JP2018510011A - ポリマーインプラントに結合された強磁性粒子 - Google Patents

Abstract

鉄−白金磁性粒子が、ポリマー中に分散され、ポリマー材料（特にヒドロゲル）中もしくはポリマー材料上にコーティングされるかまたはポリマー材料に直接連結され、磁化され得ることが発見された。磁化された材料を用いることにより、その材料の中の磁気によって標識された細胞がインビボにおいて引きつけられ、捕捉され、かつ／または保持される。それらの磁性粒子は、鉄／白金コアを有する。そのＦｅ：Ｐｔの焼きなましは、結晶構造であるＬＩ０内部結晶相を導くために非常に重要である。その結晶相を形成するためのＦｅ：Ｐｔモル比は重要であり、Ｐｔに対して１．２〜３．０のＦｅというモル範囲（モル前駆体、すなわち出発化合物）が磁化にとって望ましい。全体としての磁力は、高感度磁力計である「超伝導量子干渉スキャフォールド」を用いて計測され得る。全磁力は、０．１〜２．０テスラの範囲内である。

Description

（関連出願への相互参照）
本出願は、２０１５年４月１日に出願された米国仮出願番号第６２／１４１，７２０号に基づく利益および優先権を主張しており、この仮出願の全部が参考として本明細書中にその全体が援用される。

（連邦政府によって支援された研究に関する陳述）
本出願は、米国国立衛生研究所によって授与されたＴ３２認可授与番号５Ｔ３２ＨＬ０９８０６９の下の政府支援でなされた。政府は本発明において特定の権利を有する。

（発明の分野）
本発明の分野は、概して、インビボにおける局在的な細胞の引きつけ、捕捉および保持、より詳細には、最小侵襲性手技を用いて、組織の修復および／または再生が必要とされる部位に標的細胞を引きつけ、捕捉および保持するための組成物および方法に関する。

（発明の背景）
組織工学は、バイオマテリアル科学、細胞生物学、細胞と材料との相互作用および表面の特徴付けが関わる急速に拡大している学際的分野である。この分野の研究は、組織の機能を回復させること、保存することまたは増強することを目標としている。また、罹患したまたは損傷した器官、あるいは欠損している組織または事故もしくは疾患の結果として失われた組織を置換することも目標としている。組織工学には、代表的には４つの重要な構成要素が必要である：（ａ）選択され、単離された細胞、（ｂ）細胞の機能、接着および移植のためのプラットフォームを提供するための天然であっても合成であってもよいバイオマテリアルスキャフォールド、必要に応じて（ｃ）目的の細胞機能を引き出す、タンパク質および成長因子などのシグナル伝達分子、および必要に応じて（ｄ）細胞培養などの細胞の拡大および分化のための生物学的に活性な環境を支えるバイオリアクター。組織または器官は、潜在的にはいくつかのアプローチを介して発生させることができる。最も一般的なアプローチは、患者の小さな組織生検材料由来の組織特異的細胞およびインビトロで回収された組織特異的細胞を単離することを含む。次いで、単離された細胞は、拡大され、標的にされた組織の天然の細胞外マトリックス（ＥＣＭ）を模倣している３次元スキャフォールドに播種される。これらのスキャフォールドの重要な機能は、（ａ）播種された細胞を患者の体内の所望の部位に送達すること、（ｂ）細胞とバイオマテリアルとの相互作用を促進すること、（ｃ）細胞接着を促すこと、（ｄ）ガス、栄養分および成長因子の適切な輸送を可能にして、細胞の生存、増殖および分化を保証すること、（ｅ）インビボにおいて無視できる炎症程度または毒性しか与えないこと、および（ｆ）操作された組織の構造および機能を制御することである。続いて、細胞が積載されたスキャフォールドは、針を用いた直接的な注射もしくは他の最小侵襲性の送達法によって、または手術によって患者の体内の所望の部位に製作された組織を植え込むことによって、患者に移植される。

開放外科手技を用いてまず細胞を培養した後に播種する必要なく組織工学用の手段を提供できることは、非常に望ましいだろう。米国特許第５，７０９，８５４号に記載されているような、細胞を分散させた注射可能なヒドロゲル材料を使用しようとする以前の試みは、血管新生の非存在下では十分に高い密度を得ることが難しいこと、および後で細胞をスキャフォールド内に注入して均一な高密度分散体を得ることができないことに起因して、軟骨細胞の場合を除いて失敗であった。

ゆえに、本発明の目的は、注射可能な組織工学スキャフォールド上に細胞をより一層保持するための材料および方法を提供することである。

特に損傷部位における組織修復を増強するための材料および方法を提供することが、本発明のさらなる目的である。

本発明の目的は、組織修復を追跡するため、組織工学スキャフォールドに細胞を蓄積するため、および操作された組織を非侵襲的または侵襲的に評価するための材料および方法を提供することでもある。

米国特許第５，７０９，８５４号明細書

（発明の要旨）
鉄または鉄−白金の磁性粒子などの磁性粒子が、ヒドロゲルポリマー、骨セメントもしくはポリマースキャフォールドの中もしくはそれらの上に分散、そして／またはそれらの中もしくはそれらの上にコーティングされるか、あるいはそれらに直接連結され、磁化され得ることが発見された。磁化された材料を用いることにより、磁気によって標識された細胞がインビボにおいてポリマー上に引きつけられ、捕捉され、そして／または保持される。この磁性デバイスは、生体液流の応力および力に曝露された細胞を捕捉および保持するために特に有用である。それらは、表面が金属の股関節部または膝の人工装具などのプロステーシスの植え込み部位における組織の統合を増大させるため、または金属の骨ねじ、ピンもしくはプレートの周囲の骨びらんを減少させるためにも使用することができる。

１つの実施形態において、磁性粒子は、ＷＯ２０１３０４５９５６に記載されているような酸化鉄粒子である。別の実施形態において、それらの粒子は、鉄／白金コアを有する。以前のバージョンは、焼きなまされなかった（すなわち、磁気モーメントを保つのに必要なＬ１_０結晶相を形成するために加熱されなかった）。したがって、それらは、超常磁性であり、ゆえに、磁化曲線においてヒステリシスを示さなかった（すなわち、強磁性でなかった）。Ｆｅ：Ｐｔの焼きなましは、結晶構造であるＬＩ０内部結晶相を導くために非常に重要である。焼きなましは、６００℃超の温度で行われる。Ｌ１_０内部結晶相が導かれることによって、材料が常磁性材料から強磁性材料に変化し、磁場に曝露されると永久磁石になる。好ましい実施形態において、それらの粒子は、７００℃で３０分間焼きなまされる。これによって、磁化がもたらされる。

ある特定の用途では、永久に磁化され得るデバイスを有することが有益である場合がある。例えば、これは、細胞の反復投与の場合または磁場への接近が困難である場合に有用であり得る。さらに、インサイチュでの磁化によってデバイスが動くことがあり、それによって生理学的問題が生じ得るので、インサイチュでの磁化を回避する利点もある。

Ｆｅ／Ｐｔをシリカでコーティングし、次いで、加熱して粒子崩壊を防止することによって、粒子崩壊が最小になり得る。結晶相を形成するためのＦｅ／Ｐｔモル比は、重要であり、Ｆｅ／Ｐｔ粒子がＬ１_２またはＬ１_０結晶状態である範囲内であるべきである。好ましくは、それらは、Ｌ１_０結晶相であるべきである。当業者は、この結晶相を形成するために必要なモル比を承知しているが、ＦｅとＰｔとの平均組成モル比として表現される好ましい範囲は、４０：６０＋／−１０：１０ｍｏｌ％、好ましくは、＋／−５：５の範囲内である。全体としての磁力は、高感度磁力計である「超伝導量子干渉素子」を用いて計測され得る。全磁力は、好ましくは、０．０１〜２．０テスラ、好ましくは、０．０１〜１．５テスラの範囲内である。さらに好ましい上限は、１．０または０．５Ｔである。当業者は、磁力を用途に合わせるべきであることを理解する。例えば、少数の細胞が存在する場合、およびそれらの細胞がほんの短い時間にわたって引きつけられる必要がある場合は、低磁力が適切であろう。磁力は、より高いレベルでは生理的に有害であり得るので、磁力の上限は重要である。

鉄粒子は、架橋されると注射可能なスキャフォールドを形成するポリマーまたはメッシュ、縫合糸もしくは骨セメントに形成されるポリマーに結合され得る。それらの鉄粒子は、反応基、イメージング剤もしくは造影剤（例えばヨウ素）および／または治療薬もしくは予防薬で被包され得、かつ／またはそれらで機能化される。好ましい実施形態において、スキャフォールドを形成しているポリマーは、ポリエステル、より好ましくは、ポリヒドロキシ酸ポリマー、最も好ましくは、ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）、ポリ（グリコール酸）（ＰＧＡ）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）もしくはポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）、またはアルギネートもしくはプルロニックなどのポリマーを形成するヒドロゲルである。磁性粒子は、代表的には、Ｆｅ／Ｐｔ粒子１つあたりＦｅが５０％超であるＦｅ／Ｐｔ粒子の場合、ポリマーの１重量％以上３０重量％以下、およびＦｅ／Ｐｔ粒子１つあたりＦｅが５０％未満であるＦｅ／Ｐｔ粒子の場合、ポリマーの５重量％以上３０重量％以下である。

細胞は、酸化鉄粒子もしくはＦｅ／Ｐｔに結合する磁化された他の金属粒子などの粒子に結合することによって、またはそれらの粒子を取り込むことによって、磁化される。細胞表面上のリガンドに特異的に結合する抗体に結合された酸化鉄粒子を含む市販の試薬がいくつかある。また、酸化鉄粒子は、酸化鉄粒子を含む細胞培地中で培養することによって食細胞に取り込まれ得る。酸化鉄粒子を含む細胞または酸化鉄粒子に結合した細胞を単離するために、商業的に入手可能なシステムを使用することができる。

実施例は、ポリマー製剤に被包されたＦｅ／Ｐｔ粒子およびＦｅ／Ｐｔ粒子のみの体内分布を実証している。それらの粒子は、可視化のために赤外色素で直接装飾された。種々の用量のＦｅ／Ｐｔ粒子を用いて、毒性研究も実施された。細胞の捕捉に対する様々なパラメータ（流速、開始時の細胞濃度および細胞密度を含む）の影響も測定された。結果は、ポリマーに対して５〜３０重量％のＦｅ／Ｐｔ粒子が、インビボにおける生物学的流動下で、少なくとも１、２、３、４、５、６、７日間もしくはそれを超えて、少なくとも１、２、３、４、５、６、７週間もしくはそれを超えて、または少なくとも１、２、３、４、５、６、７ヶ月間もしくはそれを超えて、磁性細胞をスキャフォールド上またはスキャフォールドに隣接して捕捉および／または保持するのに十分に磁性であるスキャフォールドコーティングを提供する作用範囲（ｗｏｒｋｉｎｇ ｒａｎｇｅ）であることを示している。

開示される磁化されたスキャフォールドを使用する処置方法も提供される。例えば、整形外科的損傷を処置する方法は、磁化された骨セメントを欠陥部（ｄｅｆｅｃｔ）に埋め込む工程、磁性細胞をその中に分散させるか、または続いて磁性細胞（例えば、間葉系幹細胞または骨芽細胞）を投与する工程を含み得る。他の実施形態では、酸化鉄またはＦｅ／Ｐｔ粒子（別段特定されない限り、まとめて本明細書中で「鉄粒子」と称される）を、非治癒性の糖尿病性潰瘍の上に置かれた生分解性メッシュ（例えば、ＰＬＧＡの織物のメッシュまたは不織メッシュ）に結合させ、次いで、磁性細胞（例えば、内皮、上皮または間葉系幹細胞）をそのメッシュに適用する。他の実施形態では、薬学的に許容され得るキャリアに溶解されたアルギネートに鉄粒子を結合させ、その中に筋細胞などの細胞を分散させ、カルシウムを加え、その懸濁液を損傷した心筋に注射する。別の実施形態では、細胞は、軟骨細胞または線維芽細胞であり、懸濁液は、損傷した軟骨、腱または靭帯に隣接して注射される。いくつかの実施形態は、治療薬、予防薬または診断薬を磁性細胞とともに被験体に投与して、損傷の修復または可視化を増強するまたは増加させることをさらに含む。

図１は、例示的な鉄／白金（Ｆｅ／Ｐｔ）粒子の製作を示している流れ図である。

図２Ａ〜Ｂは、Ｆｅ／Ｐｔ粒子のサイズ分布を図示しているプロットである。図２Ｃは、（（ａ）Ｎ_２中、６００℃で３０分間焼きなましたＦｅ／Ｐｔ粒子、および（ｂ）フォーミングガス（Ｎ_２９３％およびＨ_２７％）中、６００℃で３０分間作製されたＦｅ／Ｐｔ粒子の外部磁場に対する磁気モーメント（ＥＭＵ／ｇ）を示しているヒステリシスループのプロットである。 同上

図３Ａ〜３Ｃは、培養中の細胞に酸化鉄粒子を添加し（３Ａ）、その粒子を、ファゴサイトーシスによって細胞によってまたは抗体などのリガンドに結合された細胞によって取り込ませ（３Ｂ）、次いで、外部磁石を用いて単離する（３Ｃ）方法を例示している。

図４Ａは、ＤＴＰＡおよびヨウ素で機能化された粒子を示している図である。図４Ｂは、機能化された粒子の、ポリアルギネートへの結合体化を示している図であり、ポリアルギネートは、磁化されてカルシウム（Ｃａ２＋）と架橋されることにより、磁性アルギネートヒドロゲルを形成し得る。図４Ｃは、架橋剤（Ｃａ２＋）の量を増加させたときの、ヨウ素で機能化された磁性粒子と結合体化したポリアルギネートのＸ線減衰（ハウンスフィールド単位（ＨＵ））を示している棒グラフである。 同上 同上

図５Ａは、磁化された細胞が磁化されたＦｅＰｔ−ＰＬＡステント上を流れたときの、注射の回数（ｘ軸）に対する１ｍｍ^２あたりの捕捉された細胞数（磁化されたＣＤ３４＋幹細胞）を示しているグラフである。図５Ｂは、磁化された細胞がＰＬＡのみのコントロールステント上を流れたときの、注射の回数（ｘ軸）に対する１ｍｍ^２あたりの捕捉された細胞数（磁化されたＣＤ３４＋幹細胞）を示しているグラフである。

発明の詳細な説明
Ｉ．磁性粒子、磁性ポリマー材料および磁性細胞
身体内において細胞をポリマーインプラントに選択的に付着させるためのシステムが開発された。

ポリマー材料は、植え込み後に外部磁気源に曝露されたときＦｅ／Ｐｔ粒子の磁化を可能にする結晶構造を有するＦｅ／Ｐｔ粒子に直接結合されているか、またはそれらでコーティングされる。それらのＦｅ／Ｐｔ粒子は、磁化曲線においてヒステリシスを示す（すなわち、強磁性である）。

酸化鉄などの磁性粒子を細胞内に取り込んだ細胞またはそれらの磁性粒子に結合した細胞を投与することによって、それらの細胞は、植え込み後のスキャフォールドに付着される。

Ａ．磁性粒子
磁性粒子には、２つのタイプがある：強磁性でなければならないスキャフォールドに結合したもの、およびそのスキャフォールドに結合する細胞内または細胞上に取り込まれるもの。「磁化可能な粒子」は、外部磁場に置かれたとき磁化されることが可能な粒子である。外部磁場で粒子を磁化する方法は、当該分野で公知である。その磁化工程は、磁性粒子がスキャフォールドまたは細胞に取り込まれる前、取り込まれている間、または取り込まれた後に、行うことができる。磁性粒子の磁性は、永続性または一過性であり得る。磁性粒子は、再磁化され得る。

（細胞に結合するため、または細胞内に取り込まれるための磁性粒子）
これらの磁性粒子は、強磁性粒子（すなわち、電気伝導または電気抵抗をもたらす鉄含有粒子）であり得る。好適な強磁性粒子には、鉄含有磁性金属酸化物（常磁性または超常磁性）、例えば、鉄をＦｅ（ＩＩ）、Ｆｅ（ＩＩＩ）またはＦｅ（ＩＩ）／Ｆｅ（ＩＩＩ）の混合物のいずれかとして含むものが含まれる。そのような酸化物の非限定的な例としては、ＦｅＯ、γ−Ｆｅ_２Ｏ_３（磁赤鉄鉱）およびＦｅ_３Ｏ_４（磁鉄鉱）が挙げられる。磁性粒子は、Ｍ１_ｘＭ２_３−ｘＯ_４型（Ｍ１は、二価の金属イオンを表し、Ｍ２は、三価の金属イオンを表す）の混合金属酸化物でもあり得る。例えば、磁性粒子は、純粋な、または互いに混合された、または第一鉄イオンと混合された、式Ｍ１Ｆｅ_２Ｏ_４（Ｍ１は、Ｍｎ、Ｃｏ、Ｎｉ、Ｃｕ、ＺｎまたはＢａから選択される二価イオンを表す）の磁性フェライトであり得る。他の金属酸化物としては、酸化アルミニウム、酸化クロム、酸化銅、酸化マンガン、酸化鉛、酸化スズ、酸化チタン、酸化亜鉛および酸化ジルコニウムが挙げられ、好適な金属としては、Ｆｅ、Ｃｒ、Ｎｉまたは磁性合金が挙げられる。

上記粒子は、Ｃｏ粒子（例えば、Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．１９９９，８５，４３２５）、ＦｅＰｔ合金粒子（例えば、Ｓｃｉｅｎｃｅ ２０００，２８７，１９８９）、ＦｅＰｄまたはＣｏＰｄ粒子（例えば、Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．２００２，９１，８４７７）、Ｍｎ_３Ｏ_４またはＭｎＯ粒子（例えば、Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．Ｉｎｔ．Ｅｄ ２００４，４３，１１１５）、Ｎｉ粒子（例えば、Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．２００５，１７，４２９）、（Ｙ_１−ｘＧｄ_ｘ）_２Ｏ_３粒子（ｘは０〜１である）（例えば、Ｃｈｅｍ．Ｍａｔｅｒ．２００８，２０，２２７４）であり得る。

商業的に入手可能な磁性粒子、例えば、Ａｌｄｒｉｃｈから入手可能な鉄５５−ニッケル４５合金ナノ粉末（＜１００ｎｍ）、Ａｌｄｒｉｃｈから入手可能な四酸化ニッケル（ＩＩ）二鉄（ＩＩＩ）９８％ナノ粉末Ｆｅ_２ＮｉＯ_４２０〜３０ｎｍ、Ｍｅｒｃｋから入手可能な酸化鉄Ｆｅ_３Ｏ_４ナノ粉末＞９８％２０〜３０ｎｍ、Ａｌｄｒｉｃｈから入手可能な酸化ニッケルコバルトナノ粉末９９％ＮｉＯ ＣｏＯ＜３０ｎｍ、Ｍｅｒｃｋから入手可能な酸化コバルト（ＩＩ ＩＩＩ）ナノ粉末９９．８％２０〜３０ｎｍ、Ｍｅｒｃｋから入手可能な酸化ニッケル（ＩＩ）ナノ粉末９９．８％１０〜２０ｎｍ、Ａｌｄｒｉｃｈから入手可能な酸化ガドリニウム（ＩＩＩ）ナノ粉末９９．９＋％＜４０ｎｍ、Ａｌｄｒｉｃｈから入手可能な酸化ニッケル亜鉛鉄（ｎｉｃｋｅｌ ｚｉｎｃ ｉｒｏｎ ｏｘｉｄｅ）ナノ粉末９９％、Ａｌｄｒｉｃｈから入手可能な酸化銅亜鉛鉄（ｃｏｐｐｅｒ ｚｉｎｃ ｉｒｏｎ ｏｘｉｄｅ）ナノ粉末＜８０ｎｍ、９８．５％、Ａｌｄｒｉｃｈから入手可能な酸化銅鉄ナノ粉末９８．５％が使用され得るが、これらに限定されない。

磁性粒子には、ＦｅＰｔ、ＦｅＣｏまたはＣｏＰｔなどの合金が含まれる。好ましい具体的な粒子は、Ｈｏら、Ａｃｃ Ｃｈｅｍ Ｒｅｓ．，４４（１０）：８７５−８８２（２０１１）に概説されており、それらの粒子としては、磁鉄鉱（Ｆｅ_３Ｏ_４）、フェライトＭＦｅ_２Ｏ_４（Ｍ＝Ｍｎ、Ｚｎ）；Ａｕ−Ｆｅ_３Ｏ_４、金属Ｆｅ、ＦｅＰｔ合金、ＦｅＣｏ合金粒子またはそれらの組み合わせが挙げられる。

（スキャフォールドに結合するため、またはスキャフォールド上にコーティングするための磁性粒子）
好ましい実施形態において、磁性粒子は、鉄／白金（ＦｅＰｔ）粒子である。磁性粒子を作製する方法は、当該分野で公知である。例えば、Ｐｔ（ａｃａｃ）_２の還元およびＦｅ（ＣＯ）_５の分解によって調製されるＦｅＰｔ粒子を記載しているＳｕｎら、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｍａｇｎ．，３７：１２３９−１２４３（２００１）を参照のこと。他の方法としては、Ａｇ、ＣｏをＦｅＰｔ粒子に付加してそれらの物理的特性および磁性特性を改善すること（Ｓｈｅｖｃｈｅｎｋｏら、Ｊ．Ａｍ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．，１２４（３８）：１１４８０−１１４８５（２００２）、Ｋａｎｇら、Ｎａｎｏ Ｌｅｔｔ．，２（３）：１０３３−１０３６（２００２））、ＦｅＣｌ２およびＰｔ（ａｃａｃ）_２ならびにＦｅアセチルアセトネートおよびＰｔアセチルアセトネートの同時の還元によるＦｅＰｔ粒子の形成（Ｓｕｎら、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｍａｇｎ．，３７：１２３９−１２４３（２００１）、Ｊｅｙａｄｅｖａｎら、Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．，９３（１０）：７５７４（２００３））が挙げられた。上述の方法によってもたらされる粒径は、概して３〜４ｎｍである。直径２ｎｍのＦｅＰｔ粒子を作製する方法は、Ｅｌｋｉｎｓら、Ｎａｎｏ Ｌｅｔｔｅｒｓ，３（１２）：１６４７−４９（２００３）に記載されている。

例えば、その合成には、アルゴン雰囲気での標準的な無空気法における、溶液相における高温（例えば、２５０℃）での１，２−ヘキサデカンジオールによるＰｔ（ａｃａｃ）_２とＦｅ（ａｃａｃ）_３との同時の化学的還元が含まれ得る。例えば、約１：２：１０のモル比のＰｔ（ａｃａｃ）_２：Ｆｅ（ａｃａｃ）_３：１，２−ヘキサデカンジオール（例えば、０．５ｍｍｏｌ：１．０ｍｍｏｌ：５．０ｍｍｏｌ）を混合する。好適な体積のジオクチルエーテルを加え、Ａｒをパージしながら混合する。その混合物を好適な温度、例えば、１００℃に加熱し、好適な時間（例えば、２０分間）にわたって維持する。この保持の間に、Ａｒパージを続けながら、好適な量のオレイルアミンおよびオレイン酸（例えば、０．０５ｍｍｏｌ（０．１７ｍＬ）のオレイルアミンおよび０．０５ｍｍｏｌ（０．１６ｍＬ）のオレイン酸）をその混合物に注入する。この保持の後、その混合物をＡｒブランケット下で維持し、加熱し、好適な速度（例えば、約７℃／分（還流））でさらに加熱し（例えば、約２５０℃に）、その温度を好適な時間（例えば、約３０分間）にわたって維持した後、Ａｒブランケット下で室温に冷却する。その後、すべての操作が大気に開放して行われ得る。

精製には、分散液をエチルアルコール（ＥｔＯＨ）と混合すること、沈殿物を回収すること、および上清を廃棄することが含まれ得る。沈殿物は、ヘキサンおよびＥｔＯＨ（例えば、２：１の比）に再分散され得る。粒子の再分散を助けるために、さらなる少量のオレイルアミンおよびオレイン酸を、必要に応じて加えることができる。再分散液の上清が回収され得、新しい遠心管に移され得、分離するあらゆる沈殿物を廃棄し得る。さらなるＥｔＯＨをこの分散液に加えることができる。上清は、廃棄され得、残りの暗褐色沈殿物が、ヘキサンに再分散され得るか、または保管のために乾燥され得る。

高温での焼きなましの間のＦｅＰｔ粒子の熱凝集を減少させるために、ＦｅＰｔ粒子は、油中水型マイクロエマルション中のオルトケイ酸テトラエチルからの、塩基によって触媒されるシリカ形成によってＳｉＯ_２でコーティングされ得る。そのような方法は、当該分野で公知である。例えば、Ｌｅｅ，Ｓｉｌｉｃｏｎ Ｎａｎｏｗｉｒｅｓ，Ｃａｒｂｏｎ Ｎａｎｏｔｕｂｅｓ，ａｎｄ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｎａｎｏｃｒｙｓｔａｌｓ：Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ，Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ，ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ，ＰｒｏＱｕｅｓｔ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｌｅａｒｎｉｎｇ Ｃｏｍｐ．，Ａｎｎ Ａｒｂｏｒ，ＭＩ（２００７）を参照のこと。例えば、Ｉｇｅｐａｌ ＣＯ−５２０が、シクロヘキサンと混合され得る。シクロヘキサン中に分散されたＦｅＰｔ粒子が、そのシクロヘキサン／Ｉｇｅｐａｌ溶液に注入され得る。３０％ＮＨ_４ＯＨ水溶液を加えた後、オルトケイ酸テトラエチル（ＴＥＯＳ）が加えられ得る。その混合物は、代表的には、数日間（例えば、７２時間）撹拌された後、メタノールが加えられて、粒子が回収される。それらの粒子は、過剰なヘキサンによって沈殿し得、回収され得る（例えば、遠心分離によって）。それらの粒子は、エタノールに再分散され得る。過剰な界面活性剤を除去するために、それらのＦｅＰｔ／ＳｉＯ_２粒子は、この手順を少なくとも３回用いて「洗浄」され得る。

ＦｅＰｔ／ＳｉＯ_２粒子は、高温で、例えば、管状炉を用いて、焼きなまされ得る。それらの粒子は、Ｓｉウエハ上にドロップキャストされ、石英管内に置かれ、次いで、管状炉内に入れられ得る。７００℃でその管およびサンプルに７％Ｈ_２／９３％Ｎ_２流をパージすることによって、焼きなましが行われ得る。焼きなましの後、それらの粒子を１％フッ化水素酸（ＨＦ）溶液で処理することによって、ＳｉＯ_２コーティングが除去され得る。

特に好ましい実施形態において、磁性粒子は、鉄白金（ＦｅＰｔ）粒子である。下記で論じられる実施例は、このプロセスによって作製されたＦｅＰｔ粒子が少なくとも６０日間、磁性を保持することを実証し、このことは、例えば、鉄で標識された内皮細胞（ＥＰＣ）を、植え込み後の磁化されたステントに引きつけるための十分なタイミングを提供する。ＦｅＰｔ粒子を合成するための例示的な方法を含む、そのような磁性粒子を作製する方法は、下記にさらに記載されるように当該分野で公知である。

いくつかの実施形態において、ＦｅＰｔ粒子は、約１：１０〜約１０：１の範囲内のＦｅ：Ｐｔモル比を有する。好ましい実施形態において、ＦｅＰｔ粒子組成物は、約１：１のＦｅ：Ｐｔモル比を有する。ある特定の実施形態において、ＦｅＰｔ粒子のＦｅのモル濃度パーセンテージは、５〜１０％もの低さであり得るが、なおも十分な粒子の磁化が達成される。好ましい実施形態において、ＦｅとＰｔとの平均組成モル比は、４０：６０＋／−１０：１０ｍｏｌ％、好ましくは、＋／−５：５の範囲内である。

好ましい実施形態において、ＦｅＰｔ粒子は、鉄塩、白金塩および還元試薬を接触させることによって形成される。ある特定の実施形態において、形成されたＦｅＰｔ粒子の凝集を防止するために、粒子の合成中に界面活性剤分子およびまたは他のリガンドがさらに加えられる。好適な鉄源としては、鉄塩、例えば、Ｆｅ（ＩＩ）アセチルアセトネート、Ｆｅ（ＩＩＩ）アセチルアセトネート、塩化Ｆｅ（ＩＩ）、塩化Ｆｅ（ＩＩＩ）、酢酸Ｆｅ（ＩＩ）、臭化Ｆｅ（ＩＩ）、臭化Ｆｅ（ＩＩＩ）、フッ化Ｆｅ（ＩＩ）、フッ化Ｆｅ（ＩＩＩ）、ヨウ化Ｆｅ（ＩＩ）および硫化鉄（ＩＩ）が挙げられるが、これらに限定されない。好適な白金源としては、白金塩、例えば、Ｐｔ（ＩＩ）アセチルアセトネート、酢酸Ｐｔ（ＩＩ）、塩化Ｐｔ（ＩＩ）、臭化Ｐｔ（ＩＩ）、ヨウ化Ｐｔ（ＩＩ）およびシアン化Ｐｔ（ＩＩ）が挙げられるが、これらに限定されない。好ましい実施形態において、鉄塩は、Ｆｅ（ＩＩＩ）アセチルアセトネートであり、白金塩は、Ｐｔ（ＩＩ）アセチルアセトネートである。鉄塩および白金塩の相対量は、ＦｅＰｔ粒子の最終的な所望のＦｅとＰｔとのモル比組成に基づいて選択され得る。好適な還元試薬としては、１，２−ヘキサデカンジオール、１，２−ドデカンジオールおよび１，２−オクタンジオールなどであるがこれらに限定されない長鎖ジオールが挙げられる。好ましい実施形態において、還元試薬は、１，２−ヘキサデカンジオールである。好適な界面活性剤も加えてよく、それらとしては、オレイン酸、オレイルアミン、ヘキサン酸、ドデシル−ベンゼン硫酸ナトリウムおよびドデシルスルホン酸ナトリウムが挙げられるが、これらに限定されない。好ましい実施形態において、オレイルアミンおよび／またはオレイン酸が、界面活性剤として使用される。ＦｅＰｔ粒子を形成するための反応は、約１００℃〜約３００℃の範囲内の好適な温度で行われ得る。反応物が、中間温度（もしあれば）または反応物が最終的に加熱される温度のいずれかに加熱される速度は、粒子のサイズに影響し得る。代表的な加熱速度は、約１〜約２０℃／分であり得る。その反応は、代表的には、１種またはそれを超える溶媒（例えば、有機溶媒（すなわち、ジオクチルエーテルまたはフェニルエーテル））の存在下、不活性雰囲気下において、所与の組成、サイズおよび形状の最終的な所望のＦｅＰｔ粒子を作製するために必要とされ得る任意の好適な時間にわたって、行われる。最終的なＦｅＰｔ粒子は、必要に応じて、当該分野で公知の任意の好適な手法に従って、精製され得る。

ＦｅＰｔ粒子は、約１０〜約５００ｎｍ、より好ましくは、約１００〜約３００ｎｍの範囲内の平均サイズを有する。いくつかの実施形態において、形成されたＦｅＰｔ粒子は、実質的に単分散であり得、ここで、用語「単分散」とは、平均粒子直径を超える粒子直径の標準偏差が約１０パーセント未満であることを意味する。調製されたＦｅＰｔ粒子は、球状、スフェロイド、棒、扁平楕円体または他の形状から選択される形状を有し得る。いくつかの実施形態において、粒子の形状は、より高い次元の粒子スタッキングおよび／または増加した粒子パッキングの確率を高めるように選択される。

上に記載されたいずれかの方法に従って形成されたＦｅＰｔ粒子は、それらの粒子の磁化特性を高めるためおよび／またはそれらの粒子の物理的特性を改善するために、必要に応じて他の金属（例えば、銀、コバルトおよびニッケルであるがこれらに限定されない）を含み得る。例えば、Ｃｏ（ＩＩ）アセチルアセトネート、酢酸Ａｇ（Ｉ）およびＮｉ（ＩＩ）アセチルアセトネートなどの金属塩を加えることにより、それらの粒子の合成において使用されるＦｅおよび／またはＰｔ金属塩の少なくともいくらかが置き換えられ得る。

あるいは、いくつかの実施形態において、ＦｅＰｔ粒子は、当該分野で公知の方法に従って、約２５０℃〜約３００℃の範囲内の高温での鉄ペンタカルボニル（Ｆｅ（ＣＯ）_５）の分解およびＰｔ（ＩＩ）アセチルアセトネートのその場（ｉｎ ｓｉｔｕ）還元法によって形成され得る。

（シリカコーティングとの焼きなまし）
焼きなまし中の崩壊を減少させるためまたは防止するために、Ｆｅ／Ｐｔ粒子は、シリカシェルでコーティングされる。シリカによる磁性粒子のコーティングは、凝集体の形成を減少させ；安定性を高め、磁性特性の望ましくない変化を減少させ；インビボにおいて使用されたときの生分解を減少させる（Ｓａｎｔｒａ，Ｌａｎｇｍｕｉｒ，１７：２９００−０６（２００１））。磁性粒子をシリカでコーティングする方法は、当該分野で公知であり、代表的には、非イオン性界面活性剤およびオルトケイ酸テトラエチル（ＴＯＥＳ）を用いてマイクロエマルションを調製した後の焼きなましを含む。焼きなましの後、フッ化水素酸（ｈｕｄｒｏｆｌｕｏｒｉｃ ａｃｉｄ）を用いてシリカが除去され得る。例示的な方法は、実施例に提供される。

好ましい実施形態において、結晶構造は、重要な特色である。ＦｅＰｔ粒子は、高温で粒子に焼きなまし処理を適用する前のＦｅＰｔ粒子の熱凝集および／または崩壊を減少させるためまたは阻害するために、塩基によって触媒されるシリカ形成または当該分野で公知の他のいくつかの好適な方法によってシリカ（ＳｉＯ_２）でコーティングされる。ＦｅＰｔ＠ＳｉＯ_２粒子と称されるこれらの粒子は、当該分野で公知の任意の好適な手法に従って、単離され得、精製され得る。

ＦｅＰｔ＠ＳｉＯ_２粒子は、約４００〜約１０００℃、最も代表的には、約６００〜約７５０℃の範囲内の温度で焼きなまされ得る。好ましい実施形態において、ＦｅＰｔ＠ＳｉＯ_２粒子は、約７００℃で焼きなまされる。ＦｅＰｔ＠ＳｉＯ_２は、１種またはそれを超えるガスの混合物でパージされ得る。いくつかの実施形態において、焼きなまし処理中にパージするガスは、還元性のガス混合物（すなわち、水素ガスと窒素ガスの混合物）である。焼きなまし処理は、粒子内の内部結晶相（例えば、Ｌｌ_０相）を誘導するのに十分な長さにわたって適用され得る。好ましい実施形態において、Ｆｅ／Ｐｔは、焼きなましの前に、熱抵抗性無機材料（例えば、シリカ、アルミナ粉末、セラミックス、酸化鉄、酸化チタン、ウレタンおよびエポキシ）のコロイドコーティングを適用することによって安定化される。これらのシェルは、統合されたＦｅ／Ｐｔコアの形成および各粒子内でのＬ１_０の秩序化を可能にし、隣接する粒子のＦｅ／Ｐｔコアの合体を妨げる。好ましい実施形態において、７００℃での焼きなまし工程は、約３０分〜約１時間行われる。焼きなまし工程は、空気中で、パージガス流の下で、または不活性雰囲気下で行われ得る。焼きなまし処理の後、コーティング層が除去され得、ＦｅＰｔ粒子が単離され得、精製され得る。

合成したままの（ａｓ−ｓｙｎｔｈｅｓｉｚｅｄ）および焼きなましたＦｅＰｔ粒子の磁性特性は、超伝導量子干渉スキャフォールド（ＳＱＵＩＤ）などの高感度磁力計を用いて特徴づけられ得、それにより、それらの粒子の磁化曲線から保磁力が求められ得る。保磁力は、本明細書中で使用されるとき、消磁することに対する磁性物質の抵抗性の尺度である。好ましい実施形態において、焼きなましたＦｅＰｔ粒子は、約５，０００〜約２５，０００アンペア／メートル（Ａ／ｍ）の範囲内または約０．０５〜約２．５テスラの範囲内の保磁力を有する。焼きなました粒子における高い保磁力は、焼きなまし処理によって誘導された、ＦｅＰｔ粒子におけるＬ１_０の秩序化に起因し得る。

これらのＦｅＰｔ磁性粒子は、中性であり得るか、または負もしくは正に帯電し得る。それらのＦｅＰｔ磁性粒子は、約−６０ｍＶ〜約＋６０ｍＶの範囲内のゼータ電位を有し得る。好ましい実施形態において、焼きなましたＦｅＰｔ粒子は、帯電していない。

焼きなましたＦｅＰｔ磁性粒子は、スキャフォールドをコーティングするためもしくはスキャフォールドに含浸させるために使用されるポリマー溶液、懸濁液もしくはエマルション中に分散され得るか、またはそのポリマーが重合するとそのポリマーマトリックスによって磁性粒子がステントなどのスキャフォールド内またはスキャフォールド上に固定化されるようなポリマー溶液、懸濁液もしくはエマルション中に分散され得る。あるいは、焼きなましたＦｅＰｔ粒子は、アルギネートなどのポリマーに結合体化され得る。他の実施形態において、焼きなましたＦｅＰｔ粒子は、ポリマー粒子に非共有結合的に被包され得る。いくつかの実施形態において、ポリマー粒子は、約１００〜約５００ｎｍ、最も好ましくは、約３００〜約５００ｎｍの範囲（ｒａｇｅ）内の直径を有する粒子である。他の実施形態において、ポリマー粒子は、約５００ｎｍ〜約１０ミクロンの範囲内の直径を有する粒子である。

（粒子の磁化）
代表的には、粒子は、それらを磁化するためまたは再磁化するために磁場に置かれる。その磁場は、永久磁石または電磁石の磁場であり得る。それらの粒子が示す磁性の強さおよび長さは、外部磁石の強度および粒子を磁化するために用いられる持続時間によって調整され得る。それらの粒子が、エキソビボ、インビボまたはそれらの組み合わせにあるとき、磁場が適用され得る。好ましくは、それらの粒子は、所望の用途を達成するのに好適な磁場／強度および持続時間の粒子である。

常磁性粒子は、酸化鉄コアまたは鉄／白金コアを有する。以前のバージョンは、焼きなまされなかった（すなわち、磁気モーメントを保つのに必要なＬ１_０結晶相を形成するために加熱されなかった）。したがって、それらは、超常磁性であり、ゆえに、磁化曲線においてヒステリシスを示さなかった（すなわち、強磁性でなかった）。Ｆｅ：Ｐｔの焼きなましは、結晶構造であるＬＩ０内部結晶相を導くために非常に重要である。焼きなましは、６００℃超の温度で行われる。好ましい実施形態において、それらの粒子は、７００℃で３０分間焼きなまされる。これによって、磁化がもたらされる。ＦｅＰｔをシリカでコーティングし、次いで、加熱して粒子崩壊を防止することによって、粒子崩壊が最小になる。結晶相を形成するためのＦｅ：Ｐｔモル比は、重要であり、ＦｅとＰｔとの平均組成モル比は、４０：６０＋／−１０：１０ｍｏｌ％、好ましくは、＋／−５：５の範囲内である。

全体としての磁力は、高感度磁力計である「超伝導量子干渉スキャフォールド」を用いて計測され得る。全磁力は、０．１〜２．０テスラの範囲内である。

代表的には、それらの粒子は、それらを磁化するためまたは再磁化するために磁場に置かれる。その磁場は、永久磁石または電磁石の磁場であり得る。特定の実施形態において、それらの粒子は、臨床用スキャナー、例えば、磁気共鳴断層撮影（ＭＲＩ）スキャナーが発生する磁場において磁化される。それらの粒子が示す磁性の強さおよび長さは、外部磁石の強度、およびこれら粒子を磁化するために用いられる持続時間によって調整され得る。それらの粒子が、インサイチュ、エキソビボ、インビボまたはそれらの組み合わせにあるとき、磁場が適用され得る。それらの粒子は、磁化の前にデバイスに付与されることが好ましい。

好ましくは、粒子は、所望の用途を達成するために好適な磁場／強度および持続時間の粒子である。例えば、０．１〜５Ｔまたは０．５〜３Ｔの磁場の強度を用いて、それらの粒子が磁化され得る。磁性粒子は、上記および下記でより詳細に論じられるような磁性の強さおよび長さを含む所望の特性に基づいて、施術者によって選択され得る。ある特定の治療的な用途では、それらの粒子が強磁性である、すなわち磁場を維持することが所望され得る。ほとんどのインビボでの用途の場合、磁場は、０．１〜２．０テスラ、より好ましくは、０．０５〜０．３テスラであり得る。それらの粒子は、磁場から取り出された後、好ましくは、少なくとも約１日以上２５日以下、１日以上５０日以下、１日以上７５日以下または約１日以上１００日以下、最も好ましくは、少なくとも６０日にわたってインビボにおいて磁性のままである。ほとんどのインビボでの適用の場合、磁場は、０．１〜２．０テスラ、より好ましくは、０．０５〜０．３テスラであり得る。それらのＦｅＰｔ粒子は、少なくとも６０日間、磁性を保持する。

Ｂ．ポリマーのスキャフォールド、メッシュおよび骨セメント
１．ポリマーメッシュおよびポリマースキャフォールド
ポリマーマトリックスは、非生分解性または生分解性ポリマーから形成され得る；しかしながら、好ましくは、ポリマーマトリックスは、生分解性である。ポリマーマトリックスは、１日間〜１年間、より好ましくは、７日間〜２６週間、より好ましくは、７日間〜２０週間、最も好ましくは、７日間〜１６週間の範囲の時間にわたって分解するように選択され得る。

通常、合成ポリマーが好ましいが、天然ポリマーを使用してもよい。代表的なポリマーとしては、ポリ（乳酸）、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）、ポリヒドロキシアルカノエート（例えば、ポリ３−ヒドロキシブチレートまたはポリ４−ヒドロキシブチレート）；ポリカプロラクトン；ポリ（オルトエステル）；ポリ無水物；ポリ（ホスファゼン）；ポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）；ポリ（グリコリド−ｃｏ−カプロラクトン）；ポリカーボネート（例えば、チロシンポリカーボネート）；ポリアミド（合成および天然ポリアミドを含む）、ポリペプチドおよびポリ（アミノ酸）；ポリエステルアミド；他の生体適合性ポリエステル；ポリ（ジオキサノン）；ポリ（アルキレンアルキレート）；親水性ポリエーテル；ポリウレタン；ポリエーテルエステル；ポリアセタール；ポリシアノアクリレート；ポリシロキサン；ポリ（オキシエチレン）／ポリ（オキシプロピレン）共重合体；ポリケタール；ポリホスフェート；ポリヒドロキシバレレート；ポリアルキレンオキサレート；ポリアルキレンスクシネート；ポリ（マレイン酸）、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン；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））；誘導体化（ｄｅｒｉｖａｔｉｖｉｚｅｄ）セルロース（例えば、アルキルセルロース（例えば、メチルセルロース）、ヒドロキシアルキルセルロース（例えば、ヒドロキシプロピルセルロース）、セルロースエーテル、セルロースエステル、ニトロセルロース）、アクリル酸、メタクリル酸のポリマーまたはそれらの共重合体もしくは誘導体（エステル、ポリ（メチルメタクリレート）、ポリ（エチルメタクリレート）、ポリ（ブチルメタクリレート）、ポリ（イソブチルメタクリレート）、ポリ（ヘキシルメタクリレート）、ポリ（イソデシルメタクリレート）、ポリ（ラウリルメタクリレート）、ポリ（フェニルメタクリレート）、ポリ（メチルアクリレート）、ポリ（イソプロピルアクリレート）、ポリ（イソブチルアクリレート）およびポリ（オクタデシルアクリレート）（まとめて本明細書中で「ポリアクリル酸」と称される）を含む）ならびにそれらの誘導体、共重合体および混合物が挙げられる。

本明細書中で使用されるとき、「誘導体」には、化学基の置換、付加、および当業者が日常的に行う上に記載されたポリマー骨格に対する他の修飾を有するポリマーが含まれる。タンパク質（例えば、アルブミン、コラーゲン、ゼラチン、プロラミン、例えば、ゼイン）および多糖類（例えば、アルギネートおよびペクチン）をはじめとした天然高分子もまた、ポリマーマトリックスに組み込まれ得る。ポリマーマトリックスを形成するために種々のポリマーが使用され得るが、一般に、得られるポリマーマトリックスは、ヒドロゲルであり得る。ある特定の場合において、ポリマーマトリックスが、天然高分子を含むとき、その天然高分子は、ポリヒドロキシアルカノエートなどの、加水分解によって分解する生体高分子である。

おそらく最も広く使用されているのは、脂肪族ポリエステル、詳細には、疎水性ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）、より親水性のポリ（グリコール酸）ＰＧＡおよびそれらの共重合体であるポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）である。これらのポリマーの分解速度、および多くの場合、対応する薬物放出速度は、数日間（ＰＧＡ）から数ヶ月間（ＰＬＡ）まで様々であり得、ＰＬＡとＰＧＡとの比を変動させることによって容易に操作される。第２に、ＰＬＧＡとそのホモポリマー（ｈｏｍｐｏｌｙｍｅｒｓ）であるＰＧＡおよびＰＬＡの生理学的適合性は、ヒトでの安全な使用について確立されており；これらの材料には、薬物送達系を含む様々なヒト臨床適用において３０年超の歴史がある。ＰＬＧＡ粒子は、受動的または能動的な標的化によって薬物動態および標的組織への体内分布を改善する種々の方法で製剤化され得る。それらの粒子は、被包または付着される分子を数日間から数週間にわたって放出するようにデザインされる。放出の持続時間に影響する因子としては、周囲媒質のｐＨ（ＰＬＧＡの酸触媒加水分解に起因して、ｐＨ５以下では放出速度はより高い）およびポリマーの組成が挙げられる。脂肪族ポリエステルは、疎水性が異なり、それはひいては分解速度に影響する。詳細には、疎水性のポリ（乳酸）（ＰＬＡ）、より親水性のポリ（グリコール酸）ＰＧＡおよびそれらの共重合体であるポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）は、様々な放出速度を有する。これらのポリマーの分解速度、および多くの場合、対応する薬物放出速度は、数日間（ＰＧＡ）から数ヶ月間（ＰＬＡ）まで様々であり得、ＰＬＡとＰＧＡとの比を変動させることによって容易に操作される。

好ましい天然高分子の例としては、タンパク質（例えば、アルブミン、コラーゲン、ゼラチンおよびプロラミン、例えば、ゼイン）および多糖類（例えば、アルギネート、セルロース誘導体およびポリヒドロキシアルカノエート、例えば、ポリヒドロキシブチレート）が挙げられる。上記粒子のインビボ安定性は、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）と共重合したポリマー、例えば、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）を使用することによって、作製中に調整され得る。ＰＥＧが、外面上に曝露される場合、それは、ＰＥＧの親水性に起因して、これらの材料が循環する時間を延長し得る。

好ましい非生分解性ポリマーの例としては、エチレンビニルアセテート、ポリ（メタ）アクリル酸、ポリアミド、それらの共重合体および混合物が挙げられる。

２．ヒドロゲルポリマースキャフォールド
いくつかの実施形態において、焼きなましたＦｅＰｔ粒子は、ヒドロゲル形成ポリマーに結合体化される。ヒドロゲルは、有機ポリマー（天然高分子または合成高分子）が共有結合、イオン結合または水素結合を介して架橋されて、水分子を閉じ込めてゲルを形成する３次元の開放格子構造を形成するときに形成される物質である。１つの実施形態によると、焼きなましたＦｅＰｔ粒子が、約５０％またはそれを超えるＦｅ含有量であるモル組成を有するとき、ヒドロゲルにおけるそのＦｅＰｔ磁性粒子の重量パーセントは、約１〜５０ｗｔ％の範囲内である。なおも別の実施形態において、ＦｅＰｔ粒子が、約５０％またはそれ未満のＦｅ含有量であるモル組成を有するとき、ヒドロゲルにおけるそのＦｅＰｔ磁性粒子の重量パーセントは、約５〜５０ｗｔ％の範囲内になるように選択される。

３．磁性ヒドロゲルのデポーおよびグラフト
ヒドロゲルは、共有結合を通じて架橋された親水性ポリマーまたは分子内および分子間の物理的引力によって一体となった親水性ポリマーから構成される３次元ネットワークである。ヒドロゲルは、膨大な量の水または生体液を数千％まで吸収することができ、溶解せずに容易に膨潤し得る。ヒドロゲルの高親水性は、特に、ポリマー鎖の骨格に沿って分布する親水性部分（例えば、カルボキシル、アミド、アミノおよびヒドロキシル基）の存在に起因する。膨潤した状態では、ヒドロゲルは、軟らかく、弾性があり、生体組織に非常に似ている。さらに、多くのヒドロゲル（例えば、キトサンおよびアルギネートに基づくヒドロゲル）は、望ましい生体適合性を示す。ヒドロゲルの出現は、コンタクトレンズに応用するためにポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート）系のヒドロゲルが開発された５０年以上前にさかのぼる。ヒドロゲルの用途は、薬物送達、創傷治癒、眼科用材料および組織工学を含むがこれらに限定されない広範囲の用途を網羅するにまで及んだ。親水性ヒドロゲルマトリックスに水または生体液が入るのを促進する浸透圧推進力とヒドロゲル内のポリマー鎖によって発揮される凝集力との間に平衡が生じるとき、ヒドロゲルは、通常、平衡膨潤に達する。これらの凝集力は、ヒドロゲルの膨張に耐え、これらの力の程度は、特に、ヒドロゲル架橋密度に依存する。一般に、ヒドロゲルを形成するポリマーが親水性であるほど、ヒドロゲルによって吸収される水の総量が多くなる。同様に、特定のヒドロゲルの架橋の程度が高いほど、ゲルの膨潤の程度は低くなる。

ヒドロゲルは、その起源に従って、天然、合成および半合成に分類され得る。合成ヒドロゲルの多くは、ビニルモノマーまたはビニル活性化モノマーの従来の重合によって合成される。これらの合成ヒドロゲルの平衡膨潤値は、それらのモノマーの親水性および架橋密度に従って大きく異なる。二官能性モノマーは、通常、インサイチュ架橋反応を行うために加えられる。天然のヒドロゲルは、ポリヌクレオチド、ポリペプチドおよび多糖類をはじめとした天然高分子でできている。これらの天然高分子は、様々な天然起源から得られる。例えば、コラーゲンは、哺乳動物から得られるのに対して、キトサンは、甲殻類の外骨格から得られる。

ヒドロゲルは、生理学的環境における安定性の特徴に応じて、耐久性があり得るか（例えば、ほとんどのポリアクリレート系のヒドロゲル）または生分解性であり得る（例えば、多糖類系のヒドロゲル）。ヒドロゲルマトリックスの内部の分解性ポリマーは、鎖の切断を起こして、低分子量のオリゴマーを形成する。次いで、得られたオリゴマーは、身体によって排泄されるか、またはさらなる分解を受ける。組織再生に対するスキャフォールドのポアサイズの影響、および種々の目的に対する最適なポアサイズが、最近の多くの研究において報告されている。例えば、新生血管形成にとって最適なポアサイズは、５ｍｍであり、線維芽細胞の内成長にとって最適なポアサイズは、５〜１５ｍｍであり、肝細胞の内殖にとって最適なポアサイズは、２０ｍｍであり、成体哺乳動物の皮膚の再生にとって最適なポアサイズは、２０〜１２５ｍｍであり、骨誘導にとって最適なポアサイズは、２００〜３５０ｍｍであることが実証された。組織工学用のスキャフォールドとしてのヒドロゲルの力学的特徴は、付着された細胞または被包された細胞に著しい影響を及ぼし得る。ヒドロゲルスキャフォールドの力学的コンプライアンスを制御する主要なパラメータの１つは、架橋密度であり、この架橋密度は、ヒドロゲルネットワーク内に被包されている細胞に影響を及ぼすためにも用いることができる。例えば、ＰＥＧ系のヒドロゲルの架橋密度を変更することによって、細胞の成長および形態が変化することが報告された。いくつかのヒドロゲルは、組織工学に応用するために天然高分子から開発された。これらの天然高分子としては、例えば、ポリヌクレオチド、ポリペプチドおよび種々の多糖類が挙げられる。それらは、種々の天然起源から得られ；例えば、キトサンは、甲殻類の外骨格から得られるのに対して、コラーゲンは、哺乳動物から得られる。コラーゲンヒドロゲル線維は、組織工学への応用において最も一般的な天然高分子系のヒドロゲルスキャフォールドの１つである。これらのコラーゲンヒドロゲル線維は、水和環境において特にコラーゲン分子の自己凝集および架橋（ピリジニウム架橋）によって形成される。一般に、コラーゲンなどの天然起源由来のポリマーに基づくヒドロゲルは、レセプターに結合するリガンドの提示ならびに細胞によって引き起こされるタンパク分解リモデリングおよび分解に対する感受性をはじめとした、生物学的認識に関するそれらの固有の特徴に起因して、組織工学への応用において有益である。しかしながら、天然成分系のヒドロゲルの使用は、精製、免疫原性および病原体の伝染に関連する複雑さを伴ういくつかの欠点を示す。合成ポリマー系のヒドロゲルが、種々の組織工学に応用するために開発された。材料の特徴および組織の応答のより高い制御は、合成アナログに基づくヒドロゲルを使用するとき達成可能である。自己組織化ペプチド（ＳＡＰ）に基づくヒドロゲルスキャフォールドが、組織工学への応用における主要なクラスの１つである。ＳＡＰは、特定の条件下、代表的には親水性の環境下において自己組織化を起こして線維または他のタイプのナノ構造を形成するポリペプチドである。これらのペプチドに基づく両親媒性分子は、自己組織化を起こして線維状の架橋ヒドロゲルスキャフォールドになる（リボン状の平行配列に配置される）。種々の両親媒性ＳＡＰに基づくヒドロゲルは、様々な組織工学の用途で使用されている。

乳化は、ヒドロゲルナノ粒子およびヒドロゲル粒子を製作するために最もよく使用されている手法である。乳化は、疎水性媒質（例えば、油または有機溶媒）内にヒドロゲル前駆体の小さな水性液滴を生成するための多相混合物の撹拌を含む。液滴サイズは、ヒドロゲル前駆体の粘度、力学的撹拌の程度、および２相の間の表面張力を制御し得る界面活性剤の使用、ならびに得られるヒドロゲル粒子の凝集の防止によって制御され得る。ヒドロゲル前駆体の液滴は、種々の架橋機序によって架橋されて、球状のナノゲルまたはマイクロゲルを生成し得る。乳化は、広範囲の天然高分子および合成高分子（例えば、キトサン、ポリ乳酸、ポリ乳酸−ｃｏ−グリコール酸、コラーゲン、アガロースおよびアルギネート）からゲル粒子を開発するために利用することができる。細胞を積載したゲル粒子は、ヒドロゲル前駆体を含む水相に細胞を加えることによって製作され得る。

凍結乾燥（フリーズドライ）は、サンプル内に熱力学的不安定性をもたらし、一種の相分離に至る、サンプルの急冷に依存する。この後に溶媒が昇華し、空隙およびポアが残る。代表的な材料としては、コラーゲン−キトサンヒドロゲルスキャフォールドおよびアガロースヒドロゲルスキャフォールドが挙げられる。

溶媒キャスト−リーチングは、ほぼ均一なポアサイズを有する多孔性スキャフォールドを開発するための最も単純な手法と考えられ得る。その手順は、架橋剤および塩粒子を含む有機ポリマー溶液をキャストした後、溶媒を蒸発させ、閉じ込められた塩粒子を水に溶解することを含む。ガス発泡−リーチングは、スキャフォールドの多孔性構造を作り出すために起泡剤として発泡塩を使用することを含む。このアプローチに起因するスキャフォールドは、１００〜２００ｍｍの範囲内の均一なポアサイズを有するマクロ多孔性の開セル構造を示した。キトサン、コラーゲン、ラミニン、ゼラチン、マトリゲル、アルギン酸ナトリウムおよびヒアルロン酸（ヒアルロナン）は、心臓組織工学に応用するためのヒドロゲルを開発する際に最もよく使用される天然高分子である。これらの天然高分子は、生物学的生命体における分子に非常に似た構造を有するので、インビボにおいて植え込まれたとき、免疫応答の可能性は低下する。心臓組織工学用のヒドロゲルマトリックスを開発するために使用される合成ポリマーとしては、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリラクチド−ｃｏ−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリウレタン（ＰＵ）およびポリアクリルアミド（ＰＡＡｍ）が挙げられる。合成ポリマーの使用は、心筋組織工学の必要条件を満たす物理化学的特徴（例えば、水との親和性、モジュラスおよび分解速度）の調整しやすさに起因して、天然高分子よりも有益である。

ポリマーマトリックスは、１つまたはそれを超える架橋可能なポリマーを含み得る。好適な光重合可能な基の例としては、ビニル基、アクリレート基、メタクリレート基およびアクリルアミド基が挙げられる。光重合可能な基は、存在するとき、架橋可能なポリマーの骨格内に、架橋可能なポリマーの１つもしくはそれを超える側鎖内に、架橋可能なポリマーの１つもしくはそれを超える末端に、またはそれらの組み合わせにおいて、組み込まれ得る。

１つの実施形態によると、ヒドロゲルを形成する有機ポリマーは、ＦｅＰｔ粒子上に存在する反応性官能基への共有結合カップリングの結合体化部位として働く１つまたはそれを超える反応性官能基をポリマー骨格に沿って有する。例示的な反応性官能基としては、カルボン酸およびその活性化された誘導体、アミノ、マレイミド、チオール、スルホン酸およびその誘導体、カーボネートおよびその誘導体、カルバメートおよびその誘導体、ヒドロキシル、アルデヒド、ケトン、ヒドラジン、イソシアネート、イソチオシアネート、リン酸および誘導体、ホスホン酸および誘導体、ハロアセチル、ハロゲン化アルキル、ビニルスルホン、ビニルケトン、エポキシド、オキシラン、ならびにアジリジンが挙げられるが、これらに限定されない。反応性官能基を含む焼きなましたＦｅＰｔ粒子によるヒドロゲルポリマー反応性官能基の共有結合による機能化は、ヒドロゲルと焼きなましたＦｅＰｔ粒子との間に分解性または非分解性の共有結合を提供する当該分野で利用可能ないくつかの化学のいずれかを介して行われ得る。１つの例において、ヒドロゲルは、骨格に沿ってペンダントカルボン酸基を含むアルギネートおよび１つまたはそれを超えるペンダントアミノ基を含むＦｅＰｔ粒子から形成され得、標準的なアミンカップリング反応を介して、例えば、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）およびカルボジイミド（例えば、ＥＤＣまたはＤＣＣ）と反応する。好ましい実施形態において、ヒドロゲル形成ポリマーは、まず、焼きなましたＦｅＰｔ粒子との共有結合により機能化され、続いて架橋されて、ヒドロゲルが形成される。

マトリックスは、従来のイオンゲル化法によって生成される、アルギネートなどのポリマーから作製され得る。それらのポリマーは、まず、水溶液に溶解され、硫酸バリウムまたは何らかの生理活性物質と混合され、次いで、微小滴形成スキャフォールドを通って押し出され、これは、場合によっては、液滴を分離させるために窒素ガス流が使用される。ゆっくり撹拌させた（およそ１００〜１７０ＲＰＭ）イオン硬化浴を、押出スキャフォールドの下に置いて、形成した微小滴を捕らえる。ゲル化が生じるのに十分な時間を与えるために、それらの粒子をその浴の中で２０〜３０分間インキュベートする。粒径は、様々なサイズのエクストルーダーを使用すること、または窒素ガスもしくはポリマー溶液の流速を変化させることによって、制御される。キトサン粒子は、ポリマーを酸性溶液に溶解し、それをトリポリホスフェートで架橋することによって、調製され得る。カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）粒子は、ポリマーを酸溶液に溶解し、粒子を鉛イオンで沈殿させることによって調製され得る。負に帯電したポリマー（例えば、アルギネート、ＣＭＣ）の場合、種々の分子量の正に帯電したリガンド（例えば、ポリリジン、ポリエチレンイミン）が、イオン的に付着され得る。

Ｃ．治療薬、予防薬および診断薬
粒子の表面は、いくつかの原子層の有機（ポリマー）または無機（金属または酸化物）表面を作製することによって改変することができ、その結果、粒子の表面は、治療薬、予防薬および／または診断薬によるさらなる機能化に好適である。これらは、小分子の活性な作用物質または生体高分子（例えば、タンパク質、ポリペプチドまたは核酸）であり得る。好適な小分子の活性な作用物質としては、有機化合物および有機金属化合物が挙げられる。小分子の活性な作用物質は、親水性、疎水性または両親媒性の化合物であり得る。追跡、位置決めおよび他の目的のために粒子をインビボにおいて画像化できるように、造影剤、放射線不透過性マーカー、蛍光（ｆｌｏｕｒｅｓｃｅｎｔ）色素または他の添加物を粒子上または粒子内に組み込むことも有益であり得る。

いくつかの実施形態において、磁性粒子は、スキャフォールドをコーティングするためまたはスキャフォールドに含浸させるために使用されるポリマー溶液、懸濁液またはエマルション中に分散されるか、または磁性粒子は、ポリマーが重合すると、そのポリマーマトリックスによって磁性粒子がスキャフォールド内またはスキャフォールド上に固定化されるようなポリマー溶液、懸濁液またはエマルション中に分散される。活性な作用物質もそのポリマーコーティングに組み込まれるように、治療薬、予防薬および診断薬が、その溶液、懸濁液またはエマルションに加えられ得る。

治療薬としては、抗血小板薬、抗凝固薬、抗炎症薬 抗菌薬、代謝拮抗薬、さらなる抗新生内膜薬、さらなる抗増殖薬、免疫調節物質、抗増殖薬、遊走および細胞外マトリックス産生に影響する作用物質、血小板沈着または血栓（ｔｈｒｏｍｂｉｓ）形成に影響する作用物質、ならびに血管治癒および再内皮化を促進する作用物質、例えば、Ｔａｎｇｕａｙら、Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ Ｃｌｉｎｉｃｓ，１２：６９９−７１３（１９９４）、Ｊ．Ｅ．Ｓｏｕｓａら、Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ，１０７（２００３）２２７４（Ｐａｒｔ Ｉ），２２８３（Ｐａｒｔ ＩＩ）、Ｓａｌｕら、Ａｃｔａ Ｃａｒｄｉｏｌ，５９（２００４）５１に記載されているものなどが挙げられるがこれらに限定されない。

アンチトロンビン剤の例としては、ヘパリン（低分子ヘパリンを含む）、Ｒ−Ｈｉｒｕｄｉｎ、Ｈｉｒｕｌｏｇ、Ａｒｇａｔｒｏｂａｎ、Ｅｆｅｇａｔｒａｎ、Ｔｉｃｋ抗凝固ペプチドおよびＰｐａｃｋが挙げられるが、これらに限定されない。

抗増殖薬の例としては、パクリタキセル（タキソール）、ＱＰ−２ビンクリスチン（ｖｉｎｃｒｉｓｔｉｎ）、メトトレキサート（ｍｅｔｈｏｔｒｅｘａｔ）、アンジオペプチン、マイトマイシン、ＢＣＰ６７８、アンチセンスｃ−ｍｙｃ、ＡＢＴ５７８、アクチノマイシン−Ｄ、ＲｅｓｔｅｎＡＳＥ、１−クロロ（Ｃｈｌｏｒ）−デオキシアデノシン（ｄｅｏｘｙａｄｅｎｏｓｉｎ）、ＰＣＮＡ Ｒｉｂｏｚｙｍおよびセレコキシブが挙げられるが、これらに限定されない。

抗再狭窄薬の例としては、免疫調節物質、例えば、シロリムス（ラパマイシン）、タクロリムス、Ｂｉｏｒｅｓｔ、ミゾリビン（ｍｉｚｏｒｉｂｉｎ）、シクロスポリン、インターフェロン−γ１ｂ、レフルノミド（ｌｅｆｌｕｎｏｍｉｄ）、トラニラスト、コルチコステロイド（ｃｏｒｔｉｃｏｓｔｅｒｏｉｄｅ）、ミコフェノール酸およびビホスホネートが挙げられるが、これらに限定されない。

抗遊走薬（ａｎｔｉ−ｍｉｇｒａｔｏｒｙ ａｇｅｎｔｓ）および細胞外マトリックス調節物質（ｍｏｄｕｌａｔｏｒｓ）の例としては、ハロフギノン、プロピル−ヒドロキシラーゼ阻害剤、Ｃ−プロテイナーゼ阻害剤、ＭＭＰ阻害剤、バチマスタット（ｂａｔｉｍａｓｔａｔ）、プロブコールが挙げられるが、これらに限定されない。

創傷治癒薬および内皮化促進剤の例としては、血管内皮成長因子（「ＶＥＧＦ」）、１７β−エストラジオール、Ｔｋａｓｅ阻害剤、ＢＣＰ６７１、スタチン、一酸化窒素（「ＮＯ」）供与体および内皮前駆細胞（「ＥＰＣ」）抗体が挙げられる。

放射線不透過性マーカーなどの造影剤、または追跡、位置決めおよび他の目的のためにステントがインビボにおいて画像化されるのを可能にする他の添加物も、ステントに組み込まれ得る。そのような添加物は、ステントまたはステントコーティングを作製するために使用される吸収性の組成物に加えられ得るか、あるいはステントの一部もしくは全部の表面に吸収され得るか、その表面上に融解され得るか、またはその表面上にスプレーされ得る。この目的のために好ましい添加物としては、銀、ヨウ素およびヨウ素で標識された化合物、硫酸バリウム、酸化ガドリニウム、ビスマス誘導体、二酸化ジルコニウム、カドミウム、タングステン、金 タンタル、ビスマス、白金、イリジウムおよびロジウムが挙げられる。これらの添加物は、マイクロサイズまたはナノサイズの粒子であり得るが、これらに限定されない。それらの粒子は、上で論じられた磁化された粒子と同じであり得るか、または異なり得る。放射線不透過性は、蛍光透視またはＸ線解析によって測定され得る。イメージングおよびコントラストを増強する改変（例えば、粒子へのヨウ素の結合体化）は、下記でさらに詳細に論じられる。

ＩＩ．スキャフォールドをコーティングする方法およびスキャフォールドに含浸させる方法
磁性粒子は、任意の好適な手段を用いて、スキャフォールド上にコーティングされ得るか、またはスキャフォールド内に含浸され得る。通常のスキャフォールドコーティング方法としては、例えば、イオンビーム蒸着、化学蒸着、プラズマ減圧技術、霧化、液浸、超音波、インクジェットプリンティング、気相成長、エレクトロスピニングおよびエレクトロスプレーが挙げられる。特に好ましい実施形態において、ポリマー／粒子の溶液、懸濁液またはエマルションは、エレクトロスプレーなどのスプレーベースの方法またはエレクトロナノスプレーによってスキャフォールドに適用される。

また、ポリマーコートの厚さは、意図される用途に依存する。好ましくは、コートは、約１μｍ以上１０００μｍ以下または約５μｍ以上５００μｍ以下または約１０μｍ以上１００μｍ以下である。特定の実施形態において、コートの厚さは、約１０μｍ、２５μｍ、５０μｍまたは７５μｍである。マグネシウムステントコーティングは、好ましくは、４０〜６０ミクロンの厚さである。

好ましくは、それらの粒子は、Ｆｅが５０％超であるＦｅ／Ｐｔ粒子の場合、ポリマーに対して約１％〜３０重量％を磁性粒子が占め、Ｆｅが５０％未満であるＦｅ／Ｐｔ粒子の場合、ポリマーに対して５〜３０重量％を磁性粒子が占める。

最も代表的には、スキャフォールドは、有効な磁場を有し、有効量の磁化された細胞を標的部位に引きつけて、その標的部位において組織の機能を増強させ、そして／または組織損傷を処置するために十分な長さの時間にわたって磁化されたままである。

より詳細に論じられるように、本明細書中に開示される材料および方法は、心臓組織および血管組織ならびに生体液の流動によって引き起こされる力および応力に曝露される他の組織に対する損傷の修復の増強に特に適している。ゆえに、好ましい実施形態において、スキャフォールドは、有効な磁場を有し、有効量の磁化された細胞を標的部位に引きつけ、捕捉そして／または保持して、組織損傷の修復を増強するために十分な長さの時間にわたって磁化されたままである。好ましくは、スキャフォールドは、有効な磁場を有し、有効量の磁化された細胞を、１、２、３、４、５、６、７日間もしくはそれを超えて、１、２、３、４、５、６、７週間もしくはそれを超えて、または１、２、３、４、５、６、７ヶ月間もしくはそれを超えて、最も好ましくは、６０日間にわたって、心臓血管への適用のために、標的部位に引きつけ、捕捉そして／または保持するのに十分な時間にわたって磁化されたままである。

いくつかの実施形態において、磁性粒子は、ポリマーもしくはゲル化剤に結合体化されるか、またはそうでなければ、磁性粒子を含むヒドロゲルのデポーまたはグラフトが架橋によって形成されるように、架橋の前にヒドロゲルに組み込まれるかもしくはヒドロゲル内に分散される。好ましい実施形態において、これは、磁性粒子をヒドロゲルのポリマーまたはゲル化剤に連結すること、例えば、共有結合によって連結することによって達成される。磁性粒子は、従来の方法を用いてポリマーまたはゲル化剤に連結し得る反応基で官能化され得る。

好ましい実施形態において、磁性粒子とポリマーまたはゲル化剤との連結は、カルボキシルとアミンとの結合によるものである。例えば、磁性粒子は、ゲル化剤上のカルボキシル基に結合され得る第１級アミンを付加するために、ジエチレントリアミン五酢酸（ＤＴＰＡ）で官能化され得る。特定の実施形態において、カルボキシルとアミンとの結合は、単独で使用されるか、または反応効率を増加し得、そして／もしくは後のアミンとの反応のための活性な中間体を安定化させ得るＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミド（スルホ−ＮＨＳ）もしくはその無電荷アナログＮ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）と組み合わせて使用される、１−エチル−３−［３−ジメチルアミノプロピル］カルボジイミド塩酸塩（ＥＤＣまたはＥＤＡＣ）などの水溶性カルボジイミド架橋剤を用いて行われる。いくつかの実施形態において、インビボにおいてモニターされ得るヒドロゲルを得るために、粒子またはヒドロゲルはまた、標識、例えば、下記で論じられるようなヨウ素で機能化される。

下記で例証される特定の実施形態では、磁性Ｆｅ／ＰＴ粒子は、ＤＴＰＡで機能化され、ゲル化の前に、ＥＤＣを用いてポリアルギネートに架橋される。

Ａ．ゲル化剤
アルギネートを用いて例証されるが、他のゲル化剤も企図される。通常の一部のゲル化剤は、アカシア、アルギン酸、ベントナイト、Ｃａｒｂｏｐｏｌｓ（登録商標）（現在はカルボマーとして公知）、カルボキシメチルセルロース．エチルセルロース、ゼラチン、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ケイ酸アルミニウムマグネシウム（Ｖｅｅｇｕｍ（登録商標））、メチルセルロース、ポロキサマー（ＰＬＵＲＯＮＩＣ（登録商標））、ポリビニルアルコール、アルギン酸ナトリウム、トラガントおよびキサンタンガムである。各ゲル化剤は、いくつかのユニークな特性を有するが、いくつかの一般化が可能である。

一部のゲル化剤は、熱水よりも冷水に可溶性である。メチルセルロースおよびポロキサマーは、冷水においてより良好な溶解度を有するが、ベントナイト、ゼラチンおよびカルボキシメチルセルロースナトリウムは、より熱水に可溶性である。カルボマー、トラガントおよびアルギン酸ゲルは、生ぬるい湯を用いて生成される。

一部のゲル化剤（カルボマー）は、ゲル化剤を分散媒に湿らせた後にゲルを生成するために、「中和剤」またはｐＨ調整用化学物質を必要とする。

ほとんどのゲル化剤は、完全に水和して最大の粘度および透明性に達するのに２４〜４８時間必要とする。ゲル化剤は、そのゲル化剤に応じて０．５％から１０％までの濃度で使用される。

１．カルボマー
カルボマーは、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）として知られているポリマーのファミリーの総称である。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）は、１９５０年代中ごろに初めて使用された。一群として、それらは、嵩密度が高い乾燥粉末であり、酸性水溶液（ｐＨおよそ３．０）を形成する。それらは、より高いｐＨ（およそ５または６）では濃密になる。それらはまた、そのｐＨの水溶液に、元の体積の１０００倍膨潤し得る。それらの溶液の粘度は、０〜８０，０００センチポアズ（ｃｐｓ）の範囲である。この群のゲル化剤のいくつかの例は、以下である：
Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）９１０は、３，０００〜７，０００ｃｐｓの粘度を有し、低濃度において有効であり、低粘度製剤を提供する；
Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）９３４は、３０，５００〜３９，４００ｃｐｓの粘度を有し、濃い製剤（例えば、エマルション、懸濁液、徐放製剤、経皮剤および外用剤）において有効である；
Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）９３４Ｐは、２９，４００〜３９，４００ｃｐｓの粘度を有し、９３４と同じ特性を有するが、薬学的製剤向きである；
Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）９４０は、４０，０００〜６０，０００ｃｐｓの粘度を有し、濃い製剤において有効であり、水または局所用水性アルコールゲルにおいて非常に良好な透明性を有し；Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）９４１は、４，０００〜１１，０００ｃｐｓの粘度を有し、非常に良好な透明性を有する低粘度ゲルを生成する。

カルボマーポリマーは、急速な撹拌によって生成された渦に、ふるいにかけられた粉末をゆっくり振りかけることによって、最もうまく水に導入される。これは、集塊を防ぐはずである。粉末のすべてが加えられると、撹拌速度は低下して、製剤に気泡を閉じ込める可能性が低くなるはずである。

述べられるように、カルボマーが分散されるとき、その溶液は、低ｐＨを有する。ｐＨを高めるためならびに分散液を濃厚およびゲル化させるために、「中和剤」が加えられる。いくつかの中和剤は、水酸化ナトリウム、水酸化カリウムおよびトリエタノールアミンである。溶液を中和するために無機塩基が使用される場合、安定した水溶性ゲルが形成される。トリエタノールアミンが使用される場合、そのゲルは、高いアルコール濃度に耐え得る。そのゲルの粘度は、プロピレングリコールおよびグリセリンによって（粘度を高めるように）、または電解質を加えることによって（粘度を低下させるように）、さらに操作され得る。

２．セルロース誘導体
セルロース誘導体（メチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロースおよびカルボキシメチルセルロース）が通常使用される。これらの化合物にはいくつかの集団があり、各々がユニークな特性を有する。

メチルセルロースは、１５００ｃｐｓの粘度を有し、薬物および塩の添加について許容度が高いより希薄なゲルを生成する。メチルセルロースは、水、アルコール（７０％）およびプロピレングリコール（５０％）と適合性であり、熱水で水和し、膨潤する。その粉末は、８０℃〜９０℃において高剪断によって必要量の約１／３の水に分散される。いったん分散されると、中程度に撹拌されながら、残りの水（冷水または氷水として）が加えられる。そのゲルが約１時間、０〜１０℃に冷却される場合、最高の透明度、水和および粘度が得られる。

ヒドロキシエチルセルロースは、水およびアルコール（３０％）と適合性のより希薄なゲルを生成する。ヒドロキシエチルセルロースは、冷水で水和し、膨潤する（約８〜１２時間）。ヒドロキシエチルセルロースは、皮膚に薄く塗布され、乾燥させると、密封包帯を形成する。

ヒドロキシプロピルセルロースは、薬物および塩の添加について許容度が高いより希薄なゲルを生成し、アルコールおよびグリコールと適合性である。ヒドロキシプロピルセルロースは、水または水性アルコール溶液で水和し、膨潤する。その粉末は、撹拌せずに水または水性アルコール溶液に少しずつ振りかけられ、十分に湿らせる。その粉末のすべてが加えられ、水和された後（約８〜１２時間）、その製剤は、撹拌され得るかまたは振盪され得る。１５％またはそれを超える有機溶媒が、活性な薬物を溶解するのに必要である場合、それは、良好なゲル化剤である。

ヒドロキシプロピルメチルセルロースは、より濃厚なゲルを生成するが、正に帯電したイオンに対する許容度が低い。ヒドロキシプロピルメチルセルロースは、水、アルコール（８０％）と適合性であり、冷水中に分散する。これは、持続放出製剤にとって好ましいゲル化剤である。

カルボキシメチルセルロースは、通常、ナトリウム塩として使用される。カルボキシメチルセルロースは、より濃厚なゲルを生成するが、ヒドロキシプロピルメチルセルロースよりも許容度が低い。カルボキシメチルセルロースは、ｐＨ７〜９において最大の安定性を有し、水およびアルコールと適合性である。カルボキシメチルセルロースは、冷水中に分散して、水和し、膨潤する。次いで、それは、約６０℃に加熱される。１〜２時間でゲル化が最大になる。

ポロキサマー（ＰＬＵＲＯＮＩＣ（登録商標））は、ポリオキシエチレンとポリオキシプロピレンとの共重合体である。ポロキサマーは、１５％〜５０％の範囲の濃度で熱可逆性ゲルを形成し得る。これは、ポロキサマーが低温（冷蔵庫の温度）では液体であるが室温または体温ではゲルであることを意味する。ポロキサマー共重合体は、冷水中に分散されるかまたは０〜１０℃に一晩冷却されたとき、透明の液体を形成する、白色のろう様の顆粒である。

ＰＬＵＲＯＮＩＣ（登録商標）Ｆ−１２７は、レシチンおよびパルミチン酸イソプロピル溶液と併用されることが多く、それによって、「ＰＬＯゲル」と呼ばれるものが生成される。実際には最終生成物はエマルションであるので、これは、少し誤った呼び方である。この混同は、エマルションに対する成分の１つとしてゲルを使用することに由来する。シリンジアダプター「ＰＬＯゲル」は、ＰＬＵＲＯＮＩＣ（登録商標）Ｆ−１２７ゲルとレシチン／パルミチン酸イソプロピルシロップとを併用することによって生成される。それらの２つの構成要素は、別々に生成され、保管される。製剤を調合するときになったら、水溶性薬物をＰＬＵＲＯＮＩＣ（登録商標）ゲルに溶解するか、または油溶性薬物をレシチンシロップに溶解する。少量の製剤が生成されるべきである場合、各構成要素を注射器に入れることができ、その２本の注射器をアダプターによって接続する。混合物をその２本の注射器の間で押し込んで、その混合物をアダプターに通過させることによって引き起こされる剪断力によって、「ＰＬＯゲル」が形成される。

３．イオン性ヒドロゲル
アルギネートまたはキトサンなどのイオン性多糖類が使用され得る。１つの実施形態において、そのヒドロゲルは、海藻から単離された炭水化物ポリマーであるアルギン酸の陰イオン塩を、カルシウム陽イオンなどのイオンで架橋することによって生成される。そのヒドロゲルの強度は、カルシウムイオンまたはアルギネートの濃度が上昇するにつれて高まる。例えば、米国特許第４，３５２，８８３号は、室温の水におけるアルギネートと二価の陽イオンとのイオン性架橋によって、ヒドロゲルマトリックスが形成されることを記載している。

磁性粒子は、ポリアルギネート溶液と反応して、磁性ポリアルギネート（ｐｏｌｙａｇｉｎａｔｅ）を形成する。その溶液は、被験体内の所望の部位に送達され、次いで、インビボにおける生理学的濃度のカルシウムイオンの存在に起因して、間もなく凝固する。あるいは、その溶液は、植え込みの前に支持構造に送達され、カルシウムイオンを含む外液中で凝固する。さらに、その支持構造自体が、適切なイオン、例えば、カルシウム陽イオンでコーティングされるかまたはそのようなイオンを含むことにより、支持構造に導入されるとイオン性ヒドロゲルが固化し得る。

一般に、これらのポリマーは、帯電した側基またはその一価イオン性塩を有する水溶液、例えば、水、または水性アルコール溶液に少なくとも部分的に可溶性である。陽イオンと反応し得る酸性側基を有するポリマーには多くの例があり、例えば、ポリ（ホスファゼン）、ポリ（アクリル酸）およびポリ（メタクリル酸）である。酸性基の例としては、カルボン酸基、スルホン酸基およびハロゲン化（好ましくは、フッ素化）アルコール基が挙げられる。陰イオンと反応し得る塩基性側基を有するポリマーの例は、ポリ（ビニルアミン）、ポリ（ビニルピリジン）およびポリ（ビニルイミダゾール）である。

ポリホスファゼンは、交互の単結合および二重結合によって分離された窒素原子およびリン原子からなる骨格を有するポリマーである。各リン原子は、２つの側鎖に共有結合している。使用され得るポリホスファゼンは、酸性であり、そして二価または三価の陽イオンと塩橋を形成できる大くの酸性側鎖を有する。酸性側鎖の例は、カルボン酸基およびスルホン酸基である。

インビボにおいて侵食されるポリホスファゼンは、少なくとも２つの異なるタイプの側鎖：多価陽イオンと塩橋を形成できる酸性側基、ならびにインビボ条件下で加水分解する側基、例えば、イミダゾール基、アミノ酸エステル、グリセロールおよびグルコシルを有する。分解性ポリマー、すなわち、所望の用途（通常、インビボ治療）において許容され得る時間内に溶解または分解するポリマーは、いったん、約２５℃〜３８℃の温度を有するｐＨ６〜８の生理学的溶液に曝露されると、約５年未満、最も好ましくは、約１年未満で分解し得る。側鎖の加水分解によって、ポリマーが侵食される。加水分解性側鎖の例は、非置換および置換のイミダゾール（ｉｍｉｄｉｚｏｌｅｓ）、ならびに側鎖がアミノ結合を介してリン原子に結合したアミノ酸エステルである。

様々なタイプのポリホスファゼンを合成するためおよび解析するための方法は、米国特許第４，４４０，９２１号、同第４，４９５，１７４号および同第４，８８０，６２２号に記載されている。本明細書中に記載される他のポリマーを合成するための方法は、当業者に公知である。例えば、Ｃｏｎｃｉｓｅ Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉａ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，Ｊ．Ｉ．Ｋｒｏｓｃｈｗｉｔｚ，ｅｄｉｔｏｒ（Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ ａｎｄ Ｓｏｎｓ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，Ｎ．Ｙ．，１９９０）を参照のこと。ポリ（アクリル酸）、アルギネートおよびＰＬＵＲＯＮＩＣ^ＴＭなどの多くのポリマーが、商業的に入手可能である。帯電した側基を有する水溶性ポリマーは、逆の電荷の多価イオン、そのポリマーが酸性側基を有する場合は多価陽イオン、またはそのポリマーが塩基性側基を有する場合は多価陰イオンを含む水溶液とそのポリマーを反応させることによって、架橋される。ヒドロゲルを形成するために酸性側基を有するポリマーを架橋するための陽イオンとしては、二価および三価の陽イオン（例えば、銅、カルシウム、アルミニウム、マグネシウムおよびストロンチウム）が挙げられる。これらの陽イオンの塩の水溶液が、ポリマーに加えられることにより、高度に膨潤した軟らかいヒドロゲルが形成する。

ヒドロゲルを形成するためにポリマーを架橋するための陰イオンとしては、二価および三価の陰イオン（例えば、低分子量ジカルボン酸イオン、テレフタル酸イオン、硫酸イオンおよび炭酸イオン）が挙げられる。陽イオンに関して記載されたように、これらの陰イオンの塩の水溶液が、ポリマーに加えられることにより、高度に膨潤した軟らかいヒドロゲルが形成する。

４．温度依存性ヒドロゲル
温度依存性、すなわち熱感受性ヒドロゲルが使用され得る。これらのヒドロゲルは、いわゆる「逆ゲル化」特性を有し、すなわち、それらのヒドロゲルは、室温以下では液体であり、より高温、例えば、体温に加温するとゲル化する。したがって、これらのヒドロゲルは、室温以下では液体として容易に適用され得、体温に加温すると、半固体ゲルを自動的に形成する。そのような温度依存性ヒドロゲルの例は、ＰＬＵＲＯＮＩＣ^ＴＭ（ＢＡＳＦ−Ｗｙａｎｄｏｔｔｅ）、例えば、ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンＦ−１０８、Ｆ−６８およびＦ−１２７、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）ならびにＮ−イソプロピルアクリルアミド共重合体である。

これらの共重合体は、物理的特性（例えば、多孔度、分解速度、転移温度および剛性の程度）を変更する標準的な手法によって操作され得る。例えば、塩の存在下および非存在下における低分子量サッカライドの添加は、代表的な熱感受性ポリマーの下限臨界完溶温度（ＬＣＳＴ）に影響する。さらに、これらのゲルが、４℃における分散によって５〜２５％（Ｗ／Ｖ）の範囲の濃度で調製されるとき、粘度およびゲル−ゾル転移温度が影響を受け、そのゲル−ゾル転移温度は、濃度に逆相関する。これらのゲルは、細胞を生存させ、養うことができる拡散の特徴を有する。

米国特許第４，１８８，３７３号は、熱ゲル化水溶液系を提供する水性組成物におけるＰＬＵＲＯＮＩＣ^ＴＭポリオールの使用を記載している。米国特許第４，４７４，７５１号、’７５２号、’７５３号および同第４，４７８，８２２号は、熱硬化性ポリオキシアルキレンゲルを利用する薬物送達系を記載している。これらの系を用いると、ｐＨおよび／またはイオン強度を調整することによって、ならびにポリマーの濃度によって、ゲル転移温度とゲルの剛性の両方、ゲル転移温度またはゲルの剛性を改変できる。

５．ｐＨ依存性ヒドロゲル
他の好適なヒドロゲルは、ｐＨ依存性である。これらのヒドロゲルは、特定のｐＨ値において、特定のｐＨ値未満において、または特定のｐＨ値超において液体であり、ヒト身体内の細胞外液の通常のｐＨ範囲である特定のｐＨ値、例えば、７．３５〜７．４５に曝露されるとゲル化する。したがって、これらのヒドロゲルは、液体として容易に投与され得、体内のｐＨに曝露されると、半固体ゲルを自動的に形成し得る。そのようなｐＨ依存性ヒドロゲルの例は、ＴＥＴＲＯＮＩＣＳ^ＴＭ（ＢＡＳＦ−Ｗｙａｎｄｏｔｔｅ）エチレンジアミンのポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンポリマー、ポリ（ジエチルアミノエチルメタクリレート−ｇ−エチレングリコール）およびポリ（２−ヒドロキシメチルメタクリレート）である。これらの共重合体は、物理的特性に影響を及ぼす標準的な手法によって操作され得る。

６．光凝固ヒドロゲル
使用され得る他のヒドロゲルは、可視光線または紫外線によって凝固される。これらのヒドロゲルは、米国特許第５，４１０，０１６号に記載されているように、水溶性領域、生分解性領域および少なくとも２つの重合可能領域を含むマクロマーでできている。例えば、そのヒドロゲルは、コア、そのコアの各端の伸長部分および各伸長部分における末端キャップを含む、生分解性の重合可能なマクロマーから始まり得る。そのコアは、親水性ポリマーであり、伸長部分は、生分解性ポリマーであり、末端キャップは、可視光線または紫外線、例えば、長波長紫外線に曝露されたときマクロマーを架橋できるオリゴマーである。

そのような光凝固ヒドロゲルの例としては、ポリエチレンオキシドブロック共重合体、アクリレート末端基を有するポリエチレングリコールポリ乳酸共重合体、および両端がアクリレートによってキャップされた１０Ｋポリエチレングリコール−グリコリド共重合体が挙げられる。ＰＬＵＲＯＮＩＣ^ＴＭヒドロゲルと同様に、これらのヒドロゲルを含む共重合体は、物理的特性（例えば、分解速度、結晶化度の差異および剛性の程度）を改変する標準的な手法によって操作され得る。光凝固ヒドロゲルは、例えば、損傷した組織上にヒドロゲルと細胞の混合物を直接塗布するために、有用である。

ヒドロゲルは、タイプにかかわらず、生体適合性であるべきであり、生分解性であるべきであり、かつ好ましくは、インビボにおいて迅速に（すなわち、支持構造への送達後、約５分程度で）凝固できるべきである。

７．変形可能なヒドロゲル
Ｔｈｏｒｎｔｏｎら、Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ ７７（１２）：１７９８−８０３（２００４）が記載しているように、最小侵襲性組織工学用の形状規定スキャフォールドも使用され得る。最小侵襲性外科手技が医学においてますます重要になるが、植え込み後に材料の構造の制御が可能なこの送達アプローチと調和するバイオマテリアルは、不足している。形状記憶特性を有するバイオマテリアルは、細胞移植構築物の最小侵襲性送達を可能にし得、かつインビボにおいて所望の形状およびサイズの新しい組織または構造の形成を可能し得る。

マクロ多孔性アルギネートヒドロゲルスキャフォールドが、いくつかの所定の幾何学的形状で調製され、有意により小さい種々の「一時的な」形態に圧縮され、それを必要とする部位に導入された。スキャフォールドは、インサイチュにおいて細胞懸濁液または無細胞媒質で再水和され、同じカテーテルを通じて送達される。スキャフォールドは、１時間以内に元の形状およびサイズを取り戻した。スキャフォールド特性が迅速に回復することにより、インビボでの効率的な細胞播種が容易になり、所望の外形の新組織形成が可能になる。

ＩＶ．磁気によって引きつけ可能な細胞および他の生理活性な作用物質
下記でより詳細に論じられるように、開示される磁性材料は、細胞治療を必要とする被験体におけるそれを必要とする標的部位にインビボで標的細胞を引きつけ、捕捉、そして／または保持するために使用される。代表的には、それらの細胞は、磁性材料または磁気によって引きつけ可能な材料でタグ化されるかまたは標識され、それによって、それらの細胞は、磁性材料が示す磁場に引きつけられる。さらにまたは代替的に、開示される磁性材料は、１つまたはそれを超える生理活性物質で機能化された磁性粒子を引きつけ、捕捉、そして／または保持するために使用され得る。

Ａ．細胞
最も好ましい実施形態において、スキャフォールドは、磁気によって引きつけ可能な細胞と組み合わせて使用される。好適な細胞としては、初代細胞および樹立細胞株、胚細胞、免疫細胞、幹細胞および分化細胞（外胚葉、内胚葉および中胚葉に由来する細胞を含むがこれらに限定されない）が挙げられるがこれらに限定されず、これらには、線維芽細胞、実質細胞、造血細胞、上皮細胞、間葉系細胞、神経細胞、内皮細胞、筋芽細胞、軟骨細胞、骨芽細胞、破骨細胞、骨髄細胞、幹細胞、臍帯血細胞またはそれらの組み合わせが含まれる。本明細書中で使用されるとき、幹細胞には、単能性細胞、多能性（ｍｕｌｔｉｐｏｔｅｎｔ）細胞および多能性（ｐｌｕｒｉｐｏｔｅｎｔ）細胞；胚性幹細胞および成体幹細胞、例えば、造血幹細胞、間葉系幹細胞、上皮幹細胞および筋衛星細胞が含まれる。それらの細胞は、人工多能性幹細胞（ｉＰＳＣ）であり得る。

細胞は、自己細胞または同種異系細胞であり得る。自己細胞は、ドナーの中の天然に存在する細胞、またはエキソビボで改変された細胞であり得る。例えば、いくつかの実施形態において、細胞は、所望のタンパク質産物をコードする１つまたはそれを超える外来性核酸を含むように組換えによって改変されている。いくつかの実施形態において、細胞は、ドナーから単離され、エキソビボで拡大および／または分化された幹細胞である。

大多数の証拠が、表面マーカーＣＤ１３３およびＣＤ３４を発現している細胞が、再生する血管新生で役割を演じ得る循環ＥＰＣの表現型および機能が異なる集団を構成することを示している。ＣＤ３４＋細胞は、前駆細胞を多く含むと知られている入手可能なヒト起源（ヒト臍帯血）から単離され得、機能的な内皮細胞に分化され得る。

（細胞の磁性標識）
任意の好適な磁性材料または磁気によって引きつけ可能な材料を用いることにより、細胞を標識することができる。好ましくは、その材料は、生体適合性であって、細胞または治療が意図されている被験体に対して毒性でない。磁性細胞および磁気によって引きつけ可能な細胞ならびにそれらを調製するための方法は、当該分野で公知である。例えば、Ｎｋａｎｓａｈら、Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ．，６５（６）：１７７６−１７８５（２０１１）ならびにその中で引用されている参考文献を参照のこと。方法は、細胞が内部移行するために好適な条件下において、その細胞を磁性材料とともにインキュベートする工程を含み得る。例えば、いくつかの実施形態において、磁性材料は、エンドサイトーシスまたはピノサイトーシスによって内部移行される。フルオロフォアまたは磁気ビーズ（例えば、酸化鉄）でタグ化された抗体は、特異的な抗体／抗原認識に基づいて標的細胞に付着され得、それによって、フローサイトメトリーまたは磁気活性化細胞選別を用いた、免疫標識に基づく細胞分離が可能になる。場合によっては、粒子を使用せずに細胞を磁気によって標識することも可能である。

バルク磁石を用いた磁性捕捉の初期の研究の１つは、Ｍｉｌｔｅｎｙｉ Ｂｉｏｔｅｃ製のマグネティックセルソーター（ＭＡＣＳ）を使用して、磁性粒子で標識された細胞を非標識細胞から分離する。基本的な３つの工程が観察され得る：目的の物体を磁性粒子で標識する；溶液をＭＡＣＳカラムに通し、ここで、標識された細胞は、磁石によって捕捉されるが、他のものは、カラムの出口で回収される；捕捉された細胞を作用範囲の磁場から取り出し、回収する。Ｈｏｓｈｉｎｏらは、同じ原理を用いて、より高い場の勾配を作り出すために、逆平行の磁化を有するバルク磁石が並んで配置されているマイクロ流体システムを開発した［Ｋ．Ｈｏｓｈｉｎｏら、Ｌａｂ ｏｎ Ｃｈｉｐ，１１，３４４９−３４５７，２０１１。このシステムを用いることにより、磁気によって標識された癌細胞が捕捉され、それらがマイクロ流体チャネルの内側に観察される。

Ｍｉｌｔｅｎｙｉ Ｂｉｏｔｅｃ、Ｄｙｎａｌ Ｂｉｏｔｅｃｈ、Ｐｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅｓ、ＡｄｅｍｔｅｃｈまたはＣｈｅｍｉｃｅｌｌなどのいくつかの会社が、特異的抗体でコーティングされた、生体磁気分離専用の制御されたサイズの超常磁性粒子を開発した。これらの粒子のいくつかは、生分解性材料から均一に構成され、細胞に対するそれらの影響を低下させた。

細胞の免疫磁気濃縮は、種々の市販の機器（例えば、ＭＡＣＳ（登録商標）Ｓｙｓｔｅｍ（Ｍｉｌｔｅｎｙｉ Ｂｉｏｔｅｃ）、ＣｅｌｌＳｅａｒｃｈ（登録商標） Ｓｙｓｔｅｍ（Ｊａｎｓｓｅｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ，ＬＬＣを通じて入手可能な、以前のＶｅｒｉｄｅｘ，Ｗａｒｒｅｎ，ＮＪ）およびＭＰＣ分離器シリーズ（Ｄｙｎａｌ ＡＳ）を用いて行うことができる。また、磁性とマイクロフルイディクスとの組み合わせに基づく最近報告されたアプローチは、ＦＡＣＳ（蛍光活性化セルソーター）またはＣｅｌｌＳｅａｒｃｈ（登録商標）システムなどの強力であるが嵩高く高価な分離機器に対する実行可能なハイスループットかつ低コストの代替物として登場してきた。通常使用されるストラテジーは、マイクロ流体チャネルの近傍にバルク永久磁石を置くことにより、磁気によって標識された標的を主流からそらすことにある。ＣｅｌｌＳｅａｒｃｈ（登録商標）（登録商標）システムは、好ましいシステムである。

細胞を標識するために適した材料としては、上で詳細に論じられた磁性粒子などの磁性粒子が挙げられる。特定の実施形態は、酸化鉄に基づく細胞標識、例えば、フェルモキシデスまたはデキストランでコーティングされた酸化鉄小粒子（ＳＰＩＯ）を含み、これは、肝臓における腫瘍の特定を助けるために臨床的に使用されている（Ｎｋａｎｓａｈら、Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ．，６５（６）：１７７６−１７８５（２０１１））。臨床で承認されたフェルモキシデス（ｆｅｒｕｍｏｘｉｄｅ）製剤は、ＦＥＲＩＤＥＸ（登録商標）である。商業的に入手可能なミクロンサイズの酸化鉄粒子（ＭＰＩＯ，Ｂａｎｇｓ Ｌａｂｓ）も、磁性細胞標識のために使用されている。Ｓｈａｐｉｒｏら、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，５３（２）：３２９−３３８（２００５）。ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）およびポリ（乳酸）（ＰＬＡ）などのポリマーを用いた、生分解性ポリマーに被包された磁性粒子が、最も代表的には、被包された薬物ペイロードの標的化送達およびイメージングでの確認のために調製されている（Ｎｋａｎｓａｈら、Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ．，６５（６）：１７７６−１７８５（２０１１））。内皮前駆細胞を標識するための、広範囲の流体力学直径（８６〜７６６ｎｍ）および実質的な磁鉄鉱含有量（最大８２ｗｔ％）を有するマイクロゲル酸化鉄粒子が、（Ｌｅｅら、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，３１（１２）：３２９６−３３０６（２０１０））において論じられている。磁性細胞標識のための１００ｎｍの生分解性ポリ（ＤＬ−乳酸−ｃｏ−α，β−リンゴ酸／磁鉄鉱粒子が、Ｗａｎｇら、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，３１（１３）：３５０２−３５１１（２０１０）において論じられており、約１５０ｎｍの全直径でＰＬＧＡ内に被包されている磁鉄鉱コアが、Ｌｉｍら、Ｓｍａｌｌ，４（１０）：１６４０−１６４５（２００８）において論じられている。細胞は、磁性でありかつ蛍光またはＸ線でイメージング可能な、ＰＬＧＡまたはセルロースのいずれかを含む生分解性の微粒子および粒子で標識され得る。そのような標識された細胞を調製する方法は、Ｎｋａｎｓａｈら、Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ．，６５（６）：１７７６−１７８５（２０１１）に記載されている。他の好適な組成物および方法は、Ａｒｂａｂ，ＮＭＲ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ，１８（６）：３８３−３８９（２００５）、Ａｒｂａｂら、Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ，３（１）：２４−３２（２００４）およびＨｓｉａｏ，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，５８（４）：７１７−７２４（２００７）に記載されている。

（細胞のための薬学的組成物）
細胞は、薬学的組成物として被験体に投与され得る。通常、薬学的組成物は、有効量の細胞を含み、薬学的に許容され得る希釈剤、代表的には、ダルベッコのリン酸緩衝食塩水（ＰＢＳ）、リンガー溶液、５％デキストロース水溶液（Ｄ５Ｗ）および通常の／生理的な食塩水（０．９％ＮａＣｌ）を必要に応じて含む。電解質（例えば、塩化ナトリウムおよび塩化カリウムであるがこれらに限定されない）も、治療的組成物に含められ得る。好ましくは、薬学的組成物は、約６．８〜約７．４の範囲内のｐＨを有する。なおも別の実施形態では、薬学的組成物は、約７．４のｐＨを有する。薬学的組成物の多種多様の好適な製剤が公知である（例えば、Ｒｅｍｉｎｇｔｏｎ’ｓ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，２２^ｎｄ ｅｄ．２０１２）を参照のこと）。

Ｖ．投与方法
磁性細胞または磁気によって引きつけ可能な細胞、活性な作用物質で機能化された磁気によって引きつけ可能な粒子、およびそれらの組み合わせを引きつけるために、磁性スキャフォールドが、被験体に植え込まれ得るかまたはその他の方法で被験体に投与され得る。最も代表的には、そのスキャフォールドを、細胞治療を必要とする部位に植え込み、被験体に別個に投与された磁性細胞または磁気によって引きつけ可能な細胞がインビボにおいてその部位に磁気によって引きつけられる。さらにまたは代替として、磁性細胞または磁気によって引きつけ可能な細胞が、エキソビボで細胞と共にスキャフォールド上またはスキャフォールド内に播種され得、そのスキャフォールドをインビボで被験体に植え込んだ後、そのデバイスが発生する磁場によって、それらの細胞はそのスキャフォールド上にまたはそのスキャフォールドの近傍に保持される。いくつかのインビボアプローチにおいて、細胞は、治療有効量で被験体に投与される。本明細書中で使用されるとき、用語「有効量」または「治療有効量」は、処置されている障害の１つまたはそれを超える症候を処置、阻害もしくは緩和するために十分な、または別様に所望の薬理学的効果および／もしくは生理学的効果を提供するために十分な投与量を意味する。例えば、細胞は、組織の機能を高めるために有効な量で投与され得る。好ましい実施形態において、細胞は、損傷からの組織修復を増強するために有効な量で投与される。

いくつかの実施形態において、被験体に対する組成物の効果は、コントロールと比較される。例えば、特定の症候、薬理学的または生理学的な指標に対する組成物の効果は、未処置の被験体、すなわち、処置前の被験体の症状と比較され得る。いくつかの実施形態において、その症候、薬理学的または生理学的な指標は、処置前、および処置を開始した後に再度、１回またはそれを超えて、被験体において計測される。いくつかの実施形態において、コントロールは、参照レベル、または処置される疾患または症状を有さない１またはそれを超える被験体（例えば、健常な被験体）における症候、薬理学的または生理学的な指標の計測に基づいて測定された平均値である。いくつかの実施形態において、処置の効果は、当該分野で公知の従来の処置、例えば、本明細書中で論じられる処置のうちの１つと比較される。

細胞は、好ましくは、注射もしくはカテーテルによって、非経口的に、または静脈内に投与される。ある特定の実施形態において、組成物は、局所的に、例えば、処置されるべき部位にまたは処置されるべき部位隣接して直接注射することによって、投与される。いくつかの実施形態において、組成物は、損傷、手術または植え込みの部位またはその部位に隣接する血管構造内または血管組織上に注射されるか、局所的に適用されるか、またはその他の方法で直接投与される。例えば、組成物は、外科的手技もしくは植え込み手技または移植手技において露出された血管組織に局所的に適用される。代表的には、局所投与は、全身投与によって達成され得る濃度よりも高い、組成物の局所濃度の上昇を引き起こす。

開示される材料および細胞は、処置されるべき被験体および処置されるべき疾患または障害に基づいて、広範囲の治療用途において様々な組み合わせで使用され得る。

ＶＩ．処置
材料および方法は、組織の機能を高めるため、増強するためまたは改善するため、力学的支持を提供するため、ならびに組織の治癒および修復プロセスを促進するために特に有用である。材料および方法は、損傷した組織に関連する疾患または障害の１つまたはそれを超える症候を低減する、緩和するまたは軽減するためにも有効であり得る。さらに、処置という用語は、損傷した組織に関連する疾患または障害の発症の予防または延期を含む。

特定の実施形態において、組織は、血管組織、心筋組織、筋組織、腎組織、軟骨組織、骨組織または皮膚組織である。損傷した組織は、機能的および／または構造的に損なわれた組織（例えば、傷ついた内皮もしくは再狭窄内皮、梗塞を起こした（ＭＩ後）心筋、虚血心筋、虚血筋、虚血軟骨、虚血骨または虚血真皮であるがこれらに限定されない）であり得る。他の実施形態において、材料は、骨セメント、組織充填剤、人工装具デバイス（例えば、心臓弁、乳房再建メッシュまたは膀胱再建メッシュ、頭蓋再建／形成手術デバイスまたは顔面再建／形成手術デバイス）、歯科インプラント、歯科用セメント、薬物送達デバイス、抗接着材料、整形外科的デバイス（人工装具、骨ピン、リベット、ねじ）および神経管である。

最も代表的には、デバイスは、有効な磁場を有し、有効量の磁化された細胞を標的部位に引きつけ、その標的部位において組織の機能を増強、そして／または組織損傷を処置するために十分な長さの時間にわたって磁化されたままである。

好ましくは、鉄粒子を含む材料は、有効な磁場を有し、有効量の磁化された細胞を、１、２、３、４、５、６、７日間もしくはそれを超えて、１、２、３、４、５、６、７週間もしくはそれを超えて、または１、２、３、４、５、６、７ヶ月間もしくはそれを超えて、最も好ましくは、６０日間にわたって、標的部位に引きつけ、捕捉し、そして／または保持するのに十分な長さの時間にわたって磁化されたままである。

Ｆｅ／Ｐｔ粒子を使用している材料は、心臓組織および血管組織ならびに生体液の流動によって引き起こされる力および応力に曝露される他の組織に対する損傷の修復の増強に特に適している。ゆえに、好ましい実施形態において、その材料は、有効な磁場を有し、有効量の磁化された細胞を標的部位に引きつけ、捕捉し、そして／または保持して、組織損傷、例えば、血管または心臓の損傷の修復を増強するのに十分な長さの時間にわたって磁化されたままである。いくつかの実施形態において、その材料は、有効な磁場を有し、有効量の磁化された細胞を、少なくとも１ｍｌ／分、５ｍｌ／分、１０ｍｌ／分、２５ｍｌ／分、５０ｍｌ／分、７５ｍｌ／分、１００ｍｌ／分、１５０ｍｌ／分、２５０ｍｌ／分、５００ｍｌ／分、７５０ｍｌ／分、１，０００ｍｌ／分の流体流速下において標的部位に引きつけ、捕捉し、そして／または保持するのに十分な長さの時間にわたって磁化されたままである。

（心筋梗塞）
冠動脈アテローム性動脈硬化症（ＣＡＤ）は、西洋社会における死亡および障害の主な原因であり、２０２０年までに世界の死因第１位になると予想されている（（Ｔｏｐｏｌら、２００６ Ｈｕｍ，Ｍｏｌ．Ｇｅｎｅｔ．，１５ Ｓｐｅｃ Ｎｏ ２：Ｒ１１７−２３）。米国だけで１１００万人超がＣＡＤに罹患している。冠血管が閉塞すると、心筋への血流が減少して、この組織が損傷し、最終的には心筋梗塞（ＭＩ）に至り、そのうち毎年１５０万人超が米国に存在する。ＭＩは、代表的には、心筋組織の急性の喪失、および左心室（ＬＶ）リモデリングを誘導する負荷条件の急増を引き起こす。早期のＬＶリモデリングは、梗塞の区域の拡大を伴い、それは、早期の心室破裂または動脈瘤形成をもたらすことが多い。後期のリモデリングは、ＬＶ全体を含み、時間依存的拡張、瘢痕への境界域心筋の漸増、心室形状の乱れおよび壁の肥大を伴う。

損傷した心筋層に生細胞を植え込もうとする試みは、組織再生の促進によって、損傷した組織の修復にいくらか成功した（Ｅｔｚｉｏｎら、Ｊ．Ｍｏｌ．Ｃｅｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ．３３：１３２１−１３３０，２０００；Ｌｅｏｒら、Ｅｘｐｅｒｔ Ｏｐｉｎ．Ｂｉｏｌ．Ｔｈｅｒ．３：１０２３−３９，２００３；およびＢｅｌｔｒａｍｉら、Ｃｅｌｌ；１１４：７６３−７７６，２００３）。心筋層へのドナー細胞（例えば、心臓細胞または幹細胞）の植え込みを支援することを目的とする３Ｄバイオマテリアルスキャフォールドが提案された。多糖ゲルでできた３Ｄバイオマテリアルスキャフォールドは、損傷した心筋層上に首尾よく植え込まれ、有望な結果をもたらした（Ｌｅｏｒら、Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ １０２：５６−６１，２０００）。しかしながら、そのような細胞が播種された３Ｄバイオマテリアルスキャフォールドの臨床での使用は、好適なドナー細胞の不足および大手術に伴う高リスクに起因して、限定的である。

ＭＩは、細胞外マトリックスに対する過剰かつ連続的な損傷に関連する。インサイチュで形成するアルギネートヒドロゲルを梗塞内に注射することによって、有害な心臓リモデリングおよび心機能不全を減弱する一時的なスキャフォールドが提供されることが示されている（例えば、Ｌｅｏｒ，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ，５４（１１）：１０１４−１０２３（２００９）および米国特許出願公開第２０１３／０２７２９６９号、同第２００７／００１４７７２号を参照のこと）。

したがって、開示される材料および方法は、ＭＩを処置するため、そして／またはそれに関連する病態を低減するため、もしくは予防するために使用され得る。注射可能なアルギネートを使用するための組成物および方法は、米国特許出願公開第２０１３／０２７２９６９号において論じられている。米国特許出願公開第２０１３／０２７２９６９号において論じられているアルギネート組成物は、ポリアルギネートを磁性粒子で機能化するように本明細書中で論じられるように改変され得る。ここではアルギネートに関して論じられているが、開示される方法では、上で論じられた他のヒドロゲルをアルギネートに置換できると理解される。置換可能な好ましいゲルとしては、生体適合性ポリマー（例えば、キトサン、ジェランガム（ｇｅｌｌａｎ ｇｕｍ）、カラギナン（ｃａｒａｇｅｅｎａｎ）、ポリホスファジンおよびポリアクリレート）から生成されるものが挙げられるが、これらに限定されない。

１つの実施形態において、ゲルは、アルギネートから構成される。例えば、機能化されたアルギネートは、好ましくは、１：１〜３：１、より好ましくは、１．５：１〜２．５：１、最も好ましくは、約２の範囲の、α−Ｌ−グルロン酸とβ−Ｄ−マンヌロン酸（ｍａｎｎｕｒｏｎｉｃ）とのモノマー比を有し得る。

機能化されたアルギネートは、好ましくは、１〜３００ｋＤａ、より好ましくは、５〜２００ｋＤａ、より好ましくは、１０〜１００ｋＤａ、最も好ましくは、２０〜５０ｋＤａの範囲の分子量を有し得る。

架橋は、多価陽イオン（例えば、カルシウム、ストロンチウム、バリウム、マグネシウムまたはアルミニウムであるがこれらに限定されない）ならびに二官能性、三官能性および四官能性の有機陽イオンを介して行われ得る。さらに、ポリイオン（例えば、ポリ（アミノ酸）、ポリ（エチレンイミン）、ポリ（ビニルアミン）、ポリ（アリルアミン）および陽イオン性多糖類）が使用され得る。最も好ましくは、架橋は、カルシウム陽イオンを介して実施される。

多価陽イオン塩は、好ましくは、薬理学的に許容され得るカルシウム塩（例えば、グルコン酸カルシウム、クエン酸カルシウム、酢酸カルシウム、フッ化カルシウム、リン酸カルシウム、酒石酸カルシウム、硫酸カルシウム、ホウ酸カルシウムまたは塩化カルシウム）である。最も好ましくは、多価陽イオン塩は、カルシウムＤ−グルコネート（グルコン酸カルシウム）である。

ポリマー塩は、好ましくは、薬理学的に許容され得るアルギン酸塩（例えば、アルギン酸のナトリウム塩、カリウム塩、リチウム塩、ルビジウム塩およびセシウム塩）ならびにアンモニウム塩、および有機塩基の可溶性アルギン酸塩（例えば、アルギン酸モノエタノールアミン、アルギン酸ジエタノールアミンまたはアルギン酸トリエタノールアミンおよびアルギン酸アニリン）である。最も好ましくは、ポリマー塩は、アルギン酸ナトリウムである。

グルコン酸カルシウムおよびアルギン酸ナトリウムを所定の比で含む水溶液は、アルギン酸ナトリウムのストック液をグルコン酸カルシウムのストック液と混和することによって調製され得る。

その水溶液中のグルコン酸カルシウムとアルギン酸ナトリウムとの重量比は、好ましくは、２：１〜１：１０、より好ましくは、１：１〜１：６、より好ましくは、１：２〜１：５、最も好ましくは、１：３〜１：４の範囲である。

架橋された水性ポリマー溶液は、磁性粒子で機能化されたアルギネートを、その水溶液中に存在するカルシウム陽イオンを介して均一に架橋することによって、得ることができる。その架橋は、（ｉ）所定の比の多価陽イオン塩とポリマー塩とを含む水溶液を提供すること、および（ｉｉ）ポリマーを多価陽イオンで均一に架橋し、なおその水溶液を架橋された水性ポリマー溶液として維持するために適した条件下でその水溶液を混合することによって実施され得る。均一な架橋は、架橋されたポリマーを実質的に剪断せずに溶液を厳密に混合することができるスキャフォールド（例えば、ホモジナイザー）を使用することによって実施され得る。

組成物中のアルギネートの最終濃度（ｗ／ｖ）は、好ましくは、０．１〜４％、より好ましくは、０．５〜２％、最も好ましくは、０．８〜１．５％の範囲である。

組成物中のカルシウム陽イオンの最終濃度（ｗ／ｖ）は、好ましくは、０．００５〜０．１％、より好ましくは、０．０１〜０．０５％、より好ましくは、０．０２〜０．０４％、最も好ましくは、０．０２５〜０．０３５％の範囲である。

組成物は、好ましくは、線形粘弾性限界内の小変形振動周波数下でのその組成物の粘性応答と等しいかまたはそれを超える弾性応答、およびべき乗法則関係のずり減粘挙動を示す。

いくつかの実施形態において、磁性粒子に結合体化したアルギネート組成物は、室温（例えば、約２４〜２５℃）での保管において少なくとも２４時間または少なくとも４８時間または少なくとも７日間、液体状態を維持することができる。いくつかの実施形態において、その溶液は、冷蔵されると（例えば、約４〜８℃において）、少なくとも１ヶ月にわたって液体状態を維持することができる。ゆえに、その組成物は、溶液状態で安定に維持される粘弾性組成物のネットワークを含み得る。その組成物は、溶液として、外科用縫合針、例えば、１８〜２７ゲージの穿孔針を介して体組織に投与され得る。その組成物は、冠内投与、心室内投与などによって、損傷した心筋層に送達され得る。

好ましい実施形態において、組成物は、血管内を流れること、毛細血管を出て周囲組織の細胞外マトリックスを横断すること、および周囲組織の細胞外マトリックスに広がることができる。その組成物は、体組織内に沈着した後、ゲル状態を呈する。液体からゲル状態への転移は、粘弾性マトリックスから周囲の細胞外媒質への水の拡散に起因する。その粘弾性材料は、いったんゼラチン化すると、実質的な力学的支持および弾性を体組織に提供し、ならびに新しい組織再生のための足場を提供する。アルギネートは、植え込みの前または後に磁化され得るが、好ましくは、植え込み前に磁化される。

ＭＩによって引き起こされた損傷の修復を増強するために、有効量の磁化された細胞が被験体に投与される。それらの細胞は、アルギネートとは別に、アルギネートの投与中に、被験体に投与され得、そして／または細胞は、植え込み前にエキソビボでアルギネート中に／アルギネート上に播種され得る。好ましくは、それらの細胞は、磁性のまたは磁気によって引きつけ可能な心筋細胞、筋芽細胞、線維芽細胞、軟骨細胞、筋細胞、平滑筋細胞、内皮細胞、間葉系細胞または胚性幹細胞である。磁化されたアルギネートは、それらの細胞を損傷部位に引きつけ、そして／またはそれらの細胞を損傷部位で保持する。

修復の進捗は、インビボにおいて経時的にモニターされ得、必要であれば１回またはそれを超えるさらなる回数、細胞が被験体に投与され得る。したがって、いくつかの実施形態において、細胞は、２回またはそれを超える回数、投与される。いくつかの実施形態において、細胞は、規則的な投与レジメンに従って投与され、ここで、連続回での細胞の投与は、１、２、３、４、５、６、７日もしくはそれを超えてあけて、１、２、３、４、５、６、７週間もしくはそれを超えてあけて、１、２、３、４、５、６、７ヶ月間もしくはそれを超えてあけて、または１、２、３、４、５、６、７年間もしくはそれを超えてあけて、行われる。

いくつかの実施形態において、材料および／もしくは細胞またはその両方が、インビボイメージングを向上させるために標識される。

いくつかの実施形態において、上記方法は、治療的な磁性粒子および／または１つもしくはそれを超える他の従来のＭＩのための処置（成長因子（例えば、塩基性線維芽細胞成長因子；ｂＦＧＦ）、血管内皮成長因子（ＶＥＧＦ）、インスリン様成長因子（ＩＧＦ）、ＴＧＦファミリーのメンバー、骨形態形成タンパク質（ＢＭＰ）、血小板由来成長因子、アンジオポエチンおよび他の因子（例えば、筋原因子（ｍｙｏｇｅｎｉｃ ｆａｃｔｏｒｓ）、転写因子、サイトカインおよびホメオボックス遺伝子産物）、ポリヌクレオチド、ポリペプチド、ホルモン、抗炎症薬、抗アポトーシス薬または抗菌薬を含むがこれらに限定されない）の投与を含む。いくつかの実施形態において、アルギネートは、１つもしくはそれを超える従来の治療薬で機能化されるかまたはそれを積載する。

本発明は、以下の非限定的な実施例を参照することによって、さらに理解される。

実施例１：磁化された細胞は、インビトロにおいて、磁化されたステント上に保持される
（材料および方法）
（鉄／白金ナノ粒子の合成）
この合成は、溶液相における高温（２５０℃）での１，２−ヘキサデカンジオールによるＰｔ（ａｃａｃ）_２およびＦｅ（ａｃａｃ）_３の同時の化学的還元を含む。この合成は、アルゴン雰囲気における標準的な無空気法で扱われた。試薬は、商業的供給源から入手し、さらに精製せずに使用した。０．５ｍｍｏｌのＰｔ（ａｃａｃ）_２、１．０ｍｍｏｌのＦｅ（ａｃａｃ）_３および１，２−ヘキサデカンジオール（５．０ｍｍｏｌ）の混合物を、ＰＴＦＥでコーティングされたマグネチックスターバーが入った１２５ｍＬのヨーロピアンフラスコに加えた。次いで、ジオクチルエーテル（３０ｍＬ）をそのフラスコに移し、室温で２０分間Ａｒをパージしながら内容物を撹拌した。次いで、そのフラスコを１００℃に加熱し、２０分間１００℃で保持した。この保持の間に、０．０５ｍｍｏｌ（０．１７ｍＬ）のオレイルアミンおよび０．０５ｍｍｏｌ（０．１６ｍＬ）のオレイン酸を、Ａｒパージを続けながら、そのフラスコに注入した。その２０分間の保持の後、混合物をＡｒブランケット下で維持し、およそ７℃／分の速度で２５０℃に加熱した（還流）。そのフラスコをこの温度で３０分間維持した後、Ａｒブランケット下で室温に冷却した。その後、すべての操作を、大気に開放して行った。

精製するために、フラスコから採取した５ｍＬの分散液を２０ｍＬのエチルアルコール（ＥｔＯＨ）に加え、その混合物を遠心した（３４００ｒｐｍ、１５分間）。上清を廃棄し、沈殿物を１０ｍＬのヘキサンおよび５ｍＬのＥｔＯＨに再分散させた。このナノ粒子の再分散を助けるために、さらなる少量のオレイルアミンおよびオレイン酸を加えてもよかった。この分散液を３４００ｒｐｍで１５分間遠心した。上清を新しい遠心管に移し、分離したあらゆる沈殿物を廃棄した。さらなる１５ｍＬのＥｔＯＨをこの分散液に加え、再度遠心した。上清を廃棄し、残りの暗褐色の沈殿物をヘキサンに再分散させるかまたは保管のために乾燥させた。

高温での焼きなましの間のＦｅＰｔナノ粒子の熱凝集を減少させるために、油中水型マイクロエマルション中のオルトケイ酸テトラエチルからの、塩基によって触媒されるシリカ形成によって、ＦｅＰｔ粒子をＳｉＯ_２でコーティングした。Ｉｇｅｐａｌ ＣＯ−５２０（８ｍＬ）を２５０ｍＬエルレンマイヤーフラスコ内で１７０ｍＬのシクロヘキサンと混合し、撹拌した。ＦｅＰｔナノ粒子をシクロヘキサンに１ｍｇ／ｍＬの濃度で分散させ、次いで、シクロヘキサン／Ｉｇｅｐａｌ溶液に注入した。次いで、およそ１．３ｍＬの３０％ＮＨ_４ＯＨ水溶液を滴下し、２〜３分間撹拌した後、１．５ｍＬのオルトケイ酸テトラエチル（ＴＥＯＳ）を加えた。その混合物を７２時間撹拌した後、メタノールを加えて、粒子を回収した。粒子を過剰なヘキサンで沈殿させ、遠心分離によって回収した。粒子をエタノールに再分散させた。過剰な界面活性剤を除去するためにこの手順を少なくとも３回用いて、ＦｅＰｔ＠ＳｉＯ_２を「洗浄」した。

ＦｅＰｔ＠ＳｉＯ_２粒子を管状炉において焼きなました。それらの粒子をＳｉウエハ上にドロップキャストし、直径１インチの石英管内に置き、次いで、その管状炉内に入れた。７００℃で３０分間、その管およびサンプルに７％Ｈ_２／９３％Ｎ_２流をパージすることによって、焼きなましを行った。大気中で焼きなましたサンプルには、パージしなかった。サンプルを、報告された温度で１時間焼きなました。焼きなました後、粒子を１％ＨＦ溶液で５分間処理することによって、ＳｉＯ_２コーティングを除去した。

図１は、Ｆｅ／Ｐｔナノ粒子の例証される一般的な作製方法を示している図である。

図２Ａは、Ｆｅ／Ｐｔ粒子のサイズ分布を図示しているプロットである。図２Ｂは、（（ａ）Ｎ_２中、６００℃で３０分間焼きなましたＦｅ／Ｐｔ粒子および（ｂ）フォーミングガス（Ｎ_２９３％およびＨ_２７％）中、６００℃で３０分間作製されたＦｅ／Ｐｔ粒子の外部磁場に対する磁気モーメント（ＥＭＵ／ｇ）を示しているヒステリシスループのプロットである。

（色素の放出）
Ｆｅ／Ｐｔ粒子、ヨウ化デンドリマー（ＩＤ）粒子またはその両方の存在下におけるポリマー層のコーティング安定性を、色素の放出を計測することによって調べた。ローダミンＢ（１ｗｔ．％）をＰＬＡクロロホルム溶液に溶解し、粒子をその溶液に加えた。粒子を含むまたは含まない溶液をカバーガラス上に垂らし、一晩乾燥させた。そのカバーガラスを３７℃のＰＢＳ中でインキュベートし、所望の時点において、ＰＢＳ（１ｍＬ）を採取して、放出された色素を計測した。

（体内クリアランス）
ＤｉＲ色素（（１，１’−ジオクタデシル−３，３，３’，３’−テトラメチルインドトリカルボシアニンヨウ化物），ＬｉＦｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）および／またはＦｅＰｔを被包しているＰＬＧＡ粒子を代表的なエマルション法で調製した。簡潔には、ＰＬＧＡ（７５ｍｇ）、ＦｅＰｔ（２５ｍｇ）およびｄｉｒ色素（１ｍｇ）をクロロホルムに溶解し、次いで、５％ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）に滴下した。その混合物を３回超音波処理し、次いで、０．２％ＰＶＡ溶液に加えた。溶媒を撹拌しながら２時間蒸発させ、ＰＬＧＡ粒子を遠心した後、凍結乾燥した。ＰＢＳ（２５０μＬ）中に１２ｍｇのＦｅＰｔを含むＰＬＧＡ粒子（４８ｍｇ／ｋｇ）をマウスの腹腔内に投与し、８時間後、１日後、２日後、４日後、７日後および１０日後にＢｒｕｋｅｒによって走査した。マウスを屠殺して血液および器官をサンプリングし、蛍光（ｅｘ７４０ｎｍ、ｅｍ７９０ｎｍ）を計測した。

（毒性学）
急性毒性研究を１０週齢のＣ５７ＢＬ／６雌マウスにおいて行った。０日目に記載の処置群をマウスに投与した。ＡＬＫＰ、ＡＬＴ、ｔＢＩＬおよびＢＵＮの血清濃度を、１、７および１４日目に、Ｔｅｃｏ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ製の試薬を使用して計測した。Ｃ５７ＢＬ／６マウスに異なる３つの用量の粒子を投与し、ＰＢＳ群と比較した。血清臨床化学は、アルカリホスファターゼ（６２〜２０９ＩＵ／Ｌ）、アラニントランスフェラーゼ（２８〜１５２ＩＵ／Ｌ）、総ビリルビン（０．１〜０．９ｍｇ／ｄＬ）および血中尿素窒素（１８〜２９ｍｇ／ｄＬ）について正常な生理学的範囲内であった。肝毒性または腎毒性は認められなかった。マウスの生理学的参照範囲は、ＩＤＥＸＸ ＶｅｔＴｅｓｔ Ｏｐｅｒａｔｏｒ’ｓ Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ Ｍａｎｕａｌ（２００７）からのものである。エラーバーは、標準偏差を表す。サンプルサイズは、１群あたりｎ＝５匹のマウスである。体重は、正常であった。ＥＤＴＡ抗凝固処理血液を血液毒性について解析した。白血球（１．８〜１０．７Ｋ／μＬ）、血小板（５９２〜２９７１Ｋ／μＬ）およびヘモグロビン（１１．０〜１５．１ｇ／ｄＬ）についてのＣＢＣ実測値のすべてが、正常な参照範囲内であった。マウスＣＢＣの参照範囲は、Ｄｒｅｗ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｈｅｍａｖｅｔ ９５０ Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ Ｒａｎｇｅｓ（２０１０）からのものである。エラーバーは、標準偏差を表す。サンプルサイズは、１群あたりｎ＝５匹のマウスである。

処置の結果として誘導され得る急性サイトカインのレベルを確かめるために、骨髄由来マクロファージ（ＢＭＭ）のＴＮＦ−α、ＩＦＮ−γおよびＩＬ−４を、２４時間にわたる粒子処置の３日後に、粒子濃度に応じて計測した。ＩＬ−４を、潜在的なアレルギー反応の尺度として計測し、ＴＮＦ−αおよびＩＦＮ−γを炎症反応の尺度として計測した。粒子群を、ＰＢＳ群（ネガティブコントロール）ならびにリポ多糖類（ＬＰＳ）群（ポジティブコントロール）とサイトカインレベルについて比較した。ＴＮＦ−αおよびＩＬ−４の統計学的に有意な増加は検出されず、最も高用量の粒子（１ｍｇ／ｍＬ）だけが、より多いＩＦＮ−γを誘導した。

循環サイクル、Ｆｅ／Ｐｔ粒子の表面密度、流速、注入された磁鉄鉱細胞の数に応じて細胞の捕捉効率を評価するために、磁性ステントをバイオリアクター（インビボにおいて観察されるものに匹敵する生理学的流動条件下における、磁化されたステント上への磁化された細胞の引きつけ、および捕捉の動態を解析するためのデバイス）内に、匹敵する非磁性ステントと直列に配置した。磁鉄鉱蛍光細胞（ヒト臍帯静脈内皮細胞（ＨＵＶＥＣ））を、ＳＰＩＯ粒子およびフルオロフォアとともに被包されたＰＬＧＡ粒子を組み込むことによって調製した。それらのＰＬＧＡ粒子は、シングルエマルション法によって調製され、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）で表面を安定化させた。それらの粒子をそれらの細胞とともに３７℃で１時間インキュベートし、新鮮なＰＢＳで洗浄した。磁鉄鉱を有する細胞を磁気によって分離し、細胞捕捉研究のために使用した。他の磁鉄鉱蛍光細胞（ヒト由来ＣＤ３４＋幹細胞）を、商業的に獲得したＣＤ３４＋幹細胞を採取し、それらの細胞表面上およびそれらの細胞内の遊離アミンに結合する蛍光プローブ（Ｃｅｌｌ ＴｒａｃｅＯ ＣＦＳＥ色素）の挿入によってそれらの細胞を標識することによって調製した。これに続いて、抗ＣＤ３４＋によって媒介される酸化鉄ナノ粒子および／または微小粒子によるタグ化を行った後、細胞を洗浄し、回収した。

（結果）
シミュレートされた血流条件下において、磁化されたステントが磁化された細胞を保持する能力を試験するためのインビトロシステムを開発した。

この研究のために使用されたステントは、磁化された細胞を様々な数および様々な流速でステントに流すインビトロシステムにおけるＭｇ１００（１００μｍのマグネシウム支柱厚さで４０μｍのＰＬＬＡコーティング）であった。ステント上への細胞の保持を、短時間アッセイ（分）および長時間アッセイ（時間／日）において計測した。

ステントは、Ｆｅ／Ｐｔ粒子でコーティングされ、４．７Ｔの臨床用ＭＲＩスキャナーにおいて磁化されたとき、永久磁石になった。ＳＰＩＯ粒子（０．７８３±０．１３５ｍｇ／１００万個の細胞）を細胞に取り込ませたところ、有意な細胞傷害性は認められなかった。ＨＵＶＥＣ細胞を、バイオリアクターにおいて非磁性ステントおよび次いで磁性ステントに連続的に通したとき、磁鉄鉱細胞が、主に磁性ステント上に選択的に捕捉され、コントロールステント上にはそれほど捕捉されなかった。５０ｍｌ／分の流速（近位の冠動脈における正常な生理学的血流）では、１ｍｍ^２あたり４７，０００個を超える細胞が、引きつけられ、それらの細胞の１０％が、１回目の循環において捕捉された。それらの細胞は、流速を２５ｍｌ／分に低下させたとき、より効率的に（４倍）かつより速く（１０倍）捕捉された。ステント上に適用されるＦｅ／Ｐｔ粒子の量が少ないと、より少ない細胞しか動員されなかった。

上に記載されたような条件下において、磁化された（ＦｅＰｔ−ＰＬＡ）ステントおよびコントロール（磁化されていないＰＬＡのみの）ステントを、以下のとおり、表Ｘにおけるパラメータに従って曝露した：

試験されたパラメータ下において、磁化されたＣＤ３４＋細胞は、図５Ａのデータに示されているように、３．３×１０^５個の細胞を３回注射した後、最大約２０００個／ｍｍ^２で、磁化されたステントによって捕捉された。それに対して、ＰＬＡのみのステントは、図５Ｂのデータに示されているように、かなり少ない細胞（＜＜５００個）／ｍｍ^２しか捕捉しなかった。

実施例２：磁化された細胞のＰＬＧＡ粒子への被包
細胞（例えば、内皮細胞、マクロファージまたは前駆細胞）は、酸化鉄の細胞内取り込みまたは表面への接着によって磁気により感受性にされ得る。

（材料および方法）
細胞における酸化鉄の高ローディングを容易にするために、高濃度の酸化鉄および色素（Ｃｏｕｍａｒｉｎ ６）を被包するＰＬＧＡ粒子をダブルエマルション法によって製作する。疎水性の超常磁性酸化鉄（ＳＰＩＯ）を被包しているＰＬＧＡ粒子を調製し、アビジン−パルミチン酸で表面を機能化した。簡潔には、ＰＬＧＡ（１０７ｍｇ）および疎水性ＳＰＩＯ（２６ｍｇ）をクロロホルム（２ｍＬ）に溶解し、次いで、５％ＰＶＡ（４ｍＬ）のボルテックス溶液に滴下し、得られた混合物の超音波処理を３８％の振幅（４００Ｗ）で１０秒間、３回行った。次いで、その混合物を１００ｍＬの０．２％ＰＶＡに滴下し、３時間撹拌することにより、溶媒を蒸発させた。粒子を、４℃、１２，０００ＲＰＭでの１０分間の遠心分離によって回収し、次いで、脱イオン水で３回洗浄した。粒子を凍結乾燥し、使用するまで−２０℃で保管した。アビジンで表面を機能化された粒子を、５％ＰＶＡ溶液に組み込まれたアビジン−パルミテートを用いて、同一の様式で調製した。Ｃｏｕｍａｒｉｎ−６を被包している、アビジンで機能化された粒子を、水−油−水の手法の改変ダブルエマルション変法を用いて製造した。

図３Ａ〜３Ｃは、培養中の細胞に酸化鉄粒子を添加し（３Ａ）、その粒子を、ファゴサイトーシスによって細胞によってまたは抗体などのリガンドに結合された細胞によって取り込ませ（３Ｂ）、次いで、外部磁石を用いて単離する（３Ｃ）方法を例示している。

マクロファージまたは内皮細胞（１０^５個）／ｍｌを、ＳＰＩＯを被包している１００μｇのＰＬＧＡ粒子とともに３７℃で１時間インキュベートした。次いで、細胞を洗浄し、０．５インチのネオジム（Ｎｅｏｄｙｎｉｍｕｍ）磁石を用いて磁化率について試験した。

ポリ（Ｌ−乳酸）（ＰＬＬＡ）およびＦｅ／Ｐｔ粒子の溶液をＭｇステント上にスプレーすることによって磁性ステントを製作し、次いで、それを４Ｔの磁石において２４時間、磁化した。磁鉄鉱細胞（マクロファージまたはＨＵＶＥＣ）を、超常磁性酸化鉄（ＳＰＩＯ）粒子を取り込ませることによって調製し、フルオロフォアで標識した。ＳＰＩＯ粒子（０．７８３±０．１３５ｍｇ／１００万個の細胞）をそれらの細胞に取り込ませたところ、この濃度では細胞傷害性は認められなかった。磁性ステントを媒質循環システムに置き、Ｆｅ／Ｐｔ粒子の表面密度、流速、注入された磁鉄鉱細胞の数に応じた細胞捕捉能力について非磁性ステントと比較した。

（結果）
ステントは、Ｆｅ／Ｐｔ粒子でコーティングされたとき、永久磁石になり、鉄で標識された細胞を、そのフローシステムにおいて非磁性ステント、次いで磁性ステントに連続的に通したとき、それらの細胞は、主に磁性ステント上に選択的に捕捉された。５０ｍｌ／分の流速（冠動脈における血流）では、１ｍｍ^２あたり４７０００個を超える細胞が引きつけられ、それらの細胞の１０％が、１回目の循環において捕捉された。それらの細胞は、流速が２５ｍｌ／分もの低さであったとき、より効率的に（４倍）かつ速く（１０倍）捕捉された。ステント上に適用されるＦｅ／Ｐｔ粒子の量が少ないと、より少ない細胞しか捕捉されなかった。

細胞の捕捉に対するＦｅ／Ｐｔ濃度の影響に関する長時間（２〜７２時間）の試験を行った。細胞の循環を３日間（７２時間）継続すること以外は同じ実験を行った。標識された細胞が蛍光標識されているとして、ステント上に捕捉された細胞の量を蛍光顕微鏡法によって定量した。ステント表面上の１正方形面積あたりに捕捉された細胞の数を、細胞数に対する標準的な相対蛍光レベルを用いて確かめた。

磁石に向かう細胞の遊走は、その範囲（０．０２Ｔ〜０．０５Ｔ）内の小さい磁場への感受性を示した。

実施例３：中にＦｅ／Ｐｔ粒子を有するアルギネートヒドロゲル
（材料および方法）
上で論じられたＦｅ／Ｐｔナノ粒子は、図４Ａ〜４Ｃに示されているようにアルギネート骨格に繋ぎ止められ得る。

カルシウム感受性の磁化可能で画像化可能なヒドロゲルを、Ｃｒｉｓｏｎｅら、Ｂｉｏｃｏｎｊｕｇ Ｃｈｅｍ．２０１１ Ｓｅｐ ２１；２２（９）：１７８４−９に報告されているようにＣＴ／ＳＰＥＣＴプローブを用いて製作した。そのプローブは、Ｆｅ／Ｐｔ構築物が、ヨウ素、およびアルギネートヒドロゲル骨格への結合体化のためのペンダント官能性アミンを有するキレート剤とともに使用されるという点が異なった。

これは、図４Ａに示されており；図４Ｂは、そのプローブによるアルギネート骨格の機能化を示しており、カルシウム曝露時の凝集の概略図を示している。

インサイチュで形成されるアルギネートヒドロゲルを心筋梗塞に注入して、有害な心臓リモデリングおよび心機能不全を減弱する一時的なスキャフォールドを提供した。

（結果）
低粘度を示し、梗塞への注入後に相転移を起こしてヒドロゲルになる、カルシウムによって架橋されたアルギネート溶液から構成される吸収性バイオマテリアルが開発された。

図４Ｃに示されているように、１×ＰＢＳ中でのプローブの凝集は、１００ｍｇ／ｍｌのＣａ^２＋において、Ｘ線（ＨＵ）シグナルとしてのアルギネート（１５μｇ／ｍｌ）の増加をもたらす。

ＭＩは、細胞外マトリックスに対する過剰かつ連続的な損傷に関連する。連続的な組織学的研究は、インサイチュでのアルギネートヒドロゲルインプラントの形成を示し、それは、瘢痕面積の最大５０％を占めた。そのバイオマテリアルは、６週間以内に結合組織によって置換された。注射の前および注射後の６０日間の連続的な心エコー検査研究は、最近（７日間）の梗塞にアルギネートバイオマテリアルを注射すると、瘢痕の厚さが厚くなり、左心室の収縮期および拡張期の拡張ならびに機能不全が減弱することを示した。

Claims (34)

1. 磁化可能な粒子を含む、ヒドロゲル、ポリマーインプラント、骨セメントまたは組織工学スキャフォールドからなる群より選択される材料。
2. 前記粒子が、強磁性粒子である、請求項１に記載の材料。
3. 前記粒子が、酸化鉄粒子、またはＬ１_０内部結晶相を有する鉄（Ｆｅ）と白金（Ｐｔ）との複合体を含む強磁性粒子である、請求項２に記載の材料。
4. ４００℃を超える温度でのＦｅ／Ｐｔ粒子の焼きなましによって形成される、請求項３に記載の材料。
5. 前記Ｆｅ／Ｐｔが、シリカ、アルミナ粉末、セラミックス、酸化鉄、酸化チタン、ウレタンおよびエポキシからなる群より選択される熱抵抗性無機材料のコロイドコーティングの適用によって、焼きなましの前に安定化される、請求項４に記載の材料。
6. ヒドロゲルマトリックスにおける、請求項１〜５のいずれか１項に記載の材料。
7. 前記粒子が、インプラント、人工装具、心臓弁、ペースメーカリード、顔面再建プレートまたは頭蓋再建プレート、組織工学スキャフォールド、乳房再建メッシュまたは膀胱再建メッシュに結合されている、請求項１〜５のいずれか１項に記載の材料。
8. 前記材料が、骨セメントまたは整形外科的デバイス、例えば、プレート、ピン、リベット、ねじまたは人工装具である、請求項１〜５のいずれか１項に記載の材料。
9. 前記粒子が、前記材料内に分散されている、請求項１〜８のいずれか１項に記載の材料。
10. 前記粒子が、ポリエステル、好ましくは、ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）、ポリ（グリコール酸）（ＰＧＡ）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）またはポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）からなる群より選択されるポリヒドロキシ酸ポリマー中に分散されている、請求項９に記載の材料。
11. Ｆｅ／Ｐｔ粒子１つあたりＦｅが５０％超であるＦｅ／Ｐｔ粒子の場合、１重量％以上３０重量％以下の前記ポリマー、およびＦｅ／Ｐｔ粒子１つあたりＦｅが５０％未満であるＦｅ／Ｐｔ粒子の場合、５重量％以上３０重量％以下の該ポリマーを含む、請求項１〜１０のいずれか１項に記載の材料。
12. 前記粒子が、該粒子を前記材料、治療薬またはイメージング剤に結合させる１つまたはそれを超えるリンカーを含む、請求項１〜１１のいずれか１項に記載の材料。
13. 前記粒子が、治療薬、予防薬またはイメージング剤に結合されている、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の材料。
14. 請求項１〜１３のいずれか１項に記載の材料であって、細胞に結合されているか、または該材料上もしくは該材料内に細胞を組み込んでいる、請求項１〜１３のいずれか１項に記載の材料。
15. ０．１〜２．０テスラの範囲内の全磁力を有する強磁性粒子を含む、植え込み型医療用スキャフォールド。
16. 治療薬を含む、請求項１５に記載のスキャフォールド。
17. イメージング剤を含む、請求項１５または１６に記載のスキャフォールド。
18. 請求項１５〜１７のいずれか１項に記載のスキャフォールドであって、該スキャフォールドに結合された、細胞内または細胞上に取り込まれた磁性材料を含む細胞を有する、請求項１５〜１７のいずれか１項に記載のスキャフォールド。
19. 前記スキャフォールドが、心臓血管、ペースメーカリード、心臓弁、整形外科的スキャフォールドならびに頭蓋修復スキャフォールドおよび顔面修復スキャフォールドからなる群より選択される、請求項１５〜１８のいずれか１項に記載のスキャフォールド。
20. ステントおよびグラフトからなる群より選択される、請求項１９に記載のスキャフォールド。
21. 骨ねじ、骨ピン、骨プレートならびに頭蓋および顔面の欠陥を修復するためのプレートからなる群より選択される、請求項１９に記載のスキャフォールド。
22. 前記スキャフォールドが、全体または一部がポリマーから形成されている、請求項１５〜２１のいずれか１項に記載のスキャフォールド。
23. 前記スキャフォールドが、ヒドロゲルである、請求項１５〜２１のいずれか１項に記載のスキャフォールド。
24. 組織の成長を促すことを必要とする個体に投与することを含む組織の成長を促す方法であって、該方法は、
    請求項１５〜２３のいずれか１項に記載の医療用スキャフォールドを該個体に植え込む工程、および
    個々の細胞にそれに結合した磁性粒子またはその中に組み込まれた磁性粒子を提供する工程
    を含む、方法。
25. 前記スキャフォールドを磁化するために、少なくとも６０日間、磁化を維持する条件下に前記スキャフォールドを曝露する工程を含む、請求項２４に記載の方法。
26. 前記スキャフォールドを再磁化する工程を含む、請求項２４および２５に記載の方法。
27. 前記細胞もしくは前記スキャフォールドに結合、または該細胞内もしくは該スキャフォールド内に組み込まれたイメージング剤を提供する工程を含む、請求項２４〜２６のいずれか１項に記載の方法。
28. 前記スキャフォールドまたは細胞を１回またはそれを超えてイメージングする工程を含む、請求項２７に記載の方法。
29. 細胞を提供する工程、該細胞を磁化する工程、および次いで該細胞を前記個体に投与する工程を含む、請求項２４〜２８のいずれか１項に記載の方法。
30. 前記細胞が、初代細胞および樹立細胞株、胚細胞、免疫細胞、幹細胞ならびに分化細胞からなる群より選択される、請求項２４〜２９のいずれか１項に記載の方法。
31. 前記細胞が、線維芽細胞、実質細胞、造血細胞、上皮細胞、間葉系細胞、神経細胞、内皮細胞、筋芽細胞、軟骨細胞、骨芽細胞、破骨細胞、骨髄細胞、幹細胞および臍帯血細胞からなる群より選択される分化細胞である、請求項３０に記載の方法。
32. 前記細胞が、前記スキャフォールドが植え込まれる個体から得られる、請求項２４〜３１のいずれか１項に記載の方法。
33. 前記細胞が、酸化鉄を含む粒子で磁化される、請求項２４〜３２のいずれか１項に記載の方法。
34. 身体における材料の生体適合性および／または統合を高めるための方法であって、請求項１〜１４のいずれか１項に記載の材料を提供する工程を含む、方法。