JP2017513598A - 新奇なヒドロゲル組織拡張器 - Google Patents
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Abstract
本発明は、乾燥状態では弾性である、生物分解性の化学的に架橋したヒドロゲルを含む、組織拡張器を提供する。これらの生体適合性組織拡張器は、自己膨張性であり、膜がない。これらは、ゆっくりと膨張し、最小限の否定的な組織反応を誘発する一方で、据え付け時に外科医が迅速かつ容易に操作することを可能にする。【化１】
Description
〔発明の分野〕
本発明は、組織拡張器として有用である、新奇な生物分解性の架橋ヒドロゲルに関する。これらのヒドロゲルは、生体適合性があり、自己膨張性であり、膜がない。これらは、ゆっくりと膨張し、最小限の組織反応を誘発する一方で、据え付け時に医師が容易に操作することを可能にする。
本発明は、組織拡張器として有用である、新奇な生物分解性の架橋ヒドロゲルに関する。これらのヒドロゲルは、生体適合性があり、自己膨張性であり、膜がない。これらは、ゆっくりと膨張し、最小限の組織反応を誘発する一方で、据え付け時に医師が容易に操作することを可能にする。
〔発明の背景〕
この特許で報告される調査は、国立衛生研究所の国立一般医学研究所によって、裁定番号（Award Number）Ｒ４４ＧＭ１０６７３５で、部分的に裏付けられている。この内容は、もっぱら発明者らの責任であり、必ずしも、国立衛生研究所の公式見解を表すわけではない。
この特許で報告される調査は、国立衛生研究所の国立一般医学研究所によって、裁定番号（Award Number）Ｒ４４ＧＭ１０６７３５で、部分的に裏付けられている。この内容は、もっぱら発明者らの責任であり、必ずしも、国立衛生研究所の公式見解を表すわけではない。
本発明は、本発明においてある権利を有する、米国政府機関である復員軍人省との共同研究開発契約を履行する上で、行われた。
組織拡張器は、再建手術の重要かつ不可欠な部分である。これらは、皮膚または粘膜を拡張および拡大して、最終的に、外科医が欠損組織を再建することができるようにするために使用される。S. R. Baker, “Fundamentals of expanded tissue,” Head Neck, (1991) 13(4): 327-33。組織拡張器は、頭、顔、首（H. Jhuma, et al., “Repair of a cheek defect with the tissue expander method: A case report,” Bull. Tokyo Dent. Coll., (1997) 38(4): pp. 311-316; O. Antonyshyn, et al., “Tissue expansion in head and neck reconstruction.” Plast. Reconstr. Surg., (1988) 82(1): pp. 58-68; J. B. Wieslander, “Tissue expansion in the head and neck: A 6-year review,” Scand. J. Plast. Reconstr. Surg., (1991) 25(1): pp. 47-56; J. T. Chun and R. J. Rohrich, “Versatility of tissue expansion in head and neck burn reconstruction,” Ann. Plast. Surg., (1998) 41(1): pp. 11-16；およびS.E. MacLennan, et al., “Tissue expansion in head and neck burn reconstruction,” Clin. Plast. Surg., (2000) 27(1): pp. 121-132）、胸壁（R. Newman and D. C. Cleveland, “Three-dimensional reconstruction of ultrafast chest CT for diagnosis and operative planning in a child with right pneumonectomy syndrome,” Chest, (1994) 106(3): pp. 973-974）、肩甲骨、肩、前腕（V. I. Sharobaro, et al., “First experience of endoscopic implantation of tissue expanders in plastic and reconstructive surgery,” Surg. Endosc., (2004) 17(12) p.513-517）、耳（B. S. Bauer, “The role of tissue expansion in reconstruction of the ear,” Clin. Plast. Surg., (1990) 17(2): pp. 319-325）、指（R. L. Simpson and M. E. Flaherty, “The burned small finger,” Clin. Plast. Surg., (1992) 19(3): pp. 673-682）、生え際（R. Silfen, et al., “Tissue expansion for frontal hairline restoration in severe alopecia in a child,” Burns, (2000) 26(3): pp. 294-297）、腰仙、会陰（T. O. Acarturk, et al., “Reconstruction of difficult wounds with tissue-expanded free flaps,” Ann. Plast. Surg., (2004) 52(5): pp. 493-499; discussion p. 500）、足（P. Rosselli, et al., “Use of a soft tissue expander before surgical treatment of clubfoot in children and adolescents,” J. Pediatr. Orthop., (2005) 25(3): pp. 353-356）、ならびにふくらはぎ領域（V. I. Sharobaro, et al., “First experience of endoscopic implantation of tissue expanders in plastic and reconstructive surgery,” Surg. Endosc., (2004) 17(12) p. 513-517）で使用されてきた。
ヒドロゲル組織拡張器は、再吸収された歯槽堤、口蓋裂（K. F. Kobus, “Cleft palate repair with the use of osmotic expanders: A preliminary report,” Journal of Plastic, Reconstructive & Aesthetic Surgery, (2007) 60: pp. 414-421）、および口腔の外側（S. J. Berge, et al., “Tissue expansion using osmotically active hydrogel systems for direct closure of the donor defect of the radial forearm flap,” Plast. Reconstr. Surg., (2001) 108(1): pp. 1-5, discussion pp. 6-7）で使用されるように開発されてきた。
組織拡張器は、再吸収された上顎および下顎の歯槽堤の付着粘膜を拡張させるのに使用されてきた。D. Lew, et al., “Use of a soft tissue expander in alveolar ridge augmentation: A preliminary report,” J. Oral Maxillofac.Surg., (1986) 44(7): pp. 516-519; T. M. Hassan, “Mandibular alveolar ridge augmentation using a soft tissue expander: Report of case,” J. Conn. State Dent. Assoc., (1988) 62(3): pp. 130-134; D. Lew, et al., “An open procedure for placement of a tissue expander over the atrophic alveolar ridge,” J. Oral Maxillofac. Surg., (1988) 46(2): pp. 161-166; A. R. Wittkampf, “Short-term experience with the subperiosteal tissue expander in reconstruction of the mandibular alveolar ridge,” J. Oral Maxillofac. Surg., (1989) 47(5): pp. 469-474; A. A. Quayle, et al., “Alveolar ridge augmentation using a new design of inflatable tissue expander: Surgical technique and preliminary results,” Br. J. Oral Maxillofac. Surg., (1990) 28(6): pp. 375-382; H. C. Schwartz and R. J. Relle, “Extraoral placement of a subperiosteal tissue expander for reconstruction with hydroxylapatite of the severely atrophic mandibular alveolar ridge,” J. Oral Maxillofac. Surg., (1990) 48(2): pp. 157-161; D. Lew, et al., “Use of subperiosteal implants with distal filling ports in the correction of the atrophic alveolar ridge,” Int. J. Oral Maxillofac.Surg., (1991) 20(1): pp. 15-17; D. J. Zeiter, et al., “The use of a soft tissue expander in an alveolar bone ridge augmentation for implant placement,” Int. J. Periodontics Restorative Dent., (1998) 18(4): pp. 403-409;およびJ. M. Vlassis, et al., “Controlled subperiosteal tissue expansion to facilitate GBR for the placement of endosseous dental implants,” Int. J. Periodontics Restorative Dent., (1999) 19(3): pp. 289-297。
動物実験がこれらの臨床報告を裏付けている。K. Tominaga, et al., “An animal model for subperiosteal tissue expansion,” J. Oral Maxillofac. Surg., (1993) 51(11): pp. 1244-1249;およびM. B. Hurzeler, et al., “Guided bone regeneration around dental implants in the atrophic alveolar ridge using a bioresorbable barrier: An experimental study in the monkey,” Clin. Oral Implants Res., (1997) 8(4): pp. 323-331。しかしながら、これらのヒドロゲルのいずれも、外科的挿入のときに外科医により成形されることはできない。
統合戦域外傷レジストリ（ＪＴＴＲ）は、近年、２００３年１月から２０１１年５月までのアフガニスタン（不朽の自由作戦［ＯＥＦ］）およびイラク（イラクの自由作戦［ＯＩＦ］）による、アメリカ軍の負傷のデータについて問い合わせを受けた。B. A. Feldt, et al., “The joint facial and invasive neck trauma (J-FAINT) project, Iraq and Afghanistan 2003-2011,” Otolaryngol. Head Neck Surg., (2013) 148(3): pp. 403-408。負傷した７１７７人の軍人に生じた３７，５２３件の別々の顔および貫通性頸部損傷のうち、骨折部位は、上顎（２５％）および下顎（２１％）で生じている。これらの損傷の多くは、歯科修復処置を必要とし、この処置は、歯科インプラントおよび口内骨移植片を含む歯科修復を含む。
金属インプラントは、外傷または疾患により失われた顎、歯、耳、鼻、および顔の他の部分を置換するための標準的な治療である。金属インプラントの設置には、安定性および最終的な骨統合（osseo-integration）のための骨が必要である。歯が失われると、下顎および上顎歯槽骨が再吸収する。これは、ほぼすべての患者で見られる自然な現象である。下顎または上顎が再吸収すると、インプラントの必要な安定性のための十分な骨がない場合が多い。しばしば、骨移植片は、インプラントが設置され得る前に、欠損した骨を置換するのに使用されなければならない。任意の骨移植片、例えば自家移植片、同種移植片、アロプラストなどの外科的設置に関する一般的な問題は、骨移植片材料の大部分にわたって閉じるための不十分な軟組織である。
現在、標準的治療では、シリコーン「バルーン」タイプの組織拡張器を使用する。このタイプの組織拡張器は、このシリコーンタイプの組織拡張器の容積を増大させるために、自己シール弁に流体（通常は無菌食塩水）を定期的に注入することを必要とする。弁を備えたステムが、組織拡張器が置かれる手術部位から皮膚または粘膜を通じて利用可能とならなければならない。しばしば、組織拡張器は、組織が所望のサイズへと拡張されるまで、数週間から数カ月にわたって定位置にとどまらなければならない。
より新しいデザインが、組織拡張器に伴う合併症を減少させてきた（R. H. Schuster, et al., “The use of tissue expanders in immediate breast reconstruction following mastectomy for cancer,” Br. J. Plast. Surg., (1990) 43(4): pp. 413-418; S. L. Spear and A. Majidian, “Immediate breast reconstruction in two stages using textured, integrated-valve tissue expanders and breast implants: A retrospective review of 171 consecutive breast reconstructions from 1989 to 1996,” Plast. Reconstr. Surg., (1998) 101(1): pp. 53-63;およびJ. J. Disa, et al., “The premature removal of tissue expanders in breast reconstruction,” Plast. Reconstr. Surg., (1999) 104(6): pp. 1662-1665）が、このタイプの組織拡張器でよく見られる合併症は、露出した手術エリア周辺の感染症である（E. K. Manders, et al., “Soft-tissue expansion: Concepts and complications,” Plast. Reconstr. Surg., (1984) 74(4): pp. 493-507; J. B. McCraw, et al., “An early appraisal of the methods of tissue expansion and the transverse rectus abdominis musculocutaneous flap in reconstruction of the breast following mastectomy,” Ann. Plast. Surg., (1987) 18(2): pp. 93-113; J. Gibney, “The long-term results of tissue expansion for breast reconstruction,” Clin. Plast. Surg., (1987) 14(3): pp. 509-518; J. D. Holmes, “Capsular contracture after breast reconstruction with tissue expansion,” Br. J. Plast. Surg., (1989) 42(5): pp. 591-594; R. H. Schuster, et al., “The use of tissue expanders in immediate breast reconstruction following mastectomy for cancer,” Br. J. Plast. Surg., (1990) 43(4): pp. 413-418;およびG. P. Pisarski, et al., “Tissue expander complications in the pediatric burn patient,” Plast. Reconstr. Surg., (1998) 102(4): pp. 1008-1012）。さらに、組織拡張器による手術部位からの出血および破裂の危険性に適応するために、外科的技術はしばしば修正される。V. I. Sharobaro, et al., “First experience of endoscopic implantation of tissue expanders in plastic and reconstructive surgery,” Surg. Endosc., (2004) 17(12): p. 513-517。
骨移植片を効果的に覆うための、組織拡張器に代わるものは、骨移植片を覆う軟組織弁（soft-tissue flap）の壊死を避ける、外科的技術である。骨膜の緊張解放、組織弁（flap）において筋肉を回避すること、および、それほどではないにせよ、垂直解放切開（vertical releasing incisions）は、臨床診療で使用される主な技術である。G. Greenstein, et al., “Flap advancement: practical techniques to attain tension-free primary closure,” J. Periodontol, (2009) 80(1): pp. 4-15。しばしば、骨移植片を外科的に覆うために使用される口腔粘膜は、その周辺が死んで、移植片を口腔のすべての細菌にさらし、その結果、しばしば移植片が欠損または部分欠損する。W. Mormann and S. G. Ciancio, “Blood supply of human gingiva following periodontal surgery. A fluorescein angiographic study,” J. Periodontol, (1977) 48(11): pp. 681-692;およびT. N. McLean, et al., “Vascular changes following mucoperiosteal flap surgery: A fluorescein angiography study in dogs,” J. Periodontol, (1995) 66(3): pp. 205-210。任意の移植片材料を覆うために組織拡張器によって作られた余分の軟組織（皮膚もしくは粘膜）が、臨床治療における著しい改善をもたらすであろう。
「Readily shapeable xerogels having controllably delayed swelling properties」の名称のＷＯ ２００７０１６３７１ Ａ３は、機械的に柔軟な特性を有する、再成形可能なキセロゲルを記載している。しかしながら、本出願の出願人は、それに続くインビトロおよびインビボでの実験に基づくテクノロジーへと実質的に前進を果たしている。本発明の新奇なヒドロゲルインプラントは、先行するデザインに伴ういくつかの問題に対応している。例えば、それらのデザインは：
ａ．膜がなく、自己膨張性である；
ｂ．毒性のない生体適合性成分で構成されている；
ｃ．据え付け後に治癒していない切開部を破裂させないよう、遅延型の膨張を示す；
ｄ．バラバラになることなく、従来のヒドロゲルより小さい最大サイズまで、制御された膨張を示す；
ｅ．乾燥しているときは弾性であり、組織を損傷する場合がある鋭いエッジのない、滑らかな形状へと、医師によって成型されることができる；かつ
組織拡張処置全体にわたり、無傷のままであるよう十分に丈夫である。
ａ．膜がなく、自己膨張性である；
ｂ．毒性のない生体適合性成分で構成されている；
ｃ．据え付け後に治癒していない切開部を破裂させないよう、遅延型の膨張を示す；
ｄ．バラバラになることなく、従来のヒドロゲルより小さい最大サイズまで、制御された膨張を示す；
ｅ．乾燥しているときは弾性であり、組織を損傷する場合がある鋭いエッジのない、滑らかな形状へと、医師によって成型されることができる；かつ
組織拡張処置全体にわたり、無傷のままであるよう十分に丈夫である。
〔発明の概要〕
本発明は、乾燥状態では弾性である、生物分解性の、化学的に架橋したヒドロゲルを含む、組織拡張器を提供する。これらの生体適合性組織拡張器は、自己膨張性であり、膜がない。これらは、ゆっくりと膨張し、最小限の否定的な組織反応を誘発すると共に、据え付け時に外科医が迅速かつ容易に操作することを可能にする。
本発明は、乾燥状態では弾性である、生物分解性の、化学的に架橋したヒドロゲルを含む、組織拡張器を提供する。これらの生体適合性組織拡張器は、自己膨張性であり、膜がない。これらは、ゆっくりと膨張し、最小限の否定的な組織反応を誘発すると共に、据え付け時に外科医が迅速かつ容易に操作することを可能にする。
第１の態様では、本発明は、エステル‐アクリレート結合により化学的に架橋したヒドロゲルを提供し、これは、１，０００〜５０，０００Ｄａの分子量を有するトリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーを含み、
コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）/（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は６０％超であり、
ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して、１〜５００の整数である。
コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）/（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は６０％超であり、
ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して、１〜５００の整数である。
第１の実施形態では、トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、２，０００〜４０，０００Ｄａの分子量を有する。
好適な実施形態では、トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、５，０００〜２０，０００Ｄａの分子量を有する。
第２の実施形態では、コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜７５％である。
好適な実施形態では、コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜８５％である。
第３の実施形態では、トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜８０％（ｗ／ｗ）を構成する。
好適な実施形態では、トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、ヒドロゲルの２０％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）を構成する。
さらに好適な実施形態では、トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、ヒドロゲルの３０（ｗ／ｗ）％〜６０％（ｗ／ｗ）を構成する。
第４の実施形態では、ヒドロゲルは、１，０００〜２００，０００Ｄａの分子量を有する、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートをさらに含む。
好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、２，５００〜１５０，０００Ｄａの分子量を有する。
さらに好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、５，０００〜１００，０００Ｄａの分子量を有する。
別の好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）である。
さらに好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、ヒドロゲルの２％（ｗ／ｗ）〜２５％（ｗ／ｗ）である。
最も好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）である。
別の好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である。
さらに好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド:グリコリドの比率は、約５０：５０である。
第５の実施形態では、ヒドロゲルは、１００〜１０，０００Ｄａの分子量を有するポリ（エチレングリコール）ジアクリレートをさらに含む。
好適な実施形態では、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、３００〜５，０００Ｄａの分子量を有する。
さらに好適な実施形態では、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、５００〜１，０００Ｄａの分子量を有する。
別の好適な実施形態では、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）である。
さらに好適な実施形態では、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、ヒドロゲルの１０％（ｗ／ｗ）〜６０％（ｗ／ｗ）である。
最も好適な実施形態では、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、ヒドロゲルの１５％（ｗ／ｗ）〜５５％（ｗ／ｗ）である。
第６の実施形態では、ヒドロゲルは、架橋剤としてエチレングリコールジメタクリレートをさらに含む。
好適な実施形態では、エチレングリコールジメタクリレートは、ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する。
さらに好適な実施形態では、エチレングリコールジメタクリレートは、ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する。
最も好適な実施形態では、エチレングリコールジメタクリレートは、ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する。
第７の実施形態では、ヒドロゲルの架橋密度（３重結合した鎖／ｍｇ（trilinked chains/mg））は、０．１〜５．０である。
好適な実施形態では、架橋密度は、０．５〜４．０である。
さらに好適な実施形態では、架橋密度は、１．０〜３．０である。
第８の実施形態では、ヒドロゲルの全体的な疎水性（直接水不溶の含有量／水溶含有量）は、２０％〜１００％である。
好適な実施形態では、全体的な疎水性は、３０％〜９５％である。
さらに好適な実施形態では、全体的な疎水性は、４０％〜９０％である。
第９の実施形態では、（ＰＬＧＡ）ｘは、約１０００〜約７０００Ｄａであり、（ＰＥＧ）ｙは、約２００〜約２０００Ｄａであり、（ＰＬＧＡ）ｚは、約１０００〜約７０００Ｄａである。
好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）ｘは、約３０００〜約５５００Ｄａである。
別の好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）ｚは、約３０００〜約５５００Ｄａである。
別の好適な実施形態では、（ＰＥＧ）ｙは、約５００〜約１５００Ｄａである。
別の好適な実施形態では、ｘ＝ｚである。
第１０の実施形態では、（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である。
好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である。
第１１の実施形態では、（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である。
好適な実施形態では、（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である。
第１２の実施形態では、ヒドロゲルは、成長因子、抗生物質、鎮痛薬、血液凝固緩和剤（blood-coagulation modifying agent）、および免疫反応緩和剤（immune-response modifying agent）から選択される、１つまたは２つ以上の薬剤が含浸される。
好適な実施形態では、成長因子は、骨形態形成タンパク質、上皮成長因子、形質転換成長因子、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、血小板由来成長因子、線維芽細胞成長因子、ケラチノサイト成長因子、またはサイトカインである。
別の好適な実施形態では、抗生物質は、テトラサイクリン、ベータラクタマーゼ阻害剤、ペニシリン、またはセファロスポリンである。
別の好適な実施形態では、鎮痛薬は、アミノアミドクラスもしくはアミノエステルクラスの麻酔薬、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である。
さらに好適な実施形態では、鎮痛薬は、リドカインまたはベンゾカインである。
別の好適な実施形態では、血液凝固緩和剤は、ワーファリン、ヘパリン、またはトロンビンである。
別の好適な実施形態では、免疫反応緩和剤は、エベロリムス、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である。
第２の態様では、本発明は、軟組織、皮膚、もしくは粘膜組織の拡張を促進する方法を提供し、この方法は、
ａ）拡張することが求められている軟組織、皮膚、もしくは粘膜組織の標的位置の下に組織拡張器を植え込む工程であって、組織拡張器は、エステル‐アクリレート結合によって化学的に架橋したヒドロゲルを含み、ヒドロゲルは、１，０００〜５０，０００Ｄａの分子量を有するトリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ-（ＰＥＧ）ｙ-（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーを含み、コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）/（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、６０％超であり、ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して１〜５００の整数である、工程と、
ｂ）組織の下で組織拡張器を自然に拡張させる工程と、
を含む。
ａ）拡張することが求められている軟組織、皮膚、もしくは粘膜組織の標的位置の下に組織拡張器を植え込む工程であって、組織拡張器は、エステル‐アクリレート結合によって化学的に架橋したヒドロゲルを含み、ヒドロゲルは、１，０００〜５０，０００Ｄａの分子量を有するトリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ-（ＰＥＧ）ｙ-（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーを含み、コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）/（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、６０％超であり、ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して１〜５００の整数である、工程と、
ｂ）組織の下で組織拡張器を自然に拡張させる工程と、
を含む。
第１の実施形態では、ヒドロゲルの１日の膨張比（１日目のＷｔ／Ｗｄ）は、１００％〜５００％である。
好適な実施形態では、１日の膨張比は、１００％〜３００％である。
さらに好適な実施形態では、１日の膨張比は、１００％〜２００％である。
第２の実施形態では、ヒドロゲルの最終膨張比（４０日超でのＷｔ／Ｗｄ）は、１００％〜７００％である。
好適な実施形態では、最終膨張比は、１５０％〜５００％である。
さらに好適な実施形態では、最終膨張比は、２００％〜４００％である。
第３の実施形態では、ヒドロゲルの弾性係数は、０．１〜１００ｋＰａである。
好適な実施形態では、弾性係数は、０．５〜５０ｋＰａである。
さらに好適な実施形態では、弾性係数は、１〜２５ｋＰａである。
第４の実施形態では、ヒドロゲルは、臨床的な植え込みを助けるように、丸い先端部を備えた半円筒形の形状を有する。
第５の実施形態では、粘膜組織の拡張は、歯肉増大（ridge augmentation）、口蓋裂修復、および子宮内口蓋裂修復から選択される。
第６の実施形態では、歯肉増大は、抜歯後の顎または骨再吸収の外傷に応えるものである。
第７の実施形態では、口蓋裂修復は、先天的欠陥に応えるものであり、この修復は、オプションとして、分娩後に、または子宮内で行われる。
第８の実施形態では、皮膚拡張の適用は、植毛術、または外傷性損傷、やけど、先天的欠陥、もしくは外科的処置による皮膚移植適用に応えるものである。
第９の実施形態では、皮膚拡張の適用は、豊胸術またはトランスジェンダー処置の美的要件に応えるものである。
第１０の実施形態では、拡張の適用は、再建手術に適用される。
第１１の実施形態では、この方法は、（工程ａ）と工程ｂ）との間に）切開部を閉じる工程をさらに含む。
第１２の実施形態では、この方法は、ｃ）組織拡張器を外科的に取り除く工程をさらに含む。
第１３の実施形態では、この方法は、ｃ）組織拡張器をインビボで自然に分解させる工程をさらに含む。
例示目的で、本発明のヒドロゲルは、戦争に関連した創傷により顔への外傷を受けた退役軍人に適用される、組織拡張器として使用され得る。歯肉増大は、口元の美しさおよび機能性を回復するために永続的な歯のインプラントを植え込むことを可能にするよう、利用され得る。
第３の態様では、本発明は、１，０００〜５０，０００Ｄａの分子量を有するトリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ-（ＰＥＧ）ｙ-（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーを提供し、コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）/（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、６０％超であり、ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して１〜５００の整数である。
前述した態様／実施形態、ならびに本明細書の他の部分に開示される他の態様／実施形態の、すべての許容可能な組み合わせが、本発明の追加の態様／実施形態として企図されることが、理解されるであろう。
〔発明の詳細な説明〕
本発明は、外科的植え込み後の粘膜または皮膚の制御された拡張を引き出す、新奇なヒドロゲルを含む組織拡張器を提供する。これらの拡張器は、遅延拡張の特徴を失わずに、植え込み前に外科医によって再成形され得る。歯科用の目的で、これらのヒドロゲル組織拡張器は、典型的には、再吸収された歯槽堤に設置される。図１は、下顎後方エリアでの組織拡張器の使用を示しているが、前方エリアおよび上顎歯槽エリアで使用されることもできる。口腔の外側において、装置は、さまざまな場所で皮膚を拡張するのに使用され得る。
本発明は、外科的植え込み後の粘膜または皮膚の制御された拡張を引き出す、新奇なヒドロゲルを含む組織拡張器を提供する。これらの拡張器は、遅延拡張の特徴を失わずに、植え込み前に外科医によって再成形され得る。歯科用の目的で、これらのヒドロゲル組織拡張器は、典型的には、再吸収された歯槽堤に設置される。図１は、下顎後方エリアでの組織拡張器の使用を示しているが、前方エリアおよび上顎歯槽エリアで使用されることもできる。口腔の外側において、装置は、さまざまな場所で皮膚を拡張するのに使用され得る。
本発明のヒドロゲル拡張器は、組織拡張器に非常に有用な特徴を付け加える。それは、インプラントのサイズおよび形状を変更する能力である。これらの装置は、再建手術の多くの分野で有用である。それは、これらが、大きいものから非常に小さいものまで、広範なサイズおよび形状をとることができるためである。口内および形成外科的処置以外に、これらの装置は、脊椎破裂（spinae bifida）（T. Kohl, “Minimally invasive fetoscopic interventions: An overview in 2010,” Surg. Endosc., (2010) 24(8): pp. 2056-2067; N. S. Adzick, et al., “A randomized trial of prenatal versus postnatal repair of myelomeningocele,” N. Engl. J. Med., (2011) 364(11): pp. 993-1004;およびM. A. Fichter, et al., “Fetal spina bifida repair--current trends and prospects of intrauterine neurosurgery,” Fetal Diagn. Ther., (2008) 23(4): pp. 271-286）、特に従来手術および胎児内視鏡手術（conventional and feto-endoscopic surgery）を用いる、口唇裂および口蓋裂（N. A. Papadopulos, et al., “Foetal surgery and cleft lip and palate: Current status and new perspectives,” Br. J. Plast. Surg., (2005) 58(5): pp. 593-607）、ならびに他の子宮内外科処置（T. Kohl, “Minimally invasive fetoscopic interventions: An overview in 2010,” Surg. Endosc., (2010) 24(8): pp. 2056-2067）などの状態の子宮閉鎖にも使用され得る。
本明細書で使用される場合、
「ＡＩＢＮ」は、アゾビスイソブチロニトリルを意味し；
「‐ＤＡ」は、材料がジアクリレート化されていることを示し；
「ＤＣＭ」は、ジクロロメタンを意味し；
「ＤＣＳ」は、示差走査熱量測定を意味し；
「‐ＤＭＡ」は、材料のメタクリル化（methacrylation）を示し；
「ＤＭＳＯ」は、ジメチルスルホキシドを意味し；
「ＥＧＤＭＡ」は、エチレングリコールジメタクリレートを意味し；
「Ｅｔｈｅｒ」は、ジエチルエーテルを意味し；
「ＥＴＯ」は、エチレンオキシドを意味し；
「ＭＷ」は、分子量を意味し；
「ＰＥＧ」は、ポリエチレングリコールを意味し；
「ＰＬＡ」は、ポリ乳酸を意味し；
「ＰＬＧＡ」は、ポリ（乳酸−コ−グリコール酸）を意味し；
「ＲＧ５０３−ＤＡ」は、商業的に入手したＰＬＧＡのアクリル化形態（acrylated form）を示し；
「ＲＴ」は、室温を意味し；
「ＴＥＡ」は、トリエチルアミンを意味する。
「ＡＩＢＮ」は、アゾビスイソブチロニトリルを意味し；
「‐ＤＡ」は、材料がジアクリレート化されていることを示し；
「ＤＣＭ」は、ジクロロメタンを意味し；
「ＤＣＳ」は、示差走査熱量測定を意味し；
「‐ＤＭＡ」は、材料のメタクリル化（methacrylation）を示し；
「ＤＭＳＯ」は、ジメチルスルホキシドを意味し；
「ＥＧＤＭＡ」は、エチレングリコールジメタクリレートを意味し；
「Ｅｔｈｅｒ」は、ジエチルエーテルを意味し；
「ＥＴＯ」は、エチレンオキシドを意味し；
「ＭＷ」は、分子量を意味し；
「ＰＥＧ」は、ポリエチレングリコールを意味し；
「ＰＬＡ」は、ポリ乳酸を意味し；
「ＰＬＧＡ」は、ポリ（乳酸−コ−グリコール酸）を意味し；
「ＲＧ５０３−ＤＡ」は、商業的に入手したＰＬＧＡのアクリル化形態（acrylated form）を示し；
「ＲＴ」は、室温を意味し；
「ＴＥＡ」は、トリエチルアミンを意味する。
以下の調合剤、実施例、および試験は、本発明の特定の実施形態をどのように作り、使用するかを示すものであり、発明の範囲を制限することは意図していない。
調合剤：
トリブロックコポリマーの合成：
（ＰＬＧＡ）ｘ-（ＰＥＧ）ｙ-（ＰＬＧＡ）ｚトリブロックコポリマーは、ＰＥＧジオールを開始剤として使用して、開環反応によって合成される。所望のブロックサイズのＰＥＧ‐ジオールが、商業的に購入され、ＤＣＭ中での溶解およびエーテル中での沈殿により精製される。その後、特定の量が、２首丸底フラスコの中で３時間、深い真空下で１５０℃まで加熱することによって、乾燥させられる。商業的に購入されたラクチドおよびグリコリドモノマーは、さらに精製するため、酢酸エチル中で２回再結晶化される。使用前に、第一スズオクトアート（Ｓｎ（ＯＣｔ）２）が、残りの水を除去するため真空蒸留されて、乾燥剤の上で保管される。所定のモル量のこれらのモノマーが、トルエン（１０％ｗ／ｖ）中に溶解したＳｎ（ＯＣｔ）２触媒およびＰＥＧに加えられる。これらは、０．５時間にわたり深い真空下に置かれ、その後、８時間にわたって、１５０℃まで加熱される。合成後、（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚトリブロックポリマーは、少量のＤＣＭに溶かされ、濾過されて、エーテル中に再沈殿する。
トリブロックコポリマーの合成：
（ＰＬＧＡ）ｘ-（ＰＥＧ）ｙ-（ＰＬＧＡ）ｚトリブロックコポリマーは、ＰＥＧジオールを開始剤として使用して、開環反応によって合成される。所望のブロックサイズのＰＥＧ‐ジオールが、商業的に購入され、ＤＣＭ中での溶解およびエーテル中での沈殿により精製される。その後、特定の量が、２首丸底フラスコの中で３時間、深い真空下で１５０℃まで加熱することによって、乾燥させられる。商業的に購入されたラクチドおよびグリコリドモノマーは、さらに精製するため、酢酸エチル中で２回再結晶化される。使用前に、第一スズオクトアート（Ｓｎ（ＯＣｔ）２）が、残りの水を除去するため真空蒸留されて、乾燥剤の上で保管される。所定のモル量のこれらのモノマーが、トルエン（１０％ｗ／ｖ）中に溶解したＳｎ（ＯＣｔ）２触媒およびＰＥＧに加えられる。これらは、０．５時間にわたり深い真空下に置かれ、その後、８時間にわたって、１５０℃まで加熱される。合成後、（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚトリブロックポリマーは、少量のＤＣＭに溶かされ、濾過されて、エーテル中に再沈殿する。
典型的なＰＬＧＡの合成では、Ｓｎ（ＯＣｔ）２と共に少量の水が存在することにより、開環反応が始まる。この反応では、Ｓｎ（ＯＣｔ）２触媒は、ポリエチレングリコールのアルコールエンドキャップを、活性化‐ＲＯ−Ｓｎ＋形態に変換し、これによって、これらの部位は、ＰＬＧＡ鎖の開始に役立ち、そのため、ブロックコポリマーがもたらされる。
表１は、トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーのいくつかの実施例について示している。これらのトリブロックコポリマーは、記載した分子量では市販されていないので、あつらえて合成される（custom synthesized）。これらのトリブロックのうち、ＴＢ０５は、特に、オリジナルのＰＥＧブロックより分子量が実質的に高い生物分解性のブロック長を有する（ＰＬＧＡ：ＰＥＧが１０：１の比率）。これにより、マクロマーは、架橋前であっても本質的に水不溶性になる。このマクロマー、およびこれに似た他のものを、ヒドロゲルの生成に適用することは、結果として得られるゲル特性の驚くべき変化に役立つ。
トリブロックコポリマーのアクリル化（acrylation）：
トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーの合成および精製の後、結果として得られるポリマーは、架橋を可能にするため、アクリレートエンドキャップで活性化される。２首フラスコが、乾燥窒素で２０〜３０分間パージされる。トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、３０ｍＬのベンゼンまたはＤＣＭに溶かされる。ＴＥＡおよび塩化アクリロイルが、（‐ＯＨ）基の３倍のモル比で反応フラスコに加えられ、反応混合物は、８０℃で３時間、還流条件下で撹拌される。反応混合物はその後、濾過されて、トリエチルアミン塩酸塩を除去し、濾過液は、余分のｎ‐ヘキサン中に落とされて、ＤＡ‐（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚ‐ＤＡ生成物を沈殿させる。
トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーの合成および精製の後、結果として得られるポリマーは、架橋を可能にするため、アクリレートエンドキャップで活性化される。２首フラスコが、乾燥窒素で２０〜３０分間パージされる。トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、３０ｍＬのベンゼンまたはＤＣＭに溶かされる。ＴＥＡおよび塩化アクリロイルが、（‐ＯＨ）基の３倍のモル比で反応フラスコに加えられ、反応混合物は、８０℃で３時間、還流条件下で撹拌される。反応混合物はその後、濾過されて、トリエチルアミン塩酸塩を除去し、濾過液は、余分のｎ‐ヘキサン中に落とされて、ＤＡ‐（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚ‐ＤＡ生成物を沈殿させる。
その後、この生成物は、約２０％ｗ／ｖの濃度になるまでＤＭＳＯに再び溶かされて、エタノール中に再沈殿する。この二次的プロセスにより、塩化アクリロイル副反応により形成される余分なアクリル酸（acylic acid）が排除される。あるいは、生成物は、酢酸エチルに溶かされ、２４時間、活性炭と混合され、その後、濾過、回転蒸発（酢酸エチルを除去するため）、ＤＣＭへの再溶解、およびエーテルもしくはヘキサン：エタノール（８０：２０）混合物中での沈殿が続く。最後に、沈殿した生成物は、減圧下で２４時間、室温にて乾燥させられる。
図２は、概略的な化学反応プロセスを示す。図３は、ＴＢ０５−ＤＡについて、ＨＮＭＲの特徴づけ結果を示し、示されたピーク指定は、トリブロック合成およびジアクリル化（diacrylation）の成功を確認するものである。アクリレート基を加えると、ポリマーがビニル基的に活性（vinylically-active）となり、ラジカル連鎖、架橋反応に関係することができ、このため、この材料が「マクロマー」へ変換される。
ＰＬＧＡ／ＰＬＡアクリル化：
トリブロックコポリマーについて説明したのと同様のプロセスを用いて、ＰＬＧＡをアクリル化する。このプロセスのためには、商業的に供給されるＰＬＧＡが使用されてよく（例えば、Resomer RG503H ＭＷ 〜２５，０００Ｄａ、Ｍｎ 〜１２，０００Ｄａ 酸でエンドキャップされている）、これによりシングルエンドのアクリル化（single-end acrylation）を生じるか、または、あつらえて合成したＰＬＧＡ／ＰＬＡ‐ジアクリレートを生成することができる。ＰＬＧＡ／ＰＬＡ‐ジアクリレートの合成のために、ポリエステルは、前駆物質として１，１０‐デカンジオールを用いて合成される。１，１０‐デカンジオールは、あらゆる表面水分を除去するために深い真空下においてＲＴで一時的にパージされ、所定のモル量のラクチド、グリコリドおよびＳｎ（ＯＣｔ）２開始剤が、デカンジオールに加えられ、その後、８時間にわたり、真空パージおよび１５０℃での加熱が行われる。
トリブロックコポリマーについて説明したのと同様のプロセスを用いて、ＰＬＧＡをアクリル化する。このプロセスのためには、商業的に供給されるＰＬＧＡが使用されてよく（例えば、Resomer RG503H ＭＷ 〜２５，０００Ｄａ、Ｍｎ 〜１２，０００Ｄａ 酸でエンドキャップされている）、これによりシングルエンドのアクリル化（single-end acrylation）を生じるか、または、あつらえて合成したＰＬＧＡ／ＰＬＡ‐ジアクリレートを生成することができる。ＰＬＧＡ／ＰＬＡ‐ジアクリレートの合成のために、ポリエステルは、前駆物質として１，１０‐デカンジオールを用いて合成される。１，１０‐デカンジオールは、あらゆる表面水分を除去するために深い真空下においてＲＴで一時的にパージされ、所定のモル量のラクチド、グリコリドおよびＳｎ（ＯＣｔ）２開始剤が、デカンジオールに加えられ、その後、８時間にわたり、真空パージおよび１５０℃での加熱が行われる。
アクリル化の前に、ポリエステルは、ジクロロメタンに溶かされ、ヘキサン中に再沈殿して、これを精製する。こうして形成されたＰＬＧＡまたはＰＬＡは、ジアルコール（di-alcohol）でエンドキャップされており、ポリエステルの両末端にアクリレート単位が付着することを可能にする。精製後、ポリエステルは、前述したように、ＤＣＭに再び溶けて、３ｘ（−ＯＨ）モル当量のＴＥＡおよび塩化アクリロイルと反応し、精製される。
あつらえて合成された材料については、組成物は、以下の例に見られるように命名される：「ＰＬＧＡ（１：１、１０，０００Ｄａ）‐ＤＡ」。ジアルコールでエンドキャップされたポリエステルにより、続いて起こるジアクリレート化ポリエステルが２つの鎖を互いに共役させることができるので、分子の追加的な疎水性だけでなく、架橋も可能となる。
メタクリル化：
メタクリル化のプロセスは、塩化アクリロイルの代わりに塩化メタクリロイルが反応中に使用されることを除き、アクリル化について説明したものと同じである。
メタクリル化のプロセスは、塩化アクリロイルの代わりに塩化メタクリロイルが反応中に使用されることを除き、アクリル化について説明したものと同じである。
ヒドロゲル形成：
成分（ＰＬＧＡ）ｘ-（ＰＥＧ）ｙ-（ＰＬＧＡ）ｚジアクリレート、ＰＬＧＡジアクリレート、エチレングリコールジメタクリレート（ＥＧＤＭＡ）、および商業的に購入したＰＥＧジアクリレート、ならびに市販のモノマーおよび架橋剤を含む他の添加物は、ＤＭＳＯ（無水）溶媒中で組み合わせられて、総濃度が、１０％ｗ／ｖ〜３０％ｗ／ｖ固体／ＤＭＳＯとなる。ＡＩＢＮは、使用前にメタノールから再結晶化し、その他の成分は、受け取ったときのまま、または生成されたときのまま、使用される。ＡＩＢＮは、〜０．３５％ｗ／ｗ固体の濃度でＤＭＳＯに加えられ、この溶液は、不活性ガスで一時的にかきまぜられて、溶解した酸素を除去する。次に、この溶液は、６５℃のオーブンに一晩入れられる。T. H. Tran, et al., "Biodegradable Elastic Hydrogels for Tissue Expander Application," Handbook of Biodegradable Polymers, (2011) 9: p. 2。
成分（ＰＬＧＡ）ｘ-（ＰＥＧ）ｙ-（ＰＬＧＡ）ｚジアクリレート、ＰＬＧＡジアクリレート、エチレングリコールジメタクリレート（ＥＧＤＭＡ）、および商業的に購入したＰＥＧジアクリレート、ならびに市販のモノマーおよび架橋剤を含む他の添加物は、ＤＭＳＯ（無水）溶媒中で組み合わせられて、総濃度が、１０％ｗ／ｖ〜３０％ｗ／ｖ固体／ＤＭＳＯとなる。ＡＩＢＮは、使用前にメタノールから再結晶化し、その他の成分は、受け取ったときのまま、または生成されたときのまま、使用される。ＡＩＢＮは、〜０．３５％ｗ／ｗ固体の濃度でＤＭＳＯに加えられ、この溶液は、不活性ガスで一時的にかきまぜられて、溶解した酸素を除去する。次に、この溶液は、６５℃のオーブンに一晩入れられる。T. H. Tran, et al., "Biodegradable Elastic Hydrogels for Tissue Expander Application," Handbook of Biodegradable Polymers, (2011) 9: p. 2。
この溶液は、ラジカル架橋反応を受けて、３次元のヒドロゲルネットワークを形成する。これは、溶液が架橋によって固まるので、オーブンから取り出した時に視覚的に確認される。結果として得られたヒドロゲルは、エタノールおよび酢酸エチルの溶液に交互に浸漬されて、１〜２週間にわたって未反応の残渣およびＤＭＳＯを除去する。ヒドロゲルは、その後、２４時間超にわたり、真空オーブン中で乾燥させられる。
ヒドロゲルの合成の成功は、ＦＴＩＲによりさらに確認される。トリブロック形成時、エステルカルボニル結合（Ｃ＝Ｏ）の形成に対応して、ＰＥＧ前駆物質のスペクトルに加えて、ピークが、１７５０ｃｍ−１の周りに生じる。アクリル化の後、比較的弱いピークが、＝Ｃ−Ｈの変角により〜６５０ｃｍ−１で観察される。ヒドロゲルが形成されると、このピークは消え、これは、反応の一環としてアルケン結合を消費する、ラジカル連鎖重合を示している。
さらなる確認が、ＤＳＣによって得られる。ＰＥＧ前駆物質は、典型的には５０〜６０℃の範囲で、融解吸熱（melting endotherm）を示し、結果として得られたトリブロックは、ブロック共重合により、オリジナルのＰＥＧブロックよりわずかに低い融解吸熱を示す。架橋後、１００℃（最高試験温度）未満では、融解吸熱は観察されず、このことは、熱硬化され、温度の上昇時に溶けない、架橋ポリマーがうまく形成されたことを示す。以下に挙げる実施例は、この方法により形成されたヒドロゲルである。図４は、この架橋反応の概略的な例を示している。
ヒドロゲルのインビトロ分析
機構：
形成されたヒドロゲルの円筒形部分が切断され、それらの断面積が測定される。これらのヒドロゲル部分は、次に、機械的試験装置（イリノイ州アルゴキンのTexture Technologies Corp.のTA.XTPlus Texture Analyzer）上に載せられ、１２．７ｍｍ（１／２インチ）半径のダクロン先端具によって、０．５ｍｍ／秒のクロスヘッド速度で２０％のひずみまで圧縮され、先端具が引き抜かれるまでそこで６０秒間保たれる。２％のひずみでの応力・ひずみ曲線の傾きが、「弾性係数」として測定される。６０秒間保たれた後の、２０％のひずみでの圧縮力は、２０％のひずみでの初期圧縮力で分られ、パーセントに変換されて、「応力緩和」をもたらす。
機構：
形成されたヒドロゲルの円筒形部分が切断され、それらの断面積が測定される。これらのヒドロゲル部分は、次に、機械的試験装置（イリノイ州アルゴキンのTexture Technologies Corp.のTA.XTPlus Texture Analyzer）上に載せられ、１２．７ｍｍ（１／２インチ）半径のダクロン先端具によって、０．５ｍｍ／秒のクロスヘッド速度で２０％のひずみまで圧縮され、先端具が引き抜かれるまでそこで６０秒間保たれる。２％のひずみでの応力・ひずみ曲線の傾きが、「弾性係数」として測定される。６０秒間保たれた後の、２０％のひずみでの圧縮力は、２０％のひずみでの初期圧縮力で分られ、パーセントに変換されて、「応力緩和」をもたらす。
分解されたヒドロゲルの分解後の機械的強度は、６．３５ｍｍ（１／４インチ）の鋼球によって、０．５ｍｍ／秒のクロスヘッド速度でサンプルを圧縮することによって決定される。ヒドロゲルがつぶれる（fails）力は、ヒドロゲルの高さで割られ、Ｎ／ｍｍ単位の「機械的強度」を得る。この数が高いほど、分解後のヒドロゲルが強くなる。
膨張速度：
膨張の実験は、乾燥ゲルの重量（Ｗｄ）で割った、膨張したゲルの重量（Ｗｓ）である、「膨張比率」を測定することによって行われる。サンプルのヒドロゲルは、リン酸緩衝生理食塩水の中に入れられ、水中での膨張による重量の増加が、ＫＩＭＷＩＰＥ（登録商標）ペーパーで余分な水分を除去した後の、所定の時点で測定される。
膨張の実験は、乾燥ゲルの重量（Ｗｄ）で割った、膨張したゲルの重量（Ｗｓ）である、「膨張比率」を測定することによって行われる。サンプルのヒドロゲルは、リン酸緩衝生理食塩水の中に入れられ、水中での膨張による重量の増加が、ＫＩＭＷＩＰＥ（登録商標）ペーパーで余分な水分を除去した後の、所定の時点で測定される。
膨張圧力：
ヒドロゲルの膨張圧力は、特別に改変されたステージを備えた機械的試験テクスチャ分析器（mechanical-testing texture analyzer）の中に円筒形サンプルを入れることにより、測定される。標準的なテクスチャ分析器のベースが、３７℃の加熱板（hot plate）と取り換えられて、測定中のインキュベーションが可能となる。２２ｍＬのシンチレーションバイアルが、ベースの上に置かれて、乾燥ヒドロゲルが、このバイアルの中に導入される。テクスチャ分析器の先端具（１２．７ｍｍ（１／２インチ）のダクロン）は、ヒドロゲルに触れるまで、下げられる。この先端具は、０．１５４Ｍの塩酸（ＨＣｌ）が１０ｍＬ、このバイアルに加えられる間、この位置で静止して保持され、先端具は、ヒドロゲルが膨張させられる間、２４時間にわたり、所定の場所で保持される。ＨＣｌは、体液と同じイオン濃度で使用され、ＰＬＧＡの分解は、膨張特性に対する影響を最小限にして、促進され得る。この時間中にヒドロゲルにより及ぼされる最大の力（全てのサンプルについて、これは、２４時間より前に起こる）が記録され、膨張したヒドロゲルの接触面積で割られる。これは、ヒドロゲルがそれら自体の膨張力によって生成し得る、可能な最大の力を示している。
ヒドロゲルの膨張圧力は、特別に改変されたステージを備えた機械的試験テクスチャ分析器（mechanical-testing texture analyzer）の中に円筒形サンプルを入れることにより、測定される。標準的なテクスチャ分析器のベースが、３７℃の加熱板（hot plate）と取り換えられて、測定中のインキュベーションが可能となる。２２ｍＬのシンチレーションバイアルが、ベースの上に置かれて、乾燥ヒドロゲルが、このバイアルの中に導入される。テクスチャ分析器の先端具（１２．７ｍｍ（１／２インチ）のダクロン）は、ヒドロゲルに触れるまで、下げられる。この先端具は、０．１５４Ｍの塩酸（ＨＣｌ）が１０ｍＬ、このバイアルに加えられる間、この位置で静止して保持され、先端具は、ヒドロゲルが膨張させられる間、２４時間にわたり、所定の場所で保持される。ＨＣｌは、体液と同じイオン濃度で使用され、ＰＬＧＡの分解は、膨張特性に対する影響を最小限にして、促進され得る。この時間中にヒドロゲルにより及ぼされる最大の力（全てのサンプルについて、これは、２４時間より前に起こる）が記録され、膨張したヒドロゲルの接触面積で割られる。これは、ヒドロゲルがそれら自体の膨張力によって生成し得る、可能な最大の力を示している。
実施例１〜１９：
表２は、ヒドロゲルの実施例１〜１６の組成を列挙している。処方は、ＤＭＳＯ中の％ｗ／ｖとして列挙された成分を含む。別段指定のない限り、ＰＥＧ‐ＤＡは、７００Ｄａの分子量を有し、反応は、０．３５％（ｗ／ｗ固体）のＡＩＢＮで開始される。
表２は、ヒドロゲルの実施例１〜１６の組成を列挙している。処方は、ＤＭＳＯ中の％ｗ／ｖとして列挙された成分を含む。別段指定のない限り、ＰＥＧ‐ＤＡは、７００Ｄａの分子量を有し、反応は、０．３５％（ｗ／ｗ固体）のＡＩＢＮで開始される。
実施例１〜１６は、前述のとおりに分析され、それらの特性が表３に列挙されている。縦の欄は、示すような値を示すものである：
（１）「初期膨張」は、最初の２４時間のインキュベーション後の膨張比である。
（２）「最大膨張」は、実験全体（典型的には６０日）にわたり得られた最も高い膨張比である。
（３）「最大時間」は、最大膨張に到達するのにかかった時間を日数で表したものである。
（４）乾燥ヒドロゲルの「弾性」および「応力緩和」は、乾燥ヒドロゲルが再成形される能力を示す。
（５）「膨張圧力」は、ｍｍ Ｈｇ単位であり、先に示したように試験される。
（６）「事後状態（Post condition）」は、ヒドロゲルの形態を説明するものであり、破損強度がＮ／ｍｍ単位で括弧内に列挙されている。「ＮＤ」は、このカテゴリーでは、サンプルについていかなるデータも利用することができないことを示す。
（１）「初期膨張」は、最初の２４時間のインキュベーション後の膨張比である。
（２）「最大膨張」は、実験全体（典型的には６０日）にわたり得られた最も高い膨張比である。
（３）「最大時間」は、最大膨張に到達するのにかかった時間を日数で表したものである。
（４）乾燥ヒドロゲルの「弾性」および「応力緩和」は、乾燥ヒドロゲルが再成形される能力を示す。
（５）「膨張圧力」は、ｍｍ Ｈｇ単位であり、先に示したように試験される。
（６）「事後状態（Post condition）」は、ヒドロゲルの形態を説明するものであり、破損強度がＮ／ｍｍ単位で括弧内に列挙されている。「ＮＤ」は、このカテゴリーでは、サンプルについていかなるデータも利用することができないことを示す。
この一連の試験は、いくつかの共通した結果を示している。概して、これらの方法および材料を用いて準備されたヒドロゲルは、一般的な鋭い外科器具を用いて再成形される能力を有している。また、これらのヒドロゲルは、組織を拡張させるのに十分な圧力を有している。これまでの研究員は、必要な圧力が３３３３〜３１３３０Ｐａ（２５〜２３５ｍｍ Ｈｇ）の範囲であることを示唆している。S. J. Berge, et al., “Tissue expansion using osmotically active hydrogel systems for direct closure of the donor defect of the radial forearm flap,” Plast. Reconstr. Surg. (2001) 108(1): pp. 1-5, discussion pp. 6-7; K. G. Wiese, “Tissue expander inflating due to osmotic driving forces of a shaped body of hydrogel and an aqueous solution,”米国特許第５，４９６，３６８号；ならびに、H. S. Z. Min and P. Svedman, “On expander pressure and skin blood flow during tissue expansion in the pig,” Annals of Plastic Surgery (1988) 21(2): p. 6。本発明のヒドロゲルの拡張は、圧力ではなく時間で制御されるので、この範囲内で得ることができる最大限の圧力を有することは、問題ではない。最大圧力を測定することの重要な点は、ヒドロゲルが皮膚を拡張させるのに十分な圧力を有することを確実にすることである。処方（recipe）を調節すると、拡張が完了したときに、拡張器の膨張プロファイルおよび材料の強度に、最も劇的な影響が及ぼされる。この情報により、実施例１７〜１９において、改善された装置材料の調合剤がもたらされた。
実施例１７
このヒドロゲルは、１０％のＴＢ０５−ＤＡ、５％のＰＥＧＤＡ、および０．７５％のＲＧ５０３−ＤＡ（ｗ／ｖ）の溶液をＤＭＳＯ中で反応させることにより、準備される。
このヒドロゲルは、１０％のＴＢ０５−ＤＡ、５％のＰＥＧＤＡ、および０．７５％のＲＧ５０３−ＤＡ（ｗ／ｖ）の溶液をＤＭＳＯ中で反応させることにより、準備される。
実施例１８
このヒドロゲルは、１０％のＴＢ０５−ＤＡ、５％のＰＥＧＤＡ、０．７５％のＲＧ５０３−ＤＡ（ｗ／ｖ）、および０．１５％のエチレングリコールジメタクリレートの溶液をＤＭＳＯ中で反応させることにより、準備される。
このヒドロゲルは、１０％のＴＢ０５−ＤＡ、５％のＰＥＧＤＡ、０．７５％のＲＧ５０３−ＤＡ（ｗ／ｖ）、および０．１５％のエチレングリコールジメタクリレートの溶液をＤＭＳＯ中で反応させることにより、準備される。
実施例１９
このヒドロゲルは、１０％のＴＢ０５−ＤＡ、５％のＰＥＧＤＡ、および１．５％のＲＧ５０３−ＤＡ（ｗ／ｖ）の溶液をＤＭＳＯ中で反応させることにより、準備される。
このヒドロゲルは、１０％のＴＢ０５−ＤＡ、５％のＰＥＧＤＡ、および１．５％のＲＧ５０３−ＤＡ（ｗ／ｖ）の溶液をＤＭＳＯ中で反応させることにより、準備される。
実施例１７〜１９の分析は、作られたとき、および、１６時間のサイクルにわたる５４℃でのエチレンオキシドによる滅菌後の、これらのヒドロゲルの膨張プロファイルに重点が置かれている。ＥＴＯによる滅菌は、恐らくは、ＰＬＧＡ鎖の何らかの損傷により、拡張の速度を増大させる。これは、一般的にＥＴＯは損傷が最小の滅菌法の１つとして認識されているという事実にもかかわらず、である。S. E. Moioli, et al., “Sustained release of TGFbeta3 from PLGA microspheres and its effect on early osteogenic differentiation of human mesenchymal stem cells,” Tissue Engineering (2006) 12(3): pp. 537-546。ＰＬＧＡを加えることにより、拡張が、妥当な速度まで落ちる。
図５は、驚くべき結果を強調するため、２つの例示的な拡張プロファイルを示している。水溶性トリブロックの使用により、極端に速い膨張および溶解の前に本質的な遅延時間（built-in-delay time）を有するヒドロゲルが作られる（３３３−１５００−３３３ ＰＬＧＡ‐ＰＥＧ‐ＰＬＧＡ-ジアクリレートおよび示した比率のＰＥＧ‐ジアクリレート（７００Ｄａ）から合成されるヒドロゲルについては、図５Ａを参照のこと）。縦軸の目盛は、拡張比率を１００代で（in 100’s）示したものである。この結果は、水溶性成分で完全に構成されるヒドロゲルが、全期間中に拡張するよう、過度の圧力下にあるという事実によるものである。分解の際、鎖は、急速に拡張するよう自由になる。概して、この特性は、急速で比較的大きい拡張が必要とされる状況に、十分に適している。しかしながら、組織拡張の適用では、これは、必ずしも望ましいことではない。
水不溶性のトリブロックコポリマー（例えば、ＰＬＧＡブロックサイズがＰＥＧブロックサイズより実質的に大きい、ＰＬＧＡ‐ＰＥＧ‐ＰＬＧＡ）の使用により、より低い初期膨張、ならびにほぼゼロ次の連続的な膨張を有する、拡張器が作られる。これは、分解により疎水性のＰＬＧＡ成分が除去される際に拡張器全体の親水性が穏やかに増大するためである。この特徴は、現在の食塩水が注入可能な拡張器の段階的な方法ではなく、連続的な拡張を可能にするので、組織拡張器の適用に有益である。連続的な拡張により、圧力がほぼ一定のレベルに保たれるので、組織に生じる外傷が少なくなる。
インビボ試験：ラットモデル
本発明のヒドロゲルを、インビボ環境で試験した。すべての動物実験は、インディアナ大学医学部（Indiana University Medical School）（ＩＵＭｅｄ）の実験動物資源センター（Laboratory Animal Resource Center）（ＬＡＲＣ）で、この大学の動物実験委員会（Institutional Animal Care and Use Committee）（ＩＡＣＵＣ）に従って行われた。すべての処置は、動物および処置に適切な麻酔下で行われた。
本発明のヒドロゲルを、インビボ環境で試験した。すべての動物実験は、インディアナ大学医学部（Indiana University Medical School）（ＩＵＭｅｄ）の実験動物資源センター（Laboratory Animal Resource Center）（ＬＡＲＣ）で、この大学の動物実験委員会（Institutional Animal Care and Use Committee）（ＩＡＣＵＣ）に従って行われた。すべての処置は、動物および処置に適切な麻酔下で行われた。
前述したインビトロの結果に基づいて、実施例２０〜２４が準備され、動物実験で使用された。以下の調合剤については、ＤＭＳＯ中の〜２０〜２５％ｗ／ｖの濃度のマクロマーが固定される。したがって、調合は、％ｗ／ｗの構成要素として記載される。
実施例２０
このヒドロゲルは、７０．２％のＴＢ０５−ＤＡ、３．５％のＲＧ５０３ Ａｃ、および２６．３％のＰＥＧＤＡ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
このヒドロゲルは、７０．２％のＴＢ０５−ＤＡ、３．５％のＲＧ５０３ Ａｃ、および２６．３％のＰＥＧＤＡ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
実施例２１
このヒドロゲルは、４５．１％のＴＢ０５−ＤＡ、６．４％のＲＧ５０３ Ａｃ、４８．４％のＰＥＧＤＡ、および０．１％のＥＧＤｉＭＡＣ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
このヒドロゲルは、４５．１％のＴＢ０５−ＤＡ、６．４％のＲＧ５０３ Ａｃ、４８．４％のＰＥＧＤＡ、および０．１％のＥＧＤｉＭＡＣ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
実施例２２
このヒドロゲルは、６０．５％のＴＢ０５−ＤＡ、９．１％のＲＧ５０３ Ａｃ、３０．３％のＰＥＧＤＡ、および０．１％のＥＧＤｉＭＡＣ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
このヒドロゲルは、６０．５％のＴＢ０５−ＤＡ、９．１％のＲＧ５０３ Ａｃ、３０．３％のＰＥＧＤＡ、および０．１％のＥＧＤｉＭＡＣ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
実施例２３
このヒドロゲルは、６３．２％のＴＢ０５−ＤＡ、４．８％のＲＧ５０３ＤＡ、３１．６％のＰＥＧＤＡ、および０．５％のＥＧＤｉＭＡＣ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
このヒドロゲルは、６３．２％のＴＢ０５−ＤＡ、４．８％のＲＧ５０３ＤＡ、３１．６％のＰＥＧＤＡ、および０．５％のＥＧＤｉＭＡＣ（％ｗ／ｗ）の成分を含有する、（〜２０％ｗ／ｖ固体）ＤＭＳＯ溶液を反応させることによって、準備される。
実施例２４
このヒドロゲルは、実施例１７と同じ調合を有するが、ヒドロゲルをＰＶＰの水溶液に一時的に浸し、乾燥させることにより、ＰＶＰ（５５ｋＤａ）でコーティングされている。
このヒドロゲルは、実施例１７と同じ調合を有するが、ヒドロゲルをＰＶＰの水溶液に一時的に浸し、乾燥させることにより、ＰＶＰ（５５ｋＤａ）でコーティングされている。
動物実験用のすべてのヒドロゲルは、動物モデルで使用される前に、ＥＴＯで滅菌され、無菌で取り扱われた。予備動物実験をラットに対して行った。手短に言えば、ラットの頭蓋上の組織片をわきに寄せ、インプラントをその組織の下に置いて、創傷を縫合して再び閉じた。ラットは、その後、３Ｄ表面スキャニングＦａｒｏＡｒｍ（登録商標）レーザー装置でスキャンされ、１週間当たり３回、拡張面積および容積を正確に計算した。ラットは、組織反応の何らかの兆候についても観察された。最初の１８匹のラットの予備実験は、６つのプロトタイプに対して行われ、壊死または裂開といった組織反応は何も観察されなかった。１匹のラットは、ケージの上部で頭をこすったことによって生じた軽い潰瘍形成を示し、これは、ケージの底に餌を置くことで改善された。６週間の拡張後、ラットは殺され、組織診が、採取した組織片に対して行われた。表５は、予備実験による、初期拡張の結果を示している。ヒドロゲルのうちのいくつかは、うまく拡張したが、不十分な疎水性内容物および架橋により、除去の際に砕けた。
このラットの予備実験は、膨張比率と、より高い密度の永続的架橋とが適切に組み合わせられたヒドロゲルが、除去性を高めていることを示す。これは、完全な膨張後の、より高い強度によるものであろう。この情報に基づき、追加の５つのヒドロゲルが準備され、各拡張器につき６匹のラットで試験された。４週間後に３匹のラットが殺され、残りは６週間後に殺された。対照として、３つの商業的に購入されたＯＳＭＥＤ（登録商標）拡張器が、同じように植え込まれ、試験された。実施例２５〜２９の組成は、表６に記載するとおりである。
結果として得られた、拡張器による容積比の変化（容積（ｔ）／容積（ｉ））は、Ｆａｒｏａｒｍスキャナを用いて目的の領域を分析することにより測定された。表７は、〜３〜４日目（初期バースト）および〜１３〜１９日目（遅延相）に結果として生じた容積の膨張を示している。１日に取り扱う動物の数に限りがあるので、タイムラインは正確に一致していないが、互いに非常に近いものである。
拡張器の周りの組織を、統計分析により組織学的に調べた。カイ二乗検定を行い、水疱、慢性炎症、または急性炎症について、グループ間で有意差があるかどうか判定した。順序づけられたカテゴリー反応（ordered categorical responses）に関するマンテル‐ヘンツェル検定を行い、線維性被膜、脈管質、または泡沫細胞のスコアについて、グループ間で有意差があるかどうか判定した。
結果は、水疱（ｐ＝０．１７）、線維性被膜（ｐ＝０．３０）、慢性炎症（ｐ＝０．３０）、泡沫細胞（ｐ＝０．０６）、または急性炎症（ｐ＝１．００）について、グループ間で統計的に有意な差はなかったことを示している。実施例２９は、大部分の他のグループより脈管質スコアが著しく高い。完全な組織学スコアを表８に示す。拡張が遅い、初期拡張の減少という観点で最も良かったのは、実施例２９であった。この拡張器は、挿入および除去のしやすさという点でも、良好な臨床的挙動を示しており、また、他の拡張器プロトタイプより、砕けることが著しく少なかった。表６の最後の列に示すとおり、実施例２９は、総濃度が最も高い非分解性架橋剤（５５．０％のＰＥＧＤＡ＋ＥＧＤＭＡ）を有する。よって、実施例２９は、イヌでの実験にふさわしい候補として特定された。
インビボ試験：イヌモデル
この最初の実験のために、２頭のビーグル犬の両方から上顎および下顎部分両方の大臼歯を採取し、ヒトにおける骨の再吸収の自然なプロセスをモデル化するため、隆起部（ridge）を磨滅させた。３か月の治癒の後、これらのイヌは、顎の左または右の下顎または上顎部分に、ランダムなブロックパターンで、６つの実施例２９による拡張器、および２つのＯＳＭＥＤ（登録商標）ｇｍｂｈ対照拡張器を外科的に置かれた。実施例２９による拡張器は、据え付け時に外科医により再成形された。ＯＳＭＥＤ（登録商標）タイプの４００〜１０７０拡張器は、製造業者の指示に従い、骨に取り付けられるねじによって、挿入された。
この最初の実験のために、２頭のビーグル犬の両方から上顎および下顎部分両方の大臼歯を採取し、ヒトにおける骨の再吸収の自然なプロセスをモデル化するため、隆起部（ridge）を磨滅させた。３か月の治癒の後、これらのイヌは、顎の左または右の下顎または上顎部分に、ランダムなブロックパターンで、６つの実施例２９による拡張器、および２つのＯＳＭＥＤ（登録商標）ｇｍｂｈ対照拡張器を外科的に置かれた。実施例２９による拡張器は、据え付け時に外科医により再成形された。ＯＳＭＥＤ（登録商標）タイプの４００〜１０７０拡張器は、製造業者の指示に従い、骨に取り付けられるねじによって、挿入された。
拡張器は、４週間、または組織拡張器が自動除去される（「ポップアウトする（popping out）」）二次的な終点まで、粘膜組織内で拡張させられた。所定の時点で、歯の印象および模型（casts）が、拡張組織上に作られ、拡張をアッセイする際に、将来的に使用されるよう、除去された。４週間の時間枠の後、拡張粘膜の生検材料が採取され、粘膜が再び縫合されて、イヌを死なせることなく、治癒させた。
ＯＳＭＥＤ（登録商標）対照拡張器はいずれも、据え付けから１２日以内に粘膜から自動で除去された。これは、直接粘膜を通る駆出により生じた。実施例２９のヒドロゲルのうちの１つも、据え付けから１９日後に、非常に似たパターンで、駆出を受けた。いずれの場合も、駆出は、縫合された地点ではなく、直接組織を通って生じており、これは、縫合による治癒までの時間（time to suture healing）が、粘膜を通ってこれらの拡張器が失われることになる、メカニズム／問題ではなかったことを示している。実験の終わりに残っていた５つ拡張器プロトタイプのうち、２つのみが、イヌのうち１頭の上顎で見つかり、回収された。残りの３つは、壊れて、回収することはできなかった。除去され得た拡張器のうち、すべてが破砕しているのが観察されたが、十分大きな破片で残っており、鉗子および従来の外科ツールを用いて、昔からの外科的除去を行うことができた。
イヌでの実験の最初の結果は驚くべきものである。粘膜組織の拡張は、実施例２９のデザインと比べて、実質的に変化したヒドロゲルを明らかに必要としている。これは、ヒドロゲルの特性とインビボでの結果との関係に対するさらなる理解を必要とする。拡張器の駆出は、組織が耐え得るよりも高い拡張圧力を示し、破砕した拡張器は、拡張したヒドロゲルの弱い／脆い性質を示している。
拡張器の可視化および追跡を助けるため、蛍光フルオレセインジアクリレート染料が、ヒドロゲル構造内に組み込まれた。新たな１組の拡張器プロトタイプが合成された。生成された８０を超える新しいプロトタイプのうち、２つのフルオレセイン標識バージョン（実施例３０および実施例３１）が、イヌ実験のインビトロ特性に基づいて、選択された。さらに、実施例３２は、同様の拡張特性を有するが、実質的に改善された最終強度（end strength）を有するプロトタイプとして選択された（表９を参照）。
ヒドロゲルのインビトロ特性を改変するのに加え、拡張器の初期形状が、実質的に「半月」型に調節された。これは、組織を拡張器の角または鋭いエッジにさらすことなく拡張する能力に基づけば、臨床的に有益である。さらに、円筒形状の拡張器の半月型断面は、植え込みを助けるよう、末端に丸い部分を有する。これは、図６に示すような、半円筒の型において反応を行うことにより、達成された。
実施例３０による６つの拡張器が、右の上顎および下顎の位置に置かれ、実施例３１が６つ、左の上顎および下顎の位置に置かれた。拡張器は、既に半円筒形なので、据え付け時における拡張器の再成形は、挿入のためにヒドロゲルの長さを調節することに限られた。拡張器は、粘膜組織において、約６週間拡張させられた。結果は、実施例３０の拡張器のうち４つが、剖検日（necropsy day）（植え込みから４４日後）までに排出され、実施例３１の拡張器すべてが、植え込み部位に無傷でとどまったことを示した。このデータは、実施例３１の拡張器が実施例３０の拡張器よりも良い性能であったことを、明らかに示している。さらに、実施例３１の拡張器は、６週間の拡張後、組織の、臨床的に有用な弁を生じることが観察され、また、イヌから回収された後も、無傷のままであった。
挿入された拡張器のインビボ拡張は、３ＤスキャニングＦａｒｏ−ａｒｍ装置を用いて測定された。図７は、実施例３１の拡張動態を示す。拡張エリアの容積の増大は、新しい組織の形成と一致する。図７の動的データは、拡張が約４〜６週間でプラトーに達することを示している。
動物実験から確認された組織構造および臨床的な記録は、本発明の新奇なヒドロゲル拡張器材料が、非常に生体適合性があり、毒性がなく、かつ実施例３２の生体適合性試験によりさらに調査されることを、示している。このヒドロゲルは、実施例３１に化学的に似ているが、追跡目的のみ意図されていて臨床材料に含まれることは意図していないフルオレセインジアクリレートを含有していないので、選択された。実施例３２の細胞毒性および生体適合性試験が、Toxikon Corporation（マサチューセッツ州ベッドフォード）によって行われた。行われた試験／規制番号は、以下を含む：Ｌ９２９−ＭＥＭ溶出／ＩＳＯ１０９９３−５、皮内注射／ＩＳＯ１０９９３−１０、全身注射／ＩＳＯ１０９９３−１１、ウサギの発熱性物質試験／ＩＳＯ１０９９３−１１、筋肉インプラント ７日／ＵＳＰ ３４、ＮＦ−２９、復帰突然変異アッセイ／ＩＳＯ１０９９３−３、および光を暗くすること（light obscuration）による粒子状物質／ＵＳＰ３４，ＮＦ−２９。試験の結果は、細胞毒性も、皮内毒性も、系の毒性（system toxicity）も、発熱反応の兆候も、著しい生物学的反応もなく、陰性対照と比べて同じコロニーがあり、平均が１８．９個の粒子／ｍＬ（＞１０μｍ）および３．７個の粒子／ｍＬ（＞２５μｍ）であることを示している。全体として、これらの試験は、生物学的毒性が最小限の、非常に良好な耐性のある材料を示している。よって、この材料は、非常に生体適合性があると考えられる。
インビボのイヌモデルで、いくつかの実施例が成功しているにもかかわらず、状況によっては、故障が依然として生じる。よって、実施例３３は、インビボのイヌ実験のために準備された。
実施例３３
このヒドロゲルは、前述したとおりに合成されたもので、（％ｗ／ｗ）で３７．６％のＰＬＧＡ‐ＰＥＧ‐ＰＬＧＡ、３７．６％のＰＥＧＤＡ（６００）、１１．６％のエチレングリコールジメタクリレート、および１３．２％のＰＬＡ‐ジアクリレート（８．７ｋＤａ）を含有し、ＤＭＳＯ中、総濃度ｗ／ｖ固体は２７％であった。この実施例の最初の第１日目の膨張は１７１％であり、最終的な膨張は２４２％であった。
このヒドロゲルは、前述したとおりに合成されたもので、（％ｗ／ｗ）で３７．６％のＰＬＧＡ‐ＰＥＧ‐ＰＬＧＡ、３７．６％のＰＥＧＤＡ（６００）、１１．６％のエチレングリコールジメタクリレート、および１３．２％のＰＬＡ‐ジアクリレート（８．７ｋＤａ）を含有し、ＤＭＳＯ中、総濃度ｗ／ｖ固体は２７％であった。この実施例の最初の第１日目の膨張は１７１％であり、最終的な膨張は２４２％であった。
実施例３２および３３は、前述したように、イヌの顎骨モデルにおいて試験された。試験した４つの拡張器のうち、実施例３２は、剖検時に見つからなかったものが２つあり、砕けた破片として除去されたものが２つであった。実施例３３は、１つの部分として除去されたものが２つあり、砕けた破片として除去されたものが２つであり、このことは、この実施例が、実施例３２と比べて改善されていることを示している。
実施例３４〜３９は、フルオレセインジアクリレートを加えずに、実施例３０および３１の必要なインビトロ特性を満たす材料を検証するために準備された。これは、フルオレセインジアクリレートが、規制の観点から望ましくないためである。この作業では、ＤＭＳＯ中の％ｗ／ｖ溶媒は、表１０に示すように変化した。
実施例３４〜３９は、前述したように、インビトロで分析され、結果として得られた特徴を表１１に示す。
ＰＬＧＡ‐ＰＥＧ‐ＰＬＧＡトリブロックの代わりにＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡトリブロックを使用したことを除き、組成が実施例３１と似ている実施例３４は、好ましくない初期膨張を有した。同様に、疎水化物質ラウリルメタクリレート（hydrophobicizing-agent laural methacrylate）の添加と似ている、実施例３５もまた、好ましくない初期膨張を有した。これらの結果は、より疎水性の高いＰＬＡ鎖およびラウリルメタクリレートの添加が、より低い初期膨張を論理的にはもたらすはずなので、プロトタイプの拡張器の望ましい組成が明白ではないことを表している。ＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡを含む組成物は、不透明で濁っていることが観察されており、これは、マトリックス内での相転移を示している。この結果は、拡張器の医療的な使用について、ＰＬＧＡ‐ＰＥＧ‐ＰＬＧＡポリマーが望ましいことを示している。実施例３６〜３９は、優れたインビトロ特性を持つ拡張器が、ラウリルメタクリレートと共に、またはそれなしで、ＰＬＧＡ‐ＰＥＧ‐ＰＬＧＡ（ＴＢ１０）を用いることで得られることを示している。
実施例４０は、ヒドロゲル特性の明白でない性質をさらに表している。これは、ＰＥＧ（６００Ｄａ）ジアクリレートではなく、エチレングリコールジメタクリレートおよびＰＥＧ（２５６Ｄａ）ジアクリレートがわずかに多いことを除き、実施例３８と似ている。
実施例４０
このヒドロゲルは、５５．６％のＴＢ１１−ＤＡ、５．６％のＰ（ＤＬ）Ｌａ−ＤＡ（７０，０００）、２７．８％のＰＥＧ−ＤＡ（２５６Ｄａ）、および１１．１％のエチレングリコールジメタクリレート（２１％ｗ／ｖ固体）を用いて、前述したように合成される。
このヒドロゲルは、５５．６％のＴＢ１１−ＤＡ、５．６％のＰ（ＤＬ）Ｌａ−ＤＡ（７０，０００）、２７．８％のＰＥＧ−ＤＡ（２５６Ｄａ）、および１１．１％のエチレングリコールジメタクリレート（２１％ｗ／ｖ固体）を用いて、前述したように合成される。
特に、実施例４０は、手触りがチョークに似て、固く結晶質であることが観察されている。成分がわずかに変化したにもかかわらず、このプロトタイプは、その脆い性質によって、切断されたり、変化したりすることはできなかった。同様に、実施例４１は、架橋があまりに低いことに関連した問題を示している。このヒドロゲルは、２０％ｗ／ｖのＴＢ１１ＤＡを直接反応させることにより、合成される。観察されたゲル化は、一貫しておらず、不適切な量の固体が得られ、材料の大部分は、実質的に液体のままである。
本明細書に記載する新奇なヒドロゲルの性質は、それらの機械的特性および膨張特性がさまざまな成分の複雑な相互作用によって決まることである。主にモノマーと比較的少量の架橋剤との混合物である、典型的なヒドロゲルとは異なり、本発明のヒドロゲルは、実質的に架橋剤成分で構成されている。これらの新しいヒドロゲルの架橋密度は、マルチビニル成分とモノマー単位とのモル比によってはあまり制御されず、むしろ、マルチビニル単位（multivinyl units）の分子量によって制御される。この理由から、架橋密度（すなわち、架橋剤のモル数／モノマーのモル数）を計算する、従来の方法は、これらのヒドロゲルの架橋を説明するのに適していない。代わりに、架橋密度は、マクロマーの鎖長と比べた場合のビニル単位の相対的な数に基づいて考慮され得る。１モル当たりで、ＴＢ０５−ＤＡは、〜１１ｋＤａのポリマー鎖当たり２つのビニル活性単位（vinyl active units）を含有し、これは０．１８ＶＩ／ｋＤａ（ビニル単位の数／マクロマーのキロダルトン）に等しい。他の架橋剤が、それぞれ、表１２に示すように、それらの相対的なＶＩ／ｋＤａでランク付けされ得た。
モノマーが架橋密度に寄与していないことに注目されたい。実施例によるヒドロゲルの成分の質量（％）含有率に、それぞれのＶＩ／ｋＤａを掛けると、架橋密度への、各マクロマーの相対的なモル寄与度（relative molar contribution）が得られる。これらを足し合わせると、架橋密度が一般的に呼ばれる、「Ｑ」または架橋の数（#cross-links）／ｍｇとして、実施例の架橋密度が得られる。
相対的な架橋密度は、表１３において、一連の実施例について示されている。架橋密度は、膨張ならびに機械的特性を制御するのに重要である。架橋密度が高すぎる状況では、材料は脆く、切断されたり、適切に据え付けられたりすることができない。架橋密度が低すぎると、結果として得られる材料は、柔らかすぎて、大きなサイズまで急速に膨張する。
架橋密度に加え、ヒドロゲルの拡張特性は、さまざまな成分の相対的な疎水性寄与度／親水性寄与度（relative hydrophobic/hydrophilic contributions）によって制御される。これは複雑なシステムであり、また疎水性／親水性は、相対的な用語であるが、一般的に、通常は水溶性ではないポリエステル鎖が、ポリ（エチレングリコール）鎖およびポリアクリレート主鎖よりかなり疎水性であることを、理解することができる。
さらに、ラウリルメタクリレートおよびエチレングリコールジメタクリレートなどの添加物は、エチレングリコールジメタクリレートが架橋に対して大きな影響を及ぼしても、全体的な疎水性を増大させる。トリブロックコポリマーでは、疎水性寄与度／親水性寄与度は、それらのＰＬＧＡ総分子量とそれらの総分子量との比率として計算され得る。例えば、ＴＢ０５−ＤＡは、１０，０００Ｄａ（ＰＬＧＡ）/１１，０００Ｄａ（合計）＝０．９１の疎水性寄与度を有するものと、計算され得る。
純粋に疎水性の成分（ＰＬＧＡジアクリレートおよびエチレングリコールジメタクリレート）は、１ｘだけ疎水性に寄与すると考えることができ、親水性のアイテム（ＰＥＧジアクリレート）は、１ｘだけ親水性に寄与すると考えることができる。各成分の疎水性寄与度（ＰＥＧＤＡ＝０）に、拡張器内の含有量（％ｗ／ｗ）を掛けると、拡張器の全体的な疎水性を、疎水性（％）の単位で計算することができる。表１４は、選択された実施例の初期疎水性を示している。実施例１は、実質的に適切でない初期疎水性を持つ拡張器を示すために含まれている。
架橋密度および疎水性寄与度／親水性寄与度はすべて、ヒドロゲルの膨張を定める上で役割を果たしていることに注目されたい。しかしながら、この量は動的である。それは、加水分解時に、例えばＰＥＧおよびポリアクリル酸など、加水分解で安定した親水性成分に対するＰＬＧＡ／ＰＬＡ含量の減少によって、材料の全体的な疎水性が減少し、かつ架橋が切断され、それによって、膨張が増大するためである。
材料の機械的特性は、組織拡張器にとっても重要である。これらは、拡張器があるサイズまで刈り込まれて、トンネル形成または同様の外科技術により組織の下に置かれることを可能にするものでなければならない。この理由から、材料は、固すぎても、柔らかすぎてもいけない。植え込みに関して良好な機械的特性を示す一連のプロトタイプを、表１５に示す。
〔実施の態様〕
（１） エステル‐アクリレート結合により化学的に架橋したヒドロゲルにおいて、
１，０００〜５０，０００Ｄａの分子量を有するトリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーを含み、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は６０％超であり、
ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して、１〜５００の整数である、ヒドロゲル。
（２） 実施態様１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、２，０００〜４０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（３） 実施態様２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、５，０００〜２０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（４） 実施態様１〜３のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜７５％である、ヒドロゲル。
（５） 実施態様４に記載のヒドロゲルにおいて、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜８５％である、ヒドロゲル。
（１） エステル‐アクリレート結合により化学的に架橋したヒドロゲルにおいて、
１，０００〜５０，０００Ｄａの分子量を有するトリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーを含み、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は６０％超であり、
ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して、１〜５００の整数である、ヒドロゲル。
（２） 実施態様１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、２，０００〜４０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（３） 実施態様２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、５，０００〜２０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（４） 実施態様１〜３のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜７５％である、ヒドロゲル。
（５） 実施態様４に記載のヒドロゲルにおいて、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜８５％である、ヒドロゲル。
（６） 実施態様１〜５のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜８０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。
（７） 実施態様６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの２０％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。
（８） 実施態様７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの３０（ｗ／ｗ）％〜６０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。
（９） 実施態様１〜８のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。
（１０） 実施態様９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜８０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。
（７） 実施態様６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの２０％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。
（８） 実施態様７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの３０（ｗ／ｗ）％〜６０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。
（９） 実施態様１〜８のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。
（１０） 実施態様９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。
（１１） 実施態様１〜１０のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。
（１２） 実施態様１１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。
（１３） 実施態様１〜１２のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｘは、約１０００〜約７０００Ｄａであり、（ＰＥＧ）ｙは、約２００〜約２０００Ｄａであり、（ＰＬＧＡ）ｚは、約１０００〜約７０００Ｄａである、ヒドロゲル。
（１４） 実施態様１〜１３のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｘは、約３０００〜約５５００Ｄａである、ヒドロゲル。
（１５） 実施態様１〜１４のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｚは、約３０００〜約５５００Ｄａである、ヒドロゲル。
前記（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。
（１２） 実施態様１１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。
（１３） 実施態様１〜１２のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｘは、約１０００〜約７０００Ｄａであり、（ＰＥＧ）ｙは、約２００〜約２０００Ｄａであり、（ＰＬＧＡ）ｚは、約１０００〜約７０００Ｄａである、ヒドロゲル。
（１４） 実施態様１〜１３のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｘは、約３０００〜約５５００Ｄａである、ヒドロゲル。
（１５） 実施態様１〜１４のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｚは、約３０００〜約５５００Ｄａである、ヒドロゲル。
（１６） 実施態様１〜１５のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＥＧ）ｙは、約５００〜約１５００Ｄａである、ヒドロゲル。
（１７） 実施態様１〜１６のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
ｘ＝ｚである、ヒドロゲル。
（１８） 実施態様１〜１７のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
１，０００〜２００，０００Ｄａの分子量を有する、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。
（１９） 実施態様１８に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、２，５００〜１５０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（２０） 実施態様１９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、５，０００〜１００，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（ＰＥＧ）ｙは、約５００〜約１５００Ｄａである、ヒドロゲル。
（１７） 実施態様１〜１６のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
ｘ＝ｚである、ヒドロゲル。
（１８） 実施態様１〜１７のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
１，０００〜２００，０００Ｄａの分子量を有する、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。
（１９） 実施態様１８に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、２，５００〜１５０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（２０） 実施態様１９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、５，０００〜１００，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（２１） 実施態様１８〜２０のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（２２） 実施態様２１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの２％（ｗ／ｗ）〜２５％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（２３） 実施態様２２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（２４） 実施態様１８〜２３のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。
（２５） 実施態様１８〜２４のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（２２） 実施態様２１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの２％（ｗ／ｗ）〜２５％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（２３） 実施態様２２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（２４） 実施態様１８〜２３のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。
（２５） 実施態様１８〜２４のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。
（２６） 実施態様１〜２５のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
１００〜１０，０００Ｄａの分子量を有するポリ（エチレングリコール）ジアクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。
（２７） 実施態様２６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、３００〜５，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（２８） 実施態様２７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、５００〜１，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（２９） 実施態様２６〜２８のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（３０） 実施態様２９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１０％（ｗ／ｗ）〜６０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
１００〜１０，０００Ｄａの分子量を有するポリ（エチレングリコール）ジアクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。
（２７） 実施態様２６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、３００〜５，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（２８） 実施態様２７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、５００〜１，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。
（２９） 実施態様２６〜２８のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（３０） 実施態様２９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１０％（ｗ／ｗ）〜６０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（３１） 実施態様３０に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１５％（ｗ／ｗ）〜５５％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（３２） 実施態様１〜３１のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
架橋剤としてエチレングリコールジメタクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。
（３３） 実施態様３２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。
（３４） 実施態様３３に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。
（３５） 実施態様３４に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１５％（ｗ／ｗ）〜５５％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。
（３２） 実施態様１〜３１のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
架橋剤としてエチレングリコールジメタクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。
（３３） 実施態様３２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。
（３４） 実施態様３３に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。
（３５） 実施態様３４に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。
（３６） 実施態様１〜３５のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
架橋密度（３重結合した鎖／ｍｇ）は、０．１〜５．０である、ヒドロゲル。
（３７） 実施態様３６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記架橋密度は、０．５〜４．０である、ヒドロゲル。
（３８） 実施態様３７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記架橋密度は、１．０〜３．０である、ヒドロゲル。
（３９） 実施態様１〜３８のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
全体的な疎水性（直接水不溶の含有量（directly water insoluble content）／水溶含有量（water soluble content））は、３５％〜９０％である、ヒドロゲル。
（４０） 実施態様３９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記全体的な疎水性は、４０％〜８５％である、ヒドロゲル。
架橋密度（３重結合した鎖／ｍｇ）は、０．１〜５．０である、ヒドロゲル。
（３７） 実施態様３６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記架橋密度は、０．５〜４．０である、ヒドロゲル。
（３８） 実施態様３７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記架橋密度は、１．０〜３．０である、ヒドロゲル。
（３９） 実施態様１〜３８のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
全体的な疎水性（直接水不溶の含有量（directly water insoluble content）／水溶含有量（water soluble content））は、３５％〜９０％である、ヒドロゲル。
（４０） 実施態様３９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記全体的な疎水性は、４０％〜８５％である、ヒドロゲル。
（４１） 実施態様４０に記載のヒドロゲルにおいて、
前記全体的な疎水性は、５０％〜８０％である、ヒドロゲル。
（４２） 実施態様１〜４１のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記ヒドロゲルは、成長因子、抗生物質、鎮痛薬、血液凝固緩和剤、および免疫反応緩和剤から選択される、１つまたは２つ以上の薬剤が含浸されている、ヒドロゲル。
（４３） 実施態様４２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記成長因子は、骨形態形成タンパク質、上皮成長因子、形質転換成長因子、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、血小板由来成長因子、線維芽細胞成長因子、ケラチノサイト成長因子、またはサイトカインである、ヒドロゲル。
（４４） 実施態様４２または４３に記載のヒドロゲルにおいて、
前記抗生物質は、テトラサイクリン、ベータラクタマーゼ阻害剤、ペニシリン、またはセファロスポリンである、ヒドロゲル。
（４５） 実施態様４２〜４４のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記鎮痛薬は、アミノアミドクラスもしくはアミノエステルクラスの麻酔薬、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である、ヒドロゲル。
前記全体的な疎水性は、５０％〜８０％である、ヒドロゲル。
（４２） 実施態様１〜４１のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記ヒドロゲルは、成長因子、抗生物質、鎮痛薬、血液凝固緩和剤、および免疫反応緩和剤から選択される、１つまたは２つ以上の薬剤が含浸されている、ヒドロゲル。
（４３） 実施態様４２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記成長因子は、骨形態形成タンパク質、上皮成長因子、形質転換成長因子、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、血小板由来成長因子、線維芽細胞成長因子、ケラチノサイト成長因子、またはサイトカインである、ヒドロゲル。
（４４） 実施態様４２または４３に記載のヒドロゲルにおいて、
前記抗生物質は、テトラサイクリン、ベータラクタマーゼ阻害剤、ペニシリン、またはセファロスポリンである、ヒドロゲル。
（４５） 実施態様４２〜４４のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記鎮痛薬は、アミノアミドクラスもしくはアミノエステルクラスの麻酔薬、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である、ヒドロゲル。
（４６） 実施態様４５に記載のヒドロゲルにおいて、
前記鎮痛薬は、リドカインまたはベンゾカインである、ヒドロゲル。
（４７） 実施態様４２〜４６のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記血液凝固緩和剤は、ワーファリン、ヘパリン、またはトロンビンである、ヒドロゲル。
（４８） 実施態様４２〜４７のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記免疫反応緩和剤は、エベロリムス、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である、ヒドロゲル。
前記鎮痛薬は、リドカインまたはベンゾカインである、ヒドロゲル。
（４７） 実施態様４２〜４６のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記血液凝固緩和剤は、ワーファリン、ヘパリン、またはトロンビンである、ヒドロゲル。
（４８） 実施態様４２〜４７のいずれかに記載のヒドロゲルにおいて、
前記免疫反応緩和剤は、エベロリムス、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である、ヒドロゲル。
Claims (48)
- エステル‐アクリレート結合により化学的に架橋したヒドロゲルにおいて、
１，０００〜５０，０００Ｄａの分子量を有するトリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーを含み、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は６０％超であり、
ｘ、ｙ、ｚはそれぞれ、独立して、１〜５００の整数である、ヒドロゲル。 - 請求項１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、２，０００〜４０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。 - 請求項２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、５，０００〜２０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。 - 請求項１〜３のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜７５％である、ヒドロゲル。 - 請求項４に記載のヒドロゲルにおいて、
前記コポリマーの（（総ＰＬＧＡの分子量）／（総コポリマーの分子量）×１００％）のパーセント比は、９５％〜８５％である、ヒドロゲル。 - 請求項１〜５のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜８０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。 - 請求項６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの２０％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。 - 請求項７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記トリブロック（ＰＬＧＡ）ｘ‐（ＰＥＧ）ｙ‐（ＰＬＧＡ）ｚコポリマーは、前記ヒドロゲルの３０（ｗ／ｗ）％〜６０％（ｗ／ｗ）を構成する、ヒドロゲル。 - 請求項１〜８のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。 - 請求項９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｘコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。 - 請求項１〜１０のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。 - 請求項１１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）ｚコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。 - 請求項１〜１２のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｘは、約１０００〜約７０００Ｄａであり、（ＰＥＧ）ｙは、約２００〜約２０００Ｄａであり、（ＰＬＧＡ）ｚは、約１０００〜約７０００Ｄａである、ヒドロゲル。 - 請求項１〜１３のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｘは、約３０００〜約５５００Ｄａである、ヒドロゲル。 - 請求項１〜１４のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＬＧＡ）ｚは、約３０００〜約５５００Ｄａである、ヒドロゲル。 - 請求項１〜１５のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
（ＰＥＧ）ｙは、約５００〜約１５００Ｄａである、ヒドロゲル。 - 請求項１〜１６のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
ｘ＝ｚである、ヒドロゲル。 - 請求項１〜１７のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
１，０００〜２００，０００Ｄａの分子量を有する、（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。 - 請求項１８に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、２，５００〜１５０，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。 - 請求項１９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートは、５，０００〜１００，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。 - 請求項１８〜２０のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。 - 請求項２１に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの２％（ｗ／ｗ）〜２５％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。 - 請求項２２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐または（ＰＬＡ）‐ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。 - 請求項１８〜２３のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０〜約９９：１の範囲である、ヒドロゲル。 - 請求項１８〜２４のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記（ＰＬＧＡ）‐ジアクリレートコポリマー中のラクチド：グリコリドの比率は、約５０：５０である、ヒドロゲル。 - 請求項１〜２５のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
１００〜１０，０００Ｄａの分子量を有するポリ（エチレングリコール）ジアクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。 - 請求項２６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、３００〜５，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。 - 請求項２７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートは、５００〜１，０００Ｄａの分子量を有する、ヒドロゲル。 - 請求項２６〜２８のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜７０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。 - 請求項２９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１０％（ｗ／ｗ）〜６０％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。 - 請求項３０に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ポリ（エチレングリコール）ジアクリレートの濃度は、前記ヒドロゲルの１５％（ｗ／ｗ）〜５５％（ｗ／ｗ）である、ヒドロゲル。 - 請求項１〜３１のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
架橋剤としてエチレングリコールジメタクリレートをさらに含む、ヒドロゲル。 - 請求項３２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの１％（ｗ／ｗ）〜３０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。 - 請求項３３に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの３％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。 - 請求項３４に記載のヒドロゲルにおいて、
前記エチレングリコールジメタクリレートは、前記ヒドロゲルの５％（ｗ／ｗ）〜２０％（ｗ／ｗ）の濃度を有する、ヒドロゲル。 - 請求項１〜３５のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
架橋密度（３重結合した鎖／ｍｇ）は、０．１〜５．０である、ヒドロゲル。 - 請求項３６に記載のヒドロゲルにおいて、
前記架橋密度は、０．５〜４．０である、ヒドロゲル。 - 請求項３７に記載のヒドロゲルにおいて、
前記架橋密度は、１．０〜３．０である、ヒドロゲル。 - 請求項１〜３８のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
全体的な疎水性（直接水不溶の含有量／水溶含有量）は、３５％〜９０％である、ヒドロゲル。 - 請求項３９に記載のヒドロゲルにおいて、
前記全体的な疎水性は、４０％〜８５％である、ヒドロゲル。 - 請求項４０に記載のヒドロゲルにおいて、
前記全体的な疎水性は、５０％〜８０％である、ヒドロゲル。 - 請求項１〜４１のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記ヒドロゲルは、成長因子、抗生物質、鎮痛薬、血液凝固緩和剤、および免疫反応緩和剤から選択される、１つまたは２つ以上の薬剤が含浸されている、ヒドロゲル。 - 請求項４２に記載のヒドロゲルにおいて、
前記成長因子は、骨形態形成タンパク質、上皮成長因子、形質転換成長因子、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、血小板由来成長因子、線維芽細胞成長因子、ケラチノサイト成長因子、またはサイトカインである、ヒドロゲル。 - 請求項４２または４３に記載のヒドロゲルにおいて、
前記抗生物質は、テトラサイクリン、ベータラクタマーゼ阻害剤、ペニシリン、またはセファロスポリンである、ヒドロゲル。 - 請求項４２〜４４のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記鎮痛薬は、アミノアミドクラスもしくはアミノエステルクラスの麻酔薬、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である、ヒドロゲル。 - 請求項４５に記載のヒドロゲルにおいて、
前記鎮痛薬は、リドカインまたはベンゾカインである、ヒドロゲル。 - 請求項４２〜４６のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記血液凝固緩和剤は、ワーファリン、ヘパリン、またはトロンビンである、ヒドロゲル。 - 請求項４２〜４７のいずれか１項に記載のヒドロゲルにおいて、
前記免疫反応緩和剤は、エベロリムス、非ステロイド系抗炎症薬、またはステロイド系抗炎症薬である、ヒドロゲル。
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