JP2019504922A - 生物医学的応用のためのポリマー材料 - Google Patents

Abstract

ウレタン結合を介して一緒に結合され、クエン酸エステルを介して架橋された、複数の生分解性ポリマーまたはオリゴマーから調製された、架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーを開示する。このようなコポリマーは葉酸を含むことができ、神経成長導管等の医療デバイスに製作されて、ＰＮＳ損傷部位等の損傷部位に葉酸を局所的に送達する。

Description

関連出願への相互参照
本出願は、その開示全体が参照により本明細書に援用される、２０１５年１１月３０日に出願した米国特許仮出願第６２／２６０７５２号明細書に基づく利益を主張するものである。

本開示は、架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーおよびこれらの医療デバイスにおける使用に関する。

末梢神経損傷は、米国だけで毎年約３６０，０００の人々が発症する重大な臨床的な問題である。末梢神経傷害は、組織、器官、および末梢神経系（ＰＮＳ）における神経を損傷して、衰弱性の長期の疼痛、麻痺、または四肢の機能不全をもたらす。現時点での修復のための究極の判断基準は自家移植であるが、自家移植の使用は、複数の外科的手技の必要性、病状、罹患率または供与部位における感覚の喪失、入手可能な移植片の限定された供給、および神経腫形成の可能性を含む欠点を有する。したがって、自家移植の成績に匹敵するまたは上回ることができる代替のアプローチを開発する高い要求が存在する。

神経誘導導管（ＮＧＣ）は、末梢神経修復の挑戦に取り組む１つのアプローチである。神経外傷に対する最新技術の治療において、少数の生分解性合成神経修復導管（ＮＧＣ）、即ち、Ｎｅｕｒｏｌａｃ（登録商標）（Ｐｏｌｙｇａｎｉｃｓ）、ＮｅｕｒａＧｅｎ（Ｉｎｔｅｇｒａ Ｌｉｆｅ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ）、ＮｅｕｒａＷｒａｐ（Ｉｎｔｅｇｒａ Ｌｉｆｅ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ）、ＮｅｕｒｏＭｅｎｄ（Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｍａｔｒｉｘ）、ＧＥＭ（商標）Ｎｅｕｒｏｔｕｂｅ（Ｓｙｎｏｖｉｓ Ｍｉｃｒｏ）、Ａｖａｎｃｅ（登録商標）Ｎｅｒｖｅ Ｇｒａｆｔ（ＡｘｏＧｅｎ）、ＮｅｕｒｏＦｌｅｘ（Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｍａｔｒｉｘ）、およびＳａｌｕｔｕｎｎｅｌ（Ｓａｌｕｍｅｄｉｃａ）が、臨床的用途のために市販されている。ＮＧＣは、ポリ（Ｌ−乳酸）（ＰＬＬＡ）、ポリ（Ｄ,Ｌ−乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）またはコラーゲン等の生分解性ポリマーから作製される。これらの神経導管は、自家移植に対して代替の外科的な選択を提供するが、これらの成績は、損傷を受けた神経の機能的回復において、たとえ短い隙間の損傷でさえ、依然として自家移植より劣っているままである。全体的に見れば、現在入手可能な合成神経修復導管製品は、比較的大きな神経の隙間（ラットに対して長さ＞１ｃｍまたはヒトに対して長さ＞４ｃｍ）を治療する場合、自家移植と比較して最適以下の再生能力および不十分な機能回復率を有する。

生分解性ポリウレタン（ＰＵ）、またはウレタンドープしたポリエステルは、その優れた機械的および加工特性ならびに優れた生体適合性によって、有用な生体材料として研究されている。Ｙａｎｇらは、架橋ウレタンドープした生分解性ポリエステル（ＣＵＰＥ）足場の、神経再生のための適用に関する系統的調査を記載した。Tran et al., J Biomed Mater Res A. 2014, 102(8): 2793-804；を参照されたい；また米国特許第７９２３４８６号明細書を参照されたい。

さらに、Niu et al.,Baiomaterials 2014: 35: 4266-77は、末梢神経再生のための、ポリ乳酸（ＰＬＡ）およびポリエチレングリコール（ＰＥＧ）をベースとするブロックポリウレタンからの足場を開示した。Li et al.,J Biomed Mater Res Part A 2014: 102A: 685-97は、神経再生の可能性を持つ材料として、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）およびポリエチレングリコール（ＰＥＧ）をベースとする交互ブロックポリウレタンを開示している。

さらに、葉酸、すなわち水溶性ビタミンＢ９は、中枢神経系（ＣＮＳ）の発生、機能および修復で役割を果たすことが知られている。また、葉酸、すなわち水溶性ビタミンＢ９は、腫瘍を治療するための標的として開示されている。例えば、米国特許第７３１６８１１号明細書には、薬物送達担体としてのマルチアームポリペプチド−ポリ（エチレングリコール）ブロックコポリマー、および腫瘍を治療する標的剤としての葉酸が開示されている。しかし、ＰＮＳ損傷の部位への葉酸の局所的送達は、開示されていないと考えられる。

したがって、神経修復導管、組織足場足根骨および創傷被覆材等の生分解性医療デバイスを提供する必要性が引き続き存在する。

本開示の利点は、架橋された生分解性（交互またはランダム）ブロックポリウレタンコポリマー、および医療デバイスにおけるその使用を含む。このようなブロックコポリマーは、ウレタン結合を介して一緒に結合された複数の生分解性ポリマーまたはオリゴマーを含む。該ブロックコポリマーは、有利にはクエン酸エステルを介して架橋することができる。

これらのおよびその他の利点は、第１の生分解性ポリマーまたはオリゴマーから形成された複数の第１のブロック、および第１のポリマーまたはオリゴマーとは異なる第２の生分解性ポリマーまたはオリゴマーから形成された複数の第２のブロックを含み、第１のブロックおよび第２のブロックがウレタン結合を介して結合され、クエン酸エステルを介して架橋されている、架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーよって少なくとも部分的には満たされる。

該ブロックコポリマーの実施形態は、第１のまたは第２のポリマーまたはオリゴマーが、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩もしくはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ポリオールおよび／または（ｉｉｉ）アミン、アミド、アミノ酸もしくは第一級アミン部分を含む分子、ジイソシアナート等のイソシアナート、またはポリカルボン酸もしくはその官能性等価物、またはカテコール含有種との反応生成物から調製された、ジオール末端またはジイソシアナート末端ポリエステルを、それぞれ個々にまたは組み合わせて含む。いくつかの実施形態において、ブロックコポリマーは、葉酸を物理的にまたは共有結合的に取り込んでいる。

本開示の別の態様は、ブロックコポリマーから形成された医療デバイスを含む。神経修復導管、組織足場足根骨および創傷被覆材、細胞内方成長、軟骨再建、臓器の置換および修復、靭帯および腱の修復、骨の再建および修復、皮膚の再建および修復、血管移植、および冠動脈ステント、他の軟および硬組織の再生を含めた、様々な医療デバイスを、本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーから製作することができ、また、植込み型の医療デバイスを生体材料から作製することもできる。

本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーは、有利には、神経成長導管等の管腔の構造体として製作することができる。ＮＧＣは、単一チャンネルまたは多チャンネルであってよく、多孔質および非多孔質であってよく、テーパーありおよびテーパーなしであってよく、導管の位置に応じて変化する分解速度であってもよい。

特定の実施形態において、医療デバイスは、葉酸を、例えば物理的にまたは共有結合的に取り込んだ、１種または複数種の本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーから形成される。このような医療デバイスは、ＰＮＳ損傷部位等の損傷の部位に葉酸を局所的に送達することができる。したがって、本開示の一態様は、損傷、例えば、ＰＮＳ損傷または創傷もしくは足根骨修復等の修復組織を治療するまたは修復するために、本開示の１種または複数種の、葉酸を取り込んだ架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーから形成された医療デバイスを配置することによって、葉酸を損傷部位に送達する方法を含む。

本発明のさらなる利点は、以下の詳細な説明から当業者には容易に明らかになるが、詳細な説明においては、本発明を実行するのに予想されるベストモードの単なる例示によって、本発明の好ましい実施形態のみが示され説明される。当然のことながら、本発明は、他のおよび異なる実施形態が可能であり、そのいくつかの詳細は、すべて本発明から逸脱することなく、様々な明らかな観点において改変が可能である。したがって、図面および説明は、本来例示的であり、限定的ではないものとみなされるべきである。

添付の図面が参照されるが、同じ参照番号の指定を有する要素は、全体を通して同様の要素を表す。

葉酸（ＦＡ）と結合したシトレートポリマーの合成スキームであり、図１Ａは、ポリ（オクタメチレンシトレート）−ｃｌｉｃｋ−ＦＡ（ＰＯＣ−ＦＡ）に対するスキームであり、図１Ｂは、導電性生分解性光ルミネセンスポリマー（ＢＰＬＰ−アニリン四量体）（ＢＰＬＰ−ＡＴ−ＦＡ）をクリック結合された葉酸に対するスキームである。 葉酸（ＦＡ）と結合したシトレートポリマーの合成スキームであり、図１Ａは、ポリ（オクタメチレンシトレート）−ｃｌｉｃｋ−ＦＡ（ＰＯＣ−ＦＡ）に対するスキームであり、図１Ｂは、導電性生分解性光ルミネセンスポリマー（ＢＰＬＰ−アニリン四量体）（ＢＰＬＰ−ＡＴ−ＦＡ）をクリック結合された葉酸に対するスキームである。 図２は、アジド含有ジオールおよびアルキン含有ジオールの選択的な例の構造式である。 図３は、クイックケミストリーを介した葉酸−アルキンの合成スキームである。 図４は、神経修復顕微鏡下手術の概略図であり、実施例３の実施形態に一致する。 図５は、本明細書に記載の一実施形態による神経成長導管の透視図である。 図６は、本明細書に記載の一実施形態による神経成長導管の透視図である。 図７は、ＮＧＣの製作および移植の概略図であり、実施例２４の実施形態と一致する。 図８は、葉酸が補充された培地で培養したシュワン細胞およびＰＣ−１２細胞に対するＣＣＫアッセイの細胞毒性の図表であり、葉酸は、両細胞に対して最大１２５０ｍｇ／Ｌまでは細胞毒性がないことを示唆しており、対照群（元の培地中葉酸１．３ｍｇ／Ｌ）と比較して、相対的な細胞生存率を、増加する葉酸濃度に対してプロットし、データを平均±標準誤差として示す；ｎ＝８；^＊ｐ＜０．０５。この図面は、実施例２５の実施形態と一致している。 図９は、３種の濃度の葉酸塩を含有する培地を用いた、ＮＧＦの有無でのＰＣ１２細胞の１４日間のインキュベーションの結果、および各群におけるβ−アクチン（ロードコントロール）に対するＭＡＰ−２タンパク質の百分率を示す図表である。

本開示は、神経修復導管、組織足場足根骨および創傷被覆材等の生分解性医療デバイスに対する、機械的、形態的、電気的および生物学的な手がかりを含めた、多重の手がかりの相乗効果を提供する架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーに関する。細胞内方成長、軟骨再建、臓器置換および修復、靭帯および腱修復、骨再建および修復、皮膚保護剤、皮膚再建および修復、血管移植片、および冠動脈ステント用組織工学的足場等の他の医療デバイス、他の軟および硬組織再生、組織接着剤および外科的充填材、ならびに植込み型医療デバイスならびに爪つや出し剤およびセカンドスキン等の化粧品または審美的デバイスもまた生体材料から作製することができる。言及した医療デバイスおよび足場は、塩浸出法、ガス発泡法、ｉｎ−ｓｉｔｕ形成法、凍結乾燥法、エレクトロスピニング法、押出法、成形法、注型法およびさらに３次元（３Ｄ）印刷法または付加製造法等の一般的な方法を用いて製作することができる。

本開示の一態様において、架橋された生分解性材料は、第１の生分解性ポリマーまたはオリゴマーから形成された複数の第１のブロック、および第１のポリマーまたはオリゴマーとは異なる第２の生分解性ポリマーまたはオリゴマーから形成された複数の第２のブロックを含む、ブロックポリウレタンコポリマーを含む。第１のブロックおよび第２のブロックは、ウレタン結合を介して結合され、クエン酸エステルを介して架橋される。該ブロックコポリマーは、交互の第１のブロックおよび第２のブロックを含む交互ブロックコポリマーであることができ；またはブロックコポリマーは、ランダムブロックコポリマーであることができる。第１の生分解性ポリマーまたはオリゴマーおよび第２の生分解性ポリマーまたはオリゴマーは、それぞれが少なくとも３００、少なくとも４００、または少なくとも５００の重量平均分子量を有することができる。

本開示の特定の実施形態において、第１または第２のポリマーまたはオリゴマーは、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ジオールまたはポリオールとの反応生成物から調製された、ジオール末端またはジイソシアナート末端ポリエステルを含み、クエン酸塩は、式（Ｉ）の構造：

［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３等の低級アルキル、またはＭ^＋であり；Ｒ_４は、−ＨまたはＭ^＋であり；Ｍ^＋は金属カチオンである］
を有する。ジオールは、他の官能基、例えば、アジドまたはアルキン基を含むことができ、ポリオールは、例えば、Ｃ２〜Ｃ２０のα，ω−ｎ−アルカンジオール、ポリ（エチレングリコール）、ポリ（プロピレングリコール）を含むことができる。

シトレートポリエステルはまた、さらなる縮合モノマーから調製することができる。例えば、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ポリオール、および（ｉｉｉ）アミン、アミド、アミノ酸または第一級アミン部分、ジイソシアナート等のイソシアナート、またはポリカルボン酸もしくはその官能性等価物を含む分子、またはカテコール含有種との反応生成物から調製された、ジオール末端またはジイソシアナート末端ポリエステル。例えば、アミノ酸は、α−アミノ酸またはアルキル置換α−アミノ酸を含むことができ；ポリカルボン酸またはその官能性等価物は、マレイン酸、無水マレイン酸、フマル酸または塩化フマリルを含むことができ；カテコール含有種は、ドパミン、Ｌ−３，４−ジヒドロキシフェニルアラニン、Ｄ−３，４−ジヒドロキシフェニルアラニン、または３，４−ジヒドロキシヒドロ桂皮酸を含むことができる。

いくつかの実施形態において、シトレートポリエステルはまた、１種または複数種の式（Ａ）のモノマーと、（ｉ）１種または複数種の式（Ｂ１）もしくは（Ｂ２）のモノマー；（ｉｉ）１種または複数種の式（Ｂ１）もしくは（Ｂ２）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｃ）のモノマー；（ｉｉｉ）１種または複数種の式（Ｂ１）もしくは（Ｂ２）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｄ１）もしくは（Ｄ２）のモノマー；（ｉｖ）１種または複数種の式（Ｂ１）、（Ｂ２）もしくは（Ｂ３）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｅ）のモノマー；（ｖ）１種または複数種の式（Ｂ１）もしくは（Ｂ２）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｆ）のモノマー；（ｖｉ）１種または複数種の式（Ｂ４）、（Ｂ５）、もしくは（Ｂ６）のモノマー；または（ｖｉｉ）１種または複数種の式（Ｂ４）、（Ｂ５）もしくは（Ｂ６）のモノマー、および１種または複数種の、１種または複数種のアルキン部分もしくは１種または複数種のアジド部分を含むモノマーから調製することができ、ここで、式Ａ、Ｂ１〜Ｂ６、Ｃ、Ｄ、Ｅ、Ｆは以下の構造：

［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、それぞれ独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；Ｒ_４は、−ＨまたはＭ^＋であり；Ｍ^＋は、金属カチオン、例えば、Ｎａ^＋またはＫ^＋等の一価の金属カチオンであり；Ｒ_５は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；Ｒ_６は、−Ｈ、または−ＣＨ_３もしくは−ＣＨ_２ＣＨ_３等の低級アルキルであり；ｎおよびｍは、それぞれ独立に、１〜２０または１〜１００の範囲の整数であり；ｐは１〜２０の範囲の整数であり；Ｒ_９は、−Ｈ、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；Ｒ_１２はアミノ酸の側鎖であり；Ｒ_１４、Ｒ_１５、Ｒ_１６およびＲ_１７は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_２（ＣＨ_２）_ｘＮＨ_２、−ＣＨ_２（ＣＨＲ_１８）ＮＨ_２、または−ＣＨ_２（ＣＨ_２）_ｘＣＯＯＨであり；Ｒ_１８は、−ＣＯＯＨまたは−（ＣＨ_２）_ｙＣＯＯＨであり；ｘは０〜２０の範囲の整数であり；ｙは１〜２０の範囲の整数であり；Ｒ_２２は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３、−ＮＨ_２、ＮＨＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_２ＮＨＣＨ_３、−Ｎ（ＣＨ_３）_２、または−ＣＨ_２ＣＨ_２Ｎ（ＣＨ_２ＣＨ_３）_２であり；Ｒ_２３は、−Ｈ、−ＣＨ_３、または−ＣＨ_２ＣＨ_３、−（ＣＨ_３）_２、または−（ＣＨ_２ＣＨ_３）_２であり；Ｒ_２４は、−Ｈまたは−ＣＨ_３であり；Ｒ_２５は、−（ＣＨ_２）_ａ−、−（ＣＨ_２ＣＨ_２Ｏ）_ｂ−または−（ＣＨ_２ＯＣＨ_２）_ｂ−であり；Ｒ_２６は、−Ｈ、−ＣＨ_３、またはＣ２〜Ｃ２０アルキルであり；Ｒ_２７は、−Ｈ、−Ｃ（Ｏ）ＣＨ_３、または−Ｃ（Ｏ）ＣＨ_２ＣＨ_３であり；Ｒ_２８およびＲ_２９は、独立に、ＯＨまたは−ＮＨ_２であり；ＸおよびＹは、独立に、Ｏ−または−ＮＨ−であり；Ｚは、−Ｈ、−ＣＨ_３、−（ＣＨ_３）_２、−（ＣＨ_２ＣＨ_３）_２、または

であり；ａは０〜２０の整数であり；ｂは０〜２０００の整数であり；上式におけるｎ１は、１から２０００の間の整数であり；ｍ１およびｐは、独立に、１〜２０の範囲の整数であり；式（Ｂ４）のモノマーは、−ＯＨまたは−ＮＨ_２を含む末端を少なくとも１つ有する］
を有する。

上記の様々なモノマーから様々なシトレートポリエステルを作製することができる。例えば、生分解性ポリ（オクタメチレンシトレート）およびアニリン四量体とカップリングされた生分解性光ルミネセンスポリマー（ＢＰＬＰ−ＡＴ）の合成を概略的に示す図１Ａおよび１Ｂを参照されたい。図１Ａ〜１Ｂに示すシトレートベースのポリエステルは、クリックアルキン−アジドケミストリーを介して葉酸塩を取り込むこともできる。シトレートポリエステルがクリック可能なジオールを用いないで合成された場合、葉酸は、コンジュゲーションのための水溶性カルボジイミド（ＷＳＣ）の使用等の適用可能な他のコンジュゲーション方法を介してポリマーにコンジュゲートすることもできる。シトレートポリエステルに含めることができる、１種または複数種のアルキン部分または１種または複数種のアジド部分を含む他の有用なモノマーを図２に例として示す。

いくつかの実施形態において、第１または第２の生分解性ポリマーまたはオリゴマーは、式（ＩＩ）の構造

［式中、Ｒ_１は、−ＯＨ、−ＮＣＯまたは−Ｒ_４−ＮＣＯであり；Ｒ_２は、−Ｈまたは−Ｒ_５−ＮＣＯであり；Ｒ_３は、−Ｈまたは−ＣＨ_３であり；Ｒ_４およびＲ_５は、独立に、１〜３０個の炭素原子を有する、アルキレン、アルケニレン、アリーレン、ヘテロアリーレン、アルコキシレン、アリーロキシレン、またはカルバミン酸塩残基であり；ｎは１０から１０００の間の整数であり、ただし、Ｒ_１およびＲ_２の両者は、ポリマーまたはオリゴマーに、ヒドロキシル部分を提供し、または両者はイソシアナート部分を提供する］
を有する。

コポリマーの第１または第２のブロックを形成するのに使用することができる、他の有用な生分解性ポリマーおよび／またはオリゴマーには、ジオール末端またはジイソシアナート末端のポリエーテルまたはポリエステル、例えば、ジオール末端またはジイソシアナート末端の、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）、ポリ（プロピレングリコール）（ＰＰＧ）、生分解性光ルミネセンスポリマージオール（ＢＰＬＰ）、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、これらのコポリマー、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ））、ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリヒドロキシアルカノエート（ＰＨＡ）、ポリ（乳酸）−ポリ（エチレングリコール）コポリマー（ＰＬＡＰＥＧ）、ポリ（グルタミン酸）−ポリ（エチレングリコール）コポリマー（ＰＧＡＰＥＧ）、ＰＬＡＧＡＣＬＰＥＧコポリマー、ポリヒドロキシブチレート（ＰＨＢ）、ＰＣＬＰＥＧ、生分解性光ルミネセンスポリマー（ＢＰＬＰ）、ポリ（エチレングリコール）マレエートシトレート（ＰＥＧＭＣ）、イガイから着想した、注入可能なシトレートベースの生体接着物質（ｉＣＭＢＡ）、ポリ（オクタメチレンシトレート）（ＰＯＣ）、クリック可能なＰＯＣ（ＰＯＣ−ｃｌｉｃｋ）またはシトレートベースのポリマー、またはこれらの組合せが含まれる。

第１のブロックおよび第２のブロックは、脂肪族ポリエステルジオールおよびジイソシアナート末端の、ＰＥＧ、ＰＰＧ等の親水性ポリエーテル部分の間の、または脂肪族ポリエーテルジオールおよびジイソシアナート末端脂肪族ポリエステルジオールの間の、または脂肪族ポリエステルジオールおよびジイソシアナート末端の、ＰＬＧＡ、ＰＬＡ、ＰＣＬ、ＰＨＡ、ＰＯＣ、ＢＰＬＰ、ｉＣＭＢＡ、ＰＯＣ−ｃｌｉｃｋ、ＰＥＧＭＣ、ＰＬＡＰＥＧ、ＰＣＬＰＥＧ、ＰＧＡＰＥＧ、ＰＬＡＧＡＣＬＰＥＧ、ＰＨＢ等の脂肪族ポリエステル部分の間の、カップリング反応を経由して、ウレタン結合を介して結合することができる。

第１および第２の生分解性ポリマーまたはオリゴマーの間のウレタン結合の形成を、塊状でまたは有機溶媒中において実施してもよく、典型的には、不活性雰囲気下、湿気を除外して実施する。２−エチルヘキサン酸スズ（ＩＩ）（ＳｎＯｃｔ_２）、ブチルジラウリン酸二スズ等のスズ触媒が典型的には反応に使用される。ヒドロキシル基およびイソシアナート基は、典型的には等モル比である。反応条件は、典型的には３０〜１００℃で８〜７２時間である。

生分解性ブロックポリウレタンコポリマーは、クエン酸エステルを含むブロックコポリマーを加熱することによって架橋される。有利には、架橋に先立ってブロックコポリマーを、溶液または懸濁液から所望の形状に造形し、次いで熱で乾燥して、第１および第２のひとそろいのブロックを含む架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーを形成することができる。生分解性ブロックポリウレタンコポリマーはまた、ＰＯＭＣ、ＰＥＧＭＣもしくは二重結合含有シトレートポリマーブロックがＰＵ合成に使用される場合は、光開始剤もしくは酸化還元開始剤等の開始剤を用いて、またはｉＣＭＢＡブロックがＰＵ合成に使用される場合は、メタ過ヨウ素酸ナトリウム塩もしくは硝酸銀を用いて、またはＰＯＣ−ｃｌｉｃｋブロック等のクリック可能なシトレートポリマーがＰＵ合成に使用される場合は、クリックケミストリーに使用される銅触媒を用いて、さらに架橋することができる。

合成の間に、ＰＯＣ−ｃｌｉｃｋ、ＰＯＣ、ウレタンドープされたＰＯＣ、ｉＣＭＢＡ等の官能性架橋性ブロックが使用され、生分解性光ルミネセンスポリマー（ＢＰＬＰ）が使用された場合、生分解性ブロックポリウレタンコポリマーは、さらに官能化することができ、このようにして多用途のクラスの架橋ポリマーを生じさせることができる。この方策は、材料の特性および官能性のさらなる制御を可能にして、生物医学的分野の製品の応用および加えて他の非医学的応用をもたらす。機械的特性および分解性等の調節可能な物理的特性に加えて、シトレートポリマーの使用によりＰＵに追加される官能性には、限定するものではないが、抗炎症性、抗酸化性、抗血栓性、生体接着性および蛍光特性、ならびに葉酸等の付加されたまたはコンジュゲートされた分子による他の官能性が含まれる。

例えば、葉酸を、架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマー中に取り込むことができる。葉酸は、再生および神経保護効果を誘発するものと考えられる。局所的に送達された葉酸は、ニューロンの分化および神経幹細胞（ＮＳＣ）の増殖増加を誘発するのに有効であることが見出された。葉酸の取込みは、本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーに、神経幹細胞分化および神経組織再生を促進することができる向神経性の因子を付与する。

さらに、葉酸の本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーへの物理的または共有結合的な取込みは、特にＰＮＳ再生を促進する設計を可能にする。ＮＧＣそれ自体を介した官能性の局所的な葉酸の送達は、メチル化環境の改変を経由して損傷を受けた脳、脊髄および他の組織の修復を促進する、新規な組織工学的な方策である。

葉酸を、例えば、架橋の前にまたはその後に、葉酸を生分解性ブロックポリウレタンコポリマーと混合することによって、本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーに物理的に取り込むことができる。あるいは、クリックケミストリーの使用を経由して葉酸塩を共有結合して、葉酸塩のペンダント基を形成することによって、葉酸を本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーに共有結合的に取り込んでもよい。図２は、クエン酸エステルを調製し、本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーに葉酸を共有結合的に取り込むのに使用することができる、アジド含有ジオールおよびアルキン含有ジオールの選択的な例を示す。図３は、葉酸をアルキンで修飾する代表的な合成スキームを示す。アルキンで修飾されると、葉酸は、ブロックコポリマー上のアジドと反応すること、即ち、代表的なクリックケミストリーによって、架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーに取り込まれて、例えば、図１に示すように葉酸塩のペンダント基を形成することができる。

本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーから、神経修復導管、組織足場足根骨および創傷被覆材を含めて、様々な医療デバイスを製作することができ、細胞内方成長、軟骨再建、臓器置換および修復、靭帯および腱修復、骨再建および修復、皮膚再建および修復、血管移植片、および冠動脈ステント、他の軟および硬組織再生ならびに植込み型医療デバイスも生体材料から作製することができる。

さらに、本開示のブロックコポリマーは、ヒドロキシアパタイト、リン酸カルシウム、バイオガラス、酸化マグネシウム、酸化カルシウム、カーボンナノチューブ、グラフェン等の他の無機または金属材料と複合化して、整形外科的応用および他の生物医学的応用のための複合材料を形成することができる。

本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーを、内腔の内部つぶれなしで最大１４０度までの屈曲を可能にする高い耐キンク性を有する内腔の構造物として製作することが有利である。

本開示の一態様において、神経成長導管は、１種または複数種の本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーから形成される。本開示の一実施形態において、神経成長導管は、第１の多孔率を有するコアまたは内腔成分、およびコアまたは内腔成分を取り囲み、第１の多孔率と異なる第２の多孔率を有するシェルまたは外部足場成分を含む、コア−シェルまたは内腔−外部足場構造を有する。コア成分は、シェル成分より高い多孔率を示す。

図４は、神経修復顕微鏡下手術の概略図を示す。図に示すように、神経導管、例えば多孔質神経導管は、近位の断端神経に取り付ける近位の末端、遠位の断端神経に取り付ける遠位の末端、および近位の末端から遠位の末端の間の中央の領域を有する。ＮＧＣは、０．５ｍｍ〜５ｍｍのチャンネル直径を有する単一チャンネル、または５０ミクロン〜５００ミクロンのチャンネルの直径を有する多チャンネルであってもよい。多チャンネルのＮＧＣに対して、チャンネルの数は、１〜３０の範囲であってもよい。中空の多孔質ＮＧＣに対して、ＮＧＣ壁の孔径は０ｎｍ〜５００ミクロン（好ましくは５０ミクロン未満）で変化してもよく、壁厚は、１００ミクロン〜２ｍｍで変化してもよい。いくつかの実施形態において、神経導管は、外側（０％から開始して）から内側領域（最大９９％）までの勾配多孔率を生じさせるような方法で製作することができる。

孔径は、５００ｎｍ〜５０ミクロンの範囲で足場全体にわたり均一であってもよい。代替的におよび図５の実施形態において示すように、孔径は、０ｎｍ〜５００ミクロンの範囲の外部孔径から０ｎｍ〜最大５００ミクロンの範囲の内腔孔径までの勾配であってもよい。壁厚は、１００ミクロン〜最大２ｍｍの範囲であってもよい。

さらにまたは別法では、神経導管は、テーパーのある管状構造または図６の実施形態に図示する形態であってもよい。示されたように、管状神経導管の内径および／または外径は、導管が一方の末端で他の末端と比較してより大きな内径および／または外径を有するように、全体的に連続的な方法（波状の方法または「山−および−谷」状の方法とは対照的に）を含めて、神経導管の近位の末端から遠位の末端まで変化してもよい。このような構造は、遠位に進むにつれて先細になる神経のために特に好都合であり得る。

図７は、ＮＧＣの製作および移植の概略図である。図７の実施形態に示されるように、ＮＧＣを神経断端に縫合するまたは神経末端に接着してもよい。多チャンネルのＮＧＣに対して、ＮＧＣの両方の末端は、縫合および接着を介して神経末端を包み込むのを容易にするためにチャンネルなしとして特に設計する。チャンネルのない部分は、橋がかけられる神経のサイズ以上であるべきであり、神経末端を固定するのに必要なだけ長くしてもよい。無縫合ＮＧＣ移植に関しては、ＮＧＣの末端部（多チャンネルのＮＧＣの場合は、チャンネルのない部分）を生体グルー／生体接着物質中に浸漬しまたはそれを充填して、グルー／接着物質がＮＧＣの末端部に被膜／吸収されるようにさせた。神経末端もまた、ｉＣＭＢＡ、フィブリングルー、シアノアクリラート、ＰＥＧ、アルブミンまたはキトサンベースの生体グルーまたはシーラント等の生体グルー／生体接着物質、または外科手術に使用される任意の他の生体グルー／接着物質／シーラントで被覆される。

本開示の一実施形態において、架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーを、位置に応じて変化する分解速度を有する神経導管として製作することができる。即ち、神経導管は、神経導管内で位置に応じて変化する分解速度を有する。

特定の実施形態において、医療デバイスは、葉酸を例えば、物理的にまたは共有結合的に取り込んだ、１種または複数種の本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーから形成される。このような医療デバイスは、葉酸をＰＮＳ損傷部位等の損傷の部位に局所的に送達することができる。したがって、本開示の一態様は、葉酸を取り込んだ１種または複数種の本開示の架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマーから形成された医療デバイスを配置することによって、損傷、例えばＰＮＳ損傷、または創傷、もしくは足根骨修復等の修復組織を治療または修復するために、葉酸を損傷部位に送達する方法を含む。

以下の実施例は、本発明の特定の好ましい実施形態をさらに例示するものであり、本来限定するものではない。当業者ならば、常套の実験のみを用いて、本明細書に記載の特定の材料および手順の均等物を理解するまたは確認することができる。

ＰＥＧ−ジイソシアナートプレポリマーの合成の実施例
ジイソシアナート末端ＰＥＧを、Schouten et.al., Biomaterials 2005, 26, 4219−4228にいくつかの修正をして合成した。簡潔に言えば、１００ｍＬ二口フラスコ中で、無水１，２−ジクロロエタン３０ｍＬに、ＰＥＧ ２．４ｇ（Ｍ_ｎ＝４００、６×１０^−３ｍｏｌ）およびオクタン酸第一スズ０．０６ｇを１００℃で溶解した。次いで、系中の微量の水を、共沸蒸留により、フラスコに１，２−ジクロロエタン１５ｍＬが残るまで除去した。残留する溶液１５ｍＬを２０ｍＬの注射器に移した。この溶液を、ＨＤＩ ２．０ｇ（１２×１０^−３ｍｏｌ）および１，２−ジクロロエタン２０ｍＬが予め投入された２５０ｍＬ三口フラスコに滴下添加した。窒素ガス下で５０℃において５時間反応を実施した。残留するＰＥＧ−ジイソシアナートを、さらに使用するためにフラスコに維持した。

ＰＣＬおよびＰＥＧベースの交互ブロックポリウレタン（ＰＵＣＬ−ａｌｔ−ＰＥＧ）合成の実施例
１００ｍＬの３口フラスコ中で、０．００６ｍｏｌの量のＰＣＬ−ジオールを１，２−ジクロロエタン６０ｍＬに溶解した。水分を１０５℃における共沸蒸留によって除去した。約２０ｍＬの残留する溶液を２５ｍＬの注射器に移し、実施例１で調製したＰＥＧ−ジイソシアナートのフラスコ中に緩徐に滴下した。７５℃で４８時間の反応後、粘性の溶液生成物を室温まで冷却させ、石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈殿させた。生成物を回収し、真空下４０℃で一定の重量まで乾燥した。平均収率は９０％であった。全面的な合成手順を以下のスキームで例示する。

神経修復試験
ポリウレタン神経誘導導管の製作
多孔質ポリウレタン神経誘導導管を、ディップコーティングおよび塩浸出方法を用いて調製した。典型的には、ブロックコポリマー（架橋前）１ｇをＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）１０ｍＬに、６０℃で１時間溶解した。次いで、ＮａＣｌ粒子（５〜１０μｍ）２ｇを、多孔質導管製作用ポロゲンとして、該溶液に添加し、十分混合した。外径１．５ｍｍのステンレススチ−ル線を金型として使用した。金型を上記塩懸濁液に１５秒間浸漬し、次いで取り出して３分間溶媒蒸発させた。上記のディップコーティングおよび乾燥サイクルを、所望のコーティング厚さが得られるまで、必要に応じて５回以上繰り返した。最後のコーティング後、コーティングスラリーを有する金型を、清浄な白色の紙またはＴｅｆｌｏｎシート上で回転して、金型上のコーティングの充填物を固めた。次いで、得られたポリマー／塩のコーティングを２日間空気乾燥し、２日間真空乾燥し、続いて架橋して／架橋せずに、次いで脱イオン水中で塩浸出し、凍結乾燥し、脱型して、多孔質神経誘導導管を得た。

葉酸を含むＰＣＬおよびＰＥＧベースの交互ブロックポリウレタン（ＦＰＵＣＬ−ａｌｔ−ＰＥＧ、またはＦＡｌｔＰＵ）調製の実施例
実施例２で調製したＰＵＣＬ−ａｌｔ−ＰＥＧ ５グラムをＤＭＦ ２０ｍＬに溶解して、透明な溶液を作製した。様々な量の葉酸（０．１ｍｇ〜１０００ｍｇ）をＤＭＦ １０ｍＬに溶解して、別の溶液を作製した。２種の溶液を均一に混合し、自然乾燥した。葉酸を含有するＰＵＣＬ−ａｌｔ−ＰＥＧの膜を調製した。あるいは、上記のようにして、ＡｌｔＰＵの足場を調製した。様々な量の葉酸（０．１ｍｇ／Ｌ〜１０００ｍｇ／Ｌ）を脱イオン（ＤＩ）水またはＰＢＳに溶解した。足場を上記のＦＡ溶液に２４時間浸漬し、続いて凍結乾燥することによって、ＦＡｌｔＰＵ足場を得た。

ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）ジオールの合成の実施例
触媒として無水トルエン−ｐ−スルホン酸を用いて、精製されたＰＬＧＡおよび１，４−ブタンジオールの間のエステル交換反応によって、ＰＬＧＡ−ジオールを調製した。典型的には、ＰＬＧＡ（５ｇ；ＭＷ ５×１０^４）をクロロホルム１００ｍＬに溶解し、３０分間還流し、続いて、トルエン−ｐ−スルホン酸（１．５ｇ）および１，４−ブタンジオール（５ｇ）を添加した。７５℃の還流下、１８時間反応を実施し、室温まで冷却した。得られた溶液を蒸留水で４回洗浄して、未反応の１，４−ブタンジオールおよび触媒を除去し、次いで濃縮し、減圧下で乾燥した。生成物を真空下一定の重量まで乾燥した。平均収率は約８０％であった。分子量２０００を有するＰＬＧＡ−ジオールを得た。

ポリ（オクタメチレンシトレート）（ＰＯＣ）プレポリマーおよびＰＯＣベースの架橋ポリウレタン（ＸＡｌｔＰＵ−ＰＯＣ）の合成の実施例
J.Yang et al. (Synthesis and evaluation of poly (diol citrate) biodegradable elastomers. Biomaterials. 2006; 27, 1889-98に従って、ＰＯＣ−ジオールプレポリマーを合成した。簡潔に言えば、注入口および排出口付きの三口反応フラスコ中で、クエン酸および１，８−オクタンジオールを１：１．１のモル比で、１６０〜１６５℃において塊状重合させた。混合物が溶融した後、温度を１４０℃まで低下させ、反応混合物をさらに６０分撹拌して、ＰＯＣプレポリマーを生じさせた。プレポリマーを、脱イオン水中に滴下で沈殿させることによって精製した。沈殿したプレポリマーを回収し、凍結乾燥して、精製されたＰＯＣ−ジオールプレポリマーを得た。ＰＯＣ−ジオールの平均分子量は、ＭＡＬＤＩ−ＭＳによって８５０〜１２００ダルトンと特性決定された。第一級末端ヒドロキシル基からウレタン結合を介した、ＰＯＣ−ジオールプレポリマーの連鎖延長によって、架橋ポリウレタンを調製した。さらなる熱架橋のために、ＰＯＣ−ジオールの側鎖の第三級ヒドロキシル基を使用して、ＰＯＣベースの架橋ポリウレタンエラストマー（ＸＰＵ−ＰＯＣ）を得た。

ポリ（オクタメチレンシトレート）（ＰＯＣ）およびＰＥＧベースの交互ブロックポリウレタン（ＰＵＰＯＣ−ａｌｔ−ＰＥＧ）の合成の実施例
２５０ｍｌ ３口フラスコ中で、実施例６において調製したＰＯＣ−ジオール５．１ｇ（０．００６ｍｏｌ）を、１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサン６０ｍＬに溶解した。１０５℃における共沸蒸留によって、水分を除去した。約２０ｍＬの残留する溶液を３０ｍＬの注射器に移し、実施例１において調製したＰＥＧ−ジイソシアナートのフラスコ中に緩徐に滴下した。７５℃における４８時間の反応後、粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈殿させた。生成物を回収し、真空下４０℃において一定の重量まで乾燥した。平均収率は９０％であった。

ＰＯＣおよびＰＥＧベースの架橋された交互ブロックポリウレタン（ＸＰＵＰＯＣ−ａｌｔ−ＰＥＧ）合成の実施例
実施例７で合成した、ポリ（１，８−オクタンジオールクエン酸塩）（ＰＯＣ）およびＰＥＧベースの交互ブロックポリウレタン（ＰＵＰＯＣ−ａｌｔ−ＰＥＧ）溶液を、Ｔｅｆｌｏｎの型上に注型し、層状エアフローを備えたドラフト中ですべての溶媒が蒸発されるまで乾燥させた。得られたＰＵＰＯＣ−ａｌｔ−ＰＥＧ膜を８０℃に維持されたオーブンに所定の時間移動して、架橋交互ブロックポリウレタンをドープしたＰＯＣポリエステルエラストマー（ＸＰＵＰＯＣ−ａｌｔ−ＰＥＧ）を得た。

ＰＯＣおよびＰＥＧベースのランダムブロックポリウレタン（ＰＵＰＯＣ−ｒａｎ−ＰＥＧ）および架橋ランダムブロックポリウレタン（ＸＰＵＰＯＣ−ｒａｎ−ＰＥＧ）の合成の実施例
典型的には、２５０ｍＬの３口フラスコにおいて、ＰＯＣ−ジオール０．０１ｍｏｌ、ＰＥＧ ０．０１ｍｏｌおよびオクタン酸第一スズ０．１５ｇを１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサン１００ｍＬに溶解し、共沸蒸留によって水を除去し、５０ｍＬの溶液がフラスコに残留した。フラスコを７５℃まで冷却したとき、１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサン１０ｍＬ中のＨＤＩ ０．０２ｍｏｌを注入した。反応混合物を窒素雰囲気下、７５℃で４８時間撹拌した。粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈殿させた。生成物を回収し、真空下４０℃において一定の重量まで乾燥した。平均収率は９０％であった。得られたＰＵＰＯＣ−ｒａｎ−ＰＥＧ膜を８０℃に維持されたオーブン中に所定の時間移動して、架橋された交互ブロックポリウレタンをドープしたＰＯＣポリエステルエラストマー（ＸＰＵＰＯＣ−ａｌｔ−ＰＥＧ）を得た。

脂肪族生分解性光ルミネセンスポリマージオール（ＢＰＬＰ−ジオール）プレポリマーの合成の実施例
J.Yang et al. (Development of aliphatic biodegradable photoluminescent polymers. Proceedings of the National Academy of Science of the United States of America. 2009; 106: 10086-91)に従って、ＢＰＬＰ−ジオールプレポリマーを合成した。簡潔に言えば、クエン酸および１，８−オクタンジオールを１：１．１のモノマーのモル比で組み合わせ、Ｌ−システイン（または他のアミン含有分子）を、Ｌ−システイン／クエン酸のモル比０．２で追加して撹拌した。１６０℃において２０分間で溶融した後、温度を１４０℃まで低下させ、さらに７５分連続的に撹拌して、ＢＰＬＰ−システイン（ＢＰＬＰ−Ｃｙｓ）ジオールプレポリマーを得た。ＢＰＬＰ−ジオールプレポリマーを、プレポリマー溶液を水中に沈殿させることによって精製し、続いて凍結乾燥した。ＢＰＬＰ−ジオールの平均分子量は、ＭＡＬＤＩ−ＭＳによって８００と特性決定された。第一級末端ヒドロキシル基からウレタン結合を介した、ＢＰＬＰ−ジオールプレポリマーの連鎖延長によって、ＢＰＬＰベースのポリウレタン（ＰＵ−ＢＰＬＰ）を調製した。ＢＰＬＰ−ジオールの側鎖第三級ヒドロキシル基をさらなる熱架橋に使用して、ＢＰＬＰベースの架橋ポリウレタンエラストマー（ＸＰＵ−ＢＰＬＰ）を得た。

脂肪族生分解性光ルミネセンスポリマージオール（ＢＰＬＰ−ジオール）およびＰＥＧベースの交互ブロックポリウレタン（ＰＵＢＰＬＰ−ａｌｔ−ＰＥＧ）の合成の実施例
２５０ｍｌ ３口フラスコ中で、実施例１０において調製したＢＰＬＰ−ジオール５．０ｇ（０．００６ｍｏｌ）を、１，２−ジクロロエタン６０ｍＬに溶解した。１０５℃における共沸蒸留で水分を除去した。約２０ｍＬの残留する溶液を３０ｍＬの注射器に移し、実施例１において調製したＰＥＧ−ジイソシアナートのフラスコ中に緩徐に滴下した。７５℃における４８時間の反応後、粘性の溶液生成物を石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈殿させた。生成物を回収し、真空下４０℃において一定の重量まで乾燥した。平均収率は９０％であった。

ＢＰＬＰおよびＰＥＧベースの架橋交互ブロックポリウレタンをドープしたＢＰＬＰポリエステルエラストマー（ＸＰＵＢＰＬＰ−ａｌｔ−ＰＥＧ）の合成の実施例
実施例１０において合成したＢＰＬＰ−ジオールおよびＰＥＧベースの交互ブロックポリウレタン（ＰＵＢＰＬＰ−ａｌｔ−ＰＥＧ）溶液を、Ｔｅｆｌｏｎの型上にキャストし、層状エアフローを備えたドラフト中ですべての溶媒が蒸発するまで乾燥させておいた。得られたＰＵＢＰＬＰ−ａｌｔ−ＰＥＧ膜をオーブンに移動し、後重合のために８０℃に４日間維持して、架橋交互ブロックポリウレタンをドープしたＢＰＬＰポリエステルエラストマー（ＸＰＵＰＯＣ−ａｌｔ−ＰＥＧ）を得た。

脂肪族ＢＰＬＰおよびＰＥＧベースのランダムブロックポリウレタン（ＰＵＢＰＬＰ−ｒａｎ−ＰＥＧ）合成の実施例
典型的には、２５０ｍＬの３口フラスコにおいて、ＰＯＣ−ジオール０．０１ｍｏｌ、ＰＥＧ ０．０１ｍｏｌおよびオクタン酸第一スズ０．１５ｇを１，２−ジクロロエタン１００ｍＬに溶解し、共沸蒸留によって水を除去し、５０ｍＬの溶液がフラスコに残留した。フラスコを７５℃まで冷却したとき、１，２−ジクロロエタン１０ｍＬ中のＨＤＩ ０．０２ｍｏｌを注入した。反応混合物を窒素雰囲気下、７５℃で４８時間撹拌した。粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈殿させた。生成物を回収し、真空下４０℃において一定の重量まで乾燥した。平均収率は９０％であった。

イガイから着想した、シトレートベースの生体接着物質（ＣＭＢＡ）−ジオールの合成の実施例
ＣＭＢＡ−ジオールプレポリマーを、M.Mehdizadeh et al.(Injectable citrate-based mussel-inspired tissue bioadhesives with high wet strength for sutureless wound closure. Biomaterials. 2012; 33: 7972-83)にいくつかの修正をして合成した。簡潔に言えば、１：１．１のモノマーモル比のクエン酸および１，８−オクタンジオールを１６０℃において２０分間溶融した。次に、窒素ガスフロー下、ドパミンの計算量を混合物に添加した。透明な溶液を形成するのに十分な時間静置した後、真空下温度を１４０℃まで低下させ、所望の分子量が得られるまでに必要な時間撹拌した。得られたｉＣＭＢＡ−ジオールプレポリマーを１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサンに溶解した。ｉＣＭＢＡ−プレポリマーを、１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサン溶液から水中に沈殿させることによって精製し、続いて凍結乾燥させた。

イガイから着想した、シトレートベースの生体接着物質（ＣＭＢＡ）をベースとするポリウレタン（ＰＵ−ＣＭＢＡ）および架橋ＰＵ−ＣＭＢＡの合成の実施例
ＣＭＢＡ−ジオールプレポリマーを、M. Mehdizadeh et.al., [43]にいくつかの修正をして合成した。簡潔に言えば、１：１．１のモノマーモル比のクエン酸および１，８−オクタンジオールを１６０℃において２０分間溶融した。次に、窒素ガスフロー下、ドパミンの計算量を混合物に添加した。透明な溶液を形成するのに十分な時間静置した後、真空下温度を１４０℃まで低下させ、所望の分子量が得られるまでに必要な時間撹拌した。得られたｉＣＭＢＡ−プレポリマーを１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサンに溶解した。ｉＣＭＢＡ−プレポリマーを、１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサン溶液から水中に沈殿させることによって精製し、続いて凍結乾燥させた。架橋ＸＰＵ−ＣＭＢＡを、実施例６と同様の手順で調製した。

イガイから着想した、シトレートベースの生体接着物質（ＣＭＢＡ）およびＰＥＧをベースにする交互ポリウレタン（ＰＵＣＭＢＡ−ａｌｔ−ＰＥＧ）および架橋ＰＵＣＭＢＡ−ａｌｔ−ＰＥＧ（ＸＰＵＣＭＢＡ−ａｌｔ−ＰＥＧ）の合成の実施例
ＣＭＢＡ−ジオールプレポリマーを、M. Mehdizadeh et.al., [43]にいくつかの修正をして合成した。簡潔に言えば、１：１．１のモノマーモル比のクエン酸および１，８−オクタンジオールを１６０℃において２０分間溶融した。次に、窒素ガスフロー下、ドパミンの計算量を混合物に添加した。透明な溶液を形成するのに十分な時間静置した後、真空下温度を１４０℃まで低下させ、所望の分子量が得られるまでに必要な時間撹拌した。得られたｉＣＭＢＡ−プレポリマーを１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサンに溶解した。ｉＣＭＢＡ−プレポリマーを、１，２−ジクロロエタンまたは１，４−ジオキサン溶液から水中に沈殿させることによって精製し、続いて凍結乾燥させた。
ＰＵＣＭＢＡ−ａｌｔ−ＰＥＧ）合成に対しては、典型的には、２５０ｍＬの３口フラスコにおいて、ＣＭＢＡ−ジオール０．０１ｍｏｌおよびオクタン酸第一スズ０．１５ｇを１，２−ジクロロエタン１００ｍＬに溶解し、共沸蒸留によって水を除去し、５０ｍＬの溶液がフラスコに残留した。フラスコを冷却したとき、該溶液を、実施例１で調製したＰＥＧ−ジイソシアナート０．０１モル中に注入した。反応混合物を窒素雰囲気下、７５℃で４８時間撹拌した。粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈殿させた。生成物を回収し、真空下４０℃において一定の重量まで乾燥した。平均収率は９０％であった。ＸＰＵＣＭＢＡ−ａｌｔ−ＰＥＧを、実施例１２と同様の手順で調製した。

アジド基を有するＰＣＬベースのクリック可能なランダムブロックポリウレタン（ＲａｎＰＵ−Ｎ３）の合成の実施例
１００ｍＬの３口フラスコ中で、０．００３ｍｏｌの量のＰＣＬ−ジオールを１，２−ジクロロエタン５０ｍＬに溶解した。水分を１０５℃における共沸蒸留によって除去した。約２０ｍＬの残留する溶液を２５ｍＬの注射器に移し、１，２−ジクロロエタン５ｍＬ中の２，２−ビス（アジドメチル）プロパン−１，３−ジオール（Jian Yang et.al, Advanced Materials 2014, 26, 1906−1911に従って調製した）０．００３ｍｏｌを加えた、実施例１で調製したＰＥＧ−ジイソシアナート（０．００６ｍｏｌ）のフラスコ中に緩徐に滴下した。７５℃においてさらに４８時間反応させ、粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、さらにクリック反応をさせた。

アルキン基を有するクリック可能なランダムブロックポリウレタン（ＲａｎＰＵ−Ａｌ）の合成の実施例
１００ｍＬの３口フラスコ中で、０．００３ｍｏｌの量のＰＣＬ−ジオールを１，２−ジクロロエタン５０ｍＬに溶解した。水分を１０５℃における共沸蒸留によって除去した。約２０ｍＬの残留する溶液を２５ｍＬの注射器に移し、１，２−ジクロロエタン５ｍＬ中のプロパルギル２，２−ビス（ヒドロキシルメチル）プロピオナート（アルキン−ジオール）（J Yang et al.[45]に記載された通りに調製した）０．００３モルを加えた、実施例１で調製したＰＥＧ−ジイソシアナート（０．００６ｍｏｌ）のフラスコ中に緩徐に滴下した。７５℃においてさらに４８時間反応させた。

クリックケミストリーを介した架橋ランダムブロックポリウレタン（ＸＲａｎＰＵ−クリック）の合成の実施例
いずれの潜在的に有毒な金属イオンをも用いることなく、生体材料を合成することが有利であると考えられる。したがって、アジドおよびアルキンの銅触媒クリック反応は、使用することはできるが、この調製の選択肢ではない。本明細書では、熱的同時二元（ＴＳＢ）架橋クリックケミストリーが、ＲａｎＰＵ−Ｎ３およびＲａｎＰＵ−Ａｌの混合物を１００℃において３日間加熱することによって形成された。したがって、膜を製造するために、等量のＲａｎＰＵ−Ｎ３（実施例１５）およびＲａｎＰＵ−Ａｌ（実施例１６）を１，２−ジクロロエタンに溶解した。該膜を真空下１００℃で３日間加熱して、架橋された交互ブロックポリウレタン（ＸＲａｎＰＵ−クリック）を得た。

アジド基を有する、ＰＣＬおよびＰＥＧベースのクリック可能な交互ブロックポリウレタン（ＡｌｔＰＵ−Ｎ３）の合成の実施例
１００ｍＬの３口フラスコ中で、０．００３ｍｏｌの量のＰＣＬ−ジオールを１，２−ジクロロエタン５０ｍＬに溶解した。水分を１０５℃における共沸蒸留によって除去した。約２０ｍＬの残留する溶液を２５ｍＬの注射器に移し、実施例１で調製したＰＥＧ−ジイソシアナート（０．００６ｍｏｌ）のフラスコ中に緩徐に滴下し、７５℃において２４時間反応させて、ＰＣＬ−ＰＥＧジイソシアナートを得た。次に、１，２−ジクロロエタン５ｍＬ中の２，２−ビス（アジドメチル）プロパン−１，３−ジオール（Jian Yang et.al. ( Click chemistry plays a dual role in biodegradable polymer design. Adv Mater. 2014, 26, 1906−11に従って調製した）０．００３モルを上記ＰＣＬ−ＰＥＧジイソシアナート溶液に添加した。７５℃においてさらに４８時間反応させ、次いで得られた粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈澱させた。生成物を回収し、真空下４０℃で一定の重量まで乾燥した。

アルキン基を有する、ＰＣＬおよびＰＥＧベースのクリック可能な交互ブロックポリウレタン（ＡｌｔＰＵ−Ａｌ）の合成の実施例
１００ｍＬの３口フラスコ中で、０．００３ｍｏｌの量のＰＣＬ−ジオールを１，２−ジクロロエタン５０ｍＬに溶解した。水分を１０５℃における共沸蒸留によって除去した。約２０ｍＬの残留する溶液を２５ｍＬの注射器に移し、実施例１で調製したＰＥＧ−ジイソシアナート（０．００６ｍｏｌ）のフラスコ中に緩徐に滴下し、７５℃において２４時間反応させて、ＰＣＬ−ＰＥＧジイソシアナートを得た。次に、１，２−ジクロロエタン５ｍＬ中のプロパルギル２，２−ビス（ヒドロキシメチル）プロピオナート（アルキン−ジオール）（Jian Yang et al. ( Click chemistry plays a dual role in biodegradable polymer design. Adv Mater. 2014, 26, 1906−11に従って調製した）０．００３モルを上記ＰＣＬ−ＰＥＧジイソシアナート溶液に添加した。７５℃においてさらに４８時間反応させ、次いで得られた粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、石油エーテルおよびメタノール（２０／１、体積／体積％）の混合物中で沈澱させた。生成物を回収し、真空下４０℃で一定の重量まで乾燥した。

クリックケミストリーを介した架橋交互ブロックポリウレタン（ＸＡｌｔＰＵ−クリック）の合成の実施例
いずれの潜在的に有毒な金属イオンをも用いることなく、生体材料を合成することが有利であると考えられる。したがって、アジドおよびアルキンの銅触媒クリック反応は、使用することはできるが、この調製の選択肢ではない。本明細書では、熱的同時二元（ＴＳＢ）架橋クリックケミストリーが、ＡｌｔＰＵ−Ｎ３およびＡｌｔＰＵ−Ａｌの混合物を１００℃において３日間加熱することによって形成された。したがって、膜を製造するために、等量のＡｌｔＰＵ−Ｎ３およびＡｌｔＰＵ−Ａｌを１，２−ジクロロエタンに溶解した。該膜を真空下１００℃で３日間加熱して、架橋交互ブロックポリウレタン（ＸＲａｎＰＵ−クリック）を得た。

代替的には、ＰＣＬ−ジオール０．００５ｍｏｌ、アルキン−ジオール０．００１ｍｏｌ、およびＰＥＧ−ジイソシアナート０．００６ｍｏｌすべてをフラスコに添加して、７５℃で４８時間反応させる。得られた粘性の溶液生成物を室温まで冷却し、さらにクリック反応をさせた。

図２に示す、アジド含有ジオールおよびアルキン含有ジオールの選択肢。
Ｈ１：２，２−ビス（アジドメチル）プロパン−１，３−ジオール；
Ｈ２：２−（アジドメチル）−２−メチルプロパン−１，３−ジオール；２−（アジドメチル）−２−エチルプロパン−１，３−ジオール。
Ｉ１：プロパルギル２，２−ビス（ヒドロキシル−メチル）プロピオナート；
Ｉ２：２−メチル−２−（プロパ−２−イニル）プロパン−１，３−ジオール；
Ｉ３：２，２−ジ（プロパ−２−イニル）プロパン−１，３−ジオール；
Ｉ４：Ｒ＝ＣＨ３、Ｒ１＝Ｏ、１，３−ジヒドロキシ−２−メチルプロパン−２−イルプロピオラート；Ｒ＝ＣＨ２ＣＨ３、Ｒ１＝Ｏ、１−ヒドロキシ−２−（ヒドロキシメチル）ブタン−２−イルプロピオラート；Ｒ＝ＣＨ３、Ｒ１＝ＮＨ、Ｎ−（１，３−ジヒドロキシ−２−メチルプロパン−２−イル）プロピオルアミド；Ｒ＝ＣＨ２ＣＨ３、Ｒ１＝ＮＨ、Ｎ−（１−ヒドロキシ−２−（ヒドロキシメチル）ブタン−２−イル）プロピオルアミド
Ｉ５：Ｒ＝ＣＨ３、１，３−ジヒドロキシ−２−メチルプロパン−２−イルプロピオラート；Ｒ＝ＣＨ２ＣＨ３、１−ヒドロキシ−２−（ヒドロキシメチル）ブタン−２−イルプロピオラート；
Ｉ６：１，３−ジヒドロキシ−２，４−イルプロピオラート。

以下の図に示される、アルキン修飾葉酸（ＦＡ−Ａｌ）の合成の実施例
葉酸（４．４１ｇ、０．０１ｍｏｌ）および過剰なプロパルギルアルコール（０．８６６ｍＬ、１．５当量）をＤＭＳＯ（２０ｍＬ）に溶解し、ジシクロヘキシルカルボジイミド（ＤＣＣ、２．２７ｇ、０．０１１ｍｏｌ）および４−（ジメチルアミノ）−ピリジン（ＤＭＡＰ、０．０１３ｇ、ＤＣＣに対して０．０１当量）をＤＭＳＯ ２０ｍＬに溶解し、ＤＭＳＯ中の葉酸溶液に緩徐に添加した。反応混合物を室温で２４時間撹拌し、次いで沈殿物をろ過によって除去した。次いで、ろ過した溶液をジエチルエーテル中に沈殿させ、遠心分離し、ジエチルエーテル中で洗浄し、続いて真空乾燥させた後、修飾された葉酸塩が得られた。

クリックケミストリーを介した葉酸含有ポリウレタンの合成の実施例
実施例１５におけるＲａｎＰＵ−Ｎ３および実施例１８におけるＡｌｔＰＵ−Ｎ３をＦＡ−Ａｌと反応させて、クリックケミストリーを介してＲａｎＰＵ−ＦＡおよびＡｌｔＰＵ−ＦＡを形成することができる。ＡｌｔＰＵ−Ｎ３およびＦＡ−Ａｌの間のモル比は、１／０．１〜１／１に変化させることができる。

ＦＡ−Ａｌ（実施例２２）を、クリックケミストリーを介して上記の任意のアジド含有ＰＵと反応させることができる。

神経誘導導管（ＮＧＣ）の製作および移植に対する方策
実施例３のように、多孔質ＮＧＣｓを作製した。多チャンネルのＮＧＣは、本発明者らの刊行物（Fabrication and characterization of biomimetic multichanneled crosslinked-urethane-doped polymer tissue engineered nerve guides, J Biomed Mater Res A. 2013）に記載されているように作製することができる。図７に示すように、中空の多孔質ＮＧＣに関して、ＮＧＣ壁の孔径を０ｎｍ〜５００ミクロン（理想的には５０ミクロン未満）に変化させることができ、壁厚を１００ミクロン〜２ｍｍに変化させることができる。ＮＧＣを神経断端に縫合するまたは神経末端に接着することができる。多チャンネルのＮＧＣに関して、ＮＧＣの両端は、神経末端を縫合または接着を介して包み込むのを容易にするために、チャンネルなしとして特定の設計がされる。チャンネルのない部分は、橋がかけられる神経のサイズ以上であるべきであり、神経末端を固定するのに必要なだけ長くしてもよい。無縫合ＮＧＣ移植に関しては、ＮＧＣの末端部（多チャンネルのＮＧＣの場合、チャンネルのない部分）を、フィブリングルー、ｉＣＭＢＡおよび任意の他のグルー等の生体グルー／生体接着物質中に浸漬するまたはそれを注入して、グルー／接着物質を多孔質足場の末端部分に被膜／吸収させる。神経末端も生体グルー／生体接着物質で被覆される。次いで、ＮＧＣを、一直線上にし、包み込み、神経末端と接着する。

葉酸が補充された培地中のシュワン細胞およびＰＣ−１２細胞の培養の実施例。葉酸が補充された培地で培養されたシュワン細胞およびＰＣ−１２細胞に対する細胞毒性のＣＣＫアッセイは、葉酸は最大１２５０ｍｇ／Ｌまで両細胞に対する細胞毒性はないことを示唆している（図８）。葉酸が補充された培地は、用量依存的にＰＣ−１２神経突起伸長速度を促進することができる。調査した濃度の範囲内では、葉酸５０〜１００ｍｇ／Ｌの補充が、ＰＣ−１２の分化および神経突起伸長の促進に対して最適である。結果は、５ｎｇ／ｍｌの神経増殖因子を含む、葉酸が補充された神経分化培地中の、ＰＣ−１２細胞の培養の３日において用量依存的な神経突起伸長活性を示した。最も高い神経突起伸長は、葉酸５０ｍｇ／Ｌで観察された。

この実施例は、２種の細胞株、シュワン細胞（ＰＮＳのグリア細胞）およびＰＣ１２細胞（ラット副腎髄質の褐色細胞腫由来の細胞株）に関する、細胞培地に補充された葉酸塩の神経栄養の影響を調査した。最大１０００ｍｇ／Ｌまでの葉酸塩濃度を有する細胞培地は、両細胞株の生存率（細胞生存率＞８０％）を裏付けた。実施した他の研究には、様々な濃度の葉酸塩で強化した培地を用いた、１）シュワン細胞遊走試験、２）ＰＣ１２細胞神経突起伸長アッセイ、３）ＰＣ１２細胞中の微小管結合タンパク質−２（ＭＡＰ−２）のウエスタンブロット分析、４）シュワン細胞およびＰＣ１２細胞の両者における全ＤＮＡのメチル化の定量、および５）神経再生に対する葉酸塩の作用のｉｎ ｖｉｖｏ試験が含まれる。シュワン細胞遊走は、損傷を受けた神経の再ミエリン化に対して重大な意味を持ち、それゆえ本発明者らは、ｔｒａｎｓｗｅｌｌモデル（孔径８ｍ）およびマイクロチャネルベースの遊走アッセイを用いて、シュワン細胞遊走を促進する葉酸塩の走化性能を試験した。ｔｒａｎｓｗｅｌｌモデルに関しては、細胞は、ろ過器のボトム側に４時間遊走する前に、ろ過器に１時間付着される。最も高い数のシュワン細胞が、（４、１００、および２００ｍｇ／Ｌの葉酸塩を含有する培地と比較して）５０ｍｇ／Ｌの葉酸塩を含有する細胞培地の方に遊走した。同様に、シュワン細胞の遊走を、異なる濃度の葉酸塩を含有する培地を充填した２つの貯蔵器を連結するマイクロチャネル（幅：２００μｍ）中で生存する細胞の画像化を用いて監視した。細胞を低葉酸塩培地（４ｍｇ／Ｌ）が充填された細胞チャンバーの左の貯蔵器と、高葉酸塩培地（５０ｍｇ／Ｌ）が充填された右の貯蔵器の間のチャンネル中を遊走させながら、細胞の継時的な相のコントラスト画像を１５分ごとに記録した。継時的な画像は、シュワン細胞の低葉酸塩培地から高葉酸塩培地への遊走を明確に示した。最大の軸索の再生を生じることができる葉酸塩の濃度の範囲を決定するために、本発明者らは、免疫細胞化学的分析およびイメージＪソフトウエアを用いて、ＰＣ１２細胞の神経突起伸長の改良への葉酸塩の異なる濃度の影響を試験した。各群から無作為に選択された少なくとも１００個の細胞の神経細胞体の直径より２倍を超えた長い神経突起を測定することによって、神経突起の平均長さを決定した。本発明者らの発見に基づくと、葉酸塩５０〜１００ｍｇ／Ｌに加えてＮＧＦ ５０ｎｇ／ｍＬは、葉酸塩１．３ｍｇ／Ｌを含有する対照培地（７日目で＜１００μｍ）および他の葉酸塩の濃度と比較して、神経突起伸長の増大を最も促進した（７日目で＞１５０μｍ）。ＰＣ１２分化への葉酸塩の影響をよりよく理解するために、微小管結合タンパク質−２（ＭＡＰ−２）を、様々な濃度の葉酸塩中で２週間培養したＰＣ１２の細胞可溶化物において、ウエスタンブロット法を用いて定量化した。ＭＡＰ−２は、初期の発生段階において、ニューロンに対して感受性で特異的なマーカーとして、神経突起および樹状突起の形成と関連付けられるタンパク質である。ＰＣ１２細胞を、ＮＧＦ（５０ｎｇ／ｍＬ）の有無の状態で、３種の濃度の葉酸塩（１．３、５０および１００ｍｇ／Ｌ）を含有する細胞培地で１４日間インキュベートした。ＮＧＦの存在下、５０ｍｇ／Ｌの葉酸塩培地では、対照培地（１．３ｍｇ／Ｌ葉酸塩）より２．５６倍高いＭＡＰ−２タンパク質発現を生じさせた。ＮＧＦが存在しない場合であっても、葉酸が補充された培地（５０および１００ｍｇ／Ｌの葉酸塩を有する）は、１．３ｍｇ／Ｌの葉酸塩を有する対照試料と比較して２．２２〜２．３０倍高いＭＡＰ−２の発現を生じさせた。図９。葉酸塩は、ＤＮＡのメチル化を触媒することによってニューロンの分化を促進するものと考えられているので、全ＤＮＡメチル化を、様々な葉酸塩培地中で培養した後のシュワン細胞およびＰＣ１２細胞中で定量した。全ＤＮＡメチル化は、シュワン細胞およびＰＣ１２細胞両者の培養２日目に葉酸塩５０ｍｇ／Ｌにおいて最高値であった。全または遺伝子特定的ＤＮＡメチル化がグリア細胞および神経細胞の分化に関係するかどうか、およびどのように関係するかを見出すために、本現象に対してさらなる試験を実施する。予備のｉｎ ｖｉｖｏ試験は、葉酸塩で強化した耐キンク性ＣＵＰＥ ＮＧＣは、手術（ラット（１８０〜２２０ｇ、Ｎ＝２６）に２ｃｍの座骨神経ギャップを生じさせ）および移植の４週後、対照ＣＵＰＥおよびＰＣＬ ＮＧＣと比較して、そのより低いオートファジー、改良された電気生理学的結果（神経伝導速度またはＮＣＶとして示される）、およびより良好な座骨機能指数（ＳＦＩ）という点から非常に興味深い結果を示した。葉酸塩−ＣＵＰＥ（ｆＣＵＰＥ）および葉酸塩−ＰＣＬ（ｆＰＣＬ）ＮＧＣを、ＮＧＣを葉酸塩１００ｍｇ／Ｌを含有するリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）に浸漬し、凍結乾燥方法によって調製した。ＳＦＩ値をBain et al.によって記載されているように計算した。葉酸塩−ＣＵＰＥ ＮＧＣは、良好なＳＦＩの結果および自家移植と比較して匹敵するＮＣＶの結果を示したことは注目する価値がある。これらの説得力のあるｉｎ ｖｉｔｒｏおよびｉｎ ｖｉｖｏのデータは、改良された末梢神経再生のためのＮＧＣの設計における神経栄養の要素として、葉酸塩を使用することができることが明確に判明した。

本明細書に記載の神経導管の一実施形態を図５に図示する。図５を参照すると、該神経導管は、明細書に記載のポリマー材料から形成してもよい多孔質神経導管である。さらに、多孔質神経導管は、神経導管の位置または空間的な領域の関数として変化する分解または生分解速度を有する。特に、図５の実施形態において、神経導管は、神経導管の近位の末端および遠位の末端においてより速く、および神経導管の中央の領域でより遅く分解する。したがって、該神経導管は分解速度の勾配を示す。このような勾配は、複数の材料から神経導管を形成することによって実現することができ、該材料はｉｎ ｖｉｖｏに含まれる異なる分解速度を有する。複数の材料には、交互またはランダムブロックポリウレタン材料を含めた、上記の複数の異なるポリマー材料が含まれる。複数の材料はまた、ＰＬＬＡ、ＰＬＧＡ、ＰＣＬ、ＰＶＡまたはコラーゲン移植材料等の、他の材料を含んでいてもよい。一般に、本開示の目的と整合しない任意の材料を、この実施例に記載されている構造を有する神経導管を形成するために使用してもよい。さらに、このような構造を有する神経導管は、場合によっては、神経組織成長パターン等の、組織成長パターンと整合するまたは対応するための分解プロファイル（時間および空間の両方における）を可能にすることができる。神経導管は、中空の管または多チャンネルの管状構造であることもできることがさらに理解される。

本明細書に記載の神経導管の一実施形態を図７に図示する。図７を参照すると、神経導管は、テーパーのある管状構造または形態を有する。したがって、管状神経導管の内径および／または外径は、神経導管の近位の末端から遠位の末端までで変化することができる。より詳細には、神経導管の内径および／または外径は、導管が一方の末端において、他の末端と比較してより大きな内径および／または外径を有するように、全体的に連続的な方法（波状の方法または「山−および−谷」状の方法とは対照的に）を含めて、近位の末端から遠位の末端まで増加または低減することができる。このような構造は、遠位に進むにつれて先細になる神経のために特に好都合であり得る。一般に、個々の患者の背が高いほど、四肢はより長く、末端の神経はより先細であり得る。したがって、本明細書に記載の神経導管の形状または形態要因は、テーパーのある神経組織を実質的に模倣することができ、それによって導管の挿入および組織再生を容易にする。

実施例２７および２８の神経導管は、粒子浸出方法またはガス発泡方法を用いて多孔質構造を付与することができる。繊維状および多孔質導管は、エレクトロスピニング法、溶融物押出、または３Ｄ印刷によって形成することができる。実施例２７および２８の両者に対して、神経導管の繊維を円周上で一直線に配列するまたはランダムに配列してもよい。さらに、繊維の直径は、１０ｎｍ〜２ｍｍの範囲であってもよい。

本開示では、本発明の好ましい実施形態およびその多用途性の実施例を示し、説明するに過ぎない。本発明は、様々な他の組合せおよび環境で使用することが可能であり、本明細書で述べた発明概念の範囲内で変更または改変が可能であるものと理解される。したがって、例えば、当業者ならば、本明細書に記載の特定の物質、手順および取合せに対する多数の均等物を、常套の実験のみで理解または確認することが可能である。このような均等物は、本発明の範囲内に属し、以下の特許請求の範囲によって包含されるとみなされる。

Claims (52)

1. 第１の生分解性ポリマーまたはオリゴマーから形成された複数の第１のブロック、および
   前記第１のポリマーまたはオリゴマーとは異なる第２の生分解性ポリマーまたはオリゴマーから形成された複数の第２のブロック
   を含み、
   前記第１のブロックおよび第２のブロックは、ウレタン結合を介して結合され、クエン酸エステルを介して架橋されている、架橋された生分解性ブロックポリウレタンコポリマー。
2. 前記第１または第２のポリマーまたはオリゴマーが、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと（ｉｉ）ポリオールとの反応生成物から調製された、ジオール末端またはジイソシアナート末端ポリエステルを含み、前記クエン酸塩が式（Ｉ）の構造：
   ［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；Ｒ_４は、−ＨまたはＭ^＋であり；Ｍ^＋は金属カチオンである］
   を有する、請求項１に記載のブロックコポリマー。
3. 葉酸を含む、請求項１または請求項２に記載のブロックコポリマー。
4. 前記第１のポリマーまたはオリゴマーが、ジオール末端脂肪族ポリエステルを含み、前記第２のポリマーまたはオリゴマーが、ジイソシアナート末端親水性ポリマーまたはオリゴマーを含む、請求項１から３のいずれか一項に記載のブロックコポリマー。
5. 前記第１のポリマーまたはオリゴマーが、ジオール末端ポリエーテルを含み、前記第２のポリマーまたはオリゴマーが、ジイソシアナート末端脂肪族ポリエステルを含む、請求項１から３のいずれか一項に記載のブロックコポリマー。
6. 前記第１または第２のポリマーまたはオリゴマーが、式（Ｉ）の構造：
   ［式中、Ｒ_１は、−ＯＨ、−ＮＣＯまたは−Ｒ_４−ＮＣＯであり；
   Ｒ_２は、−Ｈまたは−Ｒ_５−ＮＣＯであり；
   Ｒ_３は、−Ｈまたは−ＣＨ_３であり；
   Ｒ_４およびＲ_５は、独立に、１〜３０個の炭素原子を有する、アルキレン、アルケニレン、アリーレン、ヘテロアリーレン、アルコキシレン、アリーロキシレン、またはカルバミン酸塩残基であり；
   ｎは１０から１０００の間の整数であり、
   ただし、Ｒ_１およびＲ_２の両者は、ポリマーまたはオリゴマーに、ヒドロキシル部分を提供し、または両者はイソシアナート部分を提供する］
   を有する、請求項１から３のいずれか一項に記載のブロックコポリマー。
7. 前記第１のポリマーまたはオリゴマーが、ジオール末端の、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリヒドロキシアルカノエート（ＰＨＡ）、ポリ（乳酸）−ポリ（エチレングリコール）コポリマー（ＰＬＡＰＥＧ）、ポリ（グルタミン酸）−ポリ（エチレングリコール）コポリマー（ＰＧＡＰＥＧ）、ＰＬＡＧＡＣＬＰＥＧコポリマー、ポリヒドロキシブチレート（（ＰＨＢ）、またはこれらの組合せを含む、請求項１から３のいずれか一項に記載のブロックコポリマー。
8. 前記第２のポリマーまたはオリゴマーが、ジイソシアナート末端の、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ（乳酸）（ＰＬＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリヒドロキシアルカノエート（ＰＨＡ）、ポリ（乳酸）−ポリ（エチレングリコール）コポリマー（ＰＬＡＰＥＧ）、ポリ（グルタミン酸）−ポリ（エチレングリコール）コポリマー（ＰＧＡＰＥＧ）、ＰＬＡＧＡＣＬＰＥＧコポリマー、ポリヒドロキシブチレート（ＰＨＢ）、またはこれらの組合せを含む、請求項１から３のいずれか一項に記載のブロックコポリマー。
9. 前記ポリオールが、Ｃ２〜Ｃ２０のα，ω−ｎ−アルカンジオールを含む、請求項２に記載のブロックコポリマー。
10. 前記ポリオールが、ポリ（エチレングリコール）を含む、請求項２に記載のブロックコポリマー。
11. 前記ポリオールが、ポリ（プロピレングリコール）を含む、請求項２に記載のブロックコポリマー。
12. 前記ポリエステルが、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ポリオールおよび（ｉｉｉ）アミン、アミドまたはイソシアナートとの反応生成物を含む、請求項２に記載のブロックコポリマー。
13. 前記ポリエステルが、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ポリオールおよび（ｉｉｉ）ジイソシアナートとの反応生成物を含む、請求項１２に記載のブロックコポリマー。
14. 前記ポリエステルが、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ポリオールおよび（ｉｉｉ）ポリカルボン酸またはその官能性等価物との反応生成物を含む、請求項２に記載のブロックコポリマー。
15. 前記ポリカルボン酸またはその官能性等価物が、マレイン酸、無水マレイン酸、フマル酸または塩化フマリルを含む、請求項１４に記載のブロックコポリマー。
16. 前記ポリエステルが、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ポリオールおよび（ｉｉｉ）アミノ酸または第一級アミン部分を含む分子との反応生成物を含む、請求項２に記載のブロックコポリマー。
17. 前記アミノ酸が、α−アミノ酸またはアルキル置換α−アミノ酸を含む、請求項１６に記載のブロックコポリマー。
18. 前記ポリエステルが、（ｉ）クエン酸、クエン酸塩またはクエン酸エステルと、（ｉｉ）ポリオールおよび（ｉｉｉ）カテコール含有種との反応生成物を含む、請求項２に記載のブロックコポリマー。
19. 前記カテコール含有種が、ドパミン、Ｌ−３，４−ジヒドロキシフェニルアラニン、Ｄ−３，４−ジヒドロキシフェニルアラニン、または３，４−ジヒドロキシヒドロ桂皮酸を含む、請求項１８に記載のブロックコポリマー。
20. 前記ポリエステルが、１種または複数種の式（Ａ）のモノマーおよび１種または複数種の式（Ｂ１）または（Ｂ２）のモノマー：
    ［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；
    Ｒ_４は−Ｈであり；
    Ｒ_５は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_６は、−Ｈ、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｍ^＋は、Ｎａ^＋またはＫ^＋であり；
    ｎおよびｍは、独立に、１〜２０の範囲の整数である］
    から形成される、請求項２に記載のブロックコポリマー。
21. 前記ポリエステルが、１種または複数種の式（Ａ）のモノマー、１種または複数種の式（Ｂ１）または（Ｂ２）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｃ）のモノマー：
    ［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；
    Ｒ_４は−Ｈであり；
    Ｒ_５は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_６は、−Ｈ、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｍ^＋は、Ｎａ^＋またはＫ^＋であり；
    ｎおよびｍは、独立に、１〜２０の範囲の整数であり；
    ｐは、１〜１０の範囲の整数である］
    から形成される、請求項２に記載のブロックコポリマー。
22. 前記ポリエステルが、１種または複数種の式（Ａ）のモノマー、１種または複数種の式（Ｂ１）または（Ｂ２）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｄ１）または（Ｄ２）のモノマー：
    ［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、それぞれ独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；
    Ｒ_４は−Ｈであり；
    Ｒ_５は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_６は、−Ｈ、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_９は、−Ｈ、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｍ^＋は、Ｎａ^＋またはＫ^＋であり；
    ｎおよびｍは、独立に、１〜２０または１〜１００の範囲の整数である］
    から形成される、請求項２に記載のブロックコポリマー。
23. 前記ポリエステルが、１種または複数種の式（Ａ）のモノマー、１種または複数種の式（Ｂ１）、（Ｂ２）または（Ｂ３）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｅ）のモノマー：
    ［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；
    Ｒ_４は−Ｈであり；
    Ｒ_５は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_６は、−Ｈ、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_１２は、アミノ酸側鎖であり；
    Ｍ^＋は、Ｎａ^＋またはＫ^＋であり；
    ｎおよびｍは、独立に、１〜２０の範囲の整数である］
    から形成される、請求項２に記載のブロックコポリマー。
24. 前記ポリエステルが、１種または複数種の式（Ａ）のモノマー、１種または複数種の式（Ｂ１）または（Ｂ２）のモノマー、および１種または複数種の式（Ｆ）のモノマー：
    ［式中、Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；
    Ｒ_４は−Ｈであり；
    Ｒ_５は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３、または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_６は、−Ｈ、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_１４、Ｒ_１５、Ｒ_１６およびＲ_１７は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_２（ＣＨ_２）_ｘＮＨ_２、−ＣＨ_２（ＣＨＲ_１８）ＮＨ_２または−ＣＨ_２（ＣＨ_２）_ｘＣＯＯＨであり；
    Ｒ_１８は、−ＣＯＯＨまたは−（ＣＨ_２）_ｙＣＯＯＨであり；
    Ｍ^＋は、Ｎａ^＋またはＫ^＋であり；
    ｎおよびｍは、独立に、１〜２０の範囲の整数であり；
    ｘは、０〜２０の範囲の整数であり；
    ｙは、１〜２０の範囲の整数である］
    から形成される、請求項２に記載のブロックコポリマー。
25. 前記ポリエステルが、１種または複数種の式（Ａ）のモノマーおよび１種または複数種の式（Ｂ４）、（Ｂ５）または（Ｂ６）のモノマー：
    ［式中、
    Ｒ_１、Ｒ_２およびＲ_３は、独立に、−Ｈ、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３またはＭ^＋であり；
    Ｒ_４は−Ｈであり；
    Ｒ_２２は、−Ｈ、−ＯＨ、−ＯＣＨ_３、−ＯＣＨ_２ＣＨ_３、−ＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_３、−ＮＨ_２、ＮＨＣＨ_３、−ＣＨ_２ＣＨ_２ＮＨＣＨ_３，−Ｎ（ＣＨ_３）_２、または−ＣＨ_２ＣＨ_２Ｎ（ＣＨ_２ＣＨ_３）_２であり；
    Ｒ_２３は、−Ｈ、−ＣＨ_３、または−ＣＨ_２ＣＨ_３、-（ＣＨ_３）_２、または−（ＣＨ_２ＣＨ_３）_２であり；
    Ｒ_２４は、−Ｈまたは−ＣＨ_３であり；
    Ｒ_２５は、−（ＣＨ_２）_ａ−、−（ＣＨ_２ＣＨ_２Ｏ）_ｂ−または−（ＣＨ_２ＯＣＨ_２）_ｂ−であり；
    Ｒ_２６は、−Ｈ、−ＣＨ_３またはＣ２〜Ｃ２０アルキルであり；
    Ｒ_２７は、−Ｈ、−Ｃ（Ｏ）ＣＨ_３または−Ｃ（Ｏ）ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｒ_２８およびＲ_２９は、独立に、−ＯＨまたは−ＮＨ_２であり；
    Ｍ^＋は、一価の金属カチオンであり；
    ＸおよびＹは、独立に、−Ｏ−または−ＮＨ−であり；
    Ｚは、−Ｈ、−ＣＨ_３、−（ＣＨ_３）_２、−（ＣＨ_２ＣＨ_３）_２、または
    であり；
    ａは、０〜２０の整数であり；
    ｂは、０〜２０００の整数であり；
    ｎ_１は、１から２０００の間の整数であり；
    ｍ_１およびｐは、独立に、１〜２０の範囲の整数であり；
    ここで、前記式（Ｂ４）のモノマーは、−ＯＨまたは−ＮＨ_２を含む末端を少なくとも１つ有する］
    から形成される、請求項２に記載のブロックコポリマー。
26. 前記ポリエステルが、１種または複数種の式（Ａ）のモノマー、１種または複数種の式（Ｂ４）、（Ｂ５）または（Ｂ６）のモノマー、および１種もしくは複数種のアルキン部分または１種もしくは複数種のアジド部分を含む１種または複数種のモノマーから形成される、請求項２５に記載のブロックコポリマー。
27. １種または複数種のアジド部分を含む前記１種または複数種のモノマーが、式（Ｈ１）または（Ｈ２）のモノマー：
    ［式中、Ｒ_３０は、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３である］
    を含む、請求項２６に記載のブロックコポリマー。
28. １種または複数種のアルキン部分を含む前記１種または複数種のモノマーが、式（Ｉ１）、（Ｉ２）、（Ｉ３）、（Ｉ４）、（Ｉ５）、または（Ｉ６）のモノマー：
    ［式中、Ｒ_３０は、−ＣＨ_３または−ＣＨ_２ＣＨ_３であり；
    Ｘは、−ＮＨ−または−Ｏ−である］
    を含む、請求項２２に記載のブロックコポリマー。
29. 前記第１のポリマーまたはオリゴマーおよび前記第２のポリマーまたはオリゴマーそれぞれが、少なくとも３００、少なくとも４００、または少なくとも５００の重量平均分子量を有する、請求項１から３のいずれか一項に記載のブロックコポリマー。
30. 前記葉酸が、前記ブロックコポリマー中に非共有結合的に取り込まれている、請求項３に記載のブロックコポリマー。
31. 前記葉酸が、前記ブロックコポリマーに共有結合で結合している、請求項３に記載のブロックコポリマー。
32. 前記葉酸が、ペンダント基として前記ブロックコポリマーに共有結合で結合している、請求項３１に記載のブロックコポリマー。
33. 前記葉酸が、クリックケミストリー部分の反応生成物を経由して前記ブロックコポリマーと共有結合で結合している、請求項３１に記載のブロックコポリマー。
34. 前記葉酸が、アルキンとアジドの反応生成物を経由して前記ブロックコポリマーと共有結合で結合している、請求項３１に記載のブロックコポリマー。
35. 請求項１から３４のいずれか一項に記載の前記ブロックコポリマーから形成された医療デバイス。
36. 神経成長導管である、請求項３５に記載の医療デバイス。
37. 前記神経成長導管が、第１の多孔率を有するコアまたは内腔成分、および前記コアまたは内腔成分を取り囲み、前記第１の多孔率と異なる第２の多孔率を有するシェルまたは外部足場成分を含む、コア−シェルまたは内腔−外部足場構造を有する、請求項３６に記載の医療デバイス。
38. 前記コア成分が、前記シェル成分より高い多孔率を示す、請求項３７に記載の医療デバイス。
39. 多孔質神経導管が、近位の末端、遠位の末端、および前記近位の末端と前記遠位の末端との間の中央の領域を有し、
    前記神経導管が、前記神経導管内の位置に応じて変化する分解速度を有する、請求項３６に記載の医療デバイス。
40. 前記神経導管が、前記神経導管の前記近位の末端および前記遠位の末端においてより速く分解し、前記神経導管の前記中央の領域においてより緩徐に分解する、請求項３９に記載の医療デバイス。
41. 前記神経導管が、ｉｎ ｖｉｖｏで異なる分解速度を有する複数の材料から形成されている、請求項４０に記載の医療デバイス。
42. 神経導管が、近位の末端、遠位の末端、および直径を有する管状神経導管であり、
    前記管状神経導管の前記直径が、前記神経導管の前記近位の末端から前記遠位の末端まで変化する、請求項３６に記載の医療デバイス。
43. 前記神経導管の前記直径が、前記近位の末端から前記遠位の末端まで減少する、請求項４２に記載の医療デバイス。
44. 前記神経導管の前記直径が、全体的に連続的な方法で減少する、請求項４２に記載の医療デバイス。
45. 創傷被覆材である、請求項３７に記載の医療デバイス。
46. 足根骨修復用の膜である、請求項３５に記載の医療デバイス。
47. 葉酸をＰＮＳ損傷部位に送達する方法であって、請求項３および３０から３４のいずれか一項に記載のブロックコポリマーから形成された医療デバイスを前記ＰＮＳ損傷部位に配置するステップを含む、方法。
48. 前記医療デバイスが神経成長導管である、請求項４７に記載の方法。
49. 足根骨を修復する方法であって、請求項１からの３４のいずれか一項に記載のブロックコポリマーから形成された医療デバイスを前記足根骨上に配置するステップを含む、方法。
50. 前記医療デバイスが膜である、請求項４９に記載の方法。
51. 創傷を治療する方法であって、請求項１からの３４のいずれか一項に記載のブロックコポリマーから形成された医療デバイスを前記創傷上に配置するステップを含む、方法。
52. 前記医療デバイスが創傷被覆材である、請求項５１に記載の方法。