JP7009298B2

JP7009298B2 - 生体組織シーラント用ハイドロゲルおよびその製造方法

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Publication number: JP7009298B2
Application number: JP2018082370A
Authority: JP
Inventors: 義彦村上; 保行山田; 哲也玉井
Original assignee: NATIONAL UNIVERSITY CORPORATION TOKYO UNIVERSITY OF AGRICULUTURE & TECHNOLOGY; NOF Corp
Current assignee: NATIONAL UNIVERSITY CORPORATION TOKYO UNIVERSITY OF AGRICULUTURE & TECHNOLOGY; NOF Corp
Priority date: 2018-04-23
Filing date: 2018-04-23
Publication date: 2022-01-25
Anticipated expiration: 2038-04-23
Also published as: JP2019187692A

Description

本発明は、医療分野に特に適したハイドロゲルに関する。

ハイドロゲルの用途の一つとして、手術時の生体組織吻合部から体液や空気が漏れるのを防ぐシーラントがある。シーラントは生体に対して用いることから、安全性が重要である。また、伸び縮みや曲がりといった動きのある生体組織の吻合部を、漏れなく被覆する必要があることから、塗布後に迅速にゲル化すること、および組織の動きに追従して剥がれないための柔軟性と粘着性も重要である。

シーラントとしては、ゼラチン／グルタルアルデヒドからなるハイドロゲルが知られているが、グルタルアルデヒドに毒性があること、また、動物由来であるゼラチンによる感染リスクが排除できないことが問題である。

一方、非特許文献１には、ポリエチレンイミンと末端アルデヒド化ブロックポリマーミセルからなるハイドロゲルが記載されている。合成系化合物のため感染の心配はないが、ポリエチレンイミンに毒性があることが問題である。

また、非特許文献２には、末端アミノ化４分岐ポリエチレングリコール（末端アミノ化ペンタエリスリトールテトラキス（ポリエチレングリコール）エーテル）と末端活性エステル化４分岐ポリエチレングリコール（末端スクシンイミジルグルタレート化ペンタエリスリトールテトラキス（ポリエチレングリコール）エーテル）の組合せからなるハイドロゲルも知られている。合成系化合物で感染リスクがなく、毒性もない。しかしながら、柔軟性、粘着性といった、ハイドロゲルの力学的特性については、分子量と架橋点（反応点）密度しか変えることができないため、コントロールが困難である。

ハイドロゲルの力学的特性をコントロールする方法として、非特許文献３において、末端アシルヒドラジン化３分岐ポリエチレングリコールと、両末端アルデヒド化トリブロックポリマー（ポリエチレングリコール－ｂｌｏｃｋ－ポリプロピレングリコール－ｂｌｏｃｋ－ポリエチレングリコール）ミセルからなるハイドロゲルが記載されており、伸縮性と靭性が向上することが開示されている。しかし、前記トリブロックポリマーは周囲の温度や塩濃度によってミセルの形態を変化させるため、生体内に留置されるシーラントには適していない。

ＪｏｕｒｎａｌｏｆＢｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓａｎｄＮａｎｏｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，２０１５，６，３６Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ，２００８，４１，５３７９ＡＣＳＭａｃｒｏＬｅｔｔｅｒｓ，２０１７，６，８８１

このように、合成系で感染リスクがなく、毒性のないポリマーで構成され、迅速にゲル化し、組織追従に必要な柔軟性と粘着性を持つハイドロゲルは開発されていない。

本発明の課題は、迅速にゲル化し、柔軟性と粘着性を持つハイドロゲルおよびその作製方法を提供することである。

種々検討したところ、末端官能基の異なる２種類の４分岐ポリエチレングリコールと、表面に官能基を持つブロックポリマーミセルを所定比で含むハイドロゲルが、ポリエチレングリコールの架橋構造中にポリマーミセルが組み込まれたゲル構造を迅速に形成し、柔軟性および粘着性を有することを見出し、本発明を完成した。

即ち、本発明は、下記の［１］～［６］を提供する。
［１］下記成分Ａ、成分Ｂおよび成分Ｃを含み、下記式（ｆ１）、式（ｆ２）および式（ｆ３）を満足することを特徴とする、生体組織シーラント用ハイドロゲル。

成分Ａ：
式（１）

（式（１）中、
Ｘは１つのアミノ基または１つのチオール基を含む有機基を表し、
ｍは２５～５００の整数を表す。）
で表されるポリエチレングリコール誘導体

成分Ｂ：式（２）

（式（２）中、
Ｙは１つの活性エステル基または１つのマレイミド基を含む有機基を表し、
ｎは２５～５００の整数を表す。）
で表されるポリエチレングリコール誘導体

成分Ｃ：式（３）

Ｚ－ＰＥＧ－ｐｏｌｙｅｓｔｅｒ・・・（３）

（式（３）中、
Ｚは１つのアルデヒド基または１つのマレイミド基を含む有機基を表し、
ＰＥＧはポリエチレングリコール鎖を表し、
ｐｏｌｙｅｓｔｅｒは生分解性ポリエステルを表す。）
で表されるジブロックポリマーを含み、表面に少なくとも１つ以上の前記有機基Ｚを有するポリマーミセル

１．２ｍｍｏｌ／Ｌ≦（成分Ａのモル濃度）＋（成分Ｂのモル濃度）≦４．０ｍｍｏｌ／Ｌ・・・（ｆ１）

１．０≦（成分Ａのモル濃度）÷（成分Ｂのモル濃度）≦４．０・・・（ｆ２）

０．１≦（成分Ｂのモル濃度）÷（成分Ｃのポリマーのモル濃度）≦０．７５・・・（ｆ３）

ここで、前記式（３）中、前記生分解性ポリエステルが、Ｄ－乳酸、Ｌ－乳酸およびグリコール酸からなる群より選択される一種以上のモノマーの重合体からなる。

［２］式（１）中、Ｘが、１つのアミノ基を含む有機基であり、式（２）中、Ｙが、１つの活性エステル基を含む有機基であり、式（３）中、Ｚが、１つのアルデヒド基を含む有機基であることを特徴とする、［１］の生体組織シーラント用ハイドロゲル。

［３］前記ポリマーミセルが、式（３）中、Ｚが１つのアルデヒド基を含む有機基である前記ジブロックポリマーのみからなることを特徴とする、［２］の生体組織シーラント用ハイドロゲル。

［４］式（１）中、ｍが５０～３００の整数であり、式（２）中、ｎが５０～３００の整数であることを特徴とする、［１］～［３］のいずれか一つの生体組織シーラント用ハイドロゲル。

［５］式（３）中、前記ポリエチレングリコール鎖の分子量が２５００～５０００、前記生分解性ポリエステルの分子量が２５００～５０００であることを特徴とする、［１］～［４］のいずれか一つの生体組織シーラント用ハイドロゲル。

［６］［１］～［５］のいずれか一つの生体組織シーラント用ハイドロゲルを製造する方法であって、
前記成分Ａを含む調製液ａを作製する工程、
前記成分Ｂと成分Ｃを含む調製液ｂを作製する工程、および
前記調製液ａと前記調製液ｂを混合して塗布し、ゲルを形成する工程
を含む、生体組織シーラント用ハイドロゲルの製造方法。

本発明のハイドロゲルは、毒性がなく感染リスクのないポリエチレングリコールおよびブロックポリマーから構成される。さらに、迅速にゲル化し、柔軟性と粘着性を示すため、外科シーラントとして適している。

以下、本発明をさらに詳細に説明する。
本発明のハイドロゲルは、成分Ａ：前記式（１）で表されるポリエチレングリコール誘導体と、成分Ｂ：前記式（２）で表されるポリエチレングリコール誘導体と、成分Ｃ：前記式（３）で表されるジブロックポリマーを含み、表面に少なくとも１つ以上の有機基Ｚを有するポリマーミセルとを含む。

式（１）で表されるポリエチレングリコール誘導体において、Ｘは、１つのアミノ基または１つのチオール基を含む有機基を表す。前記式（１）中、１つのアミノ基を含む有機基としては、成分Ｂの活性エステル基、成分Ｃのアルデヒド基と反応すれば問題ないが、例えば下記式（４）で表される基が挙げられる。

－Ｏ－（ＣＨ_２）_ａ１－ＮＨ_２・・・（４）

式（４）中、ａ１は２～６の整数を表し、化合物の入手のし易さからａ１は２または３が好ましい。

式（１）中、１つのチオール基を含む有機基としては、成分Ｂのマレイミド基、成分Ｃのマレイミド基と反応すれば問題ないが、例えば下記式（５）で表される基が挙げられる。

－Ｏ－（ＣＨ_２）_ａ２－ＳＨ・・・（５）

式（５）中、ａ２は２～６の整数を表し、化合物の入手のし易さからａ２は２または３が好ましい。

式（１）中、ｍは２５～５００の整数を表し、好ましくは５０～３００、より好ましくは１００～２５０である。ｍが２５より小さい場合、架橋点（反応点）間の距離が短くなるために、形成されるハイドロゲルの柔軟性が低下し、ｍが５００を超える場合、ポリエチレングリコール鎖が架橋反応の立体的な障害となるため、ハイドロゲルが形成されない恐れがある。

式（１）で表されるポリエチレングリコール誘導体の分子量は４５００～９００００、好ましくは９０００～５４０００、より好ましくは１８０００～４５０００である。

式（２）で表されるポリエチレングリコール誘導体において、Ｙは１つの活性エステル基または１つのマレイミド基を含む有機基を表す。本発明の活性エステル基とは、成分Ａのアミノ基やチオール基等の求核性基と反応する基であれば問題ないが、前記式（２）中、１つの活性エステル基としては、例えば下記式（６）で表される基が挙げられる。

－Ｏ－Ｗ－（ＣＨ_２）_ａ３－Ｃ（＝Ｏ）－Ｒ^１・・・（６）

式（６）中、Ｗは単結合または－Ｃ（＝Ｏ）－であり、ａ３は２～６の整数を表し、Ｒ^１はフェニル基、３－ピリジル基、スクシンイミド基、２－ベンゾチアゾール基、または１－ベンゾトリアゾール基である。化合物の入手のし易さから、１つの活性エステル基を含む有機基としては、Ｗは－Ｃ（＝Ｏ）－であることが好ましく、ａ３は２または３であることが好ましく、Ｒ^１はスクシンイミド基であることが好ましい。

式（２）中、１つのマレイミド基を含む有機基としては、成分Ａのチオール基と反応すれば問題ないが、例えば下記式（７）で表される基が挙げられる。

式（７）中、ａ４は２～６の整数を表し、ａ５は２～６の整数を表し、Ｒ^２は水素原子またはメチル基を表す。化合物の入手のし易さから、１つのマレイミド基を含む有機基としては、ａ４が２または３であることが好ましく、ａ５が２または５であることが好ましく、Ｒ^２が水素原子であることが好ましい。

前記式（２）中、ｎは２５～５００の整数を表し、好ましくは５０～３００、より好ましくは１００～２５０である。ｎが２５より小さい場合、架橋点（反応点）間の距離が短くなるために、形成されるハイドロゲルの柔軟性が低下し、ｎが５００を超える場合、ポリエチレングリコール鎖が架橋反応の立体的な障害となるため、ハイドロゲルが形成されない恐れがある。

式（２）で表されるポリエチレングリコール誘導体の分子量は４５００～９００００、好ましくは９０００～５４０００、より好ましくは１８０００～４５０００である。

本発明の成分Ｃは、前記式（３）で表されるジブロックポリマーを含み、表面に少なくとも１つ以上のＺを有するポリマーミセルである。
前記式（３）で表されるジブロックポリマーにおいて、Ｚは１つのアルデヒド基または１つのマレイミド基を含む有機基を表す。

式（３）中、１つのアルデヒド基を含む有機基としては、成分Ａのアミノ基と反応すれば問題ないが、例えば下記式（８）で表される基が挙げられる。

－（ＣＨ_２）_ａ６－ＣＨＯ・・・（８）

式（８）中、ａ６は２～６の整数を表し、化合物の入手のし易さからａ６は２または３が好ましい。

式（３）中、１つのマレイミド基を含む有機基としては、成分Ａのチオール基と反応すれば問題ないが、例えば下記式（９）で表される基が挙げられる。

式（９）中、ａ７は２～６の整数を表し、ａ８は２～６の整数を表し、Ｒ^３は水素原子またはメチル基を表す。化合物の入手のし易さから、１つのマレイミド基を含む有機基としては、ａ７が２または３であることが好ましく、ａ８が２または５であることが好ましく、Ｒ^３が水素原子であることが好ましい。

式（３）で表されるジブロックポリマー中、ＰＥＧはポリエチレングリコール鎖を表す。ポリエチレングリコール鎖とは、エチレンオキシドの重合体からなる、オキシエチレン単位の結合体からなる重合体部分である。ポリエチレングリコール鎖の分子量はポリマーミセルが形成可能な範囲で特に制限はなく、通常１０００～１００００であり、好ましくは２５００～５０００である。ポリエチレングリコール鎖の分子量が１０００より小さい場合、安定なポリマーミセルが得られない恐れがあり、１００００を超える場合、ポリエチレングリコール鎖がポリマーミセル表面のＺの架橋反応の障害となるためにハイドロゲルが形成されない恐れがある。

式（３）中、ｐｏｌｙｅｓｔｅｒは、生体内で分解性を示す生分解性ポリエステルを表す。好ましくは、生分解性ポリエステルは、Ｄ－乳酸、Ｌ－乳酸、グリコール酸からなる群より選ばれた一種以上のモノマーの単独重合体または共重合体である。生分解性ポリエステルとしては、形成されるハイドロゲルの柔軟性や粘着性、分解性に応じて、上記の群より選択することができるが、ポリ（ＤＬ－乳酸）、および（ＤＬ－乳酸）とグリコール酸の共重合体が好ましい。

また、生分解性ポリエステルの分子量はポリマーミセルが形成可能な範囲で特に制限はなく、通常２０００～２００００であり、好ましくは２５００～５０００である。生分解性ポリエステルの分子量が２０００より小さい場合、あるいは２００００を超える場合は、安定なポリマーミセルが得られない恐れがある。

式（３）で表されるジブロックポリマーは、好ましくは下記式（１０）や（１１）のポリマーである。

式（１０）、（１１）中、Ｚは、式（８）の置換基または式（９）の置換基である。ｊは２０～２５０の整数を表し、好ましくは５０～１５０である。ｋは２５～３００の整数を表し、好ましくは３５～７０である。ｋ１およびｋ２はその和が２５～３００、好ましくは３５～７０となるそれぞれ１以上の整数の組合せを表す。

式（３）で表されるジブロックポリマーの分子量は、ポリマーミセルが形成可能な範囲で特に制限はなく、通常２７００～３５０００である。

前記式（３）で表されるジブロックポリマーは、市販のジブロックポリマーを購入し使用できるほか、ＪｏｕｒｎａｌｏｆＢｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓａｎｄＮａｎｏｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，２０１５，６，３６などに記載の公知の手法により合成して用いることができる。

成分Ｃのポリマーミセルは、式（３）で表されるジブロックポリマーを含み、表面に少なくとも１つ以上の有機基Ｚを有するポリマーミセルである。成分Ｃのポリマーミセルは、式（３）で表されるジブロックポリマー中のＰｏｌｙｅｓｔｅｒがコア、ＰＥＧがシェルとなった会合体であり、さらに式（３）中の有機基Ｚがポリマーミセル表面に存在している。

なお、成分（Ｃ）のポリマーミセルは、ポリマーミセルを形成可能な範囲で他のポリマーを含んでいてもよい。他のポリマーとしては例えば、式（３）中、Ｚがメチル基であるジブロックポリマーや生分解性ポリエステル等があげられる。成分（Ｃ）は、好ましくは前記式（３）で表されるジブロックポリマーのみからなるポリマーミセルである。
成分Ｃのポリマーミセルの粒子径は、動的光散乱法で測定される流体力学的直径が１０～４０ｎｍであることが好ましい。

また成分Ｃのポリマーミセルの作製法については特に限定はなく、公知のエマルジョン法、薄膜水和法、透析法を用いることができる。また、ポリマーミセル作製時に薬剤を内包させることで、本発明のハイドロゲルに薬剤徐放機能を付与することもできる。

好適な製法は、成分Ａの溶液である調製液ａを作製する工程と、成分Ｂと成分Ｃを含む調製液ｂを作製する工程と、調製液ａと調製液ｂを混合して塗布してハイドロゲルを形成する工程を有する。

調製液ａは成分Ａを水性媒体（緩衝剤を含んでいてもよい水溶液、さらに、適用または塗布される組織および上記の反応の進行に悪影響を及ぼさない範囲で、水混和性の有機溶媒、例えば、エタノール、Ｎ，Ｎ－ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド等を含んでいてもよい。）
中に溶解させて作製することができる。

調製液ｂは成分Ｂと成分Ｃを水性媒体（緩衝剤を含んでいてもよい水溶液、さらに、適用または塗布される組織および上記の反応の進行に悪影響を及ぼさない範囲で、水混和性の有機溶媒、例えば、エタノール、Ｎ，Ｎ－ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド等を含んでいてもよい。）中に可溶化（もしくは溶解した）または分散させた混合溶液である。

調製液ｂの作製方法としては、例えば、成分Ｂを水性媒体中に溶解させた調整液ｂ_Ｂと、成分Ｃを水性媒体中に分散させた調整液ｂ_Ｃを混合することで作製することができる。

更にこれらの調製液のいずれか一方または両方に、医薬注射剤を調製するときに常用される添加剤、単糖類、天然アミノ酸類、無機塩類、等を、本発明の目的に反しない限り、加えてもよい。さらに、適用する患部の組織に適する場合には、例えば、創傷治癒に有効な各種増殖因子（ＴＧＦ－β、ＰＤＧＦ－ＡＢ等）を含んでいてもよい。

更にまた、本調整液ａと調整液ｂのｐＨは生体内で使用することから、５～１０に調節するのがよい。

本発明の調製液ａと調製液ｂを混合して塗布しハイドロゲルを形成する工程において、本発明のハイドロゲルは下記式（ｆ１）、（ｆ２）、（ｆ３）で表される条件を共に満たす。

１．２ｍｍｏｌ／Ｌ≦（成分Ａのモル濃度）＋（成分Ｂのモル濃度）≦４．０ｍｍｏｌ／Ｌ・・・（ｆ１）

１．０≦（成分Ａのモル濃度）÷（成分Ｂのモル濃度）≦４．０・・・（ｆ２）

０．１≦（成分Ｂのモル濃度）÷（成分Ｃのポリマーのモル濃度）≦０．７５・・・（ｆ３）

（成分Ａのモル濃度）は、調製液ａ作製時に溶解させた前記式（１）で表されるポリエチレングリコール誘導体の仕込みｍｏｌ数と、調整液ａ、調整液ｂに使用した水性媒体の総容量より算出することができる。

また、（成分Ｂのモル濃度）は、調製液ｂ_Ｂ作製時に溶解させた前記式（２）で表されるポリエチレングリコール誘導体の仕込みｍｏｌ数と、調整液ａ、調整液ｂに使用した水性媒体の総容量より算出することができる。

更に、（成分Ｃのポリマーのモル濃度）は、調製液ｂ_Ｃ作製時に溶解させた前記式（３）で表されるジブロックポリマーの仕込みｍｏｌ数と、調整液ａ、調整液ｂに使用した水性媒体の総容量より算出することができる。

式（ｆ１）において、「（成分Ａのモル濃度）＋（成分Ｂのモル濃度）」の値は、１．２ｍｍｏｌ／Ｌ以上、４．０ｍｍｏｌ／Ｌ以下であり、好ましくは１．５～２．５ｍｍｏｌ／Ｌである。「（成分Ａのモル濃度）＋（成分Ｂのモル濃度）」の値が４．０ｍｍｏｌ／Ｌを超える場合、架橋構造を構成するポリマー鎖が多いため、得られるハイドロゲルの柔軟性が不足する恐れがある。「（成分Ａのモル濃度）＋（成分Ｂのモル濃度）」の値が１．２ｍｍｏｌ／Ｌ未満の場合、架橋構造を構成するためのポリマー鎖が足りず、ハイドロゲルが形成しない恐れがある。

式（ｆ２）において、「（成分Ａのモル濃度）÷（成分Ｂのモル濃度）」の値は１．０以上、４．０以下であり、好ましくは１．５～３．０である。「（成分Ａのモル濃度）÷（成分Ｂのモル濃度）」の値が４．０を超える場合、架橋反応のできない成分Ａが多量に残存し、ハイドロゲルが形成しない恐れがある。「（成分Ａのモル濃度）÷（成分Ｂのモル濃度）」の値が１．０未満の場合、成分Ｃと反応するための成分Ａが不足し、架橋構造にミセルが組み込まれず、ハイドロゲルの粘着性が不足する恐れがある。

式（ｆ３）において、「（成分Ｂのモル濃度）÷（成分Ｃのポリマーのモル濃度）」の値は０．１以上、０．７５以下であり、好ましくは０．１１～０．５である。「（成分Ｂのモル濃度）÷（成分Ｃのポリマーのモル濃度）」の値が０．１未満の場合、成分Ａと成分Ｂの反応による架橋構造が十分に形成されず、ハイドロゲルが形成しない恐れがある。「（成分Ｂのモル濃度）÷（成分Ｃのポリマーのモル濃度）」の値が０．７５を超える場合、架橋構造に導入されるポリマーミセルが少ないため、得られるハイドロゲルの粘着性が不足する恐れがある。

また、各成分のモル濃度は、上記式（ｆ１）、（ｆ２）、（ｆ３）を共に満たし、且つハイドロゲルを形成可能な範囲で適宜選択できるが、通常（成分Ａのモル濃度）は０．６～３．０ｍｍｏｌ／Ｌであり、（成分Ｂのモル濃度）は０．３～２．３ｍｍｏｌ／Ｌであり、（成分Ｃのポリマーのモル濃度）は１．０～１０．０ｍｍｏｌ／Ｌである。

式（ｆ１）、（ｆ２）、（ｆ３）を共に満たす本発明のハイドロゲルは、成分Ａと成分Ｂの架橋構造に成分Ｃのポリマーミセルを組み込むことにより、ハイドロゲル中に運動が束縛されていないポリマー鎖、すなわち、前記式（１）または（２）で表されるポリエチレングリコール誘導体に架橋反応に関与しないポリエチレングリコール鎖が残存する。このポリエチレングリコール鎖は高分子としての粘性を有しているため、本発明のハイドロゲル内に存在することで、ハイドロゲルに粘着性を付与することができる。

更に、本発明のハイドロゲルは、一般的な化学架橋ハイドロゲルと異なり、架橋構造の中にポリマーミセルを有する。ポリマーミセルはジブロックポリマーの疎水性相互作用による会合体であるため、ポリマーミセル内のジブロックポリマーはすべり運動が可能である。このすべり運動が可能なことにより、本発明のハイドロゲルは粘性体としての性質が強くなるため、粘着性や柔軟性を付与することができる。

本発明の調製液ａと調製液ｂを混合して塗布しゲルを形成する工程において、本発明のハイドロゲルにおける、前記式（１）中のＸと、前記式（２）中のＹと、前記式（３）に由来するポリマーミセル表面のＺの組み合わせとしては、ハイドロゲルを形成可能であれば問題ないが、例えばＸが１つのアミノ基を含む有機基、Ｙが１つの活性エステル基を含む有機基、Ｚが１つのアルデヒド基を含む有機基の組み合わせ、Ｘが１つのチオール基を含む有機基、Ｙが１つの活性エステル基を含む有機基、Ｚが１つのマレイミド基を含む有機基の組み合わせ、Ｘが１つのチオール基を含む有機基、Ｙが１つのマレイミド基を含む有機基、Ｚが１つのマレイミド基を含む有機基の組み合わせが挙げられる。アルデヒド基を介した生体組織との可逆的な結合により、粘着性が向上することから、Ｘが１つのアミノ基を含む有機基、Ｙが１つの活性エステル基を含む有機基、Ｚが１つのアルデヒド基を含む有機基の組み合わせが好ましい。

また、調製液ａと調製液ｂを混合する方法としては、公知の方法が利用可能であり、例えば塗布前に混合し、ゲル化前に患部に塗布する方法の他、２成分を別個のチャンバー内に保管できるシリンジから、混合チップまたはスプレーすることで２成分を混合し、患部に塗布することができる。

以上のように、本発明のハイドロゲルは、合成系で感染リスクがなく、毒性のないポリマーで構成されているほか、柔軟性と粘着性に優れているため肺や血管等の組織の動きに追従する必要がある箇所のシーラントとして適している。更に生体組織と結合可能な有機基を有していることから組織接着性にも優れるため、吻合部を剥がれや漏れなく安定的に被覆することが可能である。

以下、本発明を実施例により説明する。しかし、本発明はこれらの実施例に限定されるものではない。

（作製例１：調製液ａの作製）
日油（株）社製ＳＵＮＢＲＩＧＨＴＰＴＥ－２００ＰＡ（前記式（１）中、ｍが１１４、Ｘがアミノプロピル基）２５ｍｇ（１．２５μｍｏｌ）をＣａｒｍｏｄｙ緩衝液（ｐＨ＝８）０．５ｍＬに溶解させ、調製液ａ－１を得た。また、調製液ａ－１をＣａｒｍｏｄｙ緩衝液（ｐＨ＝８）で１０倍に希釈することによって、調製液ａ－２を得た。

日油（株）社製ＳＵＮＢＲＩＧＨＴＰＴＥ－４００ＰＡ（前記式（１）中、ｍが２２７、Ｘがアミノプロピル基）５０ｍｇ（１．２５μｍｏｌ）をＣａｒｍｏｄｙ緩衝液（ｐＨ＝８）０．５ｍＬに溶解させ、調製液ａ－３を得た。

（作製例２：調製液ｂの作製）
（調整液ｂ_Ｃの作製）
（作製例２－１）
末端ジエトキシプロピル化ポリエチレングリコール－ｂｌｏｃｋ－ポリ（ＤＬ－乳酸）（ポリエチレングリコール分子量４４００－ポリ乳酸分子量４２００）１００ｍｇをジメチルアセトアミド０．４ｍＬに溶解させ、水に対して透析することでポリマーミセルを形成させた。回収したポリマーミセル溶液について、塩酸でｐＨを２として室温で２時間撹拌し、アセタール基をアルデヒド基へと脱保護した。ｐＨを８に調整した後、脱塩のため再び水に対して透析した。最後に濃縮を行い、ポリマー濃度が２０ｗｔ％（２３．３μｍｏｌ／ｍＬ）のポリマーミセル溶液を作製した。動的光散乱（Ｍａｌｖｅｒｎ社製ＺｅｔａｓｉｚｅｒＮａｎｏＺＳ）により測定した、ポリマーミセルの流体力学的直径は２７ｎｍであった。

（作製例２－２）
末端ジエトキシプロピル化ポリエチレングリコール－ｂｌｏｃｋ－ポリ（ＤＬ－乳酸）（ポリエチレングリコール分子量４０００－ポリ乳酸分子量３６００）３０ｍｇをジメチルアセトアミド０．１２ｍＬに溶解させ、水に対して透析することでポリマーミセルを形成させた。回収したポリマーミセル溶液について、塩酸でｐＨを２として室温で２時間撹拌し、アセタール基をアルデヒド基へと脱保護した。ｐＨを８に調整した後、脱塩のため再び水に対して透析した。最後に濃縮を行い、ポリマー濃度が７．５５ｗｔ％（１０μｍｏｌ／ｍＬ）のポリマーミセル溶液を作製した。動的光散乱（Ｍａｌｖｅｒｎ社製ＺｅｔａｓｉｚｅｒＮａｎｏＺＳ）により測定した、ポリマーミセルの流体力学的直径は２２ｎｍであった。

（調整液ｂ_Ｂと調整液ｂの作製）
（作製例２－３）
日油（株）社製ＳＵＮＢＲＩＧＨＴＰＴＥ－２００ＧＳ（前記式（２）中、ｎが１１４、Ｘがスクシンイミジルグルタレート基）１２．５ｍｇ（０．６３μｍｏｌ）をＣａｒｍｏｄｙ緩衝液（ｐＨ＝８）０．２５ｍＬに溶解させた。これに作製例２－１のミセル溶液０．２５ｍＬを混合して調整液ｂ－１を作製した。

（作製例２－４）
日油（株）社製ＳＵＮＢＲＩＧＨＴＰＴＥ－４００ＧＳ（前記式（２）中、ｎが２２７、Ｘがスクシンイミジルグルタレート基）２５ｍｇ（０．６３μｍｏｌ）をＣａｒｍｏｄｙ緩衝液（ｐＨ＝８）０．２５ｍＬに溶解させた。これに作製例２－２のミセル溶液０．２５ｍＬを混合して調整液ｂ－２を作製した。

（作製例２－４）
日油（株）社製ＳＵＮＢＲＩＧＨＴＰＴＥ－４００ＧＳ（前記式（２）中、ｎが２２７、Ｘがスクシンイミジルグルタレート基）１２．５ｍｇ（０．３１μｍｏｌ）をＣａｒｍｏｄｙ緩衝液（ｐＨ＝８）０．１２５ｍＬに溶解させた。これに作製例２－２のミセル溶液０．３７５ｍＬを混合して調整液ｂ－３を作製した。

（作製例２－５）
作製例２－１のミセル溶液０．５ｍＬをそのまま調製液ｂ－４とした。

（実施例１－１、１－２の調製）
実施例１－１、実施例１－２について、調製液ａおよび調製液ｂを０．５ｍＬずつバイアル中で混合した。調製液ａと調整液ｂの組合せ、および組成物中の成分Ａ、成分Ｂ、成分Ｃの含量ならびに各比率を表１に示す。

（ゲル化の有無）
次いで、静置した後にバイアルを傾け、液体の流動性がなくなった時点でゲル化とし、ゲル化の有無、およびゲル化までに要した時間（ゲル化時間）を記録した。結果を表１に示す。

（ハイドロゲルの動的粘弾性測定）
ゲルが形成した実施例１－１および実施例１－２について、調製液ａと調製液ｂ等量を２液混合シリンジで混合しながらレオメーター（ＴｈｅｒｍｏＥｌｅｃｔｒｏｎ社製、ＲｈｅｏＳｔｒｅｓｓ６００）上に０．１ｍＬ吐出し、吐出６０分後の貯蔵弾性率および損失弾性率を測定した。

（ハイドロゲルの粘着性評価）
実施例１－１および実施例１－２で形成した、バイアル中のハイドロゲルに対し、直径１．５ｍｍの木製の棒を５ｍｍ押し込んだ後、棒を持ち上げた。持ち上げた際にハイドロゲルが粘りつき一緒に持ち上がった場合を「粘着性あり」、ゲルが棒に粘りつかず元の形状に戻った場合を「粘着性なし」とした。
動的粘弾性測定および粘着性評価の結果を表１に示す。

以上の結果より、実施例のハイドロゲルは迅速にゲル化し、低い貯蔵弾性率および損失弾性率を示し柔軟性に優れ、また粘着性を示すことがわかった。

（比較例１－１、１－２）
比較例１－１、比較例１－２について、調製液ａおよび調製液ｂを０．５ｍＬずつバイアル中で混合した。調製液ａと調整液ｂの組合せ、および組成物中の成分Ａ、成分Ｂ、成分Ｃの含量ならびに各比率を表２に示す。
静置した後にバイアルを傾け、液体の流動性がなくなった時点でゲル化とし、ゲル化の有無、およびゲル化までに要した時間（ゲル化時間）を記録した。結果を表２に示す。

このように、比較例では、ゲル化が観察されなかった。

Claims

下記成分Ａ、成分Ｂおよび成分Ｃを含み、下記式（ｆ１）、式（ｆ２）および式（ｆ３）を満足することを特徴とする、生体組織シーラント用ハイドロゲル。

成分Ａ：
式（１）

（式（１）中、
Ｘは１つのアミノ基または１つのチオール基を含む有機基を表し、
ｍは２５～５００の整数を表す。）
で表されるポリエチレングリコール誘導体

成分Ｂ：式（２）

（式（２）中、
Ｙは１つの活性エステル基または１つのマレイミド基を含む有機基を表し、
ｎは２５～５００の整数を表す。）
で表されるポリエチレングリコール誘導体

成分Ｃ：式（３）

Ｚ－ＰＥＧ－ｐｏｌｙｅｓｔｅｒ・・・（３）

（式（３）中、
Ｚは１つのアルデヒド基または１つのマレイミド基を含む有機基を表し、
ＰＥＧはポリエチレングリコール鎖を表し、
ｐｏｌｙｅｓｔｅｒは生分解性ポリエステルを表し、前記生分解性ポリエステルが、Ｄ－乳酸、Ｌ－乳酸およびグリコール酸からなる群より選択される一種以上のモノマーの重合体からなる。）

で表されるジブロックポリマーを含み、表面に少なくとも１つ以上の前記有機基Ｚを有するポリマーミセル

１．２ｍｍｏｌ／Ｌ≦（成分Ａのモル濃度）＋（成分Ｂのモル濃度）≦４．０ｍｍｏｌ／Ｌ・・・（ｆ１）

１．０≦（成分Ａのモル濃度）÷（成分Ｂのモル濃度）≦４．０・・・（ｆ２）

０．１≦（成分Ｂのモル濃度）÷（成分Ｃのポリマーのモル濃度）≦０．７５・・・（ｆ３）
式（１）中、Ｘが、１つのアミノ基を含む有機基であり、式（２）中、Ｙが、１つの活性エステル基を含む有機基であり、式（３）中、Ｚが、１つのアルデヒド基を含む有機基であることを特徴とする、請求項１記載の生体組織シーラント用ハイドロゲル。
前記ポリマーミセルが、式（３）中、Ｚが１つのアルデヒド基を含む有機基である前記ジブロックポリマーのみからなることを特徴とする、請求項２記載の生体組織シーラント用ハイドロゲル。
式（１）中、ｍが５０～３００の整数であり、式（２）中、ｎが５０～３００の整数であることを特徴とする、請求項１～３のいずれか一つの請求項に記載の生体組織シーラント用ハイドロゲル。
式（３）中、前記ポリエチレングリコール鎖の分子量が２５００～５０００、前記生分解性ポリエステルの分子量が２５００～５０００であることを特徴とする、請求項１～４のいずれか一つの請求項に記載の生体組織シーラント用ハイドロゲル。
請求項１～５のいずれか一つの請求項に記載の生体組織シーラント用ハイドロゲルを製造する方法であって、
前記成分Ａを含む調製液ａを作製する工程、
前記成分Ｂと成分Ｃを含む調製液ｂを作製する工程、および
前記調製液ａと前記調製液ｂを混合して塗布し、ゲルを形成する工程
を含む、生体組織シーラント用ハイドロゲルの製造方法。