸留によって濃縮した。生成物を、２０００ｍｌの冷乾燥ヘキサンへこの濾液を添加することにより回収した。

パート３：ＳＮＨＳでのＰＣＬ−Ｓの活性化
ＰＣＬ１−スクシネート（５．０ｇ）を、１０ｍｌの無水塩化メチレン中に溶解し、０℃へ冷却し、そして７．８２ｇのＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミドおよび７．４２のＮ，Ｎ−ジシクロヘキシルカルボジイミドを、撹拌下で添加した。この混合物を一晩撹拌した後、沈殿したジシクロヘキシルウレアを、濾過により除去し、そしてこの溶液を、溶媒を除去することにより濃縮した。1Ｈ−ＮＭＲスペクトルは、２．８０ｐｐｍ（２Ｈ）でのスクシンイミドのシングレットを示唆した。

（実施例７：Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドで終わるポリエチレングリコール−コ−ポリトリメチレンカルボネートコポリマーの調製）
（テトラ官能性ポリエチレングリコール−コ−ポリトリメチレンカルボネートコポリマーの調製（「４ＰＥＧ１０ＫＴＭＣ２」））
３０ｇのテトラヒドロキシポリエチレングリコール（分子量１００００）を、ガラス封入管内で９０〜１００℃で減圧乾燥した。次に、この管を冷却し、そして空気バッグ内に移した。ここで、２．４５ｇのトリメチレンカルボネートおよび２０ｍｇのオクタン酸スズをそのチューブに加えた。次に、このガラス管を減圧下で封着し、そして１５５℃で攪拌しながら加熱し、そしてこの温度を１６時間保持した。このポリエチレングリコール−コ−ポリトリメチレンカルボネートポリマーを冷却し、そしてそのガラス封入管を破壊することによって回収した。これを、さらに、トルエン−ヘキサン溶媒−非溶媒系からの何回かの沈降によって精製した。

（第二部：４ＰＥＧ１０ＫＴＭＣ２のグルタレート誘導体の合成（「４ＰＥＧ１０ＫＴＮＭＣ２Ｇ」）
１０ｇの４ＰＥＧ１０ＫＴＭＣを１２０ｍｌの乾燥トルエン中に溶解した。約５０ｍｌのトルエンを蒸留してその反応混合物から微量の水を除去した。その温かい溶液を６０℃に冷却した。この溶液に、１．２３ｇのトリエチルアミンおよび１．４０ｇのグルタル酸無水物を加えた。この反応混合物を６０℃に１時間加熱し、そして濾過した。２０００ｍｌの冷乾燥ヘキサンに対してその濾液を加えることによってこの生成物を回収した。

（第三部：Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドを用いた末端カルボキシ基の活性化（「４ＰＥＧ１０ＫＴＭＣ２ＧＮＨＳ」）
３０ｇの４ＰＥＧ１０ＫＴＭＣ２Ｇを１００ｍｌの乾燥ＤＭＦに溶解し、そして１．５３ｇのＮ−ヒドロキシスクシンイミドおよび５ｇのモレキュラーシーブ３Ａ°を加えた。５ｍｌの乾ＤＭＦ中に溶解した１．２８ｇのＤＤＣを滴下して加え、そしてその反応混合物を２４時間窒素雰囲気下で室温に保った。この混合物を、５０ｍｌの冷ベンゼンで希釈し、そして冷ヘキサンを用いて沈降させた。この沈降物を、吸引を用いて焼結ガラスフィルター上に収集した。次いで、この溶解および沈降の手順を、トルエン−ジエチルエーテルを溶媒−非溶媒系として用いて３回反復し、そして減圧下で乾燥した。この生成物を窒素雰囲気下で−２０℃でさらなる使用まで保存した。

（実施例８：Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミドＥＳで活性化されたコハク酸化されたポリヒドロキシ化合物）
１０ｇのエリスリトールを２００ｍｌの乾燥トルエン中に溶解した．約５０ｍｌのトルエンを蒸留してそのエリスリトールから微量の水を除去した。この溶液を５０〜６０℃に冷却し、そして２０ｍｌのピリジンおよび８．５８ｇの無水コハク酸をその溶液に加えた。次いで、この反応混合物を、３時間還流し、そして未反応ピリジンおよびトルエンをエバポレートして減圧乾燥した。この残渣を活性化反応に用いた。

（第二部：ＳＮＨＳを用いたＥＳの活性化）
コハク酸エリスリトール（ＥＳ、２．０ｇ）を、１０ｍｌの無水ジメチルホルムアミド（「ＤＭＦ」）中に溶解し、０℃に冷却し、そして３．４７ｇのＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミドおよび３．３０ｇのＮ，Ｎ−ジシクロヘキシルカルボジイミドを、攪拌しながら加えた。その混合物を一晩攪拌後、沈降したジシクロヘキシル尿素を濾過により除き、そしてその溶液を溶媒を除去することによって濃縮した。これを、さらに、カラムクロマトグラフィーによって精製した。

(実施例９：合成架橋生分解性ゲルの調製）
１．５７ｇ（０．８ｍＭ）の４アーム（ａｒｍ）アミン終結したポリエチレングリコール（分子量２０００）を、１０ｍｌの０．１Ｍホウ酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ９．５）中に溶解した。２ｇの４アームＳＮＨＳ活性化４ＰＥＧ２ＫＧＳポリマー（分子量２５００）を、リン酸緩衝化生理食塩水中に溶解した。これらの２つの溶液を混合して、架橋ゲルを生成した。この方法の別の変法において、この４ＰＥＧ２ＫＧＳポリマー固体を直接そのアミン終結ポリマー溶液に加えて架橋ポリマーを生成した。

別の変法において、ジリジンの等モルの溶液からなる架橋剤を４アームＰＥＧアミン溶液の代わりに用いてヒドロゲルを形成した。ゲル化が、その２つの溶液の混合の１０秒以内に生じることが観察された。同様に、実施例１〜７に記載される他の架橋剤が、他のアミン終結ポリマー（例えば、アルブミンまたは実施例２に記載されるものに類似するアミン終結生分解性ポリマー）と等モルの比率で反応され得る。生分解性ヒドロゲルを作製するための好ましい組成物を表２に記載した。上記のアミン終結ポリマー溶液を、０．１％のＦＤおよびＣブルーまたはインジゴ染料とともに、架橋反応の前に加えた。染料の添加によって、着色されたゲルの調製が可能になる。

（実施例１０：着色された複合合成架橋生分解性ゲルの調製）
３ｇのウシ血清アルブミンを、３ｍｌのリン酸緩衝化溶液中に溶解した。合成生分解性ポリマーベースの市販の縫合糸（例えば、Ｖｉｃｒｙｌ）を超低温粉砕を用いて切断／粉砕して、いくつかの小片（１ｍｍ未満のサイズ）に分けた。これらの着色された縫合糸粒子（約１００ｍｇ）を、そのアルブミン溶液と混合して懸濁物を生成した。１００ｍｇの架橋剤（例えば、４ＰＥＧ１０ＫＴＮＭＣ２ＧＮＨＳ）を、０．２ｍｌのアルブミン懸濁物と混合した。次いで、この粘性溶液を４０ｍｇのトリエタノールアミン（緩衝剤）と混合した。トリエタノールアミンゲルの溶液への添加は６０秒内に行った。その架橋ゲルに捕捉されたその着色された縫合糸粒子は、腹腔鏡検査条件下の場合に特にゲルを可視化することを補助し、そしてまた、増強剤としてそのヒドロゲルを強化するようにも作用する。上記実施例における縫合糸粒子は、薬物または生体活性化合物で充填された生分解性微小粒子と置き換えられ得る。

（実施例１１：ジリジンを用いたＳＧ−ＰＥＧの処方）
ＳＧ末端基を有する４アームＰＥＧ（Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ、約９，１００ｇ／ｍｏｌ、０．７０４ｇ、６．５×１０-5モル）を２．９６ｇ ０．０１Ｍ ｐＨ４．０リン酸緩衝液中に溶解した（１９．２％固体）。ジリジン（Ｓｉｇｍａ、３４７．３ｇ／ｍｏｌ、０．０３ｇ、８．７×１０-5モル）を３．６４ｇの０．１Ｍ（ｐＨ９．５）ホウ酸緩衝液中に溶解した（０．８％固体）。２つの溶液を合わせると、その固体％は、１０％であった。このジリジンは３つのアミン基を有する。このＳＧ−ＰＥＧは、４つのＮＨＳ基を有する。ＳＧ−ＰＥＧにおける１００％未満の程度の置換についての補正後、その処方物は、ＮＨＳ基に対するアミン基が１：１の化学量論を与えた。

（実施例１２：トリリジンを用いたＳＧ−ＰＥＧの処方）
ＳＧ末端基を有する４アームＰＥＧ（Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ、約９，１００ｇ／ｍｏｌ、０．６７５ｇ、６．２×１０-5モル）を、２．８２ｇの０．０１Ｍ ｐＨ４．０リン酸緩衝液中に溶解した（１９．３％固体）。トリリジン（Ｓｉｇｍａ、４０２．５ｇ／ｍｏｌ、０．０２５ｇ、６．２×１０-5モル）を３．４７ｇの０．１Ｍ（ｐＨ９．５）ホウ酸緩衝液中に溶解した（０．７％固体）。２つの溶液を合わせると、その固体％は、１０％であった。このトリリジンは４つのアミン基を有する。このＳＧ−ＰＥＧは、４つのＮＨＳ基を有する。ＳＧ−ＰＥＧにおける１００％未満の程度の置換についての補正後、その処方物は、ＮＨＳ基に対するアミン基が１：１の化学量論を与えた。

（実施例１３：テトラリジンを用いたＳＧ−ＰＥＧの処方）
ＳＧ末端基を有する４アームＰＥＧ（Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ、約９，１００ｇ／ｍｏｌ、０．６４０ｇ、５．９×１０-5モル）を、２．６８ｇの０．０１Ｍ ｐＨ４．０リン酸緩衝液中に溶解した（１９．２％固体）。テトラリジン（Ｓｉｇｍａ、５３０．７ｇ／ｍｏｌ、０．０２５ｇ、４．７×１０-5モル）を３．３０ｇの０．１Ｍ（ｐＨ９．５）ホウ酸緩衝液中に溶解した（０．８％固体）。２つの溶液を合わせると、その固体％は、１０％であった。このテトラリジンは５つのアミン基を有する。このＳＧ−ＰＥＧは、４つのＮＨＳ基を有する。ＳＧ−ＰＥＧにおける１００％未満の程度の置換についての補正後、その処方物は、ＮＨＳ基に対するアミン基が１：１の化学量論を与えた。

（実施例１４：ゲル化時間測定）
このアミン溶液（１００μＬ）を、１００×１３の試験管へとアリコートした。フリー（ｆｌｅａ）スターラーバー（７×２ｍｍ、Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ｐ／ｎ ５８９４８−９７６）をその試験管に入れた。この試験管を、３００ｒｐｍに設定したデジタル磁性スターラー（ＶＷＲ Ｓｅｒｉｅｓ ４００Ｓ Ｓｔｉｒｒｅｒ）上に固定して保った。１ｍｌのツベルクリンシリンジ（Ｂｅｃｔｏｎ Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ、ｐ／ｎ ＢＤ３０９６０２）を１００μＬのエステル溶液で満たした。このシリンジを、フランジにまで挿入し、その結果、遠位末端がそのアミン溶液にちょうどかぶった。同時に、そのプランジャを押し下げそしてストップウォッチを開始させた。その溶液が充分に固化し、その結果スターラーバーがスピンを停止するとき、そのストップウォッチを停止させた。各々の溶液を、三連で測定し、そして平均±１標準偏差をプロットした。実施例１、２および３の処方物についての結果を図１１に示す。

（実施例１５：エステル溶液の古さの関数としてのゲル化時間の変化）
これらの系の重要な特徴は、そのエステル溶液の再構成からの時間に亙る反応性の喪失である。反応性のこの喪失は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミジルエステルの加水分解に起因して生じ、その後、その活性化された分子がそのそれぞれの求核基と合わさり得る。反応性の喪失を、ＮＨＳエステル溶液の再構成からの時間の関数としてのゲル化時間における変化を測定することによって特徴付けした。そのゲル化時間を、１／２時間間隔で測定した。このＮＨＳエステル溶液を、この測定の間、雰囲気条件で保存した。実施例１１、１２および１３において記載される溶液についての結果を図１２に示す。

（実施例１６：４アームＣＭ−ＨＢＡ−ＮＳ ＰＥＧおよびＬｙｓ−Ｌｙｓから異なる％固体でのゲル形成）
実施例１３に記載されるゲル化時間方法を用いて、５つの異なるゲル組成物を、カルボキシメチルヒドロキシブチレート−ヒドロキシスクシンイミド末端キャップ化４アームＰＥＧ（ＣＭ−ＨＢＡ）（Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ）およびジリジン（Ｓｉｇｍａ）を用いて作製した。この処方物を、以下の表３に列挙する。

この処方物を、そのＣＭ−ＨＢＡ（４）上の求電子基末端基の、そのジリジン（「Ｌｙｓ−Ｌｙｓ」）（３）上の求核反応基に対する比が１：１となるように調整した。このＣＭ−ＨＢＡ量を、０．０１Ｍ ｐＨ５．０リン酸緩衝液中に溶解した。このジリジンを、０．１Ｍ ｐＨ１１ホウ酸緩衝液中に溶解した。ゲル化時間結果を、図１３に示す。このデータはまた、より高い％の固体溶液がまた、反応速度の保持に関しては、最も安定であることを示す。

（実施例１７：ヒドロゲルの分解）
実施例１４のゲル時間測定の間に生成したヒドロゲルプラグを、５０ｍＬＦａｌｃｏｎ管中の約２５ｍＬの０．１Ｍリン酸緩衝化生理食塩水（ｐＨ７．４）に入れ、そして３７℃の定温浴中に入れた。このヒドロゲルプラグを周期的に肉眼観察し、そしてゲルが消失する時間を記した。そのデータを図１４にプロットする。

（実施例１８：４アームＳＧおよびジリジンからの７．５％固体ヒドロゲルを形成するための前駆体スプレー手順）
エチレンオキシド滅菌した空気補助スプレーを、重合可能なモノマーの水溶液とともに用いた。溶液１は、０．０１Ｍリン酸緩衝液（ｐＨ４．０）中に溶解した４アームＳＧ（ＭＷ １０，０００ Ｄａ，Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓから購入）の１４．４％溶液からなり、そして濾過滅菌し（Ｐａｌｌ Ｇｅｌｍａｎシリンジフィルター、ｐ／ｎ ４９０５）、そして滅菌５ｍｌシリンジ中に吸引した。溶液２は、可視化のために０．５ｍｇ／ｍＬメチレンブルーを有するｐＨ１１の０．１Ｍホウ酸緩衝液中に溶解したジリジン（Ｓｉｇｍａ Ｃｈｅｍｉｃａｌｓから購入）の１．２％溶液からなり、そしてまた、濾過滅菌し、そして滅菌５ｍｌシリンジ中に吸引した。これらの溶液は、容量ベースで１：１で合わせられたとき、アミン末端基に対してＮＨＳエステルが１：１の比で生じる。合わせた後の最終の％固体は、７．５％である。この２つのシリンジを、ルアロック型の連結を介して２つの別個のレセプタクル中に別個に取り付けた。圧縮空気の調節源（エアブラシについて市販されているもののような空気圧縮機）からの気流を、１片のＴｙｇｏｎ管を用いたデバイスに接続した。そのシリンジプランジャを圧縮する際、その２つの液体成分の安定したスプレーが観察された。このスプレーが１片の組織（ラット盲嚢）に向けられたとき、ヒドロゲルコーティングがその組織の表面上に形成されることが観察された。このヒドロゲルコーティングを、生理食塩水でリンスした（このヒドロゲルコーティングはリンスに耐性である）。そして、これは、その組織表面に充分に接着性であることが観察された。短時間内に（１分未満）、１０ｃｍ×５ｃｍの面積が簡単にコーティングされ得る。

（実施例１９：４アームＣＭおよびジリジンからの１２．５％固体ヒドロゲルを形成するための前駆体スプレー手順）
４アームＣＭ−ＨＢＡ ＮＳ（ＭＷ １０，０００ Ｄａ、Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓから購入）から作製したヒドロゲルバリアフィルム、およびジリジンを、実施例１８に記載されるのと同様に調製およびスプレーした。この実施例において、４アームＣＭ溶液を、２４．０％固体まで作製し、そしてそのジリジン溶液を、１．０％固体にまで作製し、その結果、等容量の送達系において合わされる際に、アミン末端基に対するＮＨＳの比が１：１となり、最終の固体％が１２．５％を与える。

（実施例２０：架橋フィルムを形成するための架橋剤およびポリマーのスプレー塗布）
２つの溶液（成分Ａおよび成分Ｂ）を調製した。成分Ａは、０．１Ｍホウ酸緩衝液（ｐＨ９．５）中のジリジンからなった。成分Ｂは、０．０１Ｍリン酸緩衝液（ｐＨ４．０）中の４アームＳＧ−ＰＥＧまたは４アームＣＭ−ＨＢＡ−ＮＳからなった。これらの溶液を、エステルに対するアミンの化学量論が１：１になり、そしてその最終の溶液濃度の合計がそれぞれ７．５％または１２．５％になるように調製した。

ＦｉｂｒｉｊｅｃｔTM（Ｍｉｃｒｏｍｅｄｉｃｓ、Ｉｎｃ）５ｍｌし臨時ホルダおよびキャップを使用し、５ｍｌの各々の溶液で予備充填し、そして二連のバレル噴霧スプレー器に取り付けた。このスプレー器は、シリンジを接続するための２つのハブを有し、それによって、２つの液体が任意の予備設定した距離にわたって２つの別個の内腔を通じて進行することを可能にする。第三のハブが、噴霧気体の塗布のために存在する。空気を、この実施例において使用した。そのスプレー器の遠位尖端には、チャンバが備えられ、そこでは、その気体が、導入管から膨脹し、次いで、各々の周りの環状スペースにおけるその２つのポリマー溶液ノズルを通過して流れる。この気体は、その流体流（約２Ｌ／分）の完全な噴霧化のために適した流速を用いてその環状スペースにおいて加速される。したがって、２つの重複するスプレーコーンが形成され、それによって、より混合され、薄く、均一なコーティングが表面に塗布されることが可能になる。

（実施例２１：ラット盲嚢モデルにおける接着妨害）
（手術手順）
雄性Ｓｐｒａｇｕｅ Ｄａｗｌｅｙラット（２５０〜３５０ｇ）を筋肉内のケタミン（２５ｍｇ／ｍｌ）、キシラジン（１．３ｍｇ／ｍＬ）およびアセプロマジン（０．３３ｍｇ／ｍＬ）の４ｍｌ／ｋｇ「カクテル」で麻酔した。無菌手術のために腹部領域の毛を刈り、そして予備措置を行った。中線切除を、腹部内容物が露出するように行った。盲嚢を同定し、そして腹部内の位置を記した。盲嚢を腹部から引き出し、そして一方の側の表面を乾燥した滅菌ガーゼを用いて剥離した。そのガーゼを用いて１２回その表面を叩くことによってある領域を剥離する技術を使用した。盲嚢動脈供給を、損傷した盲嚢の表面領域全体に沿って双極性の凝固物を用いることによって中断した。

損傷した盲嚢表面の近位に存在する反対側の腹部の片側を、外科用メスブレードを用いて腹膜除去を行い、そして基礎をなす筋肉層を出血する点まで剥いだ。
盲嚢に、ＳＧ−ＰＥＧ系またはＳＭ−ＨＢＡ−ＮＳ系のいずれかを、上記実施例に記載される空気補助スプレー法を用いてスプレーした。盲嚢を、損傷した（虚血領域）側を損傷した側の壁の反対側を上にして置いた。能動的な出血を、閉鎖する前に制御した。腹膜および筋肉壁を、３−０ナイロンで封着し、そして皮膚を４−０絹糸で封着した。ラットを１〜２週間そのケージに戻し、その時点で、側壁と盲嚢との間の接着の評価を記した。このラットを１０日目に殺傷し、そして粘着性および接着の程度を評価した。その結果を表４にまとめる。

本発明の好ましい例示的な実施形態を上記しているが、当業者には、種々の変更および改変が、本発明を逸脱することなくそこでなされ得ることは明白であり、そして添付の特許請求の範囲において、本発明の真の趣旨および範囲内に入るそのような変更および改変をすべて網羅することを意図する。

図１は、求電子性、水溶性、および生分解性である架橋剤または官能性ポリマーを示し、これらは、適切な求核性前駆体で架橋され得る。 図２は、求核性、水溶性、および生分解性である架橋剤または官能性ポリマーを示し、これらは適切な求電子性前駆体で架橋され得る。 図３は、求電子性、水溶性、および生分解性である架橋剤または官能性ポリマー（適切な求核性前駆体で架橋され得る）を示し、ここで、生分解性結合または官能性基のいずれかは前駆体を水溶性にするように選択される。 図４は、求核性で水溶性である架橋剤または官能性ポリマーを示し、これらは適切な求電子性前駆体で架橋され得、そして生分解性ではない。 図５は、求電子性で水溶性である架橋剤または官能性ポリマーを示し、これらは、適切な求核性前駆体で架橋され得、そして生分解性ではない。 図６は、カルボジイミド（「ＣＤＩ」）活性化の化学的作用、求核性で水溶性である官能性ポリマーとの架橋反応（生物適合性の架橋ポリマー生成物を形成する）、そしてその生物適合性架橋ポリマーの加水分解（水溶性のフラグメントを生じる）を用いた、求電子性で水溶性である架橋剤または官能性ポリマーの調製を示す。 図７は、求電子性官能性ポリマーを調製するための塩化スルフォニル活性化の化学的作用の使用を示す。 図８は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド（「ＮＨＳ」）活性化の化学的作用、求核性で水溶性である官能性ポリマーとの架橋反応（生物適合性の架橋ポリマー生成物を形成する）、そしてその生物適合性架橋ポリマーの加水分解（水溶性のフラグメントを生じる）を用いた、求電子性で水溶性である架橋剤または官能性ポリマーの調製を示す。 図９は、本発明における使用のための好ましいＮＨＳエステルを示す。 図１０は、四官能性の糖を基にした水溶性合成架橋剤の、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド（「ＳＮＨＳ」）活性化、および４−アームのアミン末端を有するポリエチレングリコールとの架橋反応（生物適合性の架橋ポリマー生成物を生成する）、ならびにその生物適合性架橋ポリマーの加水分解（水溶性のフラグメントを生じる）を示す。 図１１は、４−アーム、１０ ｋＤａのグルタール酸スクシンイミジルＰＥＧ（「ＳＧ−ＰＥＧ」）と、ジリジン、トリリジン、またはテトラリジンとの反応に関する、アミノ基の数に対するゲル化時間の変動を示す。 図１２は、求電子性官能性ポリマーの溶液齢に対するゲル化時間の変動を示す。 図１３は、生物適合性架橋高分子前駆体の濃度、および４−アーム、１０ ｋＤａのカルボキシメチル−ヒドロキシブチレート−Ｎ−ヒドロキシスクシンイミジルＰＥＧ（「ＣＭ−ＨＢＡ−ＮＳ」）（求電子性官能性ポリマー）の溶液齢に対するゲル化時間の変動を示す。 図１４は、生物適合性架橋ポリマーの濃度に対するゲル化時間の変動を示す。

Claims (33)

1. 生体適合性架橋ポリマーを調製するための方法であって、該方法は、以下：
   ｎ個の架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を提供する工程であって、ここで、ｎは２以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が、求電子性または求核性のいずれかである、工程；
   該生体適合性小分子架橋剤を第一の溶媒に溶解し、架橋剤溶液を形成する工程；
   ｍ個の官能性ポリマー官能基を有する生体適合性官能性ポリマーを提供する工程であって、ここで、ｍは２以上であり、そしてｎとｍとの和が５以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性である場合、該官能性ポリマー官能基が求核性であり、そして該架橋剤官能基が求核性である場合、該官能性ポリマー官能基が求電子性である、工程；
   該生体適合性官能性ポリマーを第二の溶媒に溶解し、官能性ポリマー溶液を形成する工程；ならびに
   該架橋剤および官能性ポリマー溶液を合わせて、該架橋剤官能基と該官能性ポリマー官能基を反応させる工程、
   を包含する、方法。
2. 請求項１に記載の方法であって、ここで、前記架橋剤および官能性ポリマー溶液を合わせる工程が、動物またはヒトの身体で、該架橋剤および官能性ポリマー溶液を合わせる工程をさらに包含する、方法。
3. 請求項１に記載の方法であって、ここで、生体適合性小分子架橋剤を提供する工程が、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する生体適合性小分子架橋剤を提供する工程をさらに包含する、方法。
4. 請求項１に記載の方法であって、ここで、生体適合性小分子架橋剤を提供する工程が、求電子性である架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を提供する工程をさらに包含する、方法。
5. 請求項４に記載の方法であって、求電子性である架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を提供する工程が、該求電子性架橋剤官能基が、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド基である生体適合性小分子架橋剤を提供する工程をさらに包含する、方法。
6. 請求項５に記載の方法であって、ここで、生体適合性官能性ポリマーを提供する工程が、該官能性ポリマー官能基がアミンである生体適合性官能性ポリマーを提供する工程をさらに包含する、方法。
7. 請求項１に記載の方法であって、ここで、生体適合性小分子架橋剤を提供する工程が、求核性である架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を提供する工程をさらに包含する、方法。
8. 請求項７に記載の方法であって、ここで、求核性である架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を提供する工程が、該架橋剤官能基がアミンである生体適合性小分子架橋剤を提供する工程をさらに包含する、方法。
9. 請求項８に記載の方法であって、生体適合性官能性ポリマーを提供する工程が、該官能性ポリマー官能基がＮ−ヒドロキシスクシンイミド基である生体適合性官能性ポリマーを提供する工程をさらに包含する、方法。
10. 請求項１に記載の方法であって、ここで、生体適合性小分子架橋剤を提供する工程が、生分解可能な結合を有する生体適合性小分子架橋剤を提供する工程をさらに包含する、方法。
11. 請求項１に記載の方法であって、ここで、生体適合性官能性ポリマーを提供する工程が、生分解可能な結合を有する生体適合性官能性ポリマーを提供する工程をさらに包含する、方法。
12. 請求項１に記載の方法であって、ここで、前記架橋剤および官能性ポリマー溶液を合わせる工程が、前記架橋剤官能基と前記官能性ポリマー官能基を反応させて、生分解可能な結合を生成する工程をさらに包含する、方法。
13. 請求項１に記載の方法であって、以下：
    可視化剤を提供する工程；および
    該可視化剤を前記第一の溶媒に溶解する工程、
    をさらに包含する、方法。
14. 請求項１に記載の方法であって、以下：
    可視化剤を提供する工程；および
    該可視化剤を前記第二の溶媒に溶解する工程、
    をさらに包含する、方法。
15. ｎ個の官能基を有する生体適合性小分子架橋剤であって、ここで、ｎが２以上である、生体適合性小分子架橋剤。
16. 請求項１５に記載の生体適合性小分子架橋剤であって、ここで、該生体適合性小分子架橋剤が、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する、生体適合性小分子架橋剤。
17. 請求項１５に記載の生体適合性小分子架橋剤であって、ここで、前記官能基が求核性である、生体適合性小分子架橋剤。
18. 請求項１７に記載の生体適合性小分子架橋剤であって、ここで、前記官能基がアミンである、生体適合性小分子架橋剤。
19. 請求項１５に記載の生体適合性小分子架橋剤であって、ここで、該生体適合性小分子架橋剤が生分解可能な結合をさらに含む、生体適合性小分子架橋剤。
20. 生体適合性架橋ポリマーであって、以下：
    少なくとも１つの生体適合性小分子架橋剤領域；
    少なくとも１つの生体適合性官能性ポリマー領域、
    を含み、
    ここで、該生体適合性架橋ポリマーが、該架橋剤領域と該官能性ポリマー領域との間に少なくとも３つの結合を含み、そして該結合は、求電子性官能基と求核性官能基との反応生成物である、生体適合性架橋ポリマー。
21. 請求項２０に記載の生体適合性架橋ポリマーであって、ここで、前記生体適合性小分子架橋剤領域が、それぞれ、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する、生体適合性架橋ポリマー。
22. 請求項２０に記載の生体適合性架橋ポリマーであって、ここで、該生体適合性架橋ポリマーが、少なくとも１つの生分解可能な結合をさらに含む、生体適合性架橋ポリマー。
23. 請求項２０に記載の生体適合性架橋ポリマーであって、ここで、前記架橋剤領域と官能性ポリマー領域との間の前記結合の少なくとも１つが生分解性である、生体適合性架橋ポリマー。
24. 外科的癒着を防止するための方法であって、該方法は、以下：
    外科的な部位において、ｎ個の架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程であって、ここで、ｎは２以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性または求核性のいずれかである、工程；
    該外科的な部位において、ｍ個の官能性ポリマー官能基を有する生体適合性官能性ポリマーを含む第二の溶液を提供する工程であって、ここで、ｍは２以上であり、そしてｎとｍとの和は５以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性である場合、該官能性ポリマー官能基は求核性であり、そして該架橋剤官能基が求核性である場合、該官能性ポリマー官能基は求電子性である、工程；および
    該第一および第二の溶液を合わせて、該架橋剤官能基と該官能性ポリマー官能基を反応させ、そして該外科的な部位で、生体適合性架橋ポリマーを生成する工程、
    を包含する、方法。
25. 請求項２４に記載の方法であって、ここで、第一の溶液を提供する工程が、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程をさらに包含する、方法。
26. 薬物送達のための方法であって、該方法は、以下：
    ｎ個の架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程であって、ここで、ｎは２以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性または求核性のいずれかである、工程；
    ｍ個の官能性ポリマー官能基を有する生体適合性官能性ポリマーを含む第二の溶液を提供する工程であって、ここで、ｍは２以上であり、そしてｎとｍとの和は５以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性である場合、該官能性ポリマー官能基は求核性であり、そして該架橋剤官能基が求核性である場合、該官能性ポリマー官能基は求電子性である、工程；
    薬物を提供する工程；
    該第一および第二の溶液ならびに該薬物を合わせて、該架橋剤官能基と該官能性ポリマー官能基を反応させ、そして該薬物を捕らえる生体適合性架橋ポリマーを生成する工程；ならびに
    該生体適合性架橋ポリマーを動物またはヒトの身体に注入または移植する工程、
    を包含する、方法。
27. 請求項２６の方法であって、ここで、第一の溶液を提供する工程が、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程をさらに包含する、方法。
28. 薬物送達のための方法であって、該方法は、以下：
    動物またはヒトの身体において、ｎ個の架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程であって、ここで、ｎは２以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性または求核性のいずれかである、工程；
    該身体において、ｍ個の官能性ポリマー官能基を有する生体適合性官能性ポリマーを含む第二の溶液を提供する工程であって、ここで、ｍは２以上であり、そしてｎとｍとの和は５以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性である場合、該官能性ポリマー官能基は求核性であり、そして該架橋剤官能基が求核性である場合、該官能性ポリマー官能基は求電子性である、工程；
    該身体において、薬物を提供する工程；ならびに
    該身体において、該第一および第二の溶液ならびに該薬物を合わせて、該架橋剤官能基と該官能性ポリマー官能基を反応させ、そして該薬物を捕らえる生体適合性架橋ポリマーを形成する工程、
    を包含する、方法。
29. 請求項２８に記載の方法であって、ここで、第一の溶液を提供する工程が、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程をさらに包含する、方法。
30. 動物またはヒトの身体中で、自然に、または外科的に作り出された間隙、管腔または空間を、完全に、または部分的にブロックするか、補強するか、密封するかまたは充填するための方法であって、該方法は、以下：
    ｎ個の架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程であって、ここで、ｎは２以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性または求核性のいずれかである、工程；
    ｍ個の官能性ポリマー官能基を有する生体適合性官能性ポリマーを含む第二の溶液を提供する工程であって、ここで、ｍは２以上であり、そしてｎとｍとの和は５以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性である場合、該官能性ポリマー官能基は求核性であり、そして該架橋剤官能基が求核性である場合、該官能性ポリマー官能基は求電子性である、工程；
    該第一および第二の溶液を合わせて、該架橋剤官能基と該官能性ポリマー官能基を反応させ、そして生体適合性架橋ポリマーを生成する工程；ならびに
    該間隙、管腔または空間に該生体適合性架橋ポリマーを注入または移植する工程、
    を包含する、方法。
31. 請求項３０に記載の方法であって、ここで、第一の溶液を提供する工程が、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程をさらに包含する、方法。
32. 動物またはヒトの身体中で、自然に、または外科的に作り出された間隙、管腔または空間を、完全に、または部分的にブロックするか、補強するか、密封するかまたは充填するための方法であって、該方法は、以下：
    該間隙、管腔または空間において、ｎ個の架橋剤官能基を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程であって、ここで、ｎは２以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性または求核性のいずれかである、工程；
    該間隙、管腔または空間において、ｍ個の官能性ポリマー官能基を有する生体適合性官能性ポリマーを含む第二の溶液を提供する工程であって、ここで、ｍは２以上であり、そしてｎとｍとの和は５以上であり、そしてここで、該架橋剤官能基が求電子性である場合、該官能性ポリマー官能基は求核性であり、そして該架橋剤官能基が求核性である場合、該官能性ポリマー官能基は求電子性である、工程；ならびに
    該間隙、管腔または空間において、該第一および第二の溶液を合わせて、該架橋剤官能基と該官能性ポリマー官能基を反応させ、そして生体適合性架橋ポリマーを生成する工程、
    を包含する、方法。
33. 請求項３２に記載の方法であって、ここで、第一の溶液を提供する工程が、水溶液への少なくとも１ｇ／１００ｍｌの溶解度を有する生体適合性小分子架橋剤を含む第一の溶液を提供する工程をさらに包含する、方法。

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