JP2014012858A

JP2014012858A - バイオミメティック化合物およびその合成方法

Info

Publication number: JP2014012858A
Application number: JP2013215240A
Authority: JP
Inventors: P Lee Bruce; ピー．リーブルース
Original assignee: KNC NER Acquisition Sub Inc
Current assignee: DSM Biomedical Inc
Priority date: 2006-08-04
Filing date: 2013-10-16
Publication date: 2014-01-23
Also published as: JP5597836B2; EP2064251A4; WO2008019352A1; CA2656681A1; AU2007283772B2; US20120078296A1; EP2064251A1; US20090076241A1; JP2010501027A; AU2007283772A1; US20080171836A1; EP2064251B1; US20100197868A1; CA2656681C; US8030413B2; US8575276B2; US7622533B2

Abstract

【課題】バイオミメティック化合物およびその合成方法の提供。
【解決手段】所望の表面活性効果を有するジヒドロキシフェニル誘導体（ＤＨＰＤ）、またはＤＨＰｐ、すなわちＤＨＰＤで改変されたポリマーを含むポリマー化合物を得るための合成方法を説明する。ＤＨＰｐのポリマー骨格は、ＤＨＰｐの物理的特性を制御するように調節して様々な用途、すなわち組織接着剤または封止剤、付着促進コーティング物および防汚コーティング剤のために有用にすることができる構造または性能の特徴を有する。
【選択図】図１

Description

関連出願への相互参照
本願は、２００６年８月４日に出願された米国仮特許出願第６０／８２１，４５９号の利益および優先権を主張し、この出願の全体は、本明細書に参考として援用される。上記出願第６０／８２１，４５９号中で参考として援用される関連文献もまた本明細書に参考として援用される。

発明の背景
海産イガイは、湿っていて、乱流状態の塩分を含んだ環境で岩、杭、船殻のような様々な表面にしっかりとへばり付くその能力で知られている［１、２］。こうした海洋生物は、それが水面下で急速に硬化して粘着性プラークを形成する粘着性タンパク質を液体として分泌し、その生物自体が様々な表面に付着するようにする。イガイの粘着性タンパク質（ＭＡＰ）の耐水性のある付着特性は、界面接着と急速な硬化の両方にも関与する３，４−ジヒドロキシフェニルアラニン（ＤＯＰＡ）の存在によるものと考えられている［３〜５］。

海産イガイが分泌する粘着性タンパク質を模倣した化合物を得ようとする多くの試みがなされてきた。これらの方法には、天然ＭＡＰの抽出［６〜８］、粘着性タンパク質を得るための組み換えＤＮＡ技術の使用［９〜１１］、および固相法と溶液相法の両方を用いたＤＯＰＡ含有ペプチドの合成［１２〜１５］が含まれる。これらのＭＡＰ模倣付着物質は様々な表面への強い付着性を示すが［１２、１６〜１９］、その付着配合物ではペプチド骨格が使用される。これは大量生産するのには高価であり、物理的特性も限られている。Ｍｅｓｓｅｒｓｍｉｔｈおよびその同僚［非特許文献１〜４］は最近、耐水性のある強い付着性を示す一連のＤＯＰＡ改変合成ポリマーゲルを開発している。その同じ研究グループは、ＭＡＰ模倣ペプチド防汚性合成高分子と化学的に結合させることによって、タンパク質および細胞吸着を防ぐことができるコーティング物も作製している［２４〜２８］。

Lee, B.P., et al., Synthesis of 3,4-Dihydroxyphenylalanine (DOPA) Containing Monomers and Their Copolymerization with PEG-Diacrylate to from Hydrogels. Journal of Biomaterials Science, Polymer Edition, 2004. 15: p. 449-464. Lee, B.P., J.L. Dalsin, and P.B. Messersmith, Synthesis and Gelation of DOPA-Modified Poly(ethylene glycol) Hydrogels. Biomacromolecules, 2002. 3(5): p. 1038-47. Lee, B.P., et al., Rapid Photocurable of Amphiphilic Block Copolymers Hydrogels with High DOPA Contents. Maclomolecules, 2006. 39: p. 1740-48. Huang, K., et al., Synthesis and Characterization of Self-Assembling Block Copolymers Containing Bioadhesive End Groups. Biomacromolecules, 2002. 3(2): p. 397-406.

合成高分子をＤＯＰＡおよびそのジヒドロキシフェニル誘導体（ＤＨＰＤ）と結合してＤＨＰＤ改変付着性ポリマー（ＤＨＰｐ）を形成させるアプローチは、臨床用、歯科用および工業用の領域で多くの応用分野を有している。ＤＨＰｐの概略構造を図１に示す。ＤＨＰＤは、強力な耐水性の付着、ならびに付着性ポリマーの急速かつ制御可能な分子間硬化を付与することができる。様々な合成高分子を用いて、これらに限定されないが、生体適合性、溶解性、生分解性、自己集合能、化学構造、刺激応答能、分岐および分子量などの他の物理的特性を制御することができる。したがって、その化合物のポリマー部分を変えることによって、これらの分子を特定の用途に仕立てることができる。具体的には、本明細書で述べる付着性ポリマーは、２つの異種表面間の接着を促進するように設計することができるだけでなく、これを、望ましくない粒子（すなわち、細胞、タンパク質、細菌等）の付着を防止するように設計することもできる。さらに、合成用に安価な出発原料が用いられ、そのため、得られる付着性ポリマーを安価に、かつ商業化のために大量に製造することができる。さらに、既知の生体適合性出発原料を用いてこれらのポリマーを配合することができる。そのことはこれらのポリマーを臨床用途に適したものにしている。

本明細書では、マルチＤＨＰＤで改変した付着性ポリマーを作製するための新規なアプローチを説明する。様々な方法を用いて、付着性部分のＤＨＰＤを様々な生体適合性の合成化合物と組み合わせて所望の用途のために設計できる付着性ポリマーのライブラリーを生み出した。これらのマルチＤＨＰＤポリマーについて、組織付着物質、付着を促進するためのコーティング物、および付着を防止するためのコーティング物としてのその可能性を試験した。

例えば、本発明は以下の項目を提供する。
（項目１）
式（Ｉ）によるＤＨＰＤ改変ポリマー（ＤＨＰｐ）
（式中、ＬＧは任意の連結基であり、ＤＨＰＤはジヒドロキシフェニル誘導体であり、ｐＢはポリマー骨格である）。
（項目２）
前記ＤＨＰＤがＤＨＰｐの少なくとも約１〜約１００重量％を構成する、項目１に記載のポリマー。
（項目３）
前記ＤＨＰＤがＤＨＰｐの少なくとも約２〜約６５重量％を構成する、項目１に記載のポリマー。
（項目４）
ＤＨＰＤがＤＨＰｐの約３〜約５５重量％を構成する、項目１に記載のポリマー。
（項目５）
前記ｐＢがポリアルキレンオキサイドから実質的になる、項目１に記載のポリマー。
（項目６）
ｐＢが実質的にホモポリマーである、項目１に記載のポリマー。
（項目７）
ｐＢが実質的にコポリマーである、項目１に記載のポリマー。
（項目８）
式（ＩＩ）によるＤＨＰＤ改変ポリマーＤＨＰｐ
（式中、Ｒ_１は結合するかまたは重合してｐＢを生成するモノマーまたはプレポリマーであり、ＬＧは任意の連結基である）。
（項目９）
Ｒ_１が、ポリエーテル、ポリエステル、ポリアミド、ポリアクリレートおよびポリアルキルからなる群から選択される、項目８に記載のポリマー。
（項目１０）
ＤＨＰＤが１，２ジヒドロキシフェニルである、項目８に記載のポリマー。
（項目１１）
Ｒ_１が、ウレタン、尿素、アミド、エステル、カーボネートまたは炭素−炭素結合の形成によって結合される、項目８に記載のポリマー。
発明の簡単な要旨
簡単に述べると、一態様では、本発明は、１）ＤＨＰｐの約１〜約１００重量％、好ましくはＤＨＰｐの約１〜７５重量％を占める、濃度、分布または数が可変のＤＨＰＤ部分、２）１，０００〜５，０００，０００Ｄａの総分子量、および３）可変の物理的特性を有するｐＢを有するＤＨＰＤ改変ポリマー（ＤＨＰｐ）を形成させるための、ほぼ懸垂型のジヒドロキシフェニル誘導体（ＤＨＰＤ）を結合したポリマー骨格（ｐＢ）を含むポリマーまたはコポリマーである。

本発明のこの態様の好ましい実施形態では、ＤＨＰＤは好ましくはＤＨＰｐの約２〜約６５重量％、より好ましくはＤＨＰｐの約３〜約５５重量％、さらに好ましくは少なくともＤＨＰｐの約５重量％を構成する。

本発明のこの態様の他の好ましい実施形態では、ＤＨＰｐは好ましくは約３，０００〜約１，０００，０００、最も好ましくは約５，０００〜約５００，０００Ｄａの範囲の総分子量を有する。

より具体的には、本発明は、概ね構造（Ｉ）のＤＨＰｐ

（式中、ＬＧは任意の連結基であり、ｐＢはポリマー骨格を示す）
を提供する懸垂型のＤＨＰＤを有するｐＢを含む。

ＤＨＰｐにおいて、ＤＨＰＤは、１）水性、湿潤性または非水性環境下で、有機と無機両方の異種基体、表面、化合物または粒子と結合するかあるいは付着する能力、および２）他のＤＨＰＤ、他の官能基（すなわち、アミン、チオール、ヒドロキシルまたはカルボキシル基）または他の反応基のいずれかと、不可逆的（共有結合）または可逆的（水素結合、電子π−π相互作用）化学架橋を形成する能力を付与する。

さらに、所望の用途のために、ポリマー骨格の組成物および化学構造を変えて、１）ＤＨＰＤ重量％、２）ＤＨＰｐの分子量、および３）ＤＨＰｐ（とりわけ、溶解性、親水性−疎水性、物理的架橋能、自己集合能、構造、電荷、分解性）の物理的特性を制御することができる。

他の態様では、本発明は、ＤＨＰｐの分子量に関して、制御可能であり、かつその数、濃度または分布が変更可能な懸垂型ＤＨＰＤを有するｐＢを含むポリマーまたはコポリマーである。他の変更形態では、ｐＢは構造式（ＩＩ）に示すような、

可変の化学的組成を有するか、またはＤＨＰＤ懸垂型の部分に沿って、かつその部分間（およびｐＢ中）に分布した懸垂型の基または部分を含む、より小さな分子量のモノマー、プレポリマーまたはオリゴマーで構成される。

上記のＲ_１は、結合するかまたは重合してｐＢを形成するモノマー、プレポリマーまたはオリゴマーである。ポリマー骨格は、「インライン」すなわち骨格結合Ｒ_１によって設計されるかまたはそれによって骨格中に導入される構造的もしくは性能的特性または特徴を有する。式（Ｉ）の右側の枠内に示したポリマーの特徴のすべてを制御または改変するように、インラインすなわち骨格の結合または結合基を導入することができる。そうした骨格結合の例には、これらに限定されないが、アミド、エステル、ウレタン、尿素、カーボネートもしくは炭素−炭素結合またはその組合せが含まれる。

一般に、ＤＨＰＤは構造式（ＩＩＩ）で示すことができる。

但し、Ｒ_２およびＲ_３は同じであっても異なっていてもよく、水素、飽和および不飽和、分鎖および非分鎖、置換および非置換のＣ_１〜４炭化水素からなる群から独立に選択され；
Ｐ_１は個別にかつ独立に、−ＮＨ_２、−ＣＯＯＨ、−ＯＨ、−ＳＨ、

（式中、Ｒ_２およびＲ_３は上記定義通りである）
単結合、ハロゲン、

（式中、Ａ_１およびＡ_２は個別にかつ独立にＨ、単結合からなる群から選択される）
保護基、
実質的にポリ（アルキレンオキサイド）、

［ｎ＝１〜３であり、
Ａ_３は

｛式中、Ｒ_４はＣ_１〜６低級アルキルまたは

（式中、Ｒ_５は上記Ｒ_２またはＲ_３と同じ定義であり、Ｄは式（ＩＩＩ）に示されている）｝］
からなる群から選択される。

一態様では、上記ポリ（アルキレンオキサイド）は以下の構造を有する。

但し、Ｒ_６およびＲ_７は個別にかつ独立に−Ｈまたは−ＣＨ_３であり、ｍは１〜２５０の範囲の値を有し、Ａ_４は−ＮＨ_２、−ＣＯＯＨ、−ＯＨ、−ＳＨ、−Ｈまたは保護基である。

非常に好ましい形態では、ＤＨＰＤは、

である。但し、Ｒ_２、Ｒ_３およびＰ_１は上記定義通りである。

さらに好ましい形態では、ＤＨＰＤは以下の構造のものである。

但し、Ａ_２は−ＯＨであり、Ａ_１は実質的にポリ（アルキレンオキサイド）の構造、

（式中、Ｒ_６、Ｒ_７およびｍは上記定義通りである）
のものである。一般的には、ポリ（アルキレンオキサイド）はエチレンオキサイドとプロピレオキサイドのブロックコポリマーである。

本発明の方法は、以下の構造のＤＨＰＤ

（式中、Ｒ_２およびＲ_３は上記定義通りである）
を提供するステップと、上記構造のＤＨＰＤを、接着させようとする基体の一方もしくは他方またはその両方に塗布するステップと、接着させようとする基体を、上記構造のＤＨＰＤをその間にして、接触させて基体同士を互いに接着させるステップと、任意で、基体を分離しその基体を、上記構造のＤＨＰＤをその間にして再接触させることによってお互いに対して基体を再配置するステップとを含む、基体同士を互いに接着させることを含む。

好ましい方法では、Ｒ_２およびＲ_３は水素である。

さらに好ましい形態では、ＤＨＰＤは、

（式中、Ｐ_１、Ｒ_２およびＲ_３は上記定義通りであり、ｎは１〜約５の範囲である）
である。一実施形態では、Ｒ_２およびＲ_３は水素であり、Ｐ_１自体はジヒドロキシフェニルである。本発明の実施形態でより好ましいＤＨＰＤは３，４，ジヒドロキシフェニルアラニン（ＤＯＰＡ）（一般に）

（式中、Ａ_１およびＡ_２は上記定義通りである）
である。

本発明のさらに他の態様では、ＤＨＰＤは以下の一般化学構造式（ＩＶ）を有する。

但し、ＬＧはＤＨＰＤをｐＢと結合させる連結基であり、以下でさらに定義され、Ｒ_８は−Ｈ、保護基または金属イオンであり、各Ｒ_８構造は、別個にかつ独立に示した基から選択され、Ｒ_９は−ＳＨ、−ＮＨ_２、−ＣＯＯＨ、アルキル、ＬＧ、ハロゲンまたはその組合せから選択される他の構成要素であり、各Ｒ_９構造は、別個にかつ独立に示した基から選択される。

ｑは０〜５の値であるが、好ましくは２である。

ＬＧは、実質的にポリ（アルキレンオキサイド）、アクリレート、メタクリレート、ビニル基およびその誘導体、または化学構造式（Ｖ）

｛式中、Ｒ_２およびＲ_３は上記定義通りであり、ｘは０〜４の範囲の値であり、
Ｐ_２は、─ＮＨ_２、─ＣＯＯＨ、─ＯＨ、─ＳＨ、単結合、ハロゲン、
─ＮＨ─Ａ_５─、
（Ａ_５は−Ｈ、−Ｃ、単結合、保護基、概ねアルキル、ポリ（アルキレンオキサイド）、ペプチド性のもの、アクリレート化されたもの、メタクリレート化されたもの、またはＡ_１およびＡ_２と同じものからなる群から選択される）

（式中、Ａ_１の定義に加え、Ａ_６は−ＯＨ、−ＮＨ−からなる群から選択される）

（式中、Ａ_５およびＡ_６は上記定義通りである）
からなる群から選択される｝
を有するもののオリゴマーから選択される。

ＤＨＰＤの好ましい１つの化学構造は以下のものである。

（式中、ＬＧは上記定義通りである）。

さらに好ましい形態のＤＨＰＤは、以下のものである。

（式中、ＬＧは上記定義通りである）。

ＤＨＰＤは、３，４−ジヒドロキシフェニルアラニン（ＤＯＰＡ）、ドーパミンまたは３，４−ジヒドロキシヒドロ桂皮酸（ＤＯＨＡ）、ならびに前記化合物の前駆体および前記化合物からさらに誘導化されたものから選択されることがより好ましい。前駆体の例には、これらに限定されないが、チロシン、チラミン、ヒドロ桂皮酸、フェニルアラニン、ベンゼンプロパン酸、ベンジルエタミン、２，４，５−トリヒドロキシフェニルアラニン、およびヒドロキシル化するかまたは脱ヒドロキシル化してＤＨＰＤを形成することができる他のフェノールまたはベンジル化合物が含まれる。ＤＨＰＤのさらに誘導化された形態の例には、保護基を有するＤＨＰＤ、ヒドロキシル基上で金属イオン結合したＤＨＰＤ、アクリレート、メタクリレート、実質的にポリ（アルキレンオキサイド）、ペプチドで改変されたＤＨＰＤ、またはＤＨＰＤおよびその前駆体を含むオリゴマーならびにその組合せが含まれる。

ｐＢの組成および物理的特性は、前記ｐＢを構成するのに用いられるモノマーまたはプレポリマーの物理的特性、比、組成または組合せによって変わる。

ｐＢは、単一もしくは二種以上のモノマーまたはプレポリマーの重合、鎖延長、結合、架橋または反応によって構築される。

ｐＢは、直鎖、分鎖、超分鎖またはブラシ構造（ｂｒｕｓｈａｒｃｈｉｔｅｃｔｕｒｅ）を有するｐＢを具現化するために、ａ）直鎖または分鎖、ｂ）単官能性、二官能性、三官能性または多官能性であることが好ましい。

ｐＢは、所望の溶解性、剛性、物理的架橋能または自己集合の特性を具現化するために、親水性、疎水性または両親媒性であることが好ましい。

ｐＢは、中性ｐＢ、荷電ｐＢまたは両性イオンｐＢを具現化するために、中性か、正もしくは負に荷電するかまたはその組合せであることが好ましい。

ｐＢは、とりわけ、ポリエーテル、ポリエステル、ポリアミド、ポリウレタン、ポリカーボネートまたはポリアクレートおよびその組合せであることが好ましい。

ｐＢは、異なる結合で構成することができるが、所望の分解速度または化学的安定性を具現化するために、アクリレート、炭素−炭素、エーテル、アミド、尿素、ウレタン、エステルもしくはカーボネート結合またはその組合せを含むことが好ましい。

所望の物理的特性のｐＢは、予め加工した官能基化ポリマーすなわちＦＰ、ＤＨＰＤで改変してＤＨＰｐを形成することができる官能基（すなわち、アミン、ヒドロキシル、チオール、カルボキシル、ビニル基等）を含むｐＢから選択することができる。

モノマーまたはプレポリマーを結合してｐＢを形成させる実際的な方法によって、アミド、エステル、ウレタン、尿素、カーボネートもしくは炭素−炭素結合またはこれらの結合の組合せが生成され、そのｐＢの安定性はこれらの結合の安定性の影響を受ける。

モノマーまたはプレポリマーの分子量は約５０〜２０，０００Ｄａの範囲であってよいが、約６０〜１０，０００Ｄａの範囲であることが好ましい。

モノマーまたはプレポリマーは、単一化合物、または単一ブロック、ジブロック、トリブロックもしくは多ブロック構造の繰り返しモノマー単位であることが好ましい。

モノマーまたはプレポリマーは、単一かまたは複数の化学組成物からなることが好ましい。

モノマーまたはプレポリマー、直鎖、分鎖、超分鎖またはブラシ構造を有するｐＢを具現化するために、ａ）直鎖または分鎖、ｂ）単官能性、二官能性、三官能性または多官能性であることが好ましい。

モノマーまたはプレポリマーは、とりわけ、アミン、ヒドロキシル、チオール、カルボキシルおよびビニル基などの反応性もしくは重合性の官能基を有する単官能性、二官能性または多官能性であることが好ましい。

モノマーまたはプレポリマーは、所望のｐＢ溶解性、物理的架橋能または自己集合能を具現化するために、親水性、疎水性または両親媒性であることが好ましい。

モノマーまたはプレポリマー、中性ｐＢ、荷電ｐＢまたは両性イオンｐＢを具現化するために、中性か、正もしくは負に荷電するかまたはその組合せであることが好ましい。

モノマーまたはプレポリマーは、ポリエーテル、ポリエステル、ポリアミド、ポリアクレート、ポリアルキル、多糖およびその誘導体または前駆体ならびにその組合せであることが好ましい。

本明細書で用いる「ＤＨＰＤ」という用語は、ジヒドロキシフェニル誘導体を意味する。

本明細書で用いる「ＤＨＰｐ」という用語は、ＤＨＰＤで改変されたｐＢを意味する。

本明細書で用いる「モノマー」という用語は、重合してｐＢを形成することができる非繰り返し化合物または化学薬品を意味する。

本明細書で用いる「プレポリマー」という用語は、重合またはポリマー鎖延長によりｐＢを形成することができるオリゴマー化合物を意味する。プレポリマーの分子量はｐＢの分子量よりずっと小さく、ｐＢの分子量の１０％以下のオーダーである。

モノマーおよびプレポリマーは、一緒に重合してｐＢを形成させることができ、そうすることがしばしばである。

本明細書で用いる「ｐＢ」という用語は、ｐＢモノマー、ｐＢプレポリマーまたはｐＢモノマーおよび／またはプレポリマーの混合物の重合によって得られるポリマー、コポリマー、ターポリマー、オリゴマーもしくはマルチマー（ｍｕｌｔｉ−ｍｅｒ）を含むポリマー骨格を意味する。ポリマー骨格は好ましくはホモポリマーであるが、最も好ましくはコポリマーである。ポリマー骨格はＤＨＰＤを除くＤＨＰｐである。

本明細書で用いる「ＦＰ」という用語は、ＤＨＰＤと反応してＤＨＰｐを形成させるために用いることができる、アミン、チオール、カルボキシ、ヒドロキシルまたはビニル基で官能基化されたポリマー骨格を意味する。

本明細書で用いる「ＤＨＰＤ重量％」という用語は、ＤＨＰｐ中でのＤＨＰＤの重量割合を意味する。

本明細書で用いる「ＤＨＰｐ分子量」という用語は、ポリマー骨格と、前記ポリマー骨格と結合したＤＨＰＤの分子量との合計を意味する。

ＤＨＰｐの概略構造図である。概略合成スキーム１−重合性ＤＨＰＤが重合性コモノマーと共重合してＤＨＰｐを生成する図である。Ｐ_３はビニル、アクリレートまたはメタクリレート基などの重合性基である。概略合成スキーム２−二官能性プレポリマーと多官能性鎖延長剤とのポリマー鎖延長反応により官能基化ポリマーを生成し、続くＤＨＰＤとの結合によりＤＨＰｐを生成する図である。ｘ、ｙおよびＺは官能基（−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＳＨ、−ＣＯＯＨ等）であり、但し、ｘはｙとだけ反応し、Ｚは残ってＤＨＰＤと反応する。概略合成スキーム３−ＤＨＰＤを、市販されているかまたは予め加工された官能基化ポリマーと反応させてＤＨＰｐを生成する図である。ＺはＤＨＰＤと反応できる−ＮＨ_２、−ＯＨ、−ＳＨ、−ＣＯＯＨ等の官能基である。ＤＭＡ１をコモノマーと重合してＤＨＰｐを生成する図である。Ｒ_１０＝コモノマー側鎖であり、Ｒ_１２＝−Ｈまたは−ＣＨ_３である。重合性ビニル基で改変したＤＨＰの例を示す図である。連鎖移動剤としてシステアミンを用いたアミン末端ポリマーの合成を示す図である。Ｒ_１０＝コモノマー側鎖であり、Ｒ_１２＝−Ｈまたは−ＣＨ_３である。ＰＥＧ−ｄＮＰＣをリシンと反応させ、続いてカルボジイミドケミストリーによってドーパミンを付加することによるＰＥＵ−１の合成を示す図である。ＰＥＧ−ジオールとＣｂｚ−ＡｓｐＡｎｈを溶融重縮合し、Ｃｂｚを脱保護し、続いてカルボジイミドケミストリーによってＢｏｃ−ＤＯＰＡを付加することによるＰＥＥ−１の合成を示す図である。ＰＥＧ−ジオールを塩化フマリルと反応させ、−ＣＯＯＨで官能基化し、続いてカルボジイミドケミストリーによってドーパミンを付加することによるＰＥＥ−５の合成を示す図である。ＰＥＧ−ジオールおよびＨＭＰＡを塩化スクシニルと反応させ、続いてカルボジイミドケミストリーによってドーパミンを付加することによるＰＥＥ−９の合成を示す図である。ポリマー鎖延長の前に、ＰＥＧプレポリマーをＤＨＰで改変することによるＰＥＡ−１の合成を示す図である。カルボジイミドケミストリーを用いてゼラチンを３，４−ジヒドロキシヒドロ桂皮酸と反応させることによるＧＥＬ−１の合成を示す図である。Ｒはゼラチンのアミノ酸側鎖を表す。カルボジイミドケミストリーを用いて最初にゼラチン上に連鎖移動剤をグラフト化させ、続いてＤＭＡ１をフリーラジカル重合させることによるＧＥＬ−４の合成を示す図である。Ｒはゼラチンのアミノ酸側鎖を表す。Ａ）２つの生物学的組織表面間、およびＢ）組織と移植物表面の間でのカテコール含有構造の接着剤のその場での硬化および接着を示す図である。接着コーティング剤（Ａ）および防汚コーティング剤（Ｂ）としてのＤＨＰｐの塗布を示す図である。破裂強度試験装置の概略図（Ａ）と封止剤および基体の拡大図（Ｂ）である。ラップせん断（ｌａｐｓｈｅａｒ）付着試験装置の概略図である。ＰＤＭＡ−１２でコーティングされたナノ構造付着物を示す図である。Ｓｉ_３Ｎ_４片持ち梁を用いたナノスケール付着物上でのＡＦＭ力測定を示す図である。（Ａ）空気中または水中における、単一の対照ＰＤＭＳ表面、またはＰＤＭＡ−１２コーティングした表面から引き離すのに要する力。（Ｂ）空気中および水中における、ＰＤＭＡ−１２コーティングした表面の反復付着接触。細菌付着および生物膜形成をアッセイするための改良型Ｒｏｂｂｉｎｓ装置の概略図である。

表の参照
以下の節で考察するのは表１Ａ〜１Ｄ、２Ａ〜２Ｆ、３Ａ〜３Ｄ、４Ａ〜４Ｃ、５〜１１である。これらの表はグループとして文献の節にしたがう。
ポリマー合成
マルチＤＨＰＤ付着性ポリマーの概略構造を図１に示す。このポリマーはポリマー骨格（ｐＢ）と結合したマルチプル懸垂型のＤＨＰＤからなる。ＤＨＰＤは、耐水性の接着部分ならびに分子間架橋前駆体として作用するように組み込まれている。ＤＯＰＡ含量が多くなると、接着強度がより強くなるという相関性が実証されているので［１２、２２］、ＤＨＰｐ中のＤＨＰＤの数を、ポリマーの付着特性を制御するために用いることができる。ＤＨＰＤが多くなると、これらの付着性ポリマーの硬化速度を増大させることもできる。

ポリマー骨格を用いて、これらのマルチＤＨＰＤポリマーにおける様々な物理的特性を制御することができる。水溶性ＤＨＰｐを得るために、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）などの親水性および水溶性のポリマー骨格を用いることができる。さらに、ＰＥＧは非常に良好な生体適合性プロファイルを有しており、臨床用途に認可された多くの製品で使用されている。疎水性部分を組み込んでポリマー骨格の剛性を増大させることができ、それによって、水性媒体でのこれらの疎水性領域の凝集、ならびに化学的に硬化したＤＨＰｐの機械的強度の増大をもたらすことができる。異なる種類の化学結合を用いて、ポリマー骨格の安定性および分解速度を制御することができる。これらの結合は安定した炭素−炭素、エーテル、尿素およびアミド結合から、簡単に加水分解されるウレタン、エステルおよびカーボネート結合まで様々であってよい。最後に、分鎖ポリマー骨格を用いてＤＨＰｐの硬化速度を増大させることができる。

マルチＤＨＰＤ付着性ポリマーを得るために、３つの一般的なタイプの合成方法を用いた。第１の方法（図２）では、重合性基（すなわち、ビニル、アクリレート、メタクリレート）を含有するＤＨＰＤを、１種または複数のコモノマーと共重合してＤＨＰｐを生成させる。第２の方法（図３）では、二官能性プレポリマーと多官能性鎖延長剤にポリマー鎖延長反応を施して懸垂型の官能基（すなわち、アミン、チオール、ヒドロキシル、カルボキシル等）を担持する官能基化ポリマー（ＦＰ）を生成させる。これを、ＤＨＰＤでさらに改変してＤＨＰｐを生成することができる。最後に、予め作製したＦＰをＤＨＰＤと反応させてＤＨＰｐを生成する（図４）。３つのすべての合成方法において、出発原料（コモノマー、プレポリマー、ＦＰ）を選択して、ポリマー骨格および最終的なＤＨＰｐの物理的特性を制御することができる。

合成方法１：ＤＨＰＤ重合
この節では、図５に示すように、２，２’−アゾビス（２−メチルプロピオニトリル）（ＡＩＢＮ）などの重合開始剤を用いてＤＨＰＤ改変アクリレートまたはメタクリレート（ＤＭＡ）を１種または複数のコモノマーと共重合させて、一連のＤＨＰｐを生成させた。重合は、反応性ＤＨＰＤ側鎖の保護を行うことなく実施した。これによって、合成ステップ数が少なくなり、ポリマーをより高い収率で得ることができるようになる。フェノール化合物は、重合阻害物質であり、遊離基捕捉剤であることが知られているが［２９〜３１］、大気中の酸素を除去することによって、高分子量のＤＨＰｐを合成することができる。ＡＩＢＮ開始によるフリーラジカル重合をここで報告するが、原子移動ラジカル重合法（ＡＴＲＰ）や可逆的付加開裂連鎖移動（ＲＡＦＴ）重合法などの他の重合技術を使用できる可能性がある。しかし、ＡＴＲＰで用いられる金属触媒がＤＨＰＤを酸化する可能性があるので、重合の際にＤＨＰＤ側鎖を保護しておく必要がある。

可能な重合性ＤＨＰＤの化学構造を図６に示す。これらの化合物は、重合性ビニル基と結合したカテコールからなる。ＤＭＡ１は、ドーパミンをメタクリレート基と結合させて作製し、他方ＤＭＡ２はそれをアクリレート基と結合させて作製した。この２つのＤＭＡ間の差は、アクリレート基に水素（−Ｈ）があるのに対して、メタクリレート基にはメチル（−ＣＨ_３）基があることにある。メチル基の存在は、ポリマー骨格の疎水性と剛性を増進させ、ＤＨＰｐの溶解性を低下させる。ＤＭＡ３は、短い親水性オリゴマーリンカー、４，７，１０−トリオキサ−１，１３−トリデカンジアミンを用いて、３，４−ジヒドロキシヒドロ桂皮酸（ＤＯＨＡ）とメタクリレート基を連結することによって得られる。ＤＭＡ３のこの短いリンカーは、末端ＤＯＨＡに、界面結合のためのより優れたアクセスをもたせることになる。

ＤＭＡと共重合させるモノマーのリストを表１Ａ〜１Ｅに示す。これらのモノマーは、異なる分子量のＰＥＧベースのモノマー（表１Ａ）から、他の中性、親水性（表１Ｂ）、塩基性（表１Ｃ）酸性（表１Ｄ）、および疎水性（表１Ｅ）モノマーまでの範囲に及ぶ。ＤＭＡとの共重合に使用するモノマーの種類に応じて、広い範囲の物理的特性を有する付着性ポリマーを調製することができる（表２Ａ〜２Ｆ）。ＰＤＭＡ−１〜ＰＤＭＡ−５などのＰＥＧベースのポリマーは、水と、クロロホルム、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミドおよびほとんどのアルコールなどの多くの有機溶媒の両方に溶解する（表２Ａ）。ポリマーＰＤＭＡ−６〜ＰＤＭＡ−１０はすべて水溶性であるが、これらの化合物はＰＥＧを含まない（表２Ｂ）。表２Ｃには、水に容易には溶解しない２つの親水性ポリマーを挙げる。ＰＤＭＡ−１１は水膨潤性であるだけであり、ＰＤＭＡ−１２は水不溶性である。さらに、ＮＩＰＡＭなどの温度応答性モノマーとの共重合によってＰＤＭＡ−２２が得られ、これは３２℃未満の温度で水溶性であり、より高温で不溶性となる（表２Ｆ）。最後に、ＰＤＭＡ−１３などの疎水性、フッ素化ポリマーも得られる（表２Ｄ）。ここで説明するモノマーのほとんどは市場で安価に入手することができるか、または大量に合成することができる。このため、付着性ポリマーのスケールアップが可能である。

上記の二成分ポリマーに加えて、三成分ポリマーを、ＤＭＡを２つの他の種類のモノマーと共重合することによって得た（表２Ｅ）。ポリマーＰＤＭＡ−１４〜ＰＤＭＡ−１７などの塩基性ポリマーでは、ＤＨＰｐに正電荷を導入するためにＡＰＴＡ、ＡＡまたはＤＡＢＭＡなどの塩基性モノマーを用いたが（表１Ｃ）、これらの付着性ポリマーを水ならびに様々な有機溶媒に可溶性であるようにするために、第３の親水性モノマー（ＥＧ９ＭＥまたはＮＡＭ）を使用した。他方、ＡＭＰＳおよびＥＧＭＰなどの酸性モノマーを用いて、負電荷を有する酸性ポリマーも調製した（ＰＤＭＡ−１８〜ＰＤＭＡ−２１）（表１Ｄ）。ポリマー骨格でのこれらの電荷は、反対の電荷の表面への界面結合能を高めることができる。具体的には、ＰＤＭＡ−２１は、ＭＡＰに見られるリン酸化セリンと類似したホスホン酸側鎖を含有しており［３２］、この側鎖は、カルシウムまたは石灰質鉱物の表面とよく結合することが分かっている［３３、３４］。さらに、四級アンモニウム基で官能基化されたポリマーは、接触すると殺菌効果があることが分かっている［３５、３６］。ＰＤＭＡ−６を、ＤＭＡ１と、１つの分子中に負電荷と正電荷の両方を含む両性イオンのＳＢＭＡから共重合させた。これらの両性イオン化合物は防汚特性［３７、３８］および防蝕効果［３９］を有していることが分かっている。

ＤＭＡとコモノマーの供給比やモノマーと重合開始剤のモル比などの反応条件を変えることによって、分子量ならびに得られるポリマーの組成を変えることが可能であった。表２Ａ〜２Ｆに示すように、ＤＭＡ：モノマー供給モル比を１：１〜１：２５の範囲で変えた。これにより３２重量％〜４重量％の範囲のＤＭＡ含量のＤＨＰｐが得られた。用途に応じて、ＤＭＡの量を変えることが望ましい。例えば、支持基体をコーティングし、かつ第２の基体への付着を促進するために十分なＤＭＡが必要であるので、付着を促進するコーティングのためには高いＤＭＡ含量が必要である。他方、ＤＭＡが多すぎると好ましくない付着を促進する恐れがあるので、表面をコーティングするのに十分なだけの、過剰ではないＤＭＡを有することが望ましい防汚コーティングでは、より低いＤＭＡ含量しか必要としない。さらに、モノマーと重合開始剤供給比を変えることによって、異なる分子量の付着性ポリマーが得られる。モノマーの合計量とＡＩＢＮのモル比を２５：１〜２５０：１の範囲で変え、これによって５，０００〜１，０００，０００ｇ／モルを超える分子量を有するＤＨＰＤ改変ポリマーが得られた。

上記ＤＨＰｐはＤＭＡと１種または複数の他のモノマーの線状ランダムコポリマーである。これらの付着性分子の物理的特性をさらに制御するために化学構造に変更を加えることができる。例えば、ポリマー骨格における分岐によって硬化速度を低下させることができ［２１］、分岐点は重合の際に少量（＜１モル％）のジアクリレート化モノマーを用いて導入することができる。これらの大量の二官能性モノマーによってゲルネットワークの形成がもたらされる。分岐点に加えて、ＡＴＲＰおよびＲＡＦＴなどのリビング重合法を用いてブロックコポリマーを得ることができる。最後に、図７に示すように、システアミン（ＣＡ）などの連鎖移動剤（ＣＴＡ）を用いて末端アミン基を導入することができる。これは、他の活性化合物（すなわち、別のポリマー、配位子、蛍光タグ等）でさらに改変するために使用することができる。ＣＴＡとしてＣＡを用いて、表２Ｆに挙げたポリマー（ＰＤＭＡ−２２、ＰＤＭＡ−２３およびＰＤＭＡ−２４）を調製した。３−メルカプトプロピオン酸（ＭＰＡ）および２−メルカプトエタノールなどの他のＣＴＡを用いて、末端カルボキシルおよびヒドロキシル基をそれぞれ導入することができる。
合成方法２：ポリマー鎖延長
図３に示すように、ここで述べる官能基化ポリマー（ＦＰ）を、小分子量二官能性プレポリマー（ｘ−Ａ−ｘ、ＭＷ＝２００〜１０，０００）を多官能性鎖延長剤（ｙ−Ｂ（−ｚ）−ｙ）で鎖延長することによって作製する。官能基化ポリマーをＤＨＰＤでさらに改変してＤＨＰｐを得る。プレポリマーがＤＨＰｐの重量比率の大部分（７０〜９５重量％）を占めるので、このプレポリマーの組成は、ＤＨＰｐの物理的特性に対して大きな影響を及ぼすことになる。例えば、ＰＥＧなどの親水性プレポリマーを用いる場合、得られるＤＨＰｐは水溶性となる。ポリ（プロピレングリコール）などの疎水性プレポリマー、またはポリ（カプロラクトン）（ＰＣＬ）などのポリエステルを用いて同様の水不溶性ＤＨＰｐを得ることができる。鎖延長反応の際に２種類以上のプレポリマーを用いてＤＨＰｐの物理的特性をさらに改善することができる。親水性プレポリマーと疎水性プレポリマーを組み合わせると、水性媒体中で物理的架橋をもたらすことができる水溶性ＤＨＰｐが得られ、その架橋によって、ポリマーの微細凝集、高い粘度、熱的に誘導されたゲル生成、またはＤＨＰｐが化学的に硬化したネットワークによる機械的特性の向上がもたらされる。水性媒体中での物理的架橋が受けられる水溶性ＤＨＰｐが得られる。あるいは親水性と疎水性ブロックの両方からなる両親媒性の複数ブロックコポリマーを用いて同じ効果を実現することができる。さらに、ポリエステルを組み込むと、加水分解によって分解するＤＨＰｐが得られ、ＤＨＰｐ中のエステル結合の数を用いてその分解速度を制御することができる。最後に、プレポリマーの長さを用いて、ＤＨＰｐの接着特性と硬化速度に影響を及ぼすＤＨＰＤの密度と含量を制御することができる。合成で用いるプレポリマーのリストを表３Ａ〜３Ｃに示す。

鎖延長剤（表３Ｄ）は、プレポリマー上の官能基ｘと反応可能な２つの官能基ｙと、ＤＨＰＤと反応可能な少なくとも１つの官能基Ｚとを含む小分子量（ＭＷ≦５００Ｄａ）化合物からなる。官能基ｘとｙとの反応により、プレポリマーと鎖延長剤の間のエステル、アミド、ウレタン、尿素またはカーボネート結合が得られ、この生成によって官能基化ポリマーの形成がもたらされる。鎖延長反応の際、結合が起こるようにｘかまたはｙのいずれかを活性化する必要があり、その活性化は反応の間かまたはそれに先行して行うことができる。

図８に示すように、ＰＥＧ−ジオールの末端−ＯＨをまず活性化してニトロフェニルカーボネート（ＮＰＣ）を形成させ、続いてリシン−テトラブチルアンモニウム塩（Ｌｙｓ−ＴＢＡ）と反応させて懸垂型の−ＣＯＯＨ基を有するポリ（エーテルウレタン）（ＰＥＵ）を得る。その後これをドーパミンと反応させてＰＥＵ−１（表４Ａ）を得る。ここで、ｘは、Ｌｙｓ−ＴＢＡ上のアミン基ｙと容易に反応してウレタン結合をもたらす活性化カルボニル基である。ＮＰＣに加えて、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）またはペンタクロロベンゼンなどの他の活性化化合物を使用することができる。ＰＥＵ−２とＰＥＵ−３はどちらも、活性化基としてＮＰＣの代わりにＮＨＳを用いて合成した。最後に、鎖延長剤上のＺ基は、−Ｈの代わりにＴＢＡ対イオンを有するカルボキシル基であり、これによって、Ｌｙｓ−ＴＢＡは有機反応混合物において、より可溶性のものになる。対イオンとして、他の四級アンモニウムまたは正に荷電した基を使用できる可能性がある。

ある場合には、ポリマー鎖延長反応の際に官能基がｘかまたはｙのどちらかと反応する恐れがあるので、Ｚ基を保護する必要がある。図９は、ＰＥＧ−ジオールとＮ−（ベンジルオキシカルボニル）−Ｌ−アスパラギン酸無水物（Ｃｂｚ−Ａｓｐ−Ａｎｈ）を溶融重縮合させ、Ｃｂｚ保護基を取り除いた後にアミン官能基化ポリ（エーテルエステル）（ＰＥＥ）を得る方法を示す。Ｃｂｚは、保護されていないままであった場合、ポリマー鎖延長の際にカルボキシル基と反応する恐れのあるＡｓｐアミン基を保護する。続くこのアミン−官能基化ＰＥＥとＮ−Ｂｏｃ−ＤＯＰＡのカルボキシル基との反応によってＰＥＥ−１（表４Ｂ）を得た。ＰＥＥ−２およびＰＥＥ−３では、Ｎ−Ｂｏｃ−ＤＯＰＡの代わりにＤＯＨＡを用いた。ＰＥＵ−１とは異なり、これらのポリ（エーテルエステル）はエステル結合形成によってもたらされた。この結合はウレタン結合より速い速度で加水分解する。

あるいは、図１０に示すように、鎖延長反応が完了した後にＺを導入することができる。ＰＥＧ−ジオールをまず塩化フマリルと反応して、そのポリマー骨格に沿って不飽和の二重結合を含むｐ（ＥＧ−Ｆｕｍ）を生成させた。次いで、これらの二重結合をチオール化した３−メルカプトプロピオン酸（ＭＰＡ）と反応させて−ＣＯＯＨ基を導入した。これをドーパミンでさらに改変させることができる。この方法を用いてＰＥＥ−４〜ＰＥＥ−６を合成した（図４Ｂ）。ＭＰＡの代わりに、システアミン（ＣＡ）および２−メルカプトエタノールを用いて、−ＮＨ_２および−ＯＨ基をそれぞれ組み込むことができる。懸垂型のアミン基を導入するためにＣＡを用いてＰＥＥ−７を調製した。続いてこれをＤＯＨＡのカルボキシル基と反応させる。ＰＥＧ−ジオールをアミン末端ＰＥＧで置換し、続いて塩化フマリルと反応させてＰＥＥより安定なポリ（エーテルアミド）（ＰＥＡ）を生成させることができる。ジアミン末端プレポリマーを用いてＰＥＡ−１（表４Ｃ）を得た。それによってこのポリマーはＰＥＥ類似物より加水分解の影響を受けにくくなった。

図１１は、プレポリマーのｘと鎖延長剤のｙが同一官能基（−ＯＨ）であり、鎖延長が第３の化合物を加えることによって達成される合成方法を示す。ＰＥＧ−ジオールと２，２−ビス（ヒドロキシメチル）プロピオン酸（ＨＭＰＡ）はどちらも２つの末端−ＯＨ基を有しており、ポリマー鎖延長は塩化スクシニルによってなされた。これはエステル結合の形成をもたらす。ＨＭＰＡは第３の官能基、−ＣＯＯＨを有しており、これはドーパミンを結合するのに用いられてＰＥＥ−８を生成した（表４Ｂ）。ジアミン末端ＰＥＧおよびＨＭＰＡを有するＰＥＧ−ジオールをＬｙｓ−ＴＢＡなどのジアミン鎖延長剤に変えることによって、塩化スクシニルとの反応により、エステル結合の代わりに安定したアミド結合を有する官能基化ポリマーが得られる。同様に、塩化スクシニルの代わりにジイソシアネートを用いた場合、−ＯＨまたは−ＮＨ_２末端プレポリマーおよび鎖延長剤をそれぞれ用いて、ウレタン結合または尿素結合を有する官能基化ポリマーを作製することができる。最後に、ジクロロホーメート（すなわち、ＰＥＧ−ｄＣＦ）をＰＥＧ−ジオールおよびＨＭＰＡと反応させることによってカーボネート結合を有する官能基化ポリマーを得ることができる。これらの異なる結合は、ＤＨＰｐの分解速度を制御するのに用いることができる。

図１２に示すように、ポリマー鎖延長の前に、プレポリマーをＤＨＰＤで改変することができる。ジアミン末端ＥＤ２ｋをまずＤＯＰＡおよびリシンのＮ−カルボキシアンヒドリド（ＮＣＡ）（それぞれ、Ｃｂｚ−ＤＯＰＡ−ＮＣＡおよびＣｂｚ−Ｌｙｓ−ＮＣＡ）と反応させてＰＥＧ−ＤＬを形成させた。ＰＥＧ−ＤＬをさらに塩化スクシニルと反応し、Ｃｂｚ保護基を取り除いてＰＥＡ−２を生成する（表４Ｃ）。ＰＥＡ−２の骨格はエーテル結合およびアミド結合からなり、これらは、それぞれＰＥＥまたはＰＥＵにおけるエステル結合およびウレタン結合より安定である。

図８と同様の合成スキームを用いて、ＰＥＧプレポリマーの一部を疎水性ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）で置き換えて、ポリ（エーテルエステルウレタン）（ＰＥＥＵ）を合成した（表４Ｄ）。これらのＰＥＥＵは、ウレタン結合より速く加水分解するエステル結合を含む。さらに、疎水性部分は水の存在下で凝集することができ、そのためＰＥＡＵはミクロスケールのドメイン中に自己集合できるようになる。この自己集合能はポリマー溶液の粘度を増大させ、これらは適切な条件下で（高い温度と濃度で）物理的に架橋したゲルネットワークを形成することができる。同様に、ＰＥＵ−３はその骨格内に親水性部分量と疎水性部分を含み、ＰＥＵ−３の水溶液も同様の自己集合特性を示す。

多種多様のプレポリマーを選択することができることと合わせて、異なる合成方法を用いることができるため、ＤＨＰｐの物理的特性を変えることができる。様々な合成方法を用いて、安定な（ＰＥＡ＞ＰＥＵ＞ＰＥＥＵ＞ＰＥＥ）様々な骨格結合を生成させた。この中では、ＰＥＥは水の存在下で最も簡単に加水分解する。さらに、ポリマー骨格の親水性は加水分解速度に影響を及ぼすことになる。ＰＥＥ−１〜ＰＥＥ−５のポリマー骨格は８５重量％を超えるＰＥＧを含み、そのためこれらのＰＥＥは、Ｆ２ｋ（５０％ＰＥＧおよび５０％ＰＰＧ）からなるＰＥＥ−７よりずっと早く分解するようになる。ポリマー骨格の親水性は水の取り込みの可能性に影響を及ぼし、これは加水分解速度に影響を及ぼす。

プレポリマーの長さを用いて、結合するＤＨＰＤの量を制御することができる。表４Ｂに示すように、ＥＧ６００（６００ＭＷＰＥＧプレポリマー）を用いてＰＥＥ−２を構成した。これは、この節で合成したＤＨＰｐのうち最も高いＤＨＰＤ含量（２１重量％）を有する。より高いＭＷプレポリマー、例えばＥＧ１ｋ（ＰＥＵ−１、ＰＥＵ−２、ＰＥＥ−１、ＰＥＥ−３およびＰＥＥ−５については８〜１３重量％ＤＨＰＤ）およびＦ２ｋ（ＰＥＵ−３およびＰＥＥ−７については３〜５重量％ＤＨＰＤ）を用いると、より低いＤＨＰＤ含量のポリマーが得られた。ＰＥＥＵ−３およびＰＥＵ−４について、骨格中のＥＧ６００の３０重量％および６５重量％を、より高い分子量のプレポリマーでそれぞれ置き換えると、ＰＥＥ−２と比較して、これらのポリマー中のＤＨＰＤ含量は著しく低下した（ＰＥＥＵ−３およびＰＥＵ−４について、それぞれ１２重量％および６．４重量％）。ＰＥＵ−２、ＰＥＡ−２およびＰＥＥＵ−３を、ポリマー骨格に沿って遊離−ＮＨ_２基を有するリシンを用いて合成した。アミン基は、これらのポリマーの界面結合能を向上させることができ、また、酸化されたＤＨＰＤのための追加の結合分子を提供することもできる。さらに、−ＮＨ_２の存在によって両親媒性ＰＥＥＵ−３は、ＰＥＥＵ−１およびＰＥＥＵ−２と比べて、より水溶性になる。
合成方法３：ＦＰのＤＨＰＤ改変
この節では、ＤＨＰＤを、ポリマーの長さ方向にわたって−ＮＨ_２、−ＣＯＯＨ、−ＯＨまたは−ＳＨなどの懸垂型の官能基を含む、予め作製した官能基化ポリマー（ＦＰ）上にグラフト化する（図４）。様々な多くのＦＰが市販されており、ＤＨＰｐの所望の用途に応じて注意深くそれを選択すべきである。例えば、ポリビニルアルコール、ポリアリルアミン、ポリリシンおよびポリアクリル酸などの合成ＦＰが存在し市販されているが、これらのポリマーは生体適合性が劣っており［４０、４１］、どれも生分解性がなく、そのためこれらは生体材料として使用する候補とはならない。タンパク質または多糖類などの生体高分子は、合成高分子より優れたある種の利点（すなわち、生体適合性、生分解性、生体吸収性、および天然の組織または細胞との相互作用能）を有している。タンパク質ベースの封止剤がＦＤＡにより臨床使用に承認されており、それらには、ゼラチン−（ＦｌｏＳｅａｌ（商標）、Ｂａｘｔｅｒ、Ｉｎｃ．）、フィブリノゲン−（Ｔｉｓｓｅｅｌ（商標）、Ｂａｘｔｅｒ、Ｉｎｃ．）およびウシ血清アルブミンベースの（Ｂｉｏｇｌｕｅ（登録商標）、Ｃｒｙｏｌｉｆｅ、Ｉｎｃ．）などの製品が含まれる。キトサン、アルギン酸塩およびヒアルロン酸などの多糖類は、細胞のカプセル化［４２］、創傷包帯［４３］および軟骨修復［４４］などの様々な生物医学的用途のために研究されている。これらの生物高分子は、ＤＨＰＤで改変できる様々な官能基を含む線状ポリマーである。ここではゼラチンの改変についてだけ述べるが、ここで述べる合成経路を用いて、適切な官能基を有する他の生物高分子をＤＨＰＤで改変することができる。

ゼラチンは、ウシ、ブタおよび魚などの動物の結合組織から抽出したコラーゲンの部分加水分解によって製造されるタンパク質である。ゼラチンは、アミド、エステルまたはウレタン結合の生成によってＤＨＰＤと反応させることができる、１０％グルタミン酸、６％アスパラギン酸および４％リシンを含む［４５］。図１３に示すように、水溶性カルボジイミドは、ＤＯＨＡ、ドーパミンまたはＤＯＰＡのいずれかをゼラチンと結合させるのに用いた（７５ブルーム、ＭＷ約２２，０００）。ＧＥＬ−１、ＧＥＬ−２およびＧＥＬ−３を、８重量％ものＤＨＰＤの含量で調製した（表５）。これらのゼラチンベースの付着性ポリマーは３０重量％もの濃度で水溶性であり、改変されていないゼラチンのように物理的ゲル化を受けることができる。

単一ＤＨＰＤを生体高分子に結合するのに加えて、ＤＨＰＤの短いポリマーをグラフト化することができる。図１４に示すように、システアミン二塩酸塩を、カルボジイミドケミストリーによってゼラチンと反応させ、ジチオール結合を１，４−ジチオスレイトール（ＤＴＴ）で還元した後、ゼラチンの骨格に沿って−ＳＨ基を有するゼラチン−ｇ−ＣＡを調製した。これらの−ＳＨ基は、フリーラジカル重合における連鎖移動剤として作用することができる。重合開始剤としてＡＩＢＮを用いて、５４重量％を超えるＤＭＡ１含量でゼラチン上にグラフト化されたＤＭＡ１のポリマー鎖を有するＧＥＬ−４を調製した（表５）。あるいは、ゼラチンの側鎖官能基（−ＯＨ、−ＮＨ_２、−ＣＯＯＨ）を連鎖移動剤として用いてＧＥＬ−５を合成した。ＤＭＡ１はＧＥＬ−５の１７重量％を占める。

（適用）
合成したＤＨＰｐについて、１）組織接着剤および封止剤、２）接着コーティング剤ならびに３）防汚コーティング剤として機能する可能性を試験した。組織接着剤または封止剤として（図１５）、ＤＨＰｐ中のＤＨＰＤを、その接着剤の結合性（ｃｏｈｅｓｉｖｅ）架橋と硬化の両方、ならびに生物学的表面基体と無機表面基体の両方との界面の接着的相互作用を実現するために用いた。接着コーティング剤として機能するためには（図１６Ａ）、高いＤＨＰＤ含量を有するＤＨＰｐを用い、それによって、ＤＨＰＤの一部が支持基体と結合するのに用いられても、第２の基体と結合するための非結合ＤＨＰＤが依然として存在するようにした。防汚コーティング剤のためには（図１６Ｂ）、重量で大部分の防汚ＤＨＰｐが、非特異的接着を阻止するポリマーで構成されていることが必要なので、比較的少ない量のＤＨＰＤが望ましい。所望の用途に応じて、様々なＤＨＰＤ含量、物理的特性および化学組成を有するＤＨＰｐを作製した。

組織接着剤および封止剤
組織接着剤または封止剤として使用するためには、ＤＨＰｐは一連の厳しい基準を満たす必要がある。最初の最も重要なものは、それは、安全性プロファイル（すなわち、低毒性、非免疫原性、非変異原性、非刺激性および非抗原性）を有していなければならならず、生体接着剤が、厳しい殺菌の後でもその接着性を維持していなければならないことである［４６〜４８］。液体の状態では、接着剤は、創傷表面全体に容易に塗布できるように十分な流動特性を有していなければならず、また、境界層から水を追い出して界面の相互作用を最大にできるようにしなければならない［４６、４９］。接着剤は、穏やかな生理学的条件下で液体状態から固体状態に転換されなければならず、また、手術時間を最短にし、かつ感染の可能性を少なくするために、その転換は急速なものでなければならない［４６］。硬化後、生体接着剤は、機能的な使用の間に受ける様々な応力に耐えられる適切なバルク機械的特性を保持しながら、湿潤環境で異なるタイプの組織に強い付着を維持する必要がある［４６、４８］。縫合糸や他の通常使用される創縫合材料とは異なり、接着剤は、傷の端の結合部で組織成長のためのバリアとして作用することができる。したがって、満足すべき創傷治癒にためには、接着剤は、細胞増殖の速度に近い速度で分解できるものでなければならず、またその分解産物は非毒性であり、かつ容易に再吸収されるかまたは身体から排出されるものでなければならない［４６、４８、５０］。

様々なＤＨＰｐについて、まず、これら接着剤が自由流動性の液体から粘弾性のヒドロゲルへ急速に移行するかどうかを見る試験を行った。ＤＨＰｐ（ｐＨ７．４）の水溶液と等容積のＮａＩＯ_４溶液（ＤＨＰＤに対して０．５モル当量）を、双対式シリンジ装置（ｄｕａｌｓｙｒｉｎｇｅｓｅｔ−ｕｐ）を用いて混合した。選択した接着性配合物が硬化する時間量を表６に示す。これらのＤＨＰｐ接着剤の硬化時間は３０秒未満から７分までの範囲である。硬化時間はＤＨＰＤ含量、ＤＨＰｐ化学構造および分子量などの因子に依存する。図１５に示すように、ＤＨＰＤの結合性架橋によってＤＨＰｐの硬化がもたらされる。したがって、早く硬化させるためには高いＤＨＰＤ含量を必要とする。ＰＥＵ−１、ＰＥＵ−２およびＰＥＵ−３を比較すると、これらの接着剤中のＤＨＰＤ含量が低下するのにしたがって硬化時間は長くなる（ＰＥＵ−１、ＰＥＵ−２およびＰＥＵ−３について、それぞれ、１３、８．２、４．８重量％ドーパミンで、３０秒間、７０秒間および７分間である）。ＤＨＰＤの濃度が低いのにも関わらず、ＧＥＬ−２（５．９重量％ドーパミン）は約２０秒で硬化することができた。主に非反応性ポリエーテル骨格で構成されている、そのＰＥＵの対応物とは異なり、ゼラチンベースの接着剤は、ＤＨＰＤと反応できる様々なアミノ酸側鎖官能基（すなわち、アミン、ヒドロキシル等）を含む。さらに、硬化速度は、ＤＨＰｐの化学構造にも強く依存する。ＰＤＭＡ−１９は、１７重量％のＤＭＡ１を有しているにも関わらず、硬化するのに４時間以上かかった（データは図示せず）。ＰＤＭＡ−１９のブラシ様の化学構造は、ｐＢ−結合ＤＭＡ１が架橋するのを効果的に阻止している可能性がある。ＤＭＡ３およびＥＧ９ＭＥで構成されたＰＤＭＡ−５は２分間で硬化することができた（データは図示せず）。ＤＭＡ３は、ＤＯＨＡとメタクリレート基の間に短いオリゴマーリンカーを有しており、これによって、それがＰＥＧポリマーのブラシの中に埋没するのではなく、ＤＯＨＡは架橋形成のためにより曝露されるようになる。

これらの接着配合物が外科用封止剤として機能する能力を試験するために、これらを用いて圧力下で、湿潤したコラーゲン基体上の開口部（３ｍｍ径）をシールした。ＡＳＴＭ標準Ｆ２３９２にしたがって、図１７に示す装置を用いてＤＨＰｐの破裂強度を測定した［５１］。この実験は、水性の環境中、応力下で所与のＤＨＰｐが、生物学的基体と結合する能力を試験するものなので、硬化した接着剤は、耐水性の接着特性とバルク機械的特性の良好なバランスを必要とする。表６に示すように、種々のＤＨＰｐ配合物の破裂強度は５〜２３０ｍｍＨｇ／ｍｍの範囲である。接着剤重量％、ポリマー骨格化学構造、およびＤＨＰＤの架橋経路などの様々な因子が、接着剤の破裂強度に影響を及ぼすことになる。例えば、ポリマーの濃度を１５重量％から３０重量％に増加させるとＰＥＵ−２の破裂強度はほぼ倍になる。この増加は、硬化した接着剤の粘着特性と架橋密度が向上したことによるものである。ＰＥＵ−２が、ＰＥＵ−１のほぼ２倍の破裂強度を有することも分かった。この結果は、このポリマーの界面結合能を増大させることができるＰＥＵ−２中のリシル遊離アミン基の存在によるものである。さらに、−ＮＨ_２の存在は、ＤＨＰＤが、施される架橋の経路を著しく変え［２１、５２］、これは、硬化した接着剤の粘着特性に著しく影響を及ぼすことになる。これらの配合物は粘着性が不足していることが分かったので、ＰＥＵ−１とＰＥＵ−２との破裂強度の差は、そのバルク機械的強度間の差に起因しているようである。ＤＨＰＤを半分しか有していないにも関わらず、１５重量％でＰＥＵ−３はＰＥＵ−２と同様の破裂強度を示した。しかし、純粋に親水性のＰＥＧとは対照的に、ＰＥＵ−３はＦ２ｋ、すなわちＰＥＧとポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）の両親媒性トリブロックコポリマーから構成されたものである。ＰＥＵ−３中の疎水性ＰＰＧ部分は物理的架橋を形成することができ、これは粘着強度の増大をもたらす。ゼラチンポリマー骨格上にマルチプル官能基を有しているにも関わらず、ゼラチンベースの接着剤は、ＰＥＵベースの接着剤と比べて非常に低い破裂強度を示した。

表６に示すように、ＤＨＰｐ中のＤＨＰＤ含量、ならびにポリマー骨格の構造および化学組成を変えることによって、これらのポリマー硬化速度ならびに接着特性を大きな影響を及ぼすことができる。所望の成分を有する新規なポリマーを合成することによって、これらのＤＨＰｐの物理的特性を調節することができるが、既存のＤＨＰｐ同士を一緒に混合して、向上した物理的特性を有する新規な接着配合物を作製することができる。表７に示すように、ＰＥＵ−３のＰＥＵ−１かまたはＰＥＵ−２との５０−５０混合物は、硬化時間を７分から５分に短縮した（ＰＥＵ−３のみ）。これはその混合物中のドーパミン含量が増大したためのようである。これらの接着配合物も高い破裂強度を示した。例えば、ＰＥＵ−１とＰＥＵ−３（８１ｍｍＨｇ／ｍｍ）の混合物はＰＥＵ−１だけ（５５ｍｍＨｇ／ｍｍ）の場合の破裂強度より５７％高い結果をもたらし、ＰＥＵ−２とＰＥＵ−３の混合物（１５７ｍｍＨｇ／ｍｍ）は、ＰＥＵ−２（１２９ｍｍＨｇ／ｍｍ）およびＰＥＵ−３（１２１ｍｍＨｇ／ｍｍ）の個別の試験結果よりそれぞれ２２％および３０％高い結果をもたらした。不可逆的な共有結合架橋と可逆的な物理的架橋とのバランスはバルク機械的特性のこうした向上に寄与している可能性がある。他の配合物および混合物を試験して、これらの化合物の接着特性と硬化速度を最適化できる可能性がある。

創縫合材料のための重要な１つの基準は、創傷が治癒するにしたがって時間とともに分生解してゆく能力である。非分解性材料は傷の端の結合のバリアとして作用する恐れがあるので、これは、組織接着剤や封止剤では特に重要である。ＤＨＰｐのインビトロでの分解分析を、硬化した接着剤を３７℃でＰＢＳ（ｐＨ７．４）の中に浸漬させて行った。表６に示すように、そのポリマー骨格に沿って加水分解性エステル結合を含むＰＥＥ−５は、２週間以内に完全に分解する。ＰＥＵ−１は同じ期間で完全には分解しなかったが、酸化されたＤＨＰＤが接着剤から放出された結果としてインキュベーション溶液が暗赤色に変化したことから、分解の兆候が見られた。ＰＥＵ−１は、ＰＥＥ−５中のエステル結合より遅い速度で加水分解するウレタン結合を含む。分解速度はポリマー骨格（ｐＢ）の親水性にも依存していた。その理由は、それがポリマー骨格による水取り込みの速度と量に影響を及ぼすからである。ポリマー骨格（ｐＢ）の親水性にも依存していた。ＰＥＵ−１とＰＥＵ−３はどちらもウレタン結合の形成によって構成されたが、２週間を超えてもそのインキュベーション溶液は無色のままであったことから、ＰＥＵ−３は分解の兆候を示さなかった。ＰＥＵ−３は、親水性ＥＧ１ｋ（１０００ＭＷＰＥＧ）で構成されたＰＥＵ−１と比べて、そのポリマー骨格をより疎水性にするＦ２ｋ（５０重量％ＰＥＧおよび５０重量％ＰＰＧを有する１９００ＭＷｐｌｕｒｏｎｉｃ）からなる。１０００Ｄａプレポリマーを用いて合成されたＰＥＵ−１と比べて、１９００Ｄａのプレポリマーを用いて作製されたＰＥＵ−３もずっと低い加水分解性ウレタン結合含量を有している。したがって、合成方法、ポリマー骨格組成およびプレポリマー分子量などの様々な因子を用いて、異なる分解速度と潜在的に異なる分解の仕方を有する接着剤を作製することができる。

接着コーティング剤
接着剤でコーティングしたあらゆる種類のテープ、ラベルおよび保護フィルムが毎日いたるところで見られる［５３、５４］。医療分野では、これらの接着物製品は、救急包帯、創傷包帯、バイオ電極、経皮薬物送達パッチにおいて、また、医療用具を皮膚に付着させるために用いられる。これらの接着コーティング剤には、外部からかけられた水（すなわち、シャワー）と、テープまたは包帯の下からの水（すなわち、汗、血液または傷からの浸出液）の両方に対する良好な耐水性が必要である［５３、５５］。生物学的基体（すなわち、皮膚）に迅速に付着することができることのほかに、これらの接着剤はまた、接着剤が皮膚上に移動しないように、裏当て材（すなわち、テープまたは創傷包帯裏当て材）に付着した状態で保持もされなければならない。したがって、接着剤は水溶性であってはならない。疎水性の様々な医療グレードの接着剤がコーティング物またはフィルムとして利用できるが、その表面が湿潤すると、これらは皮膚への付着能を失ってしまう［５６、５７］。より新しい世代の接着剤は親水性、両親媒性またはヒドロゲルベースの接着剤を基にしており、そのいくつかはあるレベルの耐湿性を示している［５７〜５９］。しかし、これらの新規な接着剤の性能は、高レベルの水吸着によって、または水の存在下で（すなわち、シャワーをかかること）著しく弱まる。したがって、長期の激しい運動の間や高湿度条件下で、皮膚に付着した状態で留まることができる真の耐水性の接着剤が必要である［５６］。

接着コーティング剤として機能する可能性を試験するために、ＰＤＭＡ−１２を選んだ。ＰＤＭＡ−１２は親水性ポリマーであるため、皮膚を湿潤させるかまたは皮膚と良好な付着接触する能力を有する。さらに、ＰＤＭＡ−１２は水溶性ではないため、患者が汗をかいても溶解することはない。さらに、ＰＤＭＡ−１２は高いＤＭＡ１含量（２１重量％）を有するため、ポリマーを支持材料と皮膚基体の両方に付着させることができる。最後に、ＰＤＭＡ−１２中のコモノマーのＭＥＡは比較的短い側鎖を有しており、それによって、界面接触のためにＤＭＡ１部分が曝されるようになる。

図１９に示すように、ＰＤＭＡ−１２をナノスケールのピラー配列で構成されたＰＤＭＳ支持体上にコーティングした。ＰＤＭＳ上のナノ構造は、ナノサイズの角質足毛でできているヤモリの足の裏（ｆｏｏｔｐａｄ）を模倣するように設計した［６０］。ヤモリの足とそれに対向する表面との接触は、ヤモリが垂直表面、さらには逆さの表面でもしがみ付けるようにするのに十分な付着力を生み出す。原子間力顕微鏡（ＡＦＭ）測定法によれば、ヤモリ模倣ＰＤＭＳ対照表面は空気中である程度の付着を示したが（図２０Ａ）、水の中に沈めて実験すると、付着力は大幅に低下した。しかし、ＰＤＭＡ−１２−コーティングされた表面は、空気中と水中の両方で、対照ＰＤＭＳ表面と比べてＡＦＭ片持ち梁への著しい付着の増大を示した。ＰＤＭＡ−１２処理した表面は１０００回の接触と解放のサイクルを行った後でも、空気中と水中の両方で付着性は維持された（図２０Ｂ）。他のヤモリ合成模倣体が、数回のサイクルにかけて付着を維持できるだけであり［６１、６７］、水中に完全に浸漬させるとヤモリの付着が著しく低下する［６８、６９］ことを考えると、上記結果は独特のものである。ここで実証したように、ＤＨＰｐの接着コーティングは、乾燥した周囲条件下でも、また湿潤したまたは水性の環境下でも、既存の支持材料の接着特性を著しく向上させた。

防汚コーティング剤
２つの別個の表面を接着させるように接着剤を設計した前節での接着コーティング剤とは異なり、防汚コーティング用途のポリマーは、他の材料がその表面に付着するのを防止しつつ１つの表面に接着するように設計される。医療用具および移植物のために、タンパク質、細胞、細菌および他の望ましくない材料が材料の表面に付着するのを防止することは、これらの用具の所望の機能、寿命および安全性を維持するために必須である［７４］。細胞外液から材料表面に非特異的に吸着するタンパク質は、逆の生物学的応答の引き金を引く恐れがあり［７５］、コンタクトレンズや眼内レンズ［７５、７６］、血液接触機器［７７］、ならびに医療移植物および手術道具［７０］の場合のように、医療用具が機能するのを妨害する可能性がある。さらに、移植物の表面、ヒト組織工学用足場、および生物活性リガンド（例えば、ペプチド、タンパク質およびオリゴヌクレオチド）で官能基化されたバイオセンサーには、所望の生物学的応答を妨害しない生体不活性なバックグラウンドが有効である。したがって、多くの生体材料系のためには、生体材料と、それが接触している流体または細胞外マトリックスとの間の非特異的相互作用を低減するかまたは完全に排除することに明らかな利益がある。

防汚ポリマーの概略図を図１６Ｂに示す。このポリマーは、接着コーティング剤と比べると比較的少量の接着性ＤＨＰＤしか必要としないが、防汚特性をもつポリマーを高い重量割合で有することが必要である。表８に、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）上にコーティングした場合に、様々なＤＨＰｐが防汚ポリマーとして機能する能力をまとめる。水接触角拡大分析は、コーティング物が首尾よく塗布されたかを判断するための迅速で好都合な手段である。様々な親水性ＤＨＰｐ−コーティング表面の接触角拡大は、コーティングされていないＰＶＣ（９３±２．３）の接触角拡大より大幅に低下した。これは、防汚コーティング剤がＰＶＣに首尾よく塗布されたことを示している。

各コーティングの防汚特定を３ｔ３線維芽細胞付着アッセイにより測定した。表８に示すように、試験したすべてのコーティング材料は９５％を超える細胞付着の低下を示した。ＰＤＭＡ−７を別にすると、これらのポリマーはポリマー骨格から延びるＰＥＧを備えるブラシ様の構造を有しており、これによって、このＤＨＰｐに防汚特性が付与される。この表面のいくつかについては、細菌性（緑膿菌（Ｐｓｅｕｄｏｍｏｎａｓａｅｒｕｇｉｎｏｓａ））の付着に抵抗できるかを見るための試験も行った。ＰＤＭＡ−２は、線維芽細胞結合と緑膿菌結合のどちらも等しく、よく撥ねつけたが、他のＰＥＧベースのポリマーは撥ねつけなかった。ＰＤＭＡ−１５とＰＤＭＡ−１８はどちらも、ＰＥＧベースのモノマーと、荷電したモノマーで構成されたものであり（それぞれＡＡおよびＡＭＰＳｙ）、これらの荷電ポリマーは、中性ＰＤＭＡ−２と比べて細菌付着に対する抵抗性は劣っていた。負に荷電したＰＤＭＡ−２１がなぜ、対照よりも９８％を超える細菌付着の低下を示したかははっきりしない。多分、ＰＤＭＡ−２１とＰＤＭＡ−１５の性能の差は、酸性モノマーの表面基体に対する結合能（ホスホン酸（ＰＤＭＡ−２１）対スルホン酸（ＰＤＭＡ−１５））にあるようである。リン酸化された化合物は、それらをコーティング物−基体の界面に埋没させ、かつ防汚ＰＥＧブラシから離れるようにすると考えられる、その表面吸着性で知られている。しかし、中性であることだけでは、細菌付着に対する良好な抵抗性のためには不十分である。中性の両性イオンＳＢＭＡから構成されたＰＤＭＡ−６は、細菌結合を６０％低減させただけである。さらに、ＰＤＭＡ−４は、そのポリマー骨格をＰＥＧブラシと連結するアミド結合を有しており、それは、ＰＥＧとそのポリマー骨格の間にエステル結合を含むＰＤＭＡ−２の９８％に対して、細菌付着を１５％しか低下させない。最後に、ＰＥＵ−２をＮａＩＯ_４で硬化させたゲルの形態でＰＶＣ上にコーティングすると、このゲルベースのコーティングは非常に優れた微生物接着抵抗を示した。

ＰＶＣに加えて、様々なＰＤＭＡを、異なるポリマー表面（アセタール、ポリプロピレン、ポリウレタン）および真ちゅうに塗布した。ポリマー表面は小さな接触角のコーティング表面であった。これは、コーティングの塗布が首尾よくなされたことを示している（表９）。コーティングされていない真ちゅう表面が既にかなり小さい接触角を有しているため、真ちゅうについては接触角の変化はそれほど大きくはなかった。表１０に示すように、コーティング物はすべて線維芽細胞付着に対して良好な抵抗性を示した。

流動状態または静止状態の下で、ＰＤＭＡ−２−コーティングされた表面をさらに、黄色ブドウ球菌（Ｓ．ａｕｒｅｕｓ）と緑膿菌の両方に挑戦させた（表１１）。コーティングされたポリマー表面のすべてはどちらも＞９０％の細菌株付着低下を示した。しかし、コーティングされた真ちゅう表面は、微生物付着に対してある程度の抵抗性は示したが、ポリマー表面での抵抗性ほどではなかった。真ちゅう材料でのこれらのコーティング物の評価は、真ちゅうの銅含量が高い（約６３重量％）ため、複雑なようである。銅が非常に効果的な殺生物剤であることが考えれば、材料表面からいくらかの銅イオンが浸出しても、この種の実験結果に影響を及ぼす可能性がある。最後に、これらの実験結果を考えれば、この実験的設計の強固な特徴に留意することが重要である。これらのアッセイで用いた細菌の濃度（約１０^８ＣＦＵ／ｍｌ）は、インビボで通常遭遇するものより数桁高い濃度である。これらの実験は、様々なポリマー基体ならびに真ちゅうに対するＤＮＰｐの優れた防汚特性を示した。ここで実証したように構造、電荷およびポリマー骨格結合などの様々な因子が、生物膜生成および細菌付着の阻止におけるＤＨＰｐの成功に重要な役割を果たす。

（実施例１）
ＤＭＡ１の合成
２０ｇのホウ酸ナトリウム、８ｇのＮａＨＣＯ_３および１０ｇのドーパミンＨＣｌ（５２．８ミリモル）を２００ｍＬのＨ_２Ｏ中に溶解し、Ａｒをバブリングさせた。５０ｍＬのＴＨＦ中の９．４ｍＬのメタクリレート無水物（５８．１ミリモル）を徐々に加えた。反応を終夜実施し、反応混合物を酢酸エチルで２回洗浄し、有機層は廃棄した。水層をｐＨ＜２に低下させ、粗生成物を酢酸エチルで抽出した。酢酸エチルを減らし、ヘキサンで再結晶化した後、９ｇのＤＭＡ１（４１ミリモル）を７８％の収率で得た。^１Ｈと^１３Ｃ
ＮＭＲの両方を用いて最終生成物の純度を確認した。

（実施例２）
ＤＭＡ２の合成
２０ｇのホウ酸ナトリウム、８ｇのＮａＨＣＯ_３および１０ｇのドーパミンＨＣｌ（５２．８ミリモル）を２００ｍＬのＨ_２Ｏ中に溶解し、Ａｒをバブリングさせた。次いで５０ｍＬのＴＨＦ中の８．６ｍＬ塩化アクリロイル（１０５ミリモル）を滴下した。反応を終夜実施し、反応混合物を酢酸エチルで２回洗浄し、有機層は廃棄した。水層をｐＨ＜２に低下させ、粗生成物を酢酸エチルで抽出した。酢酸エチルを減らし、ヘキサンで再結晶化した後、６．６ｇのＤＭＡ２（３２ミリモル）を６０％の収率で得た。^１Ｈと^１３ＣＮＭＲの両方を用いて最終生成物の純度を確認した。

（実施例３）
ＤＭＡ３の合成
３０ｇの４，７，１０−トリオキサ−１，１３−トリデカンジアミン（３ＥＧ−ジアミン、１３６ミリモル）を５０ｍＬのＴＨＦに加えた。３０ｍＬのＴＨＦ中の６．０ｇのジ−ｔｅｒｔ−ブチルジカーボネート（２７．２ミリモル）を徐々に加え、混合物を室温で終夜攪拌した。５０ｍＬの脱塩水を加え、その溶液を５０ｍＬのＤＣＭで４回抽出した。一緒にした有機層を飽和ＮａＣｌで洗浄し、ＭｇＳＯ_４で乾燥した。ＭｇＳＯ_４をろ過し、ＤＣＭを減圧下で除去した後、８．０ｇのＢｏｃ−３ＥＧ−ＮＨ_２を得た。さらに精製することなく、８．０ｇのＢｏｃ−３ＥＧ−ＮＨ_２（２５ミリモル）および１４ｍＬのトリエチルアミン（Ｅｔ_３Ｎ，１００ミリモル）を５０ｍＬのＤＣＭに加え、氷水浴中に置いた。３５ｍＬのＤＣＭ中の１６ｍＬのメタクリル酸無水物（１００ミリモル）を徐々に加え、混合物を室温で終夜攪拌した。５％ＮａＨＣＯ_３、１ＮＨＣｌおよび飽和ＮａＣｌで洗浄後、ＭｇＳＯ_４で乾燥し、ＤＣＭ層を約５０ｍＬの容積に減少させた。ジオキサン中の２０ｍＬの４ＮＨＣｌを加え、混合物を室温で３０分間攪拌した。溶媒混合物を除去した後、粗生成物を真空下で乾燥し、粗生成物をエタノール／ヘキサン混合液中で沈殿させてさらに精製して９．０ｇのＭＡ−３ＥＧ−ＮＨ_２ＨＣｌを得た。９．０ｇのＭＡ−３ＥＧ−ＮＨ_２ＨＣｌを１００ｍＬのＤＣＭ中に溶解し、５０ｍＬのＤＭＦ中の６．１ｇの３，４−ジヒドロキシヒドロ桂皮酸（ＤＯＨＡ、３３．３ミリモル）、４．４６ｇの１−ヒドロキシベンゾトリアゾール水和物（ＨＯＢｔ、３３．３ミリモル）、１２．５ｇの２−（１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−１，１，３，３−テトラメチルウロニウムヘキサフルオロホスフェート（ＨＢＴＵ、３３．３ミリモル）および４．６７ｍＬのＥｔ_３Ｎ（３３．３ミリモル）を加えた。混合物を室温で３時間攪拌した。反応混合物を１ＮＨＣｌと飽和ＮａＣｌで十分に洗浄した。有機層を乾燥して８６０ｍｇのＤＭＡ３を得た。^１Ｈと^１３ＣＮＭＲの両方を用いて最終生成物の純度を確認した
（実施例４）
ＰＤＭＡ−１の合成
２０ｍＬのポリ（エチレングリコール）メチルエーテルメタクリレート（ＥＧ９ＭＥ、Ｍｗ＝４７５）を３０ｇのＡｌ_２Ｏ_３に通して阻害物質を除去した。２．０ｇのＤＭＡ−１（９．０ミリモル）、４．７ｇのＥＧ９ＭＥ（９．８ミリモル）および６２ｍｇのＡＩＢＮ（０．３８ミリモル）を１５ｍＬのＤＭＦ中に溶解した。凍結−ポンプ−解凍（ｆｒｅｅｚｅ−ｐｕｍｐ−ｔｈａｗ）処理して大気中の酸素を除去し、Ａｒで置換した。真空下で反応混合物を６０℃で５時間温置し、５０ｍＬのエチルエーテルを加えて沈殿させた。乾燥後、４ｇの透明な粘性固体を得た（光散乱と合わせたゲル透過クロマトグラフィー（ＧＰＣ）：Ｍｗ＝４３０，０００、ＰＤ＝１．８；^１ＨＮＭＲ：２４重量％ＤＭＡ１）。

（実施例５）
ＰＤＭＡ−２２の合成
９８７ｍｇのＤＭＡ１（４．５ミリモル）、１０ｇのＮ−イソプロピルアクリルアミド（ＮＩＰＡＭ、８８．４ミリモル）、１２３ｍｇのＡＩＢＮ（０．７５ミリモル）および１７０ｍｇのシステアミン塩酸塩（１．５ミリモル）を５０ｍＬのＤＭＦ中に溶解した。凍結−ポンプ−解凍処理して大気中の酸素を除去し、Ａｒで置換した。真空下で反応混合物を６０℃で終夜温置し、４５０ｍＬのエチルエーテルを加えて沈殿させた。ポリマーをろ過し、クロロホルム／エチルエーテル中でさらに沈殿させた。乾燥後、４．７ｇの白色固体を得た（ＧＰＣ：Ｍ_ｗ＝８１，０００、ＰＤ＝１．１；ＵＶ−ｖｉｓ：１１±０．３３重量％ＤＭＡ１）。

（実施例６）
ＰＥＵ−１の合成
２０ｇ（２０ミリモル）のＰＥＧ−ジオール（１０００ＭＷ）を、トルエンを蒸発させながら共沸的に乾燥させ、真空デシケーター中で終夜乾燥した。トルエン中の１０５ｍＬの２０％ホスゲン溶液（２００ミリモル）を、丸底フラスコ（凝縮フラスコ、アルゴン入口、および逃げたホスゲンを捕捉するための５０％ＭｅＯＨ中の２０重量％ＮａＯＨの溶液へ送る出口を装備）中の１００ｍＬのトルエンに溶解したＰＥＧに加えた。Ａｒパージしながら、混合物を５５℃の油浴で４時間攪拌し、続いて、溶媒をロータリーエバポレーターで除去した。得られたＰＥＧ−ｄＣＦを、真空ポンプで終夜かけて乾燥し、これをさらに精製することなく使用した。

ＰＥＧ−ｄＣＦを５０ｍＬのクロロホルム中に溶解し、混合物を氷水浴中に保持した。５０ｍＬのＤＭＦ中の７．０ｇの４−ニトロフェノール（５０ミリモル）および６．２ｍＬのトリエチルアミン（４４０ミリモル）をＡｒ雰囲気下で滴下し、混合物を室温で３時間攪拌した。５０ｍＬのＤＭＦ中の８．６ｇのリシンテトラブチルアンモニウム塩（Ｌｙｓ−ＴＢＡ、２０ミリモル）を１５分間かけて滴下し、混合物を室温で２４時間攪拌した。５．７ｇのドーパミンＨＣｌ（３０ミリモル）、４．２ｍＬのトリエチルアミン（３０ミリモル）、３．２ｇのＨＯＢｔ（２４ミリモル）および９．１ｇのＨＢＴＵ（２４ミリモル）を加え、混合物をさらに室温で２時間攪拌した。不溶性粒子をろ過し、ろ液を１．７Ｌのエチルエーテルに加えた。４℃で終夜保持した後、上澄みをデカントし、真空ポンプで沈殿物を乾燥した。粗生成物を、ＨＣｌでｐＨ３．５に酸性化した脱塩水で２日間透析して（３，５００ＭＷＣＯ）さらに精製した。凍結乾燥した後、１５ｇのネバネバした白色生成物を得た。（ＧＰＣ：Ｍｗ＝２００，０００；ＵＶ−ｖｉｓ：１３±１．３重量％ドーパミン）
（実施例７）
ＰＥＥ−１の合成
８ｇの１０００ＭＷＰＥＧ−ジオール（８ミリモル）、２ｇのＣｂｚ−Ａｓｐ−Ａｎｈ（８ミリモル）および３．１ｍｇのｐ−トルエンスルホン酸塩（０．０１６ミリモル）を、ディーンスターク装置および凝縮カラムを備えた丸底フラスコ中の５０ｍＬのトルエン中に溶解した。Ａｒをパージしながら、混合物を１４５℃の油浴中で２０時間攪拌した。室温に冷却した後、トルエンをロータリーエバポレーターで除去し、ポリマーを真空下で乾燥した。２３．８μＬのチタニウム（ＩＶ）イソプロポキシドを加え、混合物を、１３０℃の油浴中、真空下（０．５トール）で１８時間攪拌した。６０ｍＬのクロロホルムを加え、溶液をろ過して４５０ｍＬのエチルエーテルに入れた。沈殿したポリマーをろ過し、真空下で乾燥して６ｇのｐ（ＥＧ１ｋ−ＣｂｚＡｓｐ）を得た（ＧＰＣ：Ｍｗ＝６５，０００、ＰＤ＝４．０）。

５ｇのｐ（ＥＧ１ｋ−ＣｂｚＡｓｐ）を３０ｍＬのＤＭＦに溶解し、Ａｒで２０分間パージした。活性炭担持させた１０ｇの１０重量％パラジウム（Ｐｄ／Ｃ）を加え、１５５ｍＬのギ酸を滴下した。混合物をＡｒ雰囲気下で終夜攪拌し、Ｐｄ／Ｃをろ過して２００ｍＬの１ＮＨＣｌで洗浄した。ろ液をＤＣＭで抽出し、有機層をＭｇＳＯ_４で乾燥した。ＭｇＳＯ_４をろ過し、ＤＣＭを約５０ｍＬの容積に減少させ、４５０ｍＬのエチルエーテルに加えた。得られたポリマーをろ過し、真空下で乾燥して２．１ｇのｐ（ＥＧ１ｋ−Ａｓｐ）を得た（ＧＰＣ：Ｍｗ＝４１，０００、ＰＤ＝４．４）。

２．１ｇのｐ（ＥＧ１ｋ−Ａｓｐ）（１．７７ミリモル−ＮＨ_２）を３０ｍＬのＤＣＭおよび１５ｍＬのＤＭＦ中に溶解した。８４２ｍｇのＮ−Ｂｏｃ−ＤＯＰＡ（２．８３ミリモル）、３８２ｍｇのＨＯＢｔ（２．８３ミリモル）、ＨＢＴＵ（２．８３ミリモル）および５９５μＬのＥｔ_３Ｎ（４．２５ミリモル）を加えた。混合物を室温で１時間攪拌し、４５０ｍＬのエチルエーテルに加えた。ポリマーを冷ＭｅＯＨ中でさらに沈殿させ、真空下で乾燥して１．９ｇのＰＥＥ−１を得た（ＧＰＣ：Ｍｗ＝３３，８００、ＰＤ＝１．３；ＵＶ−ｖｉｓ：７．７±１．３重量％ＤＯＰＡ）。

（実施例８）
ＰＥＥ−５の合成
５０ｇのＰＥＧ−ジオール（１，０００ＭＷ、５０ミリモル）および２００ｍＬのトルエンを、ディーンスターク装置および凝縮カラムを備えた３ッ口フラスコ中で攪拌した。Ａｒをパージしながら、ＰＥＧを、１４５℃の油浴で１５０ｍＬのトルエンを蒸発させて乾燥した。混合物が室温に冷えたら、１００ｍＬのＤＣＭを加え、ポリマー溶液を氷水浴中に浸漬させた。６０ｍＬのＤＣＭ中の１７．５ｍＬのＥｔ_３Ｎ（１２５ミリモル）と７０ｍＬのＤＣＭ中の５．７ｍＬの塩化フマリル（５０ミリモル）を、３０分間かけて同時に滴下した。混合物を室温で８時間攪拌した。有機塩をろ別し、ろ液を２．７Ｌのエチルエーテルに加えた。ＤＣメチルエーテルでもう一度沈殿させた後、ポリマーを乾燥して４５．５ｇのｐ（ＥＧ１ｋ−Ｆｕｍ）を得た（ＧＰＣ：Ｍｗ＝２１，５００、ＰＤ＝３．２）。

４５ｇのｐ（ＥＧ１ｋ−Ｆｕｍ）（４１．７ミリモルのフマレートビニル基）、３６．２ｍＬの３−メルカプトプロピオン酸（ＭＰＡ、４１７ミリモル）および５．７ｇのＡＩＢＮを３００ｍＬのＤＭＦ中に溶解した。溶液を、凍結−ポンプ−解凍サイクルに３回かけて脱ガスした。真空下（５トール）でシールして、混合物を６０℃の水浴中で終夜攪拌した。得られたポリマーをエチルエーテルで２回沈殿させ、乾燥して４１．７ｇのｐ（ＥＧ１ｋｆ−ＭＰＡ）を得た（ＧＰＣ：Ｍｗ＝１４，３００、ＰＤ＝２．３）。

４１ｇのｐ（ＥＧ１ｋｆ−ＭＰＡ）を１３５ｍＬのＤＭＦおよび２７０ｍＬのＤＣＭ中に溶解した。１０．５ｇのドーパミンＨＣｌ（５５．４ミリモル）、７．５ｇのＨＯＢｔ（５５．４ミリモル）、２０．９ｇのＨＢＴＵ（５５．４ミリモル）および１１．６ｍＬのＥｔ_３Ｎ（８３ミリモル）を加えた。混合物を室温で２時間攪拌し、次いで２．５Ｌのエチルエーテルに加えた。ポリマーを、脱塩水中で３５００ＭＷＣＯ透析チューブを用いた透析に２４時間かけてさらに精製した。凍結乾燥後、３０ｇのＰＥＥ−５を得た（ＧＰＣ−ＬＳ：Ｍｗ＝２１，０００、ＰＤ＝２．０；ＵＶ−ｖｉｓ：９．４±０．９１重量％ドーパミン）。

（実施例９）
ＰＥＥ−９の合成
４ｇのＨＭＰＡ（３０ミリモル）および６ｇのＰＥＧ−ジオール（６００ＭＷ、１０ミリモル）を２０ｍＬのクロロホルム、２０ｍＬのＴＨＦおよび４０ｍＬのＤＭＦ中に溶解した。Ａｒパージをしつつ氷水浴中で攪拌しながら、３０ｍＬのクロロホルム中の４．１８ｍＬの塩化スクシニル（３８ミリモル）と２０ｍＬのクロロホルム中の１４ｍＬのＥｔ_３Ｎ（１００ミリモル）を３．５時間かけて同時に滴下した。反応混合物を室温で終夜攪拌した。不溶性有機塩をろ別し、ろ液を８００ｍＬのエチルエーテルに加えた。沈殿物を真空下で乾燥して８ｇのｐ（ＥＧ６００ＤＭＰＡ−ＳＡ）を得た（^１ＨＮＭＲ：ＨＭＰＡ：ＰＥＧ＝３：１）。

８ｇのｐ（ＥＧ６００ＤＭＰＡ−ＳＡ）（１０ミリモル−ＣＯＯＨ）を２０ｍＬのクロロホルムおよび１０ｍＬのＤＭＦ中に溶解した。３．８ｇのＨＢＴＵ（２６ミリモル）、１．３５ｇのＨＯＢｔ（１０ミリモル）、２．８ｇのドーパミンＨＣｌ（１５ミリモル）および３．６４ｍＬのＥｔ_３Ｎ（２６ミリモル）を加え、反応混合物を１時間攪拌した。混合物を４００ｍＬのエチルエーテルに加え、沈殿したポリマーを、脱塩水中で３５００ＭＷＣＯ透析チューブを用いた透析に２４時間かけてさらに精製した。凍結乾燥後、６００ｍｇのＰＥＥ−９を得た（ＧＰＣ−ＬＳ：Ｍｗ＝１５，０００、ＰＤ＝４．８；ＵＶ−ｖｉｓ：１．０±０．０５３μモルのドーパミン／ｍｇポリマー、１６±０．８２重量％ドーパミン）。

（実施例１０）
ＰＥＡ−２の合成
１０ｍＬのＴＨＦ中の９０３ｍｇのＪｅｆｆａｍｉｎｅＥＤ−２００１（０．９５ミリモル−ＮＨ_２）を、７００ｍｇのＣｂｚ−ＤＯＰＡ−ＮＣＡ（１．４ミリモル）および４３９ｍｇのＣｂｚ−Ｌｙｓ−ＮＣＡ（１．４１ミリモル）と３日間反応させた。２９３μＬのトリエチルアミン（２．１ミリモル）を混合物に加え、１０５μＬの塩化スクシニル（０．９５）を滴下し、終夜攪拌した。ポリマーをエチルエーテル中で沈殿させた後、真空下で乾燥させて８００ｍｇの固体を得た（^１ＨＮＭＲ：ＥＤ２ｋ当たり、０．６Ｃｂｚ−ＤＯＰＡおよび２．２Ｃｂｚ−Ｌｙｓ）。

乾燥した化合物を４ｍＬのＭｅＯＨに溶解し、Ａｒパージしながら、Ｐｄ（活性炭支持体に１０重量％）を加えた。１２ｍＬの１Ｎギ酸を滴下し、混合物をＡｒ雰囲気下で終夜攪拌した。２０ｍＬの１ＮＨＣｌを加え、Ｐｄ／Ｃをろ別した。ろ液を、脱塩水（３，５００ＭＷＣＯ）中で透析に２４時間かけた。凍結乾燥後、８０ｍｇのＰＥＡ−２を得た（ＧＰＣ：Ｍｗ＝１６，０００；ＰＤ＝１．４；ＵＶ−ｖｉｓ：３．６重量％ＤＯＰＡ）。

（実施例１１）
ＧＥＬ−１の合成
３．３ｇのＤＯＨＡ（１８．３ミリモル）を２５ｍＬのＤＭＳＯおよび３５ｍＬの１００ｍＭＭＥＳ緩衝液（ｐＨ６．０、３００ｍＭＮａＣｌ）に溶解し、３．５ｇのＥＤＣ（１８．３ミリモル）および７０２ｍｇのＮＨＳ（６．１ミリモル）を加えた。混合物を室温で１０分間攪拌し、１００ｍＬの１００ｍＭＭＥＳ緩衝液（ｐＨ６．０、３００ｍＭＮａＣｌ）に溶解した１０ｇのゼラチン（７５ブルーム、タイプＢ、ウシ）を加えた。濃ＨＣｌでｐＨを６．０に調節し、混合物を室温で終夜攪拌した。混合物を透析チューブ（１５，０００ＭＷＣＯ）に加え、ｐＨ３に酸性化した脱塩水中で２４時間透析した。凍結乾燥後、５．１ｇのＧＥＬ−１を得た（ＵＶ−ｖｉｓ：ゼラチン鎖当たり８．４±０．７１ＤＯＨＡ、５．９±０．４７重量％ＤＯＨＡ）。

（実施例１２）
ＧＥＬ−４の合成
１０ｇのゼラチン（７５ブルーム、タイプＢ、ウシ）を２００ｍＬの１００ｍＭＭＥＳ緩衝液（ｐＨ６．０、３００ｍＭＮａＣｌ）中に溶解した。２．３ｇのシステアミン二塩酸塩（１０．２ミリモル）を加え、それが溶解するまで攪拌した。１．６３ｇのＥＤＣ（８．５ミリモル）および２４５ｍｇのＮＨＳ（２．１ミリモル）を加え、混合物を室温で終夜攪拌した。１ＮＮａＯＨを加えてｐＨを７．５に上げ、９．４４ｇのＤＴＴ（６１．２ミリモル）を加えた。溶液のｐＨは８．５に上がった。混合物を室温で２４時間攪拌した。６ＮＨＣｌを加えてｐＨを３．５に低下させ、反応混合物を、ｐＨ３に酸性化した脱塩水中で１５，０００ＭＷＣＯ透析チューブを用いた透析に２４時間かけた。溶液を凍結乾燥して７．５ｇのゼラチン−ｇ−ＣＡを得た（ＵＶ−ｖｉｓ：ゼラチン鎖当たり、０．４６±０．０７７μモルＣＡ／ｍｇポリマーまたは１１±１．８ＣＡ）。

７．５ｇのゼラチン−ｇ−ＣＡ（３．４ミリモル−ＳＨ）を１００ｍＬの１２．５ｍＭ酢酸中に溶解した。２０ｍＬのＭｅＯＨ中の２７９ｍｇのＡＩＢＮ（１．７ミリモル）および３．７３ｇのＤＭＡ１（１７ミリモル）を加え、混合物を凍結−ポンプ−解凍サイクルに２サイクルかけて脱ガスした。Ａｒ雰囲気でシールしながら、混合物を８５℃の油浴中で終夜攪拌した。混合物を、ｐＨ３．５に酸性化した脱塩水で１５，０００ＭＷＣＯ透析チューブを用いた透析に２４時間かけた。溶液を凍結乾燥して４．５ｇのＧＥＬ−４を得た（ＵＶ−ｖｉｓ：ゼラチン鎖当たり５４重量％ＤＭＡ１、１２８±５６ＤＭＡ１）。

（実施例１３）
ＧＥＬ−５の合成
９ｇのゼラチン（７５ブルーム、タイプＢ、ウシ）を１００ｍＬの脱塩水中に溶解した。１ｍＬのＤＭＦ中の１５０ｍｇのＡＩＢＮ（０．９１ミリモル）を加え、Ａｒを２０分間バブリングさせて混合物を脱ガスした。混合物を５０℃の水浴中で１０分間攪拌した。１０ｍＬのＭｅＯＨ中の１．０ｇのＤＭＡ１（４．６ミリモル）を滴下し、混合物を６０℃で終夜攪拌した。反応混合物を７５０ｍＬのアセトンに加え、沈殿物を、脱塩水中で２４時間透析にかけて（３，５００ＭＷＣＯ透析チューブを用いて）さらに精製した。溶液を、アセトン中で沈殿させ、ポリマーを真空デシケーターで乾燥して５．０ｇのＧＥＬ−５を得た（ＵＶ−ｖｉｓ：ゼラチン鎖当たり１７重量％ＤＭＡ１、２１±２．３ＤＭＡ１）。

（実施例１４）
付着性ポリマーの硬化時間
ＤＨＰｐのポリマー溶液が硬化するのにかかる時間量を、バイアル反転法で測定した。ＤＨＰｐをリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ、ｐＨ７．４）中に溶解し、ＤＨＰＤに対して０．５の過ヨウ素酸塩のモル比でＮａＩＯ_４の水溶液を双対式シリンジ中で一緒に混合した。ポリマー溶液を含む反転バイアル中の溶液の流れが停止したら、硬化は完了したと考えられる。

（実施例１５）
インビトロでの分解
接着剤を、実施例１４に記載したようにして調製した。硬化した接着剤のインビトロでの分解を３７℃のインキュベーター中で、ＰＢＳ（ｐＨ７．４）中に接着剤を置いて実施した。接着剤が完全に溶解するのにかかる時間を記録した。

（実施例１６）
ＤＨＰｐでコーティングされたナノ構造接着剤の作製
Ｅ−ビームレジスト（９５０ＰＭＭＡＡ３、ＭｉｃｒｏＣｈｅｍ）を、偏光解析法（ＷｏｏｌａｍＣｏ．Ｌｉｎｃｏｌｎ、ＮＥ）で測りながら、レジスト厚が６００〜７００ｎｍに達するまで、シリコンウエハー上に数回スピンコートした（４０００ｒｐｍ、４０秒間）。レジストを、Ｑｕａｎｔａ６００Ｆ（ＦＥＩＣｏ．Ｈｉｌｌｓｂｏｒｏ、ＯＲ）を用いて３０ｋＶで６５０〜８００μＣ／ｃｍ^２の面積線量でパターン化した。メチルイソブチルケトン／イソプロパノール（１／３、容積／容積）の溶液で１分間、レジストの現像を実施し、続いて水で濯いだ。パターン化した基体を酸素プラズマ（Ｈａｒｒｉｃｋ、Ｐｌｅａｓａｎｔｖｉｌｌｅ、ＮＹ）で３０秒間処理し、２〜３回繰り返して曝露されたＳｉ領域から残留するレジストを完全に除去した。次いでパターン化した基体をトリエトキシオクチルシラン蒸気に３０分間曝露した。ＰＤＭＳは以下のようにして調製した：４μＬのＰｔ−触媒（キシレン中に白金−ジビニルテトラメチル−ジシロキサン）および４μＬの調節剤（２，４，６，８−テトラメチル−２，４，６，８−テトラビニルシクロテトラシロキサンを７〜８％ビニルメチルシロキサン溶液（３．５ｇ）に加えた。続いてこの溶液を２５〜３０％メチルヒドロシロキサン（１ｇ）溶液と混合した。最後に、ＰＭＭＡ／Ｓｉマスターにスピンコーティングした後（１０００ｒｐｍで１分間）、溶液を硬化させた（８０℃）。スピンコートした基体に、力測定のためには薄いカバーガラスを被せ、また、光学的画像化法またはＸ線光電子分光法（ＸＰＳ）などの他の実験のためにはｓｙｌｇａｒｄ−１８４ＰＤＭＳを被せた。ＰＤＭＳパターンリフトオフおよび酸素プラズマ（１００Ｗ、３０秒間）への短期間の曝露によってヤモリ様接着剤を得、プラズマ処理後２〜３時間以内に使用した。ＤＨＰｐ−コーティングしたナノ構造接着剤を、エタノール中のＰＤＭＡ−１２の１ｍｇ／ｍＬ溶液中、７０℃でＰＤＭＳを浸漬コーティングして作製した。

（実施例１７）
ＡＦＭ試験
力についてのすべてのデータは、ＮｉｋｏｎＴＥ２０００顕微鏡に取り付けたＡｓｙｌｕｍＭｆｐ−１ＤＡＦＭ装置（ＡｓｙｌｕｍＲｅｓｅａｒｃｈ、ＳａｎｔａＢａｒｂａｒａ、ＣＡ）で採取した。個々の片持ち梁（Ｖｅｅｃｏｐｒｏｂｅｓ、ＮＰ−２０チップレスＳｉ_３Ｎ_４チップ、ＳａｎｔａＢａｒｂａｒａ、ＣＡ）のバネ定数は、均等分配定理を熱雑音スペクトルに適用して較正した。接着剤が示す大きな力のため、高いバネ定数（２８０〜３７０ｐＮ／ｎｍ）を示すチップだけを使用した。ＤｅｎｔｏｎＶａｃｕｕｍＤｅｓｋＩＩＩ（Ｍｏｏｒｅｓｔｏｗｎ、ＮＪ）を用いて、約１０ｎｍのＡｕまたはＴｉ（Ｔｉ表面で生成された天然の酸化物、ＴｉＯ_ｘ）をスパッタリングコーティングして、金属および金属酸化物でコーティングした片持ち梁を作製した。各片持ち梁の表面組成は、ＰＨＩ−ＴＲＩＦＴＩＩＩ（Ｇａ^＋、１５ｋｅＶ、ＰｈｙｓｉｃａｌＥｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ、ＥｄｅｎＰｒａｉｒｉｅ、ＭＮ）を用いて飛行時間型二次イオン質量分析（ＴｏＦ−ＳＩＭＳ）で確認した。片持ち梁を、使用する前に酸素プラズマ（１００Ｗ、１５０ミリトール）で３分間処理した。力測定は、２μｍ／秒の片持ち梁けん引速度で脱塩水中の条件かまたは周囲（空気）条件で実施した。湿潤実験では、接触領域の光学顕微鏡による試験で、ナノピラー間およびナノピラー表面（図示せず）上に捕捉された気泡が存在していないことが示された。Ｓｉ片持ち梁を備えた多重モードＶｅｅｃｏディジタル計器（ＳａｎＤｉｅｇｏ、ＣＡ）（２３０〜２８０ｋＨｚの共振周波数）を用いてタッピングモードＡＦＭ画像を得た。接触領域を、４０×対物レンズを用いた倒立式光学顕微鏡で、光ファイバーの白色光源を対象に垂直に光をあてて画像化した。

（実施例１８）
コーティング、およびＤＨＰｐ−コーティングされた表面の特性評価
試験材料を、ＤＨＰｐを含む水溶液中に浸漬させてコーティングし、表面被覆率を最大にするためにそれぞれのポリマーの雲り点（ＬＣＳＴ）近傍の温度で終夜温置した［２６、７９］。コーティングした後、試料を水で濯ぎ、Ｎ_２雰囲気下で乾燥した。水滴の接触角拡大は、自動液的分注装置、ＣＣＤカメラおよびデータ分析ソフトウェアを備えた固定ステージ式ゴニオメーター（Ｒａｍｅ−Ｈａｒｔ）を用いて、きれいな表面とコーティングされた表面の両方で測定した。

（実施例１９）
３Ｔ３細胞付着への抵抗性
これらのコーティング物の生物学的汚れに抵抗する基礎的能力を判定するために、哺乳類の細胞付着性を、コーティングされた試験材料とコーティングされていない試験材料でアッセイした。試験材料の３通りの試料を１２ウェル組織培養皿中に個別に入れ、５％子ウシ血清を含む１ｍＬのダルベッコ変法イーグル培地（ＤＭＥＭ）で３０分間覆った。次いで、３Ｔ３線維芽細胞（ＡＴＣＣ、＃ＣＣＬ−９２）を１．５×１０^４細胞／ｃｍ^２で表面に播種し、培養皿を３７℃で４時間インキュベートした。インキュベーションに続いて、試料をＰＢＳで３回濯ぎ、カルセインＡＭで染色し、落射蛍光顕微鏡を用いて５×の倍率で画像化した。細胞の全面積を、デジタルスレッショルド画像分析法で測定した。次いで、対照表面に対する細胞の付着面積の減少割合％を記録した。

（実施例２０）
細菌付着に対する抵抗性−連続流実験
黄色ブドウ球菌（Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓａｕｒｅｕｓ）および緑膿菌をケモスタットの中で、トリプチックソイブロス中で０．０７時間^−１の希釈速度で終夜増殖させた。連続流条件下での細菌付着をアッセイするために、試験表面（１ｃｍ×１ｃｍ、ＵＶ殺菌した）を改良型Ｒｏｂｂｉｎｓ装置（ＭＲＤ；図２１）に取り付けた。細菌懸濁液を、ＭＲＤを通して４０ｍＬ／分の速度（せん断速度＝３７．５秒^−１）で、４つのコーティングされた試料およびコーティングされていない試料の表面の全域にポンプで送った。４時間曝露させた後、試料をＭＲＤから取り出し、蛍光染色し、落射蛍光顕微鏡（ＬｅｉｃａＭｉｃｒｏｓｙｓｔｅｍｓＧｍｂＨ、Ｗｅｔｚｌａｒ、Ｇｅｒｍａｎｙ）を用いて４０×で画像化した。各表面からランダムな９つの画像を得た。付着した細胞の総投影面積をスレッショルドデジタル画像分析法で測定した。次いで、対照表面に対する細胞の付着面積の減少割合％を記録した。

（実施例２１）
細菌付着に対する抵抗性−静的実験
黄色ブドウ球菌および緑膿菌を、３７℃でのバッチ培養で終夜増殖させた。インキュベーションした後、細菌をＰＢＳに再懸濁し、約１×１０^８ＣＦＵ／ｍＬに希釈した。コーティングされた表面とコーティングされていない表面を１２ウェルプレート中に置き、１ｍＬの細菌性懸濁液を各ウェルに加えた。そのプレートを３７℃で４時間インキュベートした。次いで試料を１ｍＬＰＢＳで２回濯ぎ、顕微鏡でみるために染色した。各表面からランダムな９つの画像を得た。細胞の総被覆率をスレッショルドデジタル画像分析法で測定した。次いで、対照表面に対する細胞の付着面積の減少割合％を記録した。

（文献）
（すべての文献を参照により本明細書に組み込む）
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Claims

本願明細書に記載された発明。