JPH08502082A - Biocompatible polymer conjugates - Google Patents

Biocompatible polymer conjugates

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JPH08502082A
JPH08502082A JP6503427A JP50342794A JPH08502082A JP H08502082 A JPH08502082 A JP H08502082A JP 6503427 A JP6503427 A JP 6503427A JP 50342794 A JP50342794 A JP 50342794A JP H08502082 A JPH08502082 A JP H08502082A
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JP
Japan
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collagen
peg
composition
conjugate
polymer
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Japanese (ja)
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ジー. ウォレス,ドナルド
ダマニ,ラメシュ
デラストロ,フランク
エイ. バーグ,リチャード
エイ.,ジュニア バーンズ,レイモン
フリース,ルイス
ベンツ,ハンネ
エス. マイケルズ,アラン
マッカルラフ,キンバリー
リー,ウーンザ
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コラーゲン コーポレイション
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Priority to US07/985,680 priority patent/US5292802A/en
Priority to US08/025,032 priority
Priority to US2503293A priority
Priority to US07/922,541 priority
Priority to US07/984,197 priority
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Abstract

(57)【要約】 生物学的に不活性な天然ポリマーまたはその誘導体と、薬学的に純粋な親水性合成ポリマーとを、特定のタイプの化学的結合を介して共有結合させることによって、薬学的に受容可能な、非免疫原性の結合体が形成される。 (57) Abstract: a biologically inert natural polymer or a derivative thereof, and a pharmaceutically pure hydrophilic synthetic polymers, by covalently bonded through a chemical bond of certain types, pharmaceutical acceptably to, non-immunogenic conjugates are formed. この生体適合性結合体は軟組織の増強、および種々の物品のコーティングまたは形成のために使用され得る。 The biocompatible conjugates may be used for coating or forming a soft tissue augmentation, and various articles. この親水性合成ポリマーは、約100から約100,000の範囲にわたる重量平均分子量を有するポリエチレングリコールおよびその誘導体であり得る。 The hydrophilic synthetic polymer may be polyethylene glycol and derivatives thereof having a weight average molecular weight ranging from about 100 to about 100,000. この組成物は、他の成分、例えば、注入可能な処方物のための薬学的に受容可能な液体キャリア、および/または、増殖因子またはサイトカインのような生物学的活性タンパク質を含み得る。 The composition may contain other ingredients, for example, pharmaceutically acceptable liquid carrier for injectable formulations, and / or may comprise a biologically active protein, such as growth factors or cytokines. この結合休は一般に、形成されたときには多量の水を含み、そして脱水されて固い目的物を形成し得、これは次に、粒子状に粉砕され得、そしてほ乳類への注入のために非水性流体中に懸濁され、軟組織の増強を提供する。 The coupling rest is generally when formed includes a large amount of water, and dehydrated to obtain to form a hard end product which is then non-aqueous for injection obtained is pulverized into particles, and the mammal It is suspended in a fluid, to provide a soft tissue augmentation.

Description

【発明の詳細な説明】 生体適合性ポリマー結合体技術分野 本発明は、2種またはそれ以上のポリマー同士の共有結合によって形成された生体適合性結合体、特に、天然に存在するポリマーまたはそれらの誘導体と親水性合成ポリマー(例えば、ポリエチレングリコール(PEG))との結合によって形成された結合体、ならびに、この結合体を含有する組成物、成分、および移植片に関する。 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION biocompatible polymer conjugates TECHNICAL FIELD The present invention, two or more biocompatible conjugate formed by covalent bonding between polymers, in particular, naturally occurring polymers or their derivatives and synthetic hydrophilic polymers (e.g., polyethylene glycol (PEG)) conjugate formed by binding to, and, compositions containing the conjugates, components, and to a graft. 発明の背景天然に存在するが生物学的に不活性なポリマーが、多数知られている。 Present in the background natural invention have biologically inert polymers are known numerous. このような例には、コラーゲンおよび多様なグリコサミノグリカン(例えば、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、キチン、およびヘパリン)が含まれる。 Such example, collagen and various glycosaminoglycans (e.g., hyaluronic acid, chondroitin sulfate, chitin, and heparin) are included. これらのポリマーの誘導体も、生成され、ある誘導体は、医療用途のために処方されている。 Also derivatives of these polymers are produced, certain derivatives are formulated for medical applications. 生物学的に不活性な合成ポリマー(例えば、ポリエチレングリコール(PEG) )もまた多数知られている。 Biologically inert synthetic polymers (e.g., polyethylene glycol (PEG)) are also known a number. 多様な天然ポリマーと合成ポリマーとの組み合わせは、多様な医療用途において用いるための広範囲の特性を与える。 Combination of various natural polymers and synthetic polymers provide a broad range of properties for use in a variety of medical applications. 本発明者らは、天然ポリマーと合成ポリマーとの特性を組み合わせた、新しくそして有用な結合体を発明し、そして、これらの結合体を、特に上記特性の利点を生かせる医療用組成物、成分、および移植片に適用した。 The present inventors have combined the properties of natural and synthetic polymers, new and invented a useful conjugate and these conjugates, medical compositions, especially capitalize the advantages of the above characteristics, components, and it was applied to the graft. 発明の要旨結合体は、天然に存在する生物学的に不活性な不溶性ポリマーおよびそれらの誘導体と、親水性合成ポリマー(例えば、ポリエチレングリコール(PEG))との共有結合によって形成されている。 SUMMARY conjugate of the invention comprises a biologically inert insoluble polymers and their derivatives that naturally occurring, hydrophilic synthetic polymers (e.g., polyethylene glycol (PEG)) are formed by a covalent bond with. 天然に存在するポリマーおよびそれらの誘導体には、ヒアルロン酸のような多糖類、コンドロイチン硫酸A(4−スルフェート)、コンドロイチン硫酸C(6−スルフェート)、およびデルマタン硫酸( コンドロイチン硫酸B)のようなプロテオグリカン類;キチン;ヘパリンおよびヘパリン硫酸;サイクロデキストラン、ヒドロキシルエチルセルロース、セルロースエーテル、およびデンプンのようなデキストラン類;トリグリセリド、リン脂質などのような脂質(トリヒドロキシルアルコールグリセロールと脂肪酸とのエステル)が含まれる。 The polymers and their derivatives naturally occurring polysaccharides such as hyaluronic acid, chondroitin sulfate A (4-sulfate), chondroitin sulfate C (6- sulfate), and proteoglycans such as dermatan sulfate (chondroitin sulfate B) s; chitin; heparin and heparin sulfate; cyclo dextran, hydroxyethyl cellulose, dextrans, such as cellulose ethers, and starch; include triglycerides, lipids such as phospholipids (esters of trihydroxyl alcohol glycerol and fatty acids) is. この親水性合成ポリマーは、好ましくは、約100〜約100 ,000)好ましくは約1,500〜20,000の範囲の重量平均分子量を有する、ポリエチレングリコールおよびそれらの誘導体である。 The hydrophilic synthetic polymers are preferably from about 100 to about 100, 000) preferably has a weight average molecular weight ranging from about 1,500 to 20,000, polyethylene glycol and derivatives thereof. 組成物および成分は、この結合体、および、他の成分(例えば、注入可能な処方物を形成するための薬学的に受容可能な流動性キャリア、および/または、サイトカインおよび増殖因子のような生物学的に活性なタンパク質)を用いて処方され得る。 The composition and components, the conjugates, and other components (e.g., pharmaceutically acceptable fluidity carrier to form an injectable formulation, and / or, such as cytokines and growth factors organisms It may be formulated with biological to the active protein). 本発明の生体適合性結合体は、一般に、それが形成されるときには多量の水を含み、比較的固形の物(再吸水(rehydration)して5倍またはそれ以上の大きさに膨張する)を形成するために脱水され得る。 Biocompatible conjugates of the present invention generally includes a large amount of water when it is formed, a relatively solid object and (expands Rehydration (rehydration) to 5-fold or more in size) It may be dehydrated to form. 特有の所望の特性を得るために、移植片は、 結合体処方物によりコートされ得、チューブおよび糸状物(string)のような物品(article)は、特定の結合体および処方物を用いて構築され得る。 Constructed to obtain a specific desired properties, the implant article (article) such as obtained is coated with conjugate formulation, tubes and filamentous material (string), using the specific conjugates and formulations It may be. 本発明の生体適合性の結合体は、種々の医療用途および薬学的用途において適用され、用いられる。 Biocompatible conjugates of the present invention is applied in a variety of medical and pharmaceutical applications, it is used. 最も基本的な実施態様には、生体適合性の結合体およびそれらの結合体を用いて処方された薬学的組成物(タイプおよび量の異なる薬学的に受容可能な流動性キャリアを含む組成物である)が含まれる。 The most basic embodiment, a composition comprising a biocompatible conjugates and pharmaceutical compositions formulated using these conjugates (types and amounts of different pharmaceutically acceptable fluidity carrier a) are included. この結合体を形成する際、多様な天然ポリマーがポリエチレングリコールのような合成ポリマーと共有結合する。 When forming the conjugate, various natural polymer is covalently bound to synthetic polymers such as polyethylene glycol. この特定のポリマーは、最終用途および所望の特性に基づいて選択される。 This particular polymer is selected based on the end use and desired properties. 結合するポリマーを選択することに加えて、異なるタイプの共有結合(エステル結合、エーテル結合、およびウレタン結合を含む)が用いられ得る。 In addition to selecting the binding polymer, different types covalent bond (ester bond, an ether bond, and a urethane bond) may be used. 本発明の特定の結合体および組成物の最も重要な用途の一つは、軟組織の増強方法にある。 One of the most important use of certain of the conjugates and compositions of the present invention is the method for enhancing the soft tissue. この組成物は、軟組織の増強の目的で、流動性形態に処方され、そして被験体(顔面など)に注入される。 The composition for the purposes of soft tissue augmentation, are formulated into flowable form and are injected into the subject (such as facial). この方法は、天然に存在するポリマーと合成ポリマーとの間の反応がインサイチュで起きるように変更され得る。 The method, the reaction between the polymer and synthetic polymer present naturally can be modified to occur in situ. この結合体は、脱水され得、次いで粒子へと粉砕され得、不活性な非水性キャリア中に懸濁され得、そして被験体に注入され得る。 The conjugates can be injected to obtain dehydrated, then the resulting ground into particles, to obtain suspended in an inert non-aqueous carrier, and the subject. 注入後、キャリアは、通常の生理学的条件で除去され、 そして、粒子は、再吸水し、それらの元の大きさまで膨張する。 After injection, the carrier is removed under normal physiological conditions, and the particles are then re-water, to expand to their original size. 結合体から形成された糸状物も、また、軟組織の増強を得るために注入され得る。 Filamentous material formed from the conjugate may also be injected in order to obtain a soft tissue augmentation. 本発明の結合体および結合体組成物は、組織増殖を促進させるサイトカインまたは増殖因子と組み合わされ得、そして/またはさらに粒子、ファイバー、または他の材料と、組成物の構造的完全性(structural integrity)を増加するために組み合わされ得るので、骨や軟骨などの硬組織の増強にもまた用いられ得る。 Conjugates and conjugate compositions of the invention can be combined with a cytokine or growth factor for promoting tissue growth, and / or further particles, fibers, or other materials, the structural integrity of the composition (Structural integrity, ) because it can be combined to increase, it may also be used for the enhancement of hard tissue such as bone and cartilage. 結合体の他の用途には、体内に組み込む多様な医療用デバイス(カテーテル、移植骨、および動脈瘤を治療するための白金ワイヤ)へのコーティングが含まれる。 Other applications of the conjugates include coatings to a variety of medical devices incorporated into the body (catheter, platinum wires for treating bone graft, and an aneurysm). 結合体はまた、レンチクルスまたは角膜シールドのような多様な眼科用デバイスに処方され得る。 Conjugates also can be formulated in a variety of ophthalmic devices, such as a wrench Cruz or corneal shield. 結合体処方物は、縫合および血管または神経修復用などの医療用途を有する糸状物およびチューブのような形状に、押し出され、注形され、 および/または、形成される。 Conjugate formulation, filamentous materials with medical applications such as suture and blood vessel or nerve repair and shaped like a tube, extruded, is Casting, and / or are formed. 本発明の第1の目的は、ポリエチレングリコールのようなポリマーと、天然に存在する、非免疫原性形態の、不溶性の、生物学的に不活性なポリマーまたはそれらの誘導体との共有結合により形成される生体適合性結合体を提供することである。 A first object of the present invention, forming a polymer such as polyethylene glycol, a naturally occurring, non-immunogenic form, insoluble, by the covalent attachment of biologically inert polymers or their derivatives to provide a biocompatible conjugates. 本発明の他の目的は、異なる結合タイプによる結合体を提供することであり、 注入するのに適した薬学的に受容可能な流動性キャリア中に結合体を含有する組成物を提供することである。 Another object of the present invention is to provide a conjugate with different binding types, to provide a composition containing the conjugate in a pharmaceutically acceptable fluidity carriers suitable for injection is there. 本発明の他の目的は、結合体を形成する工程、該結合体を脱水して固形物を形成する工程、該固形物を粉砕して粒子にする工程、そして増強(その時、該粒子は再吸水し、約5倍の大きさに膨張する)する部位に注入するために該粒子を非水性流動性キャリア中に懸濁させる工程により製造される、組織の増強のための組成物を提供することである。 Another object of the present invention, the step of forming the conjugate to form a solid was dehydrated conjugate, step into particles by grinding solid was then enhanced (at that time, the particles re water and is produced by the step of suspending the particles in a non-aqueous flowable carrier for injection into the site to expand) to about 5 times the size, provides a composition for enhancing tissue it is. 本発明の他の目的は、表面が生体適合性結合体処方物でコートされた移植片のような物品を提供することである。 Another object of the present invention is to provide an article such as a surface coated with a biocompatible conjugate formulation graft. さらに他の目的は、結合体材料で作製された糸状物を提供することである。 Yet another object is to provide a filamentous material that is produced by the binding material. さらに他の目的は、結合体材料で作製されたチューブを提供することである。 Yet another object is to provide a tube made by the binder material. 生体適合性結合体を含有する本発明の重要な利点は、エーテル結合などの特定のタイプの共有結合が、生理学的条件下での長期にわたる高度な安定性を提供するために用いられ得ることである。 An important advantage of the present invention containing biocompatible conjugates that particular type covalent bonds such as an ether bond, may be used to provide long-term high stability under physiological conditions is there. 本発明の特徴は、結合体が、多様な天然および合成ポリマー(それぞれ、得られる組成物の物理的および化学的特性を調節するために分子量の範囲を有する( occur))を用いて形成され得ることである。 Feature of the present invention, conjugates can be formed using a variety of natural and synthetic polymers (respectively, having a range of molecular weight in order to adjust the physical and chemical properties of the resulting composition (The occur)) it is. 本発明の他の利点は、この生体適合性結合体が、従来のコラーゲン組成物と比較して、優れた取り扱い特性を有することである。 Another advantage of the present invention, the biocompatible conjugate, as compared to conventional collagen compositions is that it has excellent handling properties. 本発明の他の利点は、この生体適合性結合体組成物が、従来のコラーゲン組成物と比較して、免疫反応を低下させることである。 Another advantage of the present invention, the biocompatible conjugate composition, as compared with the conventional collagen compositions is to reduce the immune response. 本発明の他の特徴は、この生体適合性結合体組成物が、従来の組成物と比較して、改良された成形性、順応性、および弾性を有することである。 Another feature of the present invention, the biocompatible conjugate composition, as compared to conventional compositions, moldability is improved is to have flexibility, and elasticity. 本発明の他の特徴には、生理学的条件下で、例えば、サイトカインまたは増殖因子の活性および利用可能な半減期を改良するために、この組成物および結合体を、薬学的に活性なタンパク質(例えば、サイトカインまたは増殖因子)と組み合わせて処方する能力が含まれる。 Other features of the present invention, under physiological conditions, for example, in order to improve the activity and half-life available cytokines or growth factors, the compositions and conjugates, pharmaceutically active protein ( for example, it includes the ability to formulate in combination with cytokines or growth factors). 本発明の他の利点は、天然ポリマーと合成ポリマーとを連結するためにエーテル結合が用いられ得ることであり、この結合が加水分解に対して耐性であることである。 Another advantage of the present invention is to be ether linkages may be used to connect the natural polymer and synthetic polymer, is that this binding is resistant to hydrolysis. 本発明のこれらのおよび他の目的、利点、および特徴は、本明細書の一部である特定の例および処方物を参照し、以下に充分に記載されている、この生体適合性結合体の構造、合成、および使用に関する詳細な説明を、読むことにより、当業者に明らかとなる。 These and other objects, advantages, and features of the invention, with reference to specific examples and formulations are a part of the specification, are fully described in the following, the biocompatible conjugates structure, synthesis, and to the detailed description uses, by reading, become apparent to those skilled in the art. 図面の簡単な説明図1は、種々の糸状物の膨張能試験の結果を示す棒グラフである; 図2、3、4および5は、それぞれ、種々の糸状物の物理的性質の試験結果を示す棒グラフである; 図6および7は、それぞれ、コラーゲン含有組成物のDSC測定値の比較を示す; 図8は、ヒアルロン酸のカルボキシル基とPEG-ヒドラジンとの反応の反応スキームを示す; 図9は、ヒアルロン酸のアセチル基がスクシンイミジル-PEGと反応する反応スキームを示す; 図10は、コンドロイチン硫酸A、コンドロイチン硫酸Cおよびデルマタン硫酸(コンドロイチン硫酸B)の構造を示す; 図11は、エステルとPEGとの求核置換反応を示す反応スキームである; 図12は、ポリエチレンとE-PEGの多官能性活性化形態とが反応する反応スキームを示す; 図13は BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS Figure 1 is a bar graph showing the results of the expansion tolerance test various filamentous material; FIG. 2, 3, 4 and 5, respectively, showing the test results of the physical properties of the various filamentous material is a bar graph; Figure 6 and 7, respectively, shows a comparison of the DSC measurements of collagen-containing compositions; FIG. 8 shows the reaction scheme of the reaction of the carboxyl group and PEG- hydrazine hyaluronic acid; 9 shows the reaction scheme acetyl group of hyaluronic acid are reacted with succinimidyl-PEG; 10, chondroitin sulfate a, the structure of chondroitin sulfate C and dermatan sulfate (chondroitin sulfate B) shown; Figure 11 is an ester and the PEG It is a reaction scheme showing the nucleophilic substitution reaction; Figure 12 shows the reaction scheme and polyfunctional activated form of polyethylene and E-PEG react; 13 ポリエチレンとS-PEGの多官能性活性化形態とが反応する反応スキームを示す; 図14は、実施例13によって製造された糸状物の測定結果を示す表である; 図15は、コラーゲンおよびコラーゲン結合体を含む糸状物に関する物理的データを示す表である; 図16は、実施例15によって製造された材料の測定から得られるデータを示す表である; 図17は、実施例18によって製造された材料について得られた測定結果を示す表である。 The reaction scheme in which polyethylene and a multifunctionally activated form of S-PEG is reacted; Figure 14 is a table showing the measurement results of the filamentous material prepared according to Example 13; FIG. 15 is a collagen and collagen It is a table showing a physical data relating to filamentous material comprising a conjugate; FIG. 16 is a table showing data obtained from the measurement of the material prepared according to example 15; FIG. 17 is prepared according to example 18 and is a table showing the measurement results obtained for materials. 本発明の好適な実施態様の詳細な説明本発明の生体適合性結合体およびその製造および使用工程を記載する前に、本発明が記載された特定の結合体、工程、および方法に限定されず、これらは当然変更し得ることが理解されるべきである。 Before describing the biocompatibility conjugates and their preparation and use processes of Detailed Description of the Invention The preferred embodiments of the present invention, the specific binding member to which the present invention have been described, without being limited process, and to a method , these should be understood that may, of course change. 本明細書で用いられる用語は、個々の実施態様のみを記載することを目的としており、限定することを意図せず、本発明の範囲は添付された請求の範囲によってのみ限定されることもまた理解されるべきである。 The terminology used herein is for the purpose of describing only individual embodiments are not intended to be limiting, the scope of the present invention also are limited only by the scope of the appended claims also it should be understood. 本明細書中および添付の請求の範囲で用いられる単数の形態は、文中で特にことわりのない限り、複数の指示物を包含することに注意すべきである。 The singular forms used in the claims herein and the accompanying, unless otherwise specified in the text, it should be noted that include plural referents. 従って、 例えば、「天然に存在するポリマー」との表記は、そのような複数のポリマーの混合物を包含し、「結合基」または「架橋基」との表記は、当業者に公知かまたは共有結合を形成し得る、1種またはそれ以上の異なるタイプの基を包含し、そして、「合成ポリマー」との表記は、異なるタイプの複数のポリマー(例えば、 ポリエチレングリコール(PEG)など)の混合物を包含する。 Thus, for example, reference to the "naturally occurring polymers" includes mixtures of such a plurality of polymers, representation of the "linking group" or "linking group" is known or covalently bound to a person skilled in the art It can form, include one or more different types of groups, and, notation "synthetic polymer" includes mixtures of different types of polymers (e.g., polyethylene glycol (PEG)) to. 他に定義しなければ、本明細書中で用いられる全ての技術用語および科学用語は、本発明の属する分野の当業者に一般に理解されるのと同様の意味を有する。 Unless otherwise defined, all technical and scientific terms used herein have the same meaning as is commonly understood by those skilled in the art to which this invention belongs. 本明細書に記載されるのと類似するか、または同等の任意の方法および材料が、 本発明の実施または試験において有用であり得るが、好ましい方法および材料のみについて以下に記載される。 Or similar to those described herein, or any equivalent methods and materials, may be useful in the practice or testing of the present invention are described below only the preferred methods and materials. 本明細書中に記載される全ての文献は、本明細書中に参考として援用される。 All documents described herein are incorporated herein by reference. さらに、本発明の説明に特に重要な特定の用語を以下に定義する。 Further, it defines the particular importance of specific terms below in the description of the present invention. A. A. 定義本明細書中で用いられる用語「コラーゲン」は、テロペプチド含有コラーゲンおよびアテロペプチドコラーゲン(加工または修飾されている)を包含する、任意の形態のコラーゲンを意味する。 Definition As used herein "collagen" includes telopeptide-containing collagen and atelopeptide collagen (which is processed or modified), refers to collagen in any form. コラーゲンは、ヒトまたは動物起源であり得、そして組み換え技術により産生され得る。 Collagen may be a human or animal origin and may be produced by recombinant techniques. 形態には多様な型(すなわちI、II 、III型、繊維性、非繊維性など)が包含される。 Various types in the form (i.e. I, II, III type, fibrous, non-fibrous, etc.) and the like. コラーゲンは、動物の骨、軟骨、皮膚、および結合組織の主要タンパク質成分である材料である。 Collagen is a material which is the main protein component of animal bones, cartilage, skin, and connective tissue. 天然型のコラーゲンは、典型的には剛直な棒状の分子で、長さおよそ300nmおよび直径1.5nm である。 Native collagen is a typically rigid in a rod-like molecule, is approximately 300nm and diameter 1.5nm length. このコラーゲンは、3本のコラーゲンポリペプチドからなり、密着した3重らせんを形成している。 The collagen is composed of three collagen polypeptides, form a triple helix in close contact. コラーゲンポリペプチドは繰り返し配列-Gly-XY- を有する長い中央部分により特徴付けられ(ここで、XおよびYはしばしばプロリンまたはヒドロキシプロリンである)、各末端は「テロペプチド」領域(分子の約5%未満を構成する)と結合している。 Collagen polypeptides are characterized by a long central portion having the repeating sequence -Gly-XY-(wherein, X and Y are often proline or hydroxyproline), approximately at each end of the "telopeptide" regions (molecules 5 is bound to the constituting) less than%. コラーゲン鎖のテロペプチド領域は、典型的には、天然に存在する鎖間での架橋、およびタンパク質の免疫原性に寄与する。 Telopeptide regions of the collagen chains are typically crosslinking between chains present in naturally occurring, and contribute to the immunogenicity of the protein. コラーゲンには数種類の「型」があり、それぞれ異なる物理的特性を有する。 The collagen has several "type", have different physical characteristics. 最も豊富な型は、I型〜III型である。 The most abundant type is a type I ~III type. 本発明の開示は、これらのコラーゲン、および他の公知の型のコラーゲン(天然コラーゲン、および加工または修飾したコラーゲン(つまり、種々のコラーゲン誘導体))を包含する。 Disclosure of the present invention encompasses these collagens, and other known types of collagen (native collagen, and processed or modified collagen (i.e., various collagen derivatives)) a. コラーゲンは、典型的には、天然ソース(例えば、ウシの皮、軟骨、または骨)から単離される。 Collagen is typically a natural source (for example, bovine skin, cartilage or bone,) is separated from the single. 骨からは通常、乾燥、脱脂、粉砕、そして無機質脱落を行ってコラーゲンが抽出される。 From bone usually dried, defatted, crushed, and collagen performing demineralization is extracted. 一方、皮および軟骨は、通常、細かく刻まれ、そしてコラゲナーゼ以外のタンパク質分解酵素で消化される。 On the other hand, skin and cartilage are usually minced and digested with proteolytic enzymes other than collagenase. コラーゲンは、大部分のタンパク質分解酵素に耐性であるので、好都合には、この手法によりコラーゲンと共に存在する不純タンパク質の大部分が除去される。 Collagen, because it is resistant to most proteolytic enzymes, conveniently, most of the impure protein present with collagen by this technique are removed. 用語「脱水された」は、材料を空気乾燥するか、または凍結乾燥して実質的に全ての結合していない水を除去することを意味する。 The term "dehydrated" means the removal of water not substantially all of the binding material or air-dried, or lyophilized. 本明細書で用いられる用語「天然に存在するポリマー」および「天然ポリマー」は、生物学的に不活性な、不溶性の、天然に存在する、生体適合性ポリマーおよびそれらの誘導体を意味する。 The terms used herein, "naturally occurring polymers," "natural polymer" biologically inert, insoluble, naturally occurring, means a biocompatible polymer and their derivatives. 天然ポリマーの例としては、ヒアルロン酸のような多糖類、コンドロイチン硫酸A(4−スルフェート)、コンドロイチン硫酸C(6−スルフェート)、およびデルマタン硫酸(コンドロイチン硫酸B)のようなプロテオグリカン類;サイクロデキストラン、ヒドロキシルエチルセルロース、セルロースエーテル、およびデンプンのようなデキストラン類;トリグリセリド、リン脂質などのような脂質(トリヒドロキシルアルコールグリセロールと脂肪酸とのエステル)、およびこれらの混合物ならびに誘導体が含まれる。 Examples of natural polymers include polysaccharides such as hyaluronic acid, chondroitin sulfate A (4-sulfate), chondroitin sulfate C (6- sulfate), and proteoglycans such as dermatan sulfate (chondroitin sulfate B); cyclodextran, hydroxyl ethyl cellulose, dextrans, such as cellulose ethers, and starch; triglycerides (esters of trihydroxyl alcohol glycerol and fatty acids) lipids such as phospholipids, and mixtures and derivatives thereof. この用語には、DNA、RNA、およびタンパク質などの生物学的に活性な天然ポリマーが特に含まれないことを意図している。 The term, DNA, RNA, and biologically active natural polymers such as proteins are intended to be not specifically included. 用語「生物学的に不活性な結合体」、「生体適合性結合体」、および「生物学的に不活性な生体適合性結合体」は、本明細書中では交換可能に用いられる。 The term "biologically inactive conjugate", "biocompatible conjugate", and "biologically inactive biocompatible conjugate" are used interchangeably herein. これらの用語は、生物学的に不活性で不溶性の、本発明の生体適合性結合体(ここで天然ポリマーは、親水性合成ポリマーと共有結合している。)を意味する。 These terms are insoluble biologically inert, biocompatible conjugates of the present invention (where natural polymer is covalently bound to synthetic hydrophilic polymers.) Means. この結合体は、生物学的に不活性で不溶性の非毒性のポリマーであって、生体に組み込まれても、顕著な免疫反応を生じさせない天然ポリマーと同様のいくつかの特性を有する。 The conjugate is a polymer of non-toxic insoluble biologically inert, may be incorporated in a living body has several characteristics similar to the natural polymer that does not cause a significant immune response. 本明細書で用いられる用語「親水性合成ポリマー」は、本質的に親水性であるが完全に水溶性でないポリマーになるような平均分子量および組成を有する合成ポリマーを意味する。 As used herein, the term "hydrophilic synthetic polymer", essentially is a hydrophilic means synthetic polymers having an average molecular weight and composition such that the polymer which is not completely water soluble. 好ましいポリマーは、薬学的に純粋であるように高度に精製されている。 Preferred polymers are highly purified to be pharmaceutically pure. 最も親水性のポリマーは、水溶液中で水素結合を形成させるために、十分な数の酸素原子を組み込むことにより(または、あまり用いないが、窒素原子を組み込むことにより)水溶性にされ得る。 Most hydrophilic polymers, in order to form hydrogen bonds in aqueous solution, by incorporating a sufficient number of oxygen atoms (or, but not much used, it by incorporating the nitrogen atom) may be water-soluble. 好ましいポリマーは、親水性であるが、必ずしも水溶性ではない。 Preferred polymers is the hydrophilic, but not necessarily water-soluble. 本明細書中で用いられる親水性ポリマーとしては、ポリエチレングリコール(PEG)、ポリオキシエチレン、ポリメチレングリコール、ポリトリメチレングリコール、ポリビニルピロリドン、およびそれらの誘導体が挙げられ、PEGが特に好ましい。 The hydrophilic polymer used herein, polyethylene glycol (PEG), polyoxyethylene, polymethylene glycol, polytrimethylene glycols, polyvinylpyrrolidones, and derivatives thereof can be mentioned, PEG being particularly preferred. ポリマーは、直鎖状であり得るかまたは多分岐状であり得、実質的に架橋していない。 Polymers are obtained, not substantially cross-linked or is multi-branched may be linear. 他の適切なポリマーとしては、ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンブロックポリマーおよびコポリマーが挙げられる。 Other suitable polymers include polyoxyethylene - polyoxypropylene block polymers and copolymers. エチレンジアミン核を有する(従って、4つの末端を有する)ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンブロックポリマーも、入手可能であり、そして本発明の実施に用いられ得る。 With ethylenediamine core (hence, four having terminal) polyoxyethylene - polyoxypropylene block polymers are also available and may be used in the practice of the present invention. 天然に存在するポリマー(例えば、タンパク質、デンプン、セルロース、ヘパリンなど)は、この定義の範囲から明らかに除外される。 Naturally occurring polymers (e.g., proteins, starch, cellulose, heparin, etc.), are expressly excluded from the scope of this definition. 全ての適切な合成ポリマーは、皮下投与されたときに、非毒性、非炎症性、そして非免疫原性であり、そして好ましくは、少なくとも数カ月の期間にわたって、インビボで本質的に非分解性である。 All suitable synthetic polymers, when they are administered subcutaneously, non-toxic, non-inflammatory, and non-immunogenic, and preferably, over a period of at least several months, is essentially non-degradable in vivo . 親水性ポリマーは、天然ポリマーの親水性を増大し得るが、水溶性にはしない。 The hydrophilic polymer is capable of increasing the hydrophilic natural polymer, it is not water-soluble. 現在、好ましい親水性合成ポリマーとしては、一官能性、二官能性、 および多官能性の活性化ポリエチレングリコール(PEG)が挙げられる。 Currently, the preferred hydrophilic synthetic polymer, monofunctional, difunctional, and polyfunctional activated polyethylene glycol (PEG). 一官能性PEGは、一つの反応性のヒドロキシ基のみを有するのに対して、二官能性PEGは、分子の各末端に反応性の基を有する。 Monofunctional PEG is that the has only hydroxy groups of one reactive, difunctional PEG has reactive groups at each end of the molecule. 一官能性PEGは、好ましくは約100と約15 ,000との間、さらに好ましくは約200と約8,000との間、そして最も好ましくは約4,000の重量平均分子量を有する。 Monofunctional PEG is preferably from about 100 to about 15, between the 000, more preferably between about 200 to about 8,000 and most preferably from about 4,000 weight average molecular weight. 二官能性PEGは、好ましくは約400〜約100,000 、さらに好ましくは約3,000と約20,000との間の重量平均分子量を有する。 Bifunctional PEG is preferably from about 400 to about 100,000, more preferably has a weight average molecular weight between about 3,000 and about 20,000. 多官能性PEGは、 好ましくは、約3,000と100,000との間の平均分子量を有する。 Multifunctional PEG preferably has an average molecular weight between about 3,000 and 100,000. 本明細書中で用いられる用語「多官能性」は、1分子あたり、2またはそれより多い反応基を有する合成ポリマーを意味し、この用語自体が、用語「二官能性」を包含する。 The term "multifunctional" as used herein includes per molecule, it means a synthetic polymer having 2 or more reactive groups, the term itself, the term "bifunctional". 用語「一官能性」、「二官能性」、および「多官能性」は、本明細書中では、 用語「一官能性活性化」「二官能性活性化」および「多官能性活性化」とそれぞれ交換可能に用いられる。 The term "monofunctional", "bifunctional", and "polyfunctional" is used herein, the term "monofunctional activation" "bifunctional activation" and "multifunctionally activated" and they are respectively interchangeably used. PEGは、一つの末端でアルキレンエーテル基を形成することにより、一官能性となり得る。 PEG is by forming an alkylene ether group in one terminal can be a monofunctional. アルキレンエーテル基は、1〜6個の炭素原子を有する任意の適切なアルコキシ基であり得、例えば、メトキシ、エトキシ、プロポキシ、2-プロポキシ、ブトキシ、ヘキシルオキシなどであり得る。 Alkylene ether groups may be any suitable alkoxy groups having 1 to 6 carbon atoms, e.g., methoxy, ethoxy, propoxy, 2-propoxy, butoxy, and the like hexyloxy. 現在のところ、メトキシが好ましい。 Currently, methoxy is preferred. 二官能性活性化PEGは、直鎖状分子の各末端に反応性のヒドロキシ基を与えることにより提供される。 Bifunctional activated PEG is provided by providing a reactive hydroxy group at each end of the linear molecule. 反応性の基は、好ましくは、ポリマーの末端に位置するが、その鎖状方向わたって提供されてもよい。 Reactive groups are preferably located at the end of the polymer, it may be provided over the linear direction. 多官能性活性化合成分子は、本発明の組成物を架橋し得、そしてさらに、サイトカインまたは増殖因子と天然ポリマーとを結合するために用いられ得る。 Multifunctionally activated synthetic molecules are capable of crosslinking the compositions of the present invention, and further, may be used to couple the cytokines or growth factors and natural polymers. 合成ポリマーに関して、略語が以下のように用いられる: モノメトキシポリエチレングリコール(mPEG);二官能性PEGスクシンイミジルグルタレート(SG-PEG):二官能性PEGスクシンイミジル(S-PEG);二官能性PEGスクシンイミジルカーボネート(SC-PEG );二官能性PEGプロピオンアルデヒド(A-PEG);および二官能性PEGグリシジルエーテル(E-PEG)。 For the synthesis polymers, abbreviations are used as follows: monomethoxy polyethylene glycol (mPEG); bifunctional PEG succinimidyl glutarate (SG-PEG): bifunctional PEG succinimidyl (S-PEG); bifunctional sex PEG succinimidyl carbonate (SC-PEG); bifunctional PEG propionaldehyde (A-PEG); and difunctional PEG glycidyl ether (E-PEG). 省略語「d PEG」には、種々のタイプの二官能性ポリエチレングリコールが包含される。 The abbreviation "d PEG" includes various types of bifunctional polyethylene glycol. 本明細書中で用いられる用語「化学的に結合した」は、化学的共有結合を介して結合していることを意味する。 As used herein, "chemically bonded" means attached through a covalent chemical bond. 本発明の実施において、親水性合成ポリマーと天然ポリマーまたはその誘導体とは、好ましくは共有結合(単数および複数)を介して互いに直接結合している。 In the practice of the present invention, a hydrophilic synthetic polymer and a natural polymer or a derivative thereof, preferably bonded directly to one another via a covalent bond (singular and plural). しかし、結合基を用いることにより化学的に結合され得る(親水性合成ポリマーおよび天然ポリマーは、それぞれ結合基に結合するが、互いに直接は結合しない)。 However, chemically be bonded by using a bonding group (hydrophilic synthetic polymers and natural polymers binds to each linking group, it does not bind directly to one another). 用語「生体適合性の結合体」は、本発明における意味の中では、親水性合成ポリマーと化学的に結合した天然ポリマーを意味する。 The term "biocompatible conjugate", within the meaning of the present invention refers to a hydrophilic synthetic polymer chemically bonded natural polymers. 従って、「天然ポリマー/PEG」(または「PEG/天然ポリマー」)とは、 天然ポリマーがPEGと化学的に結合している本発明の組成物を示す。 Thus, "natural polymer / PEG" (or "PEG / natural polymer"), shows the composition of the present invention that the natural polymer is chemically bonded to PEG. 「天然ポリマー/PEG」は、二官能性活性化PEGと化学的に結合した、本発明の天然ポリマーを意味し、ここで、ポリマー分子は架橋し得る。 "Natural polymer / PEG" is linked to bifunctional activated PEG and chemical means a natural polymer of the present invention, wherein the polymer molecules can be crosslinked. 合成ポリマーは、多くの異なるタイプの化学的結合を介して、天然ポリマーと「化学的に結合」され得る。 Synthetic polymers, via chemical binding of many different types, may be a natural polymer "chemically coupled". 例えば、この結合は、エステル結合またはウレタン結合を介していてもよいが、さらに好ましくはエーテル結合を介している。 For example, the binding may be via an ester bond or a urethane bond, but more preferably through the ether bond. 毒性化学材料を使用せずに形成され得ること、およびインビボで加水分解を容易には受けないという点で、エーテル結合が好ましい。 It may be formed without the use of toxic chemicals, and in vivo in that it does not undergo the ease of hydrolysis, preferably an ether linkage. 合成ポリマー(例えば、ポリエチレングリコール)は、実際には正確な分子量を有するように調製され得ないこと、および、本明細書中で用いられる用語「分子量」は、当該分野において一般に用いられるように、任意の所定のサンプル中の多数の分子の重量平均分子量を意味することが当業者に理解される。 Synthetic polymers (e.g., polyethylene glycol) is actually able to not be prepared to have exact molecular weight, and the term "molecular weight" as used herein, as commonly used in the art, it is understood by those skilled in the art to mean the weight average molecular weight of any of a number of molecules in a given sample. 従って、 PEG 2,000のサンプルは、例えば、1,500〜2,500ダルトンの重量範囲のポリマー分子の統計学的混合物を含み得、1つの分子は、ある範囲にわたって他の分子とわずかに異なる。 Thus, a sample of PEG 2,000, for example, comprise a statistical mixture of polymer molecules having a weight range of 1,500 to 2,500 daltons, a single molecule, slightly different with other molecules over a range. 分子量範囲の記載により、平均分子量が、指定した範囲の間のいかなる値でもよく、そしてこれらの制限を越える分子を包含し得ることが示される。 The description of the molecular weight range, the average molecular weight may be any value between the specified range, and that may include molecules which exceeds these limits are shown. 従って、約800〜約20,000の分子量範囲は、少なくとも約800〜約20kDaまでの範囲の平均分子量を示す。 Accordingly, the molecular weight range of from about 800 to about 20,000 indicates an average molecular weight in the range of up to at least about 800 to about 20 kDa. 本明細書中で用いられる用語「使用可能なリシン残基」は、活性化PEGと反応する様式で位置する、天然ポリマー分子の外側表面上にさらされたリシン側鎖を意味する。 The term "available lysine residue" as used herein, positioned in a manner that reacted with the activated PEG, refers to lysine side chains exposed on the outer surface of the natural polymer molecules. 使用可能なリシン残基の数は、2,4,6-トリニトロベンゼンスルホン酸ナトリウム(TNBS)との反応により決定され得る。 The number of available lysine residues may be determined by reaction with sodium 2,4,6-trinitrobenzenesulfonate (TNBS). 本明細書中で用いられる用語「処置」および「治療」は、欠損、特に、軟組織または軟組織支持体の損失または欠落、あるいは骨または軟骨の損失または欠落による欠損の増強、修復、予防、または緩和を意味する。 As used herein, "treating" and "treatment" defect, in particular, the loss or lack of soft tissue or soft tissue support or enhancement of defects due to the loss or lack of bone or cartilage repair, prevention, or alleviation It means. さらに用語「処置」は、 本発明の糸状物を創傷の縫合に用いること、および本発明のチューブを、生物、 特にヒトの体のチャネル(channel)の修復、置換、または増強に用いることを包含する。 Furthermore, the term "treatment", encompasses the use of the filamentous material of the present invention to suturing of the wound, and the tubes of the present invention, an organism, in particular repair of channels (channel) of the human body, substitution, or the use in enhanced to. さらに、「処置」および「治療」はまた、本発明の結合体含有組成物と結合および/または混合した生物学的に活性なタンパク質を用いた、障害または疾患の予防、維持、または緩和を意味する。 Additionally, "treat" and "treatment" also refers to a biologically active protein binding and / or mixed with the conjugate-containing composition of the present invention is used, prevention of a disorder or disease, maintain, or mitigation to. 従って、軟組織の治療としては、 軟組織の増強(例えば、皮膚のしわまたは溝の除去において、または、老化のために脂肪が失われる上顎部分の皮下脂肪の置換において、通常のまたは所望の皮膚外形を再形成するための本発明の結合体の移植)、または粘膜下組織(例えば、泌尿系括約筋または食道下部括約筋)の増強における軟組織の増強が挙げられる。 Therefore, the treatment of soft tissue, soft tissue augmentation (e.g., in the removal of wrinkles or grooves in the skin, or in substitution of the subcutaneous fat of the upper jaw portion fat is lost due to aging, the normal or desired skin contour transplantation of a conjugate of the invention for reshaping), or submucosa (for example, soft tissue augmentation in enhancement of urinary system sphincter or esophageal lower sphincter). 骨および軟骨の治療としては、骨組織を置換または修復するための(例えば、骨偽関節または骨折の治療における)、結合体の使用、特に、適切な粒子状材料と組み合わせた天然ポリマー/PEGの使用が挙げられる。 The treatment of bone and cartilage, for replacing or repairing bone tissue (e.g., in the treatment of bone nonunion or fracture), use of the conjugate, in particular, natural polymer / PEG in combination with a suitable particulate material use and the like. 骨の治療にはまた、付加的な骨増殖因子を存在させて、または存在させずに、結合体含有組成物を使用することが包含される。 Also in the treatment of bone, in the presence of additional bone growth factors, or in the absence, the use of bond-containing composition encompassed. 結合体と共にセラミック粒子(好ましくは、ヒドロキシアパタイトおよび/またはリン酸三カルシウムのようなリン酸カルシウム)を含有する組成物は、その優れた引張強度のために、応力に耐える骨を修復するのに特に有用である。 Ceramic particles (preferably, calcium phosphate such as hydroxyapatite and / or tricalcium phosphate) with conjugate composition containing, because of its excellent tensile strength, particularly useful for repairing bone to withstand the stresses it is. 用語「サイトカイン」および「増殖因子」は、正常組織の回復または再増殖を促進する生物学的に活性な分子および活性なペプチド(天然に存在し得るか、または合成され得る)を記載するのに用いられる。 The term "cytokine" and "growth factor", to describe the biologically active molecules and active peptides that promote recovery or re-growth of normal tissue (or be naturally occurring or may be synthesized) used. サイトカインおよび増殖因子の機能は、以下の二点である:(1)これらは、新しいコラーゲンまたは組織をつくるために局所細胞を刺激し得るか、または(2)これらは、修正を必要とする部位へ細胞を誘引し得る。 Functions of cytokines and growth factors are the following two points: (1) site they are either may stimulate local cells to produce new collagen or tissue, or (2) they are in need of modification to can attract cells. このように、 サイトカインおよび増殖因子は、移植片の「生物学的つなぎとめ(biological a nchoring)」を宿主組織内で促進させるために作用する。 Thus, cytokines and growth factors act to "biological anchoring (biological a nchoring)" of the graft in order to accelerate in the host tissue. 前記のように、サイトカインまたは増殖因子は、結合体と混合され得るか、または結合体と化学的に結合され得るかのいずれかである。 As described above, cytokines or growth factors are either or be mixed with the conjugate, or may be a conjugate chemically coupled. 例えば、ある結合体は、サイトカイン(例えば、インターフェロン(IFN)、腫瘍壊死因子(TNF)、インターロイキン、コロニー刺激因子(CSF)など)、または増殖因子(例えば、骨形成因子抽出物(osteo genic factor extract)(OFE)、上皮増殖因子(EGF)、形質転換増殖因子(TG F)α、TGF-β(TGF-βのいかなる組み合わせも包含する)、TGF-β1、TGF-β 2、血小板由来増殖因子(PDGF-AA、 PDGF-AB、 PDGF-BB)、酸性線維芽細胞増殖因子(FGF)、塩基性FGF、結合組織活性化ペプチド(CTAP)、β‐トロンボグロブリン、インシュリン様増殖因子、エリスロポエチン(EPO)、神経成長因子(NGF)、骨形態形成タンパク質(bonemorphogenic protein)(BMP)、骨形成因子など)を組み込み得る。 For example, some conjugates, cytokine (e.g., an interferon (IFN), a tumor necrosis factor (TNF), interleukins, colony-stimulating factor (CSF), etc.), or a growth factor (e.g., osteogenic factor extract (osteo GenIC factor extract) (OFE), epidermal growth factor (EGF), includes any combination of transforming growth factor (TG F) α, TGF-β (TGF-β), TGF-β1, TGF-β 2, platelet-derived growth factor (PDGF-AA, PDGF-AB, PDGF-BB), acidic fibroblast growth factor (FGF), basic FGF, connective tissue activating peptide (CTAP), beta-thromboglobulin, insulin-like growth factor, erythropoietin ( EPO), nerve growth factor (NGF), bone morphogenetic protein (bonemorphogenic protein) (BMP), such as bone morphogenetic protein) can incorporate. このようなサイトカイン、または増殖因子、およびサイトカインと増殖因子との適切な組み合わせを取り込むことにより、移植片の正常組織への再増殖および再成形が促進され得るか、または傷の治療に用いられ得る。 Such cytokines or growth factors, and by incorporating suitable combinations of cytokines and growth factors, it may be used to re-growth and or reshaping may facilitate or treatment of wounds, to normal tissue graft . さらに、合成段階で、多官能性ポリマー分子を適量用いることにより、サイトカインまたは増殖因子は、生体適合性結合体と化学的に結合し得る。 Furthermore, the synthesis step, by using a suitable amount of a polyfunctional polymer molecules, cytokines or growth factors may be chemically bonded biocompatible conjugates. 次いで、PEGを任意の天然ポリマーと結合させるのに用いたのと同様の方法によって、または任意の他の適切な方法によって、サイトカインまたは増殖因子が、ポリマーの遊離末端に結合され得る。 Then, by the same method as with PEG to bind with any natural polymers or by any other suitable method, cytokines or growth factors, may be coupled to the free ends of the polymer. サイトカインまたは増殖因子分子を移植片につなぎとめることにより、効果的な治療に必要とされるサイトカインまたは増殖因子の量が、実質的に減少する。 By anchoring cytokine or growth factor molecules to the implant, the amount of a cytokine or growth factor that is required for effective treatment is substantially reduced.サイトカインまたは増殖因子が組み込まれた結合体は、効果的なコントロールされた放出薬物送達手段として機能し得る。サイトカインと結合体との間の化学結合を変化させることによって、サイトカインまたは増殖因子の放出に関する効果を変化させることが可能である。例えば、「エステル」結合が用いられると、結合は生理学的条件下でより容易に切断され、マトリックスからの増殖因子またはサイトカインの放出が維持される。しかしながら、「エーテル」結合が用いられると、結合は容易には切断されず、そして、サイトカインまたは増殖因子は、その活性部位をさらしながら、より長期間その場所に残留し、タンパク質の活性部位に対する本来の基質に対して生物学的効果を提供する。サイトカインまたは増殖因子の放出に関する効果の多様性を得るために、異なる結合を有する結合体の混合物を含むことが可能である。つまり、所望の放出速度を得るために、放出持続効果が変更され得る。用語「有効な量」は、所望する効果を得るために必要とされる組成物の量を意味する。従って、サイトカインまたは増殖因子を含有する組成物の「組織の増殖を促進する量」とは、検出可能な程度に組織の増殖を刺激するのに必要とされるサイトカインまたは増殖因子の量を意味する。ここでいう組織とは、結合組織、 骨、軟骨、上皮および真皮、血液、および他の組織を包含する。有効な量であるとされる実際の量は、さまざまな因子(例えば、患者の大きさ、病状(conditio n)、性別、および年齢)に依存して変化し、医師(caregiver)により容易に決定され得る。本明細書中で用いられる用語「十分な量」は、本発明の結合体と組み合わせて用いられるキャリアの量を示すのに用いられる。十分な量とは、それを結合体と混合したときに、所望の物理的形態(例えば、注入可能な溶液、注入可能な懸濁液、可塑性または順応性の移植片、応力に耐える固い移植片、糸状物、チューブなど)が得られる量である。注入可能な処方物は、一般に、組成物をなめらかで注入可能にするのに十分な量の流動性キャリアを含むのに対して、順応性の移植片は、キャリアの量が実質的に少量であり、そして粘度様の硬度(consistency )を有する。応力に耐える固い移植片は、キャリアを全く含み得ず、そして高度の構造的完全性を有し得る。キャリアの量は、用いる特定の結合体、および所望する最終結果に依存して変化し得、そして調節され得る。このような調節は、本発明の開示を読むことにより当業者に明らかとなる。本明細書中で用いられる用語「適切な粒子状材料」は、実質的に水に不溶であり、非免疫原性であり、生体適合性であり、そして本発明の生体適合性結合体と混和しない粒子状材料を意味する。材料粒子は、繊維状であり得、あるいは直径約20〜250μmの大きさの範囲であり得、そして、形状がビーズ様または不規則であり得る。典型的な粒子状材料としては、繊維性架橋コラーゲン、ゼラチンビーズ、架橋コラーゲン−dPEG粒子、ポリテトラフルオロエチレンビーズ、シリコーンゴムビーズ、ヒドロゲルビーズ、炭化ケイ素ビーズ、およびガラスビーズが挙げられるが、これらに限定されない。好ましい粒子状材料とは、リン酸カルシウム、最も好ましくは、ヒドロキシアパタイト粒子および/またはリン酸三カルシウムである。用語「固い(solid)移植片」は、体内での挿入および使用のために設計される任意のブロックを意味し、そしてこれには、骨および軟骨移植片(例えば、金属、プラスチック、および/または他の材料から構成される人工関節、保持ピン(retaining pin)、頭部プレートなど)、縫合のために使用され得、あるいは軟組織の増強のために注入され得る糸状物、胸部移植片(例えば、シリコーンゲルエンベロープ、発泡体など)、長期間(約3日を越える)の使用を意図したカテーテルおよびカニューレ、本発明のチューブから形成される人工器官およびチューブ(例えば、人工心臓、膵臓、腎臓、血管など)、 薬物送達用デバイス(モノリスの移植片、ポンプ、およびコ 同化成長または避妊のためのステロイドペレットなどを包含する)、皮膚または内部使用のための縫合糸、歯根膜、レンチクル、角膜シールド、動脈瘤治療のための白金ワイヤなどが包含される。 Including steroids pellets and for anabolic growth or contraception), sutures for dermal or internal use, periodontal membranes, lenticule, corneal shield, and platinum wires for treating aneurysms, and the like. 用語「固い移植片」は、それ自体、本発明の生体適合性結合体組成物から形成された移植片と、本発明の組成物でコートされ得る、他の合成材料(例えば、シリコーン、ポリウレタン、チタニウム、白金など)との両方を包含する。 The term "solid implant" is itself a graft formed from a biocompatible conjugate composition of the present invention, may be coated with the compositions of the present invention, other synthetic materials (e.g., silicones, polyurethanes, including titanium, both of platinum, etc.). 本明細書中で用いられる用語「適切な繊維材料」は、実質的に水に不溶であり、非免疫原性であり、生体適合性であり、そして本発明の生体適合性の結合体と混和しない繊維材料を意味する。 As used herein "suitable fibrous material" is substantially insoluble in water, non-immunogenic, biocompatible, and miscible with a biocompatible conjugates of the present invention It refers to the fiber material that does not. 繊維材料は、これらの特性を有する種々の材料を包含し得、そして、医療用および薬学的用途に関連して用いられる種々の移植片またはデバイス(例えば、結合体を含有するチューブ)の構造的完全性を形成および/または提供するために、結合体組成物と組み合わされる。 Fiber materials, structural of the resulting encompass a variety of materials having these properties, and, various implants or devices used in connection with medical and pharmaceutical applications (for example, a tube containing conjugate) to form and / or provide integrity, combined with the conjugate composition. 本発明の結合体組成物は、「適切な繊維材料」上にコートし得、次に、これで骨の周りを包み得、骨の構造的完全性が提供される。 Conjugate compositions of the invention can be coated onto "suitable fibrous material", then, this resulting wrapped around the bone, the structural integrity of the bone is provided. 従って、「適切な繊維材料」は、本発明の「固い移植片」を形成することにおいて有用である。 Thus, "suitable fibrous material" are useful in forming "hard graft" in the present invention. 本明細書中で用いられる用語「インサイチュ」は、「投与の部位で」を意味する。 As used herein, "in situ" means "at the site of administration." 従って、注入可能な反応混合組成物は、増強が必要な部位へ注入されるか、あるいは付与され、そして注入部位で架橋する。 Thus, pourable reaction mixture composition, or enhanced are injected into the site necessary or granted, and cross-linked at the injection site. 適切な部位は、一般に、皮膚の支持を増強するためには皮内または皮下領域であり、傷の治癒および骨の修復のためには骨折部位であり、そして、括約筋増強のためには(例えば、自制の回復のためには)括約筋組織内である。 Suitable sites will generally, in order to enhance the support of the skin is intradermal or subcutaneous regions, a fracture site is for wound healing and bone repair and for sphincter augmentation (e.g. , for the recovery of self-control) it is within the sphincter organization. 用語「水性混合物」としては、天然ポリマーおよび水を含有する流体溶液、懸濁液、分散体、コロイドなどが挙げられる。 The term "aqueous mixture", the fluid solution containing a natural polymer and water, suspensions, dispersions, colloidal and the like. 本明細書で用いられる用語「NFC軟骨」は、生理学的硬度の点で軟骨と類似している本発明の組成物を意味する。 The term "NFC cartilage" as used herein refers to a composition of the present invention which is similar to the cartilage in terms of physiological hardness. NFC軟骨は、非繊維性コラーゲン(例えば、 コラーゲン溶液)から調製され、親水性ポリマー(特にdPEGが用いられる)と架橋している。 NFC cartilage, non fibrillar collagen (e.g., collagen solution) is prepared from cross-linked hydrophilic polymer (especially dPEG is used). 製造工程の加工品(artifact)として、またはデザインにより、NF C軟骨は、約0〜20%の繊維性コラーゲンを含み得る。 As the manufacturing process workpiece (artifact), or by design, NF C cartilage may comprise from about 0-20% of the fibrillar collagen. NFC軟骨は、通常、コラーゲンの酸性溶液に、酸性溶液中のdPEGを加えること、および、中和の前に結合を生じさせることにより調製される。 NFC cartilage is usually in an acidic solution of collagen, adding dPEG in an acidic solution, and is prepared by binding to occur before neutralization. 用語「NFC-FC軟骨」は、NFC軟骨と類似の組成物(繊維性コラーゼンのパーセンテージが約20〜80%である)を意味する。 The term "NFC-FC cartilage" refers to a composition similar to NFC cartilage (percentage of fibrous Korazen is about 20-80%). NFC-FC軟骨は、通常、コラーゲンの酸性溶液に、中性緩衝液中のdPEGを加えることにより調製される。 NFC-FC cartilage is usually in an acidic solution of collagen is prepared by adding dPEG neutral buffer. 中性緩衝液は、結合工程の間にコラーゲン繊維の形成を起こさせる。 Neutral buffer, causing the formation of collagen fibers during the coupling process. 同様に、「FC軟骨」は、繊維性コラーゲンおよび二官能性親水性ポリマーから調製される本発明の組成物を意味する。 Similarly, "FC cartilage" refers to a composition of the present invention prepared from fiber collagen and bifunctional hydrophilic polymer. FC軟骨は、通常、中性溶液/懸濁液中のdPEGおよび繊維性コラーゲンを用いることにより調製され得る。 FC cartilage may generally be prepared by using dPEG and fibrillar collagen of neutral solution / suspension. B. B. 一般的方法 B. General Method B. 調製 : 本発明の生体適合性結合体を形成するために、天然ポリマーまたはそれらの誘導体は、親水性合成ポリマーと化学的に結合するべきである。 1 Preparation: To form a biocompatible conjugates of the present invention, natural polymers or derivatives thereof should be hydrophilic synthetic polymer chemically bonded. これは、多くの方法を用いて達成され得る。 This may be accomplished using a number of methods. 好適な方法に従えば、親水性合成ポリマーが活性化され、次いで、天然ポリマーと直接反応する。 According to a preferred method, the hydrophilic synthetic polymer is activated, then reacted directly with the natural polymer. 他の方法においては、天然ポリマーに存在するヒドロキシル基またはアミノ基が活性化され得、活性化基がポリマーと反応して結合体を形成する。 In another method, the hydroxyl group or amino group present in the natural polymer is activated to obtain activated groups form a conjugate reacts with the polymer. あまり好適でない方法に従えば、天然および合成ポリマーが同時に反応し、生体適合性結合体が形成されるような方法で、活性化されたヒドロキシル基またはアミノ基を有する結合基が、合成ポリマーおよび天然ポリマーと組み合わせられ得る。 According to the method less suitable, and reacted natural and synthetic polymers at the same time, in such a way that a biocompatible conjugate is formed, is bonded group having an activated hydroxyl group or amino group, synthetic polymers and natural It may be combined with the polymer. 他の生体適合性結合体を形成する方法は、本明細書の開示を読めば当業者において明白となる。 How to form other biocompatible conjugates will become apparent to those skilled in the art upon reading the disclosure herein. 本発明の結合体は人体内で用いられるので、全ての成分(ポリマーおよび結合基の両方を含む)が患者と反応しまたは患者により拒絶されるおそれのない結合体を形成することが重要である。 Because the conjugates of the invention are used in the human body, it is important that all ingredients (including both polymer and bonding groups) forms a risk-free conjugate is rejected by the reaction or the patient with the patient . 従って、毒性の、および/または、免疫反応性の成分は、出発材料として好ましくない。 Therefore, toxicity, and / or components of the immune reactivity is not preferred as starting materials. いくつかの好ましい出発材料および結合体の形成方法を、以下にさらに記載する。 Some preferred starting materials and conjugates forming method, described further below. 種々の親水性合成ポリマーが、結合体を形成するために用いられ得るが、このポリマーは、生体適合性で、比較的不溶性で、さらに親水性でなければならず、 そして好ましくは、生体適合性が知られていることから1種またはそれより多いポリエチレングリコール(PEG)の形態である。 Various hydrophilic synthetic polymers may be used to form the conjugate, the polymer is a biocompatible, relatively insoluble, must be further hydrophilic, and preferably, biocompatible is in the form of one or more polyethylene glycol since they are known (PEG). 種々の形態のPEGが、生物学的に活性な分子の修飾に広く用いられる。 PEG of various forms are used widely biologically modified active molecules. なぜなら、PEGは、広範囲の溶解性を有するように処方され得、そして、それは、毒性、抗原性、免疫原性がなく、そして典型的には酵素活性および/またはペプチドの立体配座を妨げないからである。 Because, PEG can be formulated to have a wide range of solubility and, it does not interfere with toxicity, antigenicity, no immunogenicity, and the typical conformation of the enzyme activity and / or peptides it is from. さらに、PEGは、一般に非生分解性であり、そしてヒトを含む殆どの生体から容易に抽出される。 Furthermore, PEG is generally non-biodegradable, and are readily extracted from most living organisms including humans. 本発明の結合体を形成する際の第一の工程には、PEG分子の官能化が一般に包含される。 The first step in forming the conjugate of the present invention, functionalized PEG molecules are generally included. 種々の官能化ポリエチレングリコールが、さまざまな分野(例えば、 タンパク質修飾(Abuchowskiら、 Enzymes as Drugs , John Wiley&Sons: New Y ork, NY(1981)pp.367〜383;およびDreborgら、 Crit. Rev.Therap. Drug Carr ier Syst. (1990) 6 :315(これら両者は本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)、ペプチドの化学(Mutterら、 The Peptides , Academic: N ew York,NY 2 :285〜332;およびZalipskyら、 Int. J. Peptide ProteIn Res (1987) 30 :740(これら両者は本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)、およびポリマー薬物の合成(Zalipskyら、 Eur.Polym.J. (1983 ) 19 :1177;およびOuchiら、 J.Macromol.Sci.-Chem. (1987) A24 :1011 (これら両者は本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと))において効果的に用いられてきた。 Various functionalized polyethylene glycols, various fields (e.g., protein modification (Abuchowski et al., Enzymes as Drugs, John Wiley & Sons:. New Y ork, NY (1981) pp.367~383; and Dreborg et al., Crit Rev.Therap .. Drug Carr ier Syst (1990 ) 6: 315 see (both of which are incorporated herein by reference)), peptide chemistry (Mutter et al., the peptides, Academic: N ew York, NY 2:.. 285~332; and Zalipsky et al, Int J. Peptide ProteIn Res (1987 ) 30: 740 see (both of which are incorporated herein by reference)), and polymer drugs synthesis (Zalipsky et al., Eur.Polym.J (1983) 19:. . 1177; and Ouchi et al., J.Macromol.Sci.-Chem (1987) A24 : 1011 ( incorporated by reference both of which herein has been used effectively in it are) see)) it is. ポリエチレングリコールと薬学的に活性な特定のタンパク質との結合により形成される種々のタイプの結合体は、生体内におけるタンパク質の消化、免疫原性の低下、および半減期の増加に関連するこのような結合体の安定性を有するために、部分的な医療用途に有用であることがすでに開示され、そして認められている。 Various types of conjugates formed by the binding of polyethylene glycol and a pharmaceutically active specific proteins, digestion of proteins in the body, such that associated with increased immune reduction of immunogenic, and half-life in order to have the stability of the conjugate, it has been previously disclosed, and observed to be useful for partial medical applications. 特に有用であると認められるポリエチレングリコールの一形態は、モノメトキシ−ポリエチレングリコール(mPEG)であり、これは、塩化シアヌールのような化合物の添加により活性化され得、次いでタンパク質と結合し得る(Abuchowski ら、 J.Biol.Chem. (1977) 252 :3578(これら両者は本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)。 In particular a form of polyethylene glycol which are found to be useful, monomethoxy - polyethylene glycol (mPEG), which can be activated by the addition of compounds such as cyanuric chloride, then capable of binding to a protein (Abuchowski et al, J.Biol.Chem (1977) 252:. 3578 that the (both of which are incorporated is by reference herein) above). 活性ポリエチレングリコールのこのような製造方法は、本発明のある実施態様に関して用いられ得るが、これらの方法は、塩化シアヌールが比較的毒性であり、そして薬学的に受容可能な組成物を提供するためには、得られたいずれの生成物からもこの塩化シアヌールを完全に除去しなければならないので、特に望ましくはない。 The manufacturing method of an active polyethylene glycol is may be used with respect to certain embodiments of the invention, these methods are cyanuric chloride is relatively toxic, and to provide a pharmaceutically acceptable composition the, from any product obtained because it must completely remove the cyanuric chloride is not particularly desirable. PEGの活性化形態(mPEGの活性化形態を包含する)は、市販で購入され得る反応成分から作成され得る。 Activated form of PEG (including activated form of mPEG) may be prepared from reactive components which can be purchased commercially. 本発明に関して特に有用であると認められる活性化PE Gの一形態は、mPEG-スクシネート-N-ヒドロキシスクシンイミドエステル(SS-PEG)である(Abuchowsk iら、 Cancer Biochem.Biohvs. (1984) 7 :175(これは本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)。 . One form of activated PE G found to be particularly useful with the present invention, mPEG-succinate -N- hydroxy succinimide ester (SS-PEG) (Abuchowsk i et, Cancer Biochem.Biohvs (1984) 7: 175 (which is incorporated is by reference herein) see). SS-PEGのようなPEGの活性化形態は、比較的穏やかな条件下でタンパク質と反応し、そして、PEGと結合したタンパク質の特定の生物学的活性および特異性を損なうことなく結合体を製造する。 Activated forms of PEG such as SS-PEG react with proteins under relatively mild conditions and, producing a conjugate without impairing the specific biological activity and specificity of the protein bound with PEG to. しかしながら、このような活性化PEGは、タンパク質と反応する際、それらが反応し、そしてエステル結合を介した結合を形成する。 However, such activated PEG is when reacted with proteins, they react and form a bond via an ester bond. エステル結合は本発明に関して用いられ得るが、それらは、長期間にわたって生理学的条件下に供されると加水分解を受けるので、特に好ましくはない(Dreborgら、 Crit. Rev. Therap. Drug Ca rrier Syst. (1990) 6 :315;およびUlbrichら、 J. Makromol. Chem. (1986 ) 187 :1131(これら両者は本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)。 Although ester linkages can be used in connection with the present invention, they are not so when subjected to physiological conditions undergo hydrolysis, particularly preferably over a long period of time (Dreborg et al, Crit. Rev. Therap. Drug Ca rrier Syst . (1990) 6:.. 315; and Ulbrich et al, J. Makromol Chem (1986) 187 : 1131 see (both of which are incorporated herein by reference)). ウレタン結合を介してPEGとタンパク質とを結合させることは可能であり、それによって、エステル結合よりも加水分解に対してさらに耐性のさらに安定な結合が提供される(Zalipskyら、 Polvmeric Drug and Drug Deliverv Svstems 、第10章、「ポリエチレングリコールのスクシンイミジルカーボネート」(1991) (これは、特定の生物学的活性タンパク質に対するPEGの種々の形態を結合することに包含される化学を開示するために本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)。 It is possible to couple the PEG to proteins via urethane linkages, thereby more stable bond more resistant to hydrolysis is also provided an ester bond (Zalipsky et al., Polvmeric Drug and Drug Deliverv Svstems, Chapter 10, "succinimidyl carbonate of polyethylene glycol" (1991) (which, in order to disclose the chemical encompassed in combining the various forms of PEG to specific biologically active proteins see incorporated are) by reference herein). ウレタン結合の安定性は、生理学的条件下において示された(Veroneseら、 Appl.Biochem.Biotechnol. (1985) 11 :141;およびLarwoodら、 J. Labelled Compounds Radiopharm (1984) 21 :603(これら両者は本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)。 Stability of urethane linkages has been demonstrated under physiological conditions (Veronese et al., Appl.Biochem.Biotechnol (1985) 11:. 141; and Larwood et al, J. Labelled Compounds Radiopharm (1984) 21: 603 ( both of them see are incorporated herein by reference)). PEGとタンパク質とを結合させる他の手段は、カルバメート結合によるものであり得る(Beaucham pら、 Anal.Biochem. (1983) 131 :25;およびBergerら、 Blood (1988) 71 :164 1 (これら両者は本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)。 Other means of attaching the PEG and the protein may be due to carbamate linkages (Beaucham p et, Anal.Biochem (1983) 131:. 25; and Berger et al., Blood (1988) 71: 164 1 ( both of them see are incorporated herein by reference)). カルバメート結合は、カルボニルジイミダゾール−活性化PEGを用いることにより生成される。 Carbamate bond, carbonyl diimidazole - produced by using an activated PEG. この結合はいくつかの利点を有するが、反応は比較的遅く、そして完結するのに2〜3日かかり得る。 The coupling has a number of advantages, the reaction may take 2 to 3 days to relatively slow and complete. 上記のPEGを活性化する種々の手段、および、活性手段に関して引用した文献(これらは全て本明細書中で参考として援用されている)では、PEGと特定の生物学的に活性なタンパク質とを結合することに関して記載されているが、不活性な(生物学的に活性でない)天然ポリマーと結合することは記載されていない( Polymeric Drug and Drug De1ivery Systems 、第10章、「ポリエチレングリコールのスクシンイミジルカーボネート」(1991)(これは、特定の生物学的活性タンパク質に対するPEGの種々の形態を結合することに包含される化学を開示するために本明細書中で参考として援用されている)を参照のこと)。 Various means for activating the above PEG, and, in the references cited for activity means (which are incorporated by reference for all herein), and a PEG with a specific biologically active protein Although described in terms of binding to, (not biologically active) inactive not been described to bind to natural polymers (polymeric Drug and Drug De1ivery Systems, Chapter 10, of "polyethylene glycol succinic disuccinimidyl carbonate "(1991) (which is incorporated herein by reference to disclose the chemical encompassed in combining the various forms of PEG to specific biologically active protein) checking). コラーゲンはまた、1992年11月10日に発行された米国特許第5,162,430号に教示されているように、エステル結合を介したPEGと結合する(これもまた本明細書中で参考として援用されている)。 Collagen is also as taught in U.S. Patent No. 5,162,430, issued Nov. 10, 1992, which bind to PEG via an ester bond (which also been incorporated herein by reference yl). 本発明は、活性化PEG化合物が、不活性で種々の異なるタイプの結合と共に保持する生体適合性の結合体の形成に関して用いられ得ることを開示するものである。 The present invention activated PEG compound, discloses that may be used for the formation of biocompatible conjugates retained with a variety of different types of binding inert. このような結合体は、一連の改良された予想し得ない性質を提供し、そして、本発明の種々の組成物および物品を形成するために用いられ得る。 Such conjugates, provides the property that can not be predicted is a series of improvements, and can be used to form various compositions and articles of the present invention. B. B. 活性化PEGの特定の形態上述したように、本発明の結合体は、多様な異なるタイプの親水性合成ポリマーと天然ポリマーまたはそれらの誘導体との共有結合により調製され得る。 As described above specific embodiments of the 2-activated PEG, conjugates of the present invention may be prepared by the covalent attachment of a variety of different types of hydrophilic synthetic polymers and natural polymers or derivatives thereof. しかしながら、得られた最終生成物または結合体は、生体適合性および非免疫原性などの多くの性質を有していなければならないという点で、親水性合成ポリマーとしてポリエチレングリコールを用いることが有効であることが見い出されている。 However, the final product or conjugate resulting in that must have a number of properties such as biocompatibility and non-immunogenic, it is effective to use polyethylene glycol as the hydrophilic synthetic polymer it has been found that there is. ポリエチレングルコールは、分子の1つまたは好ましくは2つの末端に活性化基を提供するためには修飾されていなければならず、その結果、PEGと天然ポリマーとの間で共有結合が生じる。 Polyethylene glycol is one or preferably molecular must be modified in order to provide an activating group into the two ends, resulting in covalent bond occurs between the PEG and the natural polymer. いくつかの官能化されたPEGの特定の形態を以下に構造的に示し、これらのPEGの官能化された形態と天然ポリマーまたはそれらの誘導体との反応により得られた反応生成物も同様に示す。 Several particular forms of functionalized PEG less structurally shown, also shows similarly a reaction product obtained by the reaction of a functionalized form and natural polymers or their derivatives of these PEG . 1. 1. 天然ポリマーのPEG結合 : 最初の官能化PEGは、二官能性PEGスクシンイミジルグルタレートであり、本明細書中では(SG-PEG)と表記する。 Natural polymers PEG attachment: The first functionalized PEG, difunctional PEG succinimidyl glutarate, referred to herein referred to as (SG-PEG). この分子の構造式、およびそれとアミノ基NH 2を有する天然ポリマー(NTL-PLYMと示す)とを反応させて得られる反応生成物を以下の式1に示す。 The structural formula of this molecule, and shows a natural polymer (referred to as NTL-Plym) a reaction product obtained by reacting with it and an amino group NH 2 in Equation 1 below. SG-PEG:二官能性PEGスクシンイミジルグルタレート SG-PEG: bifunctional PEG succinimidyl glutarate 他のPEGの二官能性活性化形態は、PEGスクシンイミジル(S-PEG)と称される。 Bifunctional activated form of other PEG is referred to as PEG succinimidyl (S-PEG). この化合物の構造式、およびそれと天然ポリマーとを反応させて得られる反応生成物を以下に示す。 It shows the structural formula of this compound, and a reaction product obtained by reacting a natural polymer it below. メチル基が分子の各末端に3回繰り返されることに注目するべきである。 It should be note that methyl group is repeated three times on each end of the molecule. この化合物の一般構造式においては、下付き文字3は、「n」で置換される。 In general structural formula of the compound, the subscript 3 is replaced with "n". 式1および2に示される特定の実施態様においては、PEGの両側に繰り返しのCH 2基が3つあるので、nは3である。 In the particular embodiment shown in Equation 1 and 2, since the CH 2 groups of repeated on either side of the PEG there are three, n is 3. 式2における構造体は、二官能性PEGと各末端の天然ポリマーとの間の「エーテル」結合を含む。 Structures in Formula 2 includes a "ether" linkage between bifunctional PEG and natural polymers each end. このエーテル結合は加水分解されない。 The ether bond is not hydrolyzed. これは、エステル結合が提供された式1に示される結合体とは異なる。 This is different from the conjugate shown in Formula 1, the ester bond is provided. このエステル結合は、生理学的条件下で加水分解を受ける。 The ester bond is subjected to hydrolysis under physiological conditions. S-PEG, n=3:二官能性PEGスクシンイミジル S-PEG, n = 3: bifunctional PEG succinimidyl さらに、誘導体化PEGとコラーゲンとを反応させることにより形成される結合体である、他のポリエチレングリコールの誘導体化形態(n=2)を式3に示す。 Moreover, shown is a conjugate formed by reacting a derivatized PEG and collagen, derivatized forms of other polyethylene glycol (n = 2) in Equation 3. S-PEG,n=2:二官能性PEGスクシンイミジル S-PEG, n = 2: bifunctional PEG succinimidyl 式2および3において提供される結合体と同様の本発明の他の好ましい実施態様は、n=1のときに提供される。 Another preferred embodiment of the present invention similar conjugate provided in Equation 2 and 3 is provided when n = 1. 構造式および得られる結合体を式4に示す。 The structural formula and resulting conjugate are shown in Formula 4. この結合体が、エーテル結合およびペプチド結合の両方を含むことが注目される。 The conjugate is noted to contain both an ether and a peptide linkage. これらの結合は、生理学的条件下で安定である。 These linkages are stable under physiological conditions. S-PEG,n=1:二官能性PEGスクシンイミジル S-PEG, n = 1: bifunctional PEG succinimidyl PEGのさらに他の誘導体化形態は、n=0のときに提供される。 Still other derivatized form of PEG is provided when n = 0. この二官能性形態は、PEGスクシンイミジルカーボネート(SC-PEG)と称される。 The bifunctional form is referred to as PEG succinimidyl carbonate (SC-PEG). この化合物の構造式、およびSC-PEGとコラーゲンとを反応させることにより形成される結合体を式5に示す。 It shows the structural formula of this compound, and the conjugate formed by reacting the SC-PEG with collagen in Equation 5. この結合はウレタン結合を含んでいるが、この結合体は生理学的条件下で高度な安定性を有することは認められない。 This coupling includes a urethane bond, the conjugate is not allowed to have a high degree of stability under physiological conditions. SC-PEG,n=0:二官能性PEGスクシンイミジルカーボネート SC-PEG, n = 0: bifunctional PEG succinimidyl carbonate 上記の全ての誘導体は、スクシンイミジル基を中に含む。 All derivatives mentioned above, includes in the succinimidyl group. しかしながら、異なる活性基が、PEG分子の一端または両端に結合し得る。 However, different activating groups can be attached at one or both ends of the PEG molecule. 例えば、PEGは、A-PEGと天然のポリマーまたはその誘導体との反応により形成される結合体であるような式6に示す二官能性PEGプロピオンアルデヒド(A-PEG)を形成するために誘導体化され得る。 For example, PEG derivatives to form the A-PEG and natural polymers or bifunctional PEG propionaldehyde shown in Formula 6 as a conjugate formed by reaction of its derivative (A-PEG) of It may be. A-PEG:二官能性PEGプロピオンアルデヒド A-PEG: bifunctional PEG propionaldehyde さらに、ポリエチレングリコールの他の二官能性形態は、天然のポリマーまたはその誘導体とを反応させることにより形成される結合体であるような、式7に示すPEGグリシジルエーテル(E-PEG)である。 In addition, other bifunctional forms of polyethylene glycol, such as a conjugate formed by reacting a natural polymer or a derivative thereof, a PEG glycidyl ether represented by the formula 7 (E-PEG). E-PEG:二官能性PEGグリシジルエーテル E-PEG: bifunctional PEG glycidyl ether 官能化された形態のPEGを用いて形成された結合体は、反応に用いられるPEGの官能化された形態に依存して変化する。 Functionalized form PEG conjugates formed using the changes depending on the functionalized forms of PEG used in the reaction. さらに、最終生成物も、PEGの分子量を変化させることにより、その性質に関連して変化し得る。 Furthermore, the final product also by changing the molecular weight of PEG, can vary in relation to their nature. 一般に、結合体の安定性は、PEGと天然ポリマーとの間のすべてのエステル結合を排除すること、および、エーテル結合および/またはウレタン結合を含有することにより改良される。 In general, the stability of the conjugate, eliminating all of the ester bond between PEG and natural polymers, and is improved by containing an ether bond and / or urethane bond. ある状況では、所望により弱いエステル結合を含有し、この結合が生理学的条件下での加水分解、マトリックスの破壊、そして内部に保持されている成分(例えば、増殖因子またはサイトカイン)の放出により、徐々に破壊される。 In some circumstances, optionally containing weak ester linkage, by the release of components this bond held hydrolysis under physiological conditions, breaking of the matrix, and the interior (e.g., growth factors or cytokines), gradual It is destroyed. 結合の化学的構造の変化により、持続する放出の速度を変化させ得る。 By a change in the binding of the chemical structure, it can alter the rate of release of sustained. 2. 2. 多糖類のPEG結合 : ヒアルロン酸は、以下の式8に示すような繰り返しモノマーユニットのポリマーを含む。 Polysaccharides PEG attachment: hyaluronic acid comprises a polymer of repeating monomeric units shown in formula 8 below. ヒアルロン酸は、多くの異なる方法を用いてPEGに結合し得る。 Hyaluronic acid may be conjugated to PEG using many different methods. 好ましい方法としては、カルボキシル基の修飾およびアセチル基の修飾が包含される。 Preferred methods include, modifications modifications and acetyl groups of the carboxyl group and the like. PEG-ヒドラジンを用いたヒアルロン酸のカルボキシル基の修飾を示す反応スキームを、 図8に示す。 The reaction scheme showing the modification of the carboxyl groups of hyaluronic acid with PEG- hydrazine, shown in FIG. スクシンイミジル-PEG(S-PEG)によるアセチル基の修飾を示す反応スキームを図9に示す。 The reaction scheme showing the modification of acetyl groups by succinimidyl -PEG (S-PEG) shown in FIG. 3. 3. プロテオグリカンのPEG結合 : 図10に示すように、コンドロイチン硫酸A、コンドロイチン硫酸C、およびデルマタン硫酸(コンドロイチン硫酸B)は、ヒアルロン酸と同様の構造をしており、そしてヒアルロン酸を誘導体化するために用いられる方法とほぼ同じ方法を用いて、誘導体を製造することによってPEGに結合され得る。 Proteoglycan PEG attachment: As shown in FIG. 10, chondroitin sulfate A, chondroitin sulfate C, and dermatan sulfate (chondroitin sulfate B) has the similar structure as hyaluronic acid, and to derivatize the hyaluronic acid using substantially the same procedure used, it may be attached to PEG by preparing a derivative. 4. 4. ポリ乳酸のPEG結合 : エステルは、求核置換を受ける。 Polylactic acid PEG attachment: esters undergo nucleophilic substitution. これはカルボン酸誘導体に典型的である。 This is typically a carboxylic acid derivative. 攻撃は、電子が不足しているカルボニル炭素に起こる。 Attack takes place to the carbonyl carbon electrons are missing. これらの反応は、しばしば、酸の存在下で行われる。 These reactions are often carried out in the presence of an acid. これらの酸-触媒化反応において、H +がカルボニル基の酸素に結合し、カルボニル炭素が求核攻撃をさらに受け易いようにする。 These acids - in the catalytic reaction, H + is bound to the oxygen of the carbonyl group, the carbonyl carbon is to further susceptible to nucleophilic attack. このようなことを示す反応スキームを図11に示す。 The reaction scheme showing such fact in FIG. 5. 5. ポリエチレンのPEG結合 : 多くの異なる活性化PEG(二官能性および多官能性の両方)が、ポリエチレンを架橋するために用いられ得る。 Polyethylene PEG attachment: Many different activated PEG (both difunctional and multifunctional) can be used to crosslink the polyethylene. 高度に張力がかかった(highly strained)三員環は開環が容易であるので、二官能性または多官能性のE-PEGが、ポリエチレンを架橋するために用いられ得る。 Since were highly tensioned (Highly strained) three-membered ring is easy to ring-opening, difunctional or polyfunctional E-PEG can be used to crosslink the polyethylene. 環の結合角(平均60度)は、通常の4面体構造の炭素の角度である109度よりかなり小さい。 Bond angle ring (average 60 degrees) is significantly less than 109 degrees is the angle of the carbon regular tetrahedral structure. ポリエチレンは温度を上げても、多くの天然のポリマー、例えば、コラーゲンと同様には容易に変性しないので、温度を上げてポリエチレンを架橋するためにE-PEGが用いられ得る。 Polyethylene even at elevated temperatures, polymers of many natural, for example, does not easily denatured in the same manner as collagen, may E-PEG is used to crosslink the polyethylene at elevated temperatures. 二官能性のE-PEGとポリエチレンとの反応を以下に示す: The reaction between the bifunctional E-PEG and polyethylene are shown below: 二官能性のS-PEGとポリエチレンとの反応を以下に示す: 2 PEG-NH 2 + d S-PEG→PEG-NH-CO-PEG-CO-NH-PEG ポリエチレンとE-PEGおよびS-PEGの多官能性活性化形態との反応を、それぞれ、図12および13に示す。 It shows the reaction of a bifunctional S-PEG polyethylene below: 2 PEG-NH 2 + d S-PEG → PEG-NH-CO-PEG-CO-NH-PEG polyethylene and E-PEG and S-PEG the reaction between the polyfunctional activated form of, respectively, shown in FIGS. 12 and 13. 天然のポリマーと合成のポリマーとの間の架橋反応はインビトロで行われ得るか、あるいは反応混合物はインサイチュで架橋させるために注入され得る。 The crosslinking reaction between the polymer of natural polymers and synthetic may either be performed in vitro, or the reaction mixture may be injected to crosslink in situ. 十分な密度において、架橋した生体適合性結合体は軟骨に似ており、その代替物(例えば、頭部アンレー、耳および鼻の再構築など)として有用である。 At a sufficient density, cross-linked biocompatible conjugates is similar to cartilage, its substitute (for example, a head onlays, and rebuilding of the ear and nose) as being useful. 天然のポリマー間で結合体を形成することに加えて、 多官能性ポリマーはまた、創傷治癒、骨形成、および免疫調節に特に適切な組成物のために、天然のポリマーと他のタンパク質(特にサイトカインまたは増殖因子)とを共有結合するためにも用いられ得る。 In addition to forming conjugates between natural polymers, polyfunctional polymers are also wound healing, for bone formation, and in particular compositions suitable for immunomodulation, natural polymers and other proteins (especially It may also be used to covalently bind cytokines or growth factors) and. このような増殖因子またはサイトカインと生体適合性ポリマー(例えば、コラーゲン)とをつなぎとめることにより、効果的に遅い放出のドラッグデリバリーシステムが提供される。 Such growth factors or cytokines and biocompatible polymers (e.g., collagen) by anchoring a drug delivery system effectively slow release is provided. 天然ポリマーと合成ポリマーとの結合のためにエーテル結合が用いられ得るのに対し、サイトカインまたは増殖因子を結合するためにエステル結合が用いられ得、そしてそれによってサイトカインまたは増殖因子の遅い放出が得られる。 While ether bond for binding of natural and synthetic polymers can be used, resulting ester bond is used to bind cytokines or growth factors, and thereby slow the cytokine or growth factor release can be obtained . 6. 6. コラーゲンのPEG結合 : 本発明で使用するための適切なコラーゲンには、あらゆるタイプのコラーゲン(免疫応答感受性が著しくない状態において用いられ得る天然のテロペプチド含有コラーゲンを含む)が含まれる。 Collagen PEG attachment: the appropriate collagen for use in the present invention, any type of collagen (including naturally occurring telopeptide-containing collagen may be used in a state immune response sensitivity is not significantly) are included. しかし、大多数の用途としては、非免疫原性アテロペプチドコラーゲン、特にI、II、およびIII型が好まし However, the majority of applications, non-immunogenic atelopeptide collagen, in particular I, II, and III preferably 100コラーゲン溶液)そしてテロペプチド領域を有し得るかまたは有し得ない。 100 collagen solution) and may or may not have a telopeptide region. 好ましくは、コラーゲンは、再構成された Preferably, the collagen was reconstituted ゲン移植片(Collagen Implant)(ZCI)またはアテロペプチドコラーゲン溶液(CIS)である。 A Gen implant (Collagen Implant) (ZCI) or atelopeptide collagen solution (CIS). 種々の形態のコラーゲンが市販されているか、または、例えば米国特許第3,949,073号;同第4,488,911号;同第4, 424,208号;同第4,582,640号;同第4,642,117号;同第4,557,764号;および同第4,689,399号(すべて本明細書中で参考として援用されている)に記載の方法によって調製され得る。 They are either commercially available collagen in various forms or, for example, U.S. Pat. No. 3,949,073; Nos 4,488,911; the fourth, No. 424,208; Nos 4,582,640; Nos 4,642,117; Nos 4,557,764; and the second It may be prepared by the method described in JP 4,689,399 (all of which are incorporated herein by reference). 非繊維性コラーゲン、アテロペプチドコラーゲン、再構成されたコラーゲンは、ある種の生成物を形成するために好ましい。 Non fibrillar collagen, atelopeptide collagen, reconstituted collagen, preferably in order to form a certain product. コラーゲンと親水性合成ポリマー(例えば、PEG)とを結合する方法は、米国特許第5,162,430 号に詳細に記載されている。 Collagen and synthetic hydrophilic polymers (eg, PEG) method to combine and are described in detail in U.S. Patent No. 5,162,430. 本発明の組成物は、天然のポリマー、またはその誘導体(これは、一種または複数の選択された親水性合成ポリマーに化学的に結合している)を含む。 The compositions of the present invention include natural polymers or their derivatives, (which, in one or more selected hydrophilic synthetic polymers are chemically bonded) including. 天然ポリマー(例えば、コラーゲン誘導体)は、親水性合成ポリマーと結合するために用いられ得る多くの利用可能なアミノ基およびヒドロキシ基を含有する。 Natural polymers (e.g., collagen derivative) contains a number of available amino and hydroxy groups may be used to bind the synthetic hydrophilic polymer. このポリマーは「連結基」を用いて結合され得る。 The polymer may be coupled with a "linking group". これは天然のポリマーおよび合成ポリマー上の本来のヒドロキシ基またはアミノ基が、連結され得る前に、しばしば活性化を必要とするからである。 This is because the original hydroxy group or amino group on the naturally occurring polymers and synthetic polymers, before it can be linked, often require activation. 例えば、ジカルボン酸無水物(例えば、グルタル酸無水物またはコハク酸無水物)のような化合物を用い得、ポリマー誘導体( 例えば、スクシネート)を形成し得る。 For example, the dicarboxylic acid anhydride (e.g., glutaric anhydride or succinic anhydride) to give a compound such as a polymer derivative (e.g., succinate) may form. 次いで、これは適切な脱離基によるエステル化によって活性化され得る。 This in turn can be activated by esterification with a suitable leaving group. 例えば、N-ヒドロキシスクシンイミド、N,N'- ジスクシンイミジルオキサレート、N,N'-ジスクシンイミジルカーボネートなど。 For example, N- hydroxysuccinimide, N, N'- disuccinimidyl oxalate, N, etc. N'- disuccinimidyl carbonate. さらなる連結基については、Davisの米国特許第4,179,337号もまた参照のこと。 For further linking groups, See also U.S. Patent No. 4,179,337 of Davis. ポリマー-グルタレート組成物を形成するために用いられる現在のところ好ましいジカルボン酸無水物には、グルタル酸無水物、アジピン酸無水物、1,8-ナフタレンジカルボン酸無水物、および1,4,5,8-ナフタレンテトラカルボン酸二無水物が包含される。 Polymer - The glutarate compositions presently preferred dicarboxylic acid anhydride used to form a glutaric acid anhydride, adipic anhydride, 1,8-naphthalenedicarboxylic acid anhydride, and 1,4,5, 8-naphthalene tetracarboxylic dianhydride, and the like. このようにして活性化されたポリマーは、次いで、天然のポリマーと反応して本発明の生体適合性結合体を形成する。 In this way, the activated polymer is then formed a biocompatible conjugates of the present invention reacts with natural polymers. エステル結合による結合体ある実施態様においては、薬学的に純粋な形態のモノメチルポリエチレングリコール(mPEG)(mw 5,000)をグルタル酸無水物(純粋な形態)と反応させて、 mPEGグルタレートを作成する。 In embodiments in conjugates by an ester bond, it is reacted with a pharmaceutically pure form of monomethyl polyethylene glycol (mPEG) (mw 5,000) glutaric anhydride (pure form), to create a mPEG glutarate. 次いで、このグルタレート誘導体をN-ヒドロキシスクシンイミドと反応させて、スクシンイミジルモノメチルポリエチレングリコールグルタレートを形成する。 Then the glutarate derivative is reacted with N- hydroxysuccinimide to form a succinimidyl monomethyl polyethylene glycol glutarate. 次いで、スクシンイミジルエステル(mPEG * 、活性化PEG中間体を示す)は、ある種の天然ポリマー上に存在する遊離アミノ基( リシン残基)と反応し得る。 Then, succinimidyl ester (mPEG *, indicating the activated PEG intermediate) may be reacted with the free amino group present on certain natural polymers (lysine residues). この反応によって、PEG分子の一つの末端が遊離しているかまたは結合していない、本発明の天然ポリマー-PEG結合体が生成する。 This reaction, one end of the PEG molecule is not or bound are free, natural polymers -PEG conjugate of the present invention is produced. 他のポリマーは、上記のように、モノメチルPEGに置換され得る。 Other polymers, as noted above, may be substituted for monomethyl PEG. 同様に、この結合反応は、タンパク質および合成ポリマーを誘導体化するための公知のいかなる方法を用いても達成され得る。 Similarly, the coupling reaction can also be used any known method for derivatizing proteins and synthetic polymers can be achieved. 結合しているリシンの数は、1つの残基〜リシンの100%まで変化し得、好ましくは10%〜50%であり、そしてさらに好ましくは20〜30%である。 The number of lysine The bound can vary up to 100% of one residue-lysine, preferably 10% to 50%, and more preferably 20 to 30%. 反応性リシン残基の数は、標準的な方法(例えば、TNBSとの反応)により決定され得る。 The number of reactive lysine residues may be determined by standard methods (e.g., reaction with TNBS). 二官能性PEGを用いることにより、同一または異なる天然ポリマーあるいはサイトカインを、PEGの他の末端に結合させることが可能である。 By using a bifunctional PEG, the same or different natural polymers or cytokines, may be attached to the other end of the PEG. さらに、PEGと任意の天然ポリマーおよび/または他の分子とを結合させる結合は、エステル、エーテル、および/またはウレタン結合であり得、そして好ましくはエーテル結合である。 Furthermore, coupling to couple the PEG and any of natural polymers and / or other molecules, esters, obtained an ether, and / or urethane bond, and is preferably an ether bond. 骨修復のための組成物骨欠損または偽関節の修復に適切な処方物は、必要に応じて適切な粒子状材料と混合して、生体適合性結合体の高濃度組成物を与えることによって調製され得る。 Compositions bone defect or nonunion of Formulations suitable repair for bone repair, in admixture with a suitable particulate material as needed, prepared by providing a high concentration composition of biocompatible conjugates It may be. 骨の修復組成物を作成するときには、コラーゲンとポリマーとの結合は、好ましくは、エステル結合の加水分解による劣化を避けるため、エーテル結合である。 When creating a repair composition of the bone, the binding of collagen and polymers, preferably, to avoid deterioration due to hydrolysis of the ester bond, an ether bond. このような結合体/粒子状組成物は、取り込まれた液体の量に依存して、順応性または剛直であり得る。 Such conjugates / particulate composition, depending on the amount of captured liquids may be malleable or rigid. 応力に耐える骨の治療のための処方物は、好ましくは乾燥され、そして剛直であり、そして一般に約45%と85%との間の粒子状のリン酸カルシウム無機質(例えば、ヒドロキシアパタイトまたはリン酸三カルシウム、あるいは、これらの混合物)を含有する。 Formulations for the treatment of bone to withstand stress, preferably dried and is rigid, and calcium phosphate mineral (e.g., hydroxyapatite or tricalcium phosphate particulate of generally between about 45% and 85% , or containing mixtures thereof). 引張強度および剛直さは、この組成物を真空で約60〜90℃)好ましくは約75℃で、約5〜15時間、好ましくは約10時間、加熱することによってさらに増大され得る。 Tensile strength and rigidity of the the composition at about 60 to 90 ° C.), preferably about 75 ° C. in vacuum for about 5-15 hours, preferably about 10 hours may be further increased by heating. 順応性の組成物は、応力がかからない骨または軟骨の修復のために用いられ得る。 Conformable composition may be used for repair of bone or cartilage unstressed. 活性化mPEG *が、二官能性活性化PEG(dPEG * 、例えば、非メチル化PEGであり、 次いで各末端を活性化する)で、全体または一部置換されることにより、架橋または部分的架橋組成物が提供され得る。 Activated mPEG * is a bifunctional activated PEG (dPEG *, for example, an unmethylated PEG, then each end activated), the by being replaced in whole or in part, cross-linked or partially cross-linked the composition may be provided. このような組成物は、しかしながら、従来の(例えば、熱、放射線、グルタルアルデヒドなどを用いた)架橋コラーゲン組成物とは全く異なる。 Such compositions, however, quite different from conventional (e.g., heat, radiation, and the like glutaraldehyde) cross-linked collagen compositions. それは、長鎖の親水性合成ポリマーが、組成物に対して実質的な親水性特性を与えるからである。 It hydrophilic synthetic polymer long chains, because they offer substantial hydrophilic character of the composition. 現在の好ましい実施態様において、PE Gの約1〜20%は二官能性活性化PEGである。 In a presently preferred embodiment, about 1-20% of the PE G is a bifunctional activated PEG. 組成物の特性は、含まれる二官能性活性化PEGの量を変化させることによって、所望のように調節され得る。 Characteristics of the composition by varying the amount of bifunctional activated PEG that contains, can be adjusted as desired. 現在の他の好ましい実施態様において、二官能性活性化PEG * (pH 7で実質的に100%)は、天然ポリマーまたはその誘導体を架橋するために用いられる。 In other current preferred embodiment, (substantially 100% pH 7) bifunctional activated PEG * is used to crosslink the natural polymer or a derivative thereof. ある例において、CIS(約3〜100mg/mL、好ましくは約10〜40mg/mL)を、約2,00 0〜約100,000(好ましくは約3,400〜20,000)の分子量を有するdPEG * (酸無水物の添加により各末端が活性化した二官能性PEGであって、スクシンイミドのような脱離基を有する)と反応させる(濃縮溶液として、反応混合物の最終濃度が約5〜40%、好ましくは約10〜20%となるように加える)。 In one example, CIS (about 3 to 100 mg / mL, preferably about 10 to 40 mg / mL) and, dPEG * (acid anhydride having a molecular weight of about 2,00 0 to about 100,000 (preferably about 3,400~20,000) a bifunctional PEG that each end is activated by the addition of, as a (concentrated solution is reacted with a leaving group having a), such as succinimide, a final concentration of about 5-40% of the reaction mixture, preferably from about Add so that 10-20%). これは、 モル基準で、コラーゲンに対してdPEG *の5〜10倍過剰を表す。 This is on a molar basis, represents the dPEG * 5-10 fold excess with respect to collagen. コラーゲン分子は、機械的混合または撹拌なしでdPEG *と結合し、そして溶液から沈殿して、約2 0〜80%の繊維性コラーゲンを含有する軟骨様のコラーゲン−ポリマー結合体を生成する。 Collagen molecules bind with mechanical mixing with or without stirring dPEG *, and precipitate from the solution, cartilage-like collagen containing about 2 0 to 80% of the fibrillar collagen - to produce a polymer conjugate. 次いで、この結合体をPBSで洗浄し、残留するいかなる未反応dPEG *をも除去することによって、本発明の材料が提供される。 Then the conjugate was washed with PBS, and by to remove any unreacted dPEG * remaining, the material of the present invention is provided. 軟骨様のコラーゲン−ポリマー結合体はまた、dPEG *溶液(pH3)とコラーゲン溶液とを2本のシリンジの間で均質に混合し、次いで適切な容器(例えば、ペトリ皿)ヘキャスティングすることにより調製され得る。 Cartilage-like collagen - polymer conjugates can also be prepared by dPEG * solution as a collagen solution (pH 3) homogeneously mixed with between two syringes, then a suitable container (e.g., petri dish) to f Casting It may be. 次いで、20%w/vのdPEG *溶液(pH7)を非繊維性コラーゲン−PEG溶液に加えると、少し軟骨様の繊維性コラーゲン−ポリマー結合体が生成する。 It was then added in 20% w / v dPEG * solution (pH 7) in a non-fibrillar collagen -PEG solution, little cartilage-like fibrillar collagen - polymer conjugate is produced. 得られたNFC-FC結合体軟骨は、約1〜40%の繊維性コラーゲンを含有する。 NFC-FC conjugate cartilage obtained contains about 1-40% of the fibrillar collagen. 最終生成物の特性は、最初の反応成分および反応条件を変化させることによって調節され得る。 Characteristics of the final product can be adjusted by varying the initial reactants and reaction conditions. 例えば、コラーゲン以外の天然ポリマーが用いられ得る。 For example, natural polymers other than collagen may be used. 一般に、天然ポリマーまたはPEGの濃度が増加すると、より密度の高い、孔の殆どない生成物が得られる。 In general, if the concentration of natural polymer or PEG increases, higher density, little product of pores is obtained. コラーゲン溶液およびdPEG *溶液のpHを変化させることによって、組成物は、繊維性コラーゲン含量が広範囲にわたって製造され得る。 By changing the pH of the collagen solution and dPEG * solution, compositions, fibrillar collagen content can be produced over a wide range. 所望であるならば、高密度処方物は、望ましい任意の形状(例えば、シート、膜、チューブ、円柱状、糸状物、コード、ロープなど)にキャストまたは成形され得る。 If desired, the high-density formulation, any shape desired (e.g., sheet, film, tube, cylindrical, filamentous materials, code, ropes, etc.) may be cast or molded in. いくつかの形状は、押出しにより製造され得る。 Several shapes can be produced by extrusion. 胸部移植片生体適合性ポリマー結合体はまた、胸部移植片のコーティングとして使用され得る。 Breast implant biocompatible polymer conjugates can also be used as a coating for breast implants. 標準的なシリコーンのシェル状移植片の表面は、化学的に誘導体化され、 天然ポリマーと結合した二官能性または多官能性PEGのための活性な結合部位を与え得る。 The surface of the standard silicones of the shell-like implant is chemically derivatized, may provide an active binding site for difunctional or multifunctional PEG combined with natural polymers. そして以下のような三部分結合体が得られる:(天然ポリマー−PEG −シリコーン)。 The following :( natural polymers -PEG tripartite conjugate is obtained as - Silicone). PEGを介してシリコーンに直接結合した結合体コーティングの存在は、瘢痕組織の形成および被膜の痙縮(capsular contracture)を減少させるように機能する。 The presence of bound directly conjugate coated silicone through the PEG serves to reduce the formation of scar tissue and coating of spasticity (capsular contracture). 典型的なコートされた胸部移植片とは違って、瘢痕組織は、 結合体コーティングと移植片自身の表面との間では成長できない。 The typical coated breast implants unlike, scar tissue can not be grown in between the conjugate coating the implant itself on the surface. あるいは、結合体は、胸部移植片シェルとして使用するための中空スフェアに形成され得る。 Alternatively, conjugates can be formed in a hollow sphere for use as breast implants shell. このシェルを、次いでマンモグラフィを容易にするためにトリグリセリドのような放射線不透過物質で充填し得る。 The shell may then be filled with radiopaque materials such as triglycerides to facilitate mammography. コートされた医療用デバイス注入可能な結合体処方物(ゲルまたは溶液)は、移植片、カテーテル、チューブ(例えば、血管代替物として)、メッシュ(例えば、組織強化のために)、糸状物などをコートするために用いられ得る。 Coated medical devices injectable conjugate formulation (gel or solution), implants, catheters, tubing (e.g., as a vascular substitute), meshes (e.g., for tissue reinforcement), filamentous materials, etc. It may be used to coat. 生体適合性結合体処方物はまた、白金ワイヤをコートするために用いられ得、次いでカテーテルを介して動脈瘤部分に施され得る。 Biocompatible conjugate formulations also can be used to coat the platinum wire may then be applied to the aneurysmal segment through the catheter. ゲルは、種々のポリマー濃度および異なる反応時間で調製され得る。 The gel may be prepared in various polymer concentrations and different reaction times. 所望の特性が高密度、剛性、粘度、および半透明性であるときは、CISが好ましい出発材料である。 Desired characteristics of high-density, rigid, when the viscosity, and translucence, CIS is the preferred starting material. しかしながら、異なる特性(例えば、高不透明性、フレキシビリティー、および移植後の細胞のコロニー化に対する感受性)を有する生成物を得るためには、繊維性コラーゲン(好ましくは、ZCIのようなアテロペプチド繊維性コラーゲン)および他の天然ポリマーが代用され得る。 However, different properties (e.g., high opacity, flexibility, and sensitivity to colonization of cells after transplantation) in order to obtain a product having a is fibrillar collagen (preferably atelopeptide fibers such as ZCI sex collagen) and other natural polymers may be substituted. 移植のために設計されたコーティング物品(例えば、カテーテルおよび応力に耐える骨移植片)には、CISベースの材料が現在のところ好ましい。 Coated article designed for implantation (e.g., bone graft to resist catheter and stress) in the, CIS-based materials are presently preferred. CIS材料は、エーテル結合でPEGと結合している。 CIS materials are bound to PEG ether bond. 本発明の組成物(特に架橋したコラーゲン組成物)はまた、移植のための、 すなわち体内において比較的長期間残留させるためのコーティング物品に有用である。 Composition (collagen composition was cross-linked, especially) of the present invention is also for transplantation, i.e. it is useful for coating an article for a relatively long period of time remaining in the body. このような表面処理によって、目的物は非免疫原性となり、そして同様に異物反応の発生が低下する。 Such surface treatment, the desired product becomes non-immunogenic, and likewise the occurrence of foreign body reaction is reduced. 従って、本発明の組成物は、カテーテル、カニューレ、骨補てつ、軟骨代替物、胸部移植片、ミニポンプおよび他の薬物送達デバイス、人工器官などに応用され得る。 Thus, the compositions of the present invention, catheters, cannulas, bone prostheses, cartilage replacements, breast implants, minipumps and other drug delivery devices may be applications such as prostheses. この応用は、架橋が起こっている間に目的物を反応混合物に浸漬し、そして粘着性の粘性コーティングを乾燥させることによって達成され得る。 This application may be accomplished by immersing the target compound to the reaction mixture and drying the sticky viscous coating during crosslinking is taking place. 浸漬が不可能な場合は、反応混合物を浴びせるか、刷毛で塗るか、または塗布し得る。 If immersion is not possible, either pour the reaction mixture, or painting with a brush, or may be applied. あるいは、フレキシブルなシート状または膜状の形態のコラーゲン−ポリマー結合体を用いて目的物に巻き付け、隅部および端部を反応混合物で密封し得る。 Alternatively, flexible sheet-like or film-like forms of collagen - wound to an object by using a polymer conjugate, may seal the corners and ends in the reaction mixture. 他の実施態様において、目的物は、目的物が完全にコートされるまで、粘性のコラーゲン溶液浴または繊維性コラーゲン溶液中に浸漬され得る。 In another embodiment, the desired product, until the desired product is completely coated, may be immersed in a collagen solution bath viscous or fibrillar collagen solution. コラーゲンでコートされた目的物をdPEG * (pH7)溶液浴に浸漬し、次いでコラーゲン−ポリマーでコートされた目的物を乾燥させることによって、コラーゲン溶液は目的物に固定される。 The desired product coated with collagen immersed in dPEG * (pH 7) solution bath, then the collagen - by drying the desired product coated with a polymer, the collagen solution is fixed to an object. あるいは、上記のように、粘性のコラーゲン溶液をdPEG * (p H3)溶液と混合し、そして迅速に重合させる。 Alternatively, as described above, the collagen solution viscosity was mixed with dPEG * (p H3) solution, and allowed quickly polymerized. 目的物を酸性のコラーゲン−ポリマー溶液中に浸漬し、そしてコートされた目的物を、約20重量%のdPEG * (p H7)を含有する中和化緩衝液へ浸漬して硬化させることによって、コラーゲン−ポリマーでコートされた目的物が生成する。 By immersed in the polymer solution, and the coated object was cured by immersing the neutralizing buffer containing about 20 wt% of dPEG * (p H7), - the desired product collagen acidic collagen - target product coated with a polymer is formed. コートされた移植片胸部移植片に加えて、本発明の生体適合性結合体は、種々の異なるタイプのコートした移植片を製造するために用いられ得る。 In addition to the graft breast implants coated, biocompatible conjugates of the invention can be used to produce a variety of different types of coated implants. 結合体は、例えば、PEGのような合成ポリマーとヒアルロン酸のような天然ポリマーとを結合させることにより形成され得る。 Conjugates, for example, may be formed by combining the natural polymers such as synthetic polymers and hyaluronic acids such as PEG. 形成された生体適合性結合体は、任意のタイプの移植片デバイスの表面上へコートされ得、そして移植片の生体適合性を改良するのに有用である。 Formed biocompatible conjugates are useful for improving yield is coated, and the biocompatibility of the implant on the surface of any type of implant device. 多官能性PEGを用いることもまた可能である。 It is also possible to use multifunctional PEG. 多官能性PEGを用いるとき、PEGの別の活性部位が、サイトカインのような生物学的に活性な化合物と結合させるために用いられ得る。 When using the multifunctional PEG, another active site of PEG may be used to bind the biologically active compounds such as cytokines. 三部分結合体が形成される際、それは移植片の表面上にコートされ得る。 When tripartite conjugate is formed, it can be coated on the surface of the implant. サイトカイン−PEG−ヒアルロン酸から構成される結合体が移植片の表面上に含まれると、周辺細胞の移植片への成長の統合が促進される。 When cytokines -PEG- hyaluronate conjugate composed are included on the surface of the implant, the integration of growth into the graft near the cell is promoted. コートされた移植片の好ましい実施態様に従えば、多官能性PEGのような多官能性合成ポリマーが用いられ樺る。 According to a preferred embodiment of the coated implant, the multi-functional synthetic polymers, such as multifunctional PEG is used Cabal. 多官能性PEGの活性部位の一つは、天然ポリマー(例えば、ヒアルロン酸またはコラーゲン)と結合し、多官能性PEGの別の活性部位は、移植片表面の活性化部位と直接反応する。 One of the active sites in a multifunctional PEG include natural polymers (e.g., hyaluronic acid or collagen) was coupled with another active site of multifunctional PEG reacts directly with the active sites of the implant surface. 従って、結合体は、移植片表面に直接、共有結合している。 Therefore, conjugates, directly to the implant surface, is covalently bonded. 多くの移植片は、骨を増強または修復するために、そして移植片が載置される空間内に隙間なく装着されるために用いられる。 Many of the graft, in order to enhance or repair the bone, and is used to be mounted without clearance in the space implant is placed. このような場合、コートされた移植片(コーティングに用いられる結合体(例えば、コラーゲン−PEG結合体)は、最初は多量の水を含む)を作製することが望ましい。 In this case, coated implant (conjugate used in the coating (e.g., collagen -PEG conjugate) is initially contains a large amount of water) may be desirable to generate. コラーゲン−PEG結合体を製造しそして移植片表面にコートするときは、次いでコーティングを乾燥し得ることにより、コーティングの大きさが実質的に減少する。 When coated on to produce collagen -PEG conjugate and graft surface, then by may dry the coating, size of the coating is substantially reduced. 次いで、コートされた移植片は、修復または増強されるべき骨の所定の位置に配置され、そして再吸水して組織内で膨張する。 Then, the coated implant is placed in a predetermined position of the bone to be repaired or enhanced, and rehydration to expand within the organization. コーティングに種々の生物学的活性化合物(例えば、サイトカインおよび増殖因子)を結合させることに加えて、コーティングの構造的完全性を向上する助けとなり得、 そしてより不規則な表面に備え得る特定の材料を含有することによって、周辺組織の統合の促進を補助することが可能である。 Various biologically active compounds to the coating (e.g., cytokines and growth factors) in addition to binding the particular materials that may comprise aid and will give, and more irregular surface to increase the structural integrity of the coating by including, it is possible to assist the promotion of integration of the surrounding tissue. コートされた移植片は、好ましくは、エーテル結合が形成された結合体でコートされている。 Coated graft are preferably coated with a conjugate ether bond is formed. これは、結合体を生体内で用いるときにはそれを維持することが好ましく、そしてエーテル結合は加水分解に対してエステル結合よりも感受性でないからである。 It is preferably to keep it in use of the conjugate in vivo, and ether bond because no more sensitive than an ester bond against hydrolysis. 結合体およびサイトカインならびに/または増殖因子生物学的に活性なサイトカインまたは増殖因子(例えば、EGFおよびTGF-β) を含有する本発明の組成物は、適切な量のサイトカインまたは増殖因子を組成物中に混合することによって、または、サイトカインまたは増殖因子を天然ポリマーと結合させてから活性化PEGで処理することによって調製される。 Conjugate and cytokines and / or growth factor biologically active cytokines or growth factors (e.g., EGF and TGF-beta) composition of the present invention containing the composition in cytokine or growth factor appropriate amount by mixing, or may be prepared by treatment with activated PEG cytokines or growth factors were allowed to bind to the natural polymer. 親水性合成ポリマーによってサイトカインまたは増殖因子が結合した天然ポリマーからなる結合体に関して、適量の二官能性活性化PEGを用いることにより、架橋の度合いが規定され得る。 Respect conjugate consisting of natural polymers attached cytokine or growth factor with a hydrophilic synthetic polymer, by using an appropriate amount of bifunctional activated PEG, the degree of crosslinking can be defined. 好ましくは、サイトカインまたは増殖因子を、まず、希釈溶液中でモル過剰のdPEG *と3〜4時間にわたって反応させる。 Preferably, the cytokine or growth factor, first reacted over a molar excess of dPEG * and 3-4 hours in dilute solution. dPEG *を、好ましくは最終濃度が30 〜50倍モル過剰になるまで加え、そしてサイトカインまたは増殖因子には、好ましくは約1μg/mL〜約5mg/mLの濃度が与えられる。 The dPEG *, preferably added to a final concentration of 30 to 50-fold molar excess, and the cytokines or growth factors, preferably provided with a concentration from about 1 [mu] g / mL to about 5 mg / mL. 次に、生成した結合サイトカインを、pH7〜8で、水性のコラーゲン混合物(約1〜約6 0mg/mL)に加え、そしてさらに反応させる。 Then, the generated binding cytokines in pH 7-8, was added to the collagen aqueous mixture (about 1 to about 6 0 mg / mL), and reacted further. 得られる組成物を、室温で一晩放置する。 The resulting composition is allowed to stand at room temperature overnight. ペレットを遠心分離によって集め、そしていかなる非結合サイトカインまたは増殖因子分子をも除去するために、強くボルテックスをかけることによりPBSで洗浄する。 Collect the pellet by centrifugation and to remove any unbound cytokine or growth factor molecules, washed with PBS by applying a strong vortex. 生体適合性糸状物本発明のある実施態様では、生体適合性結合体は、長く延びた円柱または糸状物を形成するために用いられる。 In certain embodiments of the biocompatible filamentous material present invention, a biocompatible conjugate is used to form the elongated cylinder or filamentous materials. 糸状物は、約0.10mm〜約20mmの範囲の直径を有し、そしてさらに好ましくは、約0.25mm〜約2.5mmの直径を有する。 Filamentous materials has a diameter in the range of about 0.10mm~ about 20 mm, and more preferably has a diameter of about 0.25mm~ about 2.5 mm. 糸状物はいかなる長さでもよいが、好ましくは約0.25cm〜約25cmの範囲の長さを有する。 Filamentous materials may be any length, but preferably has a length in the range of about 0.25cm~ about 25 cm. 糸状物の長さおよび直径は、所望の用途にかなり依存する。 Length and diameter of the filamentous material depends considerably on the desired application. 糸状物は、結合体材料の成形または押し出しにより製造され得る。 Filamentous materials may be prepared by molding or extrusion of the bound material. 組織に溶解する糸状物は、外科用縫合糸として用いられ得、そして、加水分解することによって破壊されるエステル結合を用いた結合体から構成され得る。 Filamentous material that is soluble in tissue obtained is used as a surgical suture, and may consist of the conjugate using an ester bond which is destroyed by hydrolysis. これらの糸状物は小片に分割され、脱水され、そして軟組織増強のために注入され得る。 These filamentous materials is divided into small pieces, dried, and may be injected for soft tissue augmentation. 軟組織増強においてさらなる組織の定着を促進するために、糸状物は、他の生物学的活性成分(例えば、サイトカインまたは増殖因子)を含有するように修飾され得る。 To facilitate fixing of additional tissue in the soft tissue augmentation, filamentous materials may contain other biologically active ingredients (e.g., a cytokine or growth factor) can be modified to contain. 膜状形態物フレキシブルなシート状または膜状の形態物は、当該分野で公知の方法(例えば、米国特許第4,600,533号;同第4,412,947号;および同第4,242,291号)によって調製され得る。 Filmy form a flexible sheet-like or film-like forms are prepared by methods known in the art (e.g., U.S. Pat. No. 4,600,533; and the Nos 4,242,291; the No. 4,412,947) may be prepared by. これらの方法は、本発明の生体適合性結合体を使用する膜を製造するために用いられ得る。 These methods can be used to produce a film using a biocompatible conjugates of the present invention. 膜を製造するために、天然ポリマー(高濃度(10 〜100mg/mL)CISまたは繊維性コラーゲン(好ましくは、ZCIのようなアテロペプチド繊維性コラーゲン))を平坦なシート状の容器にキャストする。 To produce the film, natural polymers (high concentration (10 -100 mg / mL) CIS or fibrillar collagen (preferably atelopeptide fibrillar collagen), such as ZCI) is cast into flat sheet container. mPEG *の溶液(約5,000の分子量を有する)をキャストコラーゲン溶液に加え、そして室温で一晩反応させる。 In addition mPEG * solution (with about 5,000 molecular weight) in the cast collagen solution, and reacted at room temperature overnight. 生成したコラーゲン−ポリマー結合体を、減菌スパチュラなどを用いて反応溶液から取り出し、そしてPBSで洗浄して過剰の未反応mPEG *を除去する。 The resulting collagen - polymer conjugates, removed from the reaction solution by using a sterile spatula, and to remove excess unreacted mPEG * and washed with PBS. 次いで、得られた結合体を一定圧力をかけて圧縮し、均一な平坦シートまたはマットを形成し得る。 Then, the resulting conjugate was compressed by applying a constant pressure to form a uniform flat sheet or mat. 次いで、乾燥させて本発明の膜状移植片を形成する。 Then dried to form a film-like implants of the present invention. よりフレキシブルな膜状形態物は、より低濃度の天然ポリマー(例えば、コラーゲン)および高濃度の合成ポリマー濃縮物を用いることによって得られる。 More flexible film-like form, the lower concentration natural polymers (e.g., collagen) obtained by using the synthetic polymer concentrate of and high density. あまりフレキシブルではない膜状形態物は、mPEG *ではなく、dPEG *溶液を用いることにより調製される。 Not very flexible film-like form is the mPEG * rather, it is prepared by using dPEG * solution. CISと緩衝溶液とを室温で混合し、そして37℃で一晩インキュベートする。 CIS and the buffer solution are mixed at room temperature, and incubated overnight at 37 ° C.. 生成したゲルを一定圧力をかけて圧縮し、乾燥し、そして洗浄により脱塩する。 The resulting gel was compressed by applying a constant pressure, dried and desalted by washing. 次いで、得られた膜をdPEG *で処理することにより架橋させ、洗浄し、そして次に低温で乾燥させる。 It was then crosslinked by treating the film obtained in dPEG *, washed and then dried at low temperature. あるいは、CISまたは繊維性コラーゲン(10〜100mg/mL)を、平坦なシート状の容器にキャストする。 Alternatively, the CIS or fibrillar collagen (10-100 mg / mL), cast into a flat sheet container. dPEG *の溶液(22〜50%w/v)をキャストコラーゲンに加える。 Add dPEG * solution (22~50% w / v) to the cast collagen. この混合物を室温で数時間反応させる。 The mixture is reacted at room temperature for several hours. 反応時間を短くすると、よりフレキシブルな膜が生成する。 Shorter reaction time, to produce a more flexible film. 得られたコラーゲン−ポリマー膜は、必要に応じて、 真空オーブンにより、あるいは凍結乾燥または風乾により脱水され得る。 The resulting collagen - polymer film can optionally be dewatered by vacuum oven or by freeze drying or air drying. スポンジ生体適合性結合体はまた、結合後の組成物の水性スラリーを凍結乾燥することによってスポンジの形態に調製され得る。 Sponge biocompatible conjugates can also be prepared in the form of a sponge by freeze drying an aqueous slurry of the composition after coupling. 生体適合性ポリマーチューブ本発明の生体適合性結合体は、成形または押出しによりチューブを形成するために用いられ得る。 Biocompatible conjugates of biocompatible polymer tube present invention may be used to form the tube by molding or extrusion. チューブは、0.25mm〜約5.0cmの範囲の外径、および0.05mm 〜約4.9cmの範囲の内径を有する。 Tube has an inner diameter in the range of the outer diameter in the range of 0.25mm~ about 5.0 cm, and 0.05 mm ~ about 4.9 cm. チューブは、一般に、それらの内径および外径に関して円形の断面を有する。 Tubes generally have a circular cross-section with respect to their inner and outer diameters. チューブはいかなる長さでもよいが、一般に10 mmを超える長さ、そしてさらに好ましくは10cmを超える長さを有する。 Tubes may be any length but, typically more than 10 mm in length, and more preferably has a length of more than 10 cm. チューブは、いかなるタイプの結合(エステル、エーテル、またはウレタン結合を包含する)をも有する結合体で製造され得るが、エーテル結合を用いてチューブを製造することが好ましい。 Tube, the binding of any type (esters, ethers, or include a urethane bond) but may be produced in a conjugate also has, it is preferable to produce a tube with an ether bond. チューブは、生体の種々のタイプのチャネル(例えば、静脈、動脈、およびファロピウス管)を修復するために用いられ得る。 Tubes, bio various types of channels (e.g., veins, arteries, and fallopian tubes) may be used to repair. しかしながら、チューブの使用はこれらに限定されない。 However, the use of the tube is not limited thereto. 軟組織の増強本発明の組成物は種々の用途を有する。 The composition of the enhanced present invention soft tissue have a variety of applications. 順応性で可塑性の組成物は、皮膚の増強(例えば、皮膚の溝の充填および皮膚表面の支持)に適する注入可能な処方物として調製され得る。 Thermoplastic compositions in conformable, enhancement of skin (e.g., the support of the filling and the skin surface of the groove of the skin) may be prepared as injectable formulations suitable for. このような組成物はまた、括約筋組織を増強するのに(例えば、自制を回復するのに)有用である。 Such compositions also to enhance the sphincter tissue (e.g., to recover continence) are useful. このような場合では、処方物は、括約筋組織に直接注入されてバルクを増大し、閉塞組織(occluding tissue)をより容易に、しかも効果的に適応させる。 In such a case, the formulation is injected directly into the sphincter tissue to increase bulk, occlusion tissue (occluding tissue) more easily, yet is effectively adapted. これらの組成物は均質であり得るか、またはマイクロゲル結合体小粒子の懸濁液として、あるいは非水性流体キャリア中に送達されたビーズの懸濁液として調製され得る。 These compositions or may be homogeneous, or as a suspension in microgel conjugate small particles, or may be prepared as a suspension of beads delivered to the non-aqueous fluid carrier. ビーズ/粒子は再吸水し、そしてインサイチュで膨張する。 Beads / particles are re-water, and expansion in situ. このことは、所望の接合を行うためには注入される生成物の容量が少ないことが必要であるという点において、市販の調製物に対して有利である。 This is in that in order to perform the desired bonding is necessary that the capacity of the product to be injected is small, it is advantageous for commercial preparations. 驚くべきことに、架橋が完結する前に、反応混合物は注入によって投与され得る。 Surprisingly, before the crosslinking is complete, the reaction mixture may be administered by infusion. 例えば、水性コラーゲン混合物を低濃度のdPEG *溶液と配合、混合し、そして注入を困難にする程度(通常は約20分)まで粘度が上昇する前に、配合物を注入または付与する。 For example, blending the aqueous collagen mixture and lower concentrations of dPEG * solution, mixed and before the viscosity to the extent (usually about 20 minutes) which makes it difficult to injection rises, injecting or impart formulation. ルーアーロックハブを備えた2本のシリンジの間に、または二区画(dual compartment)を有する1本のシリンジ(例えば、二連シリンジ(double barrel))を介して混合物を通すことにより、混合が行われ得る。 Between two syringes with a Luer lock hub, or two-compartment 1 syringes (e.g., dual syringe (double barrel)) with (dual compartment) by passing the mixture through a mixing It can be carried out. 組成物はインサイチュで架橋し、そして移植片を所定の位置につなぎとめながら、内因性の組織にさらに架橋し得る。 The composition was crosslinked in situ, and while tethered graft in place, can be further crosslinked to endogenous tissues. この方法では、約10〜100mg/ mLの濃度のコラーゲン(好ましくは、繊維性コラーゲン)が用いられ得るが、約30〜80mg/mLが好ましく、最も好ましくは約33mg/mLである。 In this method, about 10-100 mg / mL concentration of collagen (preferably fibrillar collagen) of it can be used, preferably about 30~80mg / mL, and most preferably about 33 mg / mL. dPEG *の濃度は、好ましくは約0.1〜約3%であるが、所望であるならば、30%程度の高濃度が用いられ得る。 dPEG * of concentration, and preferably from about 0.1 to about 3%, if desired, may be used a high concentration of about 30%. 混合物は、増強が必要とされる部位へ直接注入され、そして炎症または異物反応を本質的に生じさせない。 Mixture, enhanced is injected directly into the site to be required, and does not give essentially occurs inflammation or foreign body reaction. コラーゲンの反応混合物中に粒子材料(例えば、ヒドロゲルまたはコラーゲン−dPEGビーズ、あるいはヒドロキシアパタイト/リン酸三カルシウム粒子)がさらに含まれることによって、架橋後に、よりかさ高いまたはより剛直な移植片が提供される。 Particulate material in the reaction mixture of collagen (e.g., a hydrogel or collagen -dPEG beads or hydroxyapatite / tricalcium phosphate particles,) by is further included, after crosslinking, bulkier or more rigid implant is provided that. 軟骨の修復本発明の組成物は、十分稠密かつ剛直で、軟骨の代用になる形態で調製され得る。 The composition of the repair the invention cartilage, sufficient dense and rigid, can be prepared in a form that would substitute for the cartilage. これらの組成物は、ある程度の構造を必要とする組織を修復しそして支持するために(例えば、鼻、耳、膝、喉頭、気管リング(tracheal ring)、および関節表面の再構築において)有用である。 These compositions for repairing and and support tissue that requires some degree of structural (e.g., nose, ears, knees, larynx, in the reconstruction of the trachea rings (Tracheal ring), and articular surfaces) useful is there. また、適切に形成された軟骨様材料を用いて、腰、靭帯、および血管とも置換し得る。 Further, by using a suitably shaped cartilage-like material, the waist may ligaments, and also graft replacement. これらの適用では、材料は、一般にキャストまたは成形されて形状化される。 In these applications, the material is generally cast or molded shaped. 鍵および靭帯の場合は、コードまたはロープに編むために、単繊維を形成することが好ましいことであり得る。 If the key and ligaments, to knit the cord or rope, may that it is preferable to form a single fiber. 構造的完全性を増強するために、強化メッシュ(例えば、ナイロンなど)が必要に応じて取り込まれ得る。 To enhance the structural integrity, reinforcing mesh (e.g., nylon) may be incorporated as required. サイトカインおよび増殖因子の投与サイトカインおよび増殖因子を含有する本発明の組成物は、特に、創傷の治癒促進の場合のように持続的な投与に適している。 The composition of the present invention containing administered cytokines and growth factors cytokines and growth factors is particularly suitable for continuous administration as in the case of wound healing. 骨形成誘導因子および補助因子(TGF-βを包含する)ならびに骨形態発生タンパク質(BMP)は、骨の置換、増強、および/または欠損修復のための組成物に有利に取り込まれ得る。 Osteoinductive factors and cofactors (including TGF-beta) and bone morphogenetic protein (BMP) is bone replacement, enhancement, and / or may be advantageously incorporated into the composition for the defect repair. 膜形態で提供される組成物は、拒絶を抑制しそして組織成長の向上を誘導するために、移植器官を包む(wrap)またはコートするのに用いられ得る。 Compositions provided with a film form, in order to induce suppress rejection and improve tissue growth, may be employed wrap transplanted organs (wrap) or to coat. 同様に、増殖因子− ポリマー結合体およびコラーゲンの架橋反応混合物を用いて、移植のための器官がコートされ得る。 Similarly, growth factors - with a crosslinking reaction mixture of the polymeric conjugate and collagen, organs for transplantation may be coated. あるいは、TNF、インターフェロン類、CSF類、TGF-βなどのような抗ウィルスおよび抗腫瘍因子が、それらの薬学的活性を得るために投与され得る。 Alternatively, TNF, interferons, CSF acids, anti-viral and anti-tumor agents, such as TGF-beta, may be administered in order to obtain their pharmaceutically active. 使用する組成物の量は、処置する状態の程度、組成物中に取り込まれた因子の量、所望の送達速度などに依存する。 The amount of composition used, the extent of the condition being treated, the amount of factor incorporated into the composition depends on the desired rate of delivery. しかしながら、これらのパラメータは、通常の実験で(例えば、以下の実施例に挙げるモデル組成物を調製し、そして適切な実験モデルで活性化合物の放出速度をアッセイすることにより)、容易に決定され得る。 However, these parameters are in routine experimentation (e.g., by assaying the rate of release of the model compositions were prepared, and the active compound in a suitable experimental models cited in the examples below) can be readily determined . 実施例結合体、そのような結合体を取り込んだ処方物、物品、および移植片の作成方法の完全な開示および説明を当業者に提供するために、以下の実施例を示す。 Example conjugates such conjugates the formulation taken, in order to provide an article, and a complete disclosure and description of how to create the implant to a person skilled in the art, the following examples. これらの実施例は本発明の範囲の限定を意図していない。 These examples are not intended to limit the scope of the present invention. 使用される数値(例えば、量、温度、分子量など)に関して正確にする試みがなされているが、いくらかの実験誤差および偏差が考慮されるべきである。 Numbers used (e.g., amounts, temperature, molecular weight, etc.) but an attempt to accurately respect have been made, it should be some experimental errors and deviations are considered. 他に示されていなければ、部は重量部であり、分子量は平均分子量であり、温度は摂氏であり、そして圧力は大気圧または大気圧付近である。 Unless indicated otherwise, parts are parts by weight, molecular weight is average molecular weight, temperature is in degrees Centigrade, and pressure is at or near atmospheric. 実施例1 (コラーゲン−PEGの調製) (A)モノメチル−PEG5000(50g、10mmol、Aldrich Chemical Co.)を1,2- ジクロロエタン(250mL)に溶解し、そしてグルタル酸無水物(5g)およびピリジン(4mL)と共に窒素下で3日間還流状態で加熱する。 Example 1 (Preparation of Collagen-PEG) (A) monomethyl -PEG5000 (50g, 10mmol, Aldrich Chemical Co.) was dissolved in 1,2-dichloroethane (250 mL), and glutaric anhydride (5 g) and pyridine ( heated for 3 days under reflux conditions under nitrogen with 4 mL). 次に、この溶液を濾過し、溶媒をエバポレートし、そして残渣を水(100mL)に溶解し、ジエチルエーテル(2×50mL)で洗浄する。 Then, the solution was filtered and the solvent was evaporated and the residue was dissolved in water (100 mL), washed with diethyl ether (2 × 50mL). 得られるPEG−グルタレートを、水中からクロロホルム(2×50mL)で抽出し、そしてこのクロロホルムをエバポレートして、PEG−グルタレート約43gを得る。 Resulting PEG- glutarate, extracted with chloroform (2 × 50 mL) from the water, and evaporated The chloroform to give the PEG- glutarate about 43 g. 次に、このPEG−グルタレートを37℃でジメチルホルムアミド(DMF、200mL)に溶解し、そしてN−ヒドロキシスクシンイミド(10%モルxs)を加える。 Next, dimethylformamide (DMF, 200 mL) in the PEG- glutarate 37 ° C. is dissolved in, and N- hydroxysuccinimide added imide (10% molar xs). この溶液を0℃に冷却し、そして当量のジシクロヘキシルカルボジイミドをDMF溶液(10mL)に加える。 The solution was cooled to 0 ℃ to and add an equivalent amount of dicyclohexylcarbodiimide in DMF solution (10 mL). この混合物を室温で24時間放置し、次いで濾過する。 The mixture was left at room temperature for 24 hours, then filtered. 次に、冷ベンゼン(100mL)を加え、そして0℃で石油エーテル(200mL)を加えることで、PEG-スクシンイミジルグルタレート(PEG -SG)を沈殿させる。 Then, cold benzene (100 mL) was added, and by adding petroleum ether (200 mL) at 0 ° C., to precipitate PEG- succinimidyl glutarate (PEG -SG). この沈殿物を焼結ガラスフィルター上に集める。 Collect the precipitate on a sintered glass filter. ベンゼンに溶解し、その後石油エーテルで沈殿させることを3回繰り返して、「活性化」 PEG(PEG-SG)を与える。 It was dissolved in benzene, followed by repeating 3 times the precipitation with petroleum ether, giving the "activated" PEG (PEG-SG). 0.004mmol)を0.2Mリン酸緩衝液(44mL)と混合し、pHを7.4まで上昇させた。 Were mixed 0.004 mmol) 0.2 M phosphate buffer and (44 mL), the pH was raised to 7.4. 次に、3倍モル過剰のSG-PEG(6.00g、1.2mmol)を、注入のため水に溶解し(40mL )、そして滅菌濾過した。 Then, 3-fold molar excess of SG-PEG (6.00g, 1.2mmol) and, for injection was dissolved in water (40 mL), and sterile filtered. 次いで、このSG-PEG溶液を上記コラーゲン溶液に加え、そしてこの混合物を17〜22℃で約15時間置いた。 Then, adding the SG-PEG solution to the collagen solution and placed about 15 hours the mixture 17 to 22 ° C.. 次に、この溶液を遠心分離し、そして得られたペレット状の再構成フィブリル(25g)を集め、リン酸緩衝生理食塩水(PBS、3×400mL)で洗浄して、残留したPEGを除去した。 Then, the solution was centrifuged and the resulting pellets reconstituted fibrils (25 g) were collected, and washed with phosphate buffered saline (PBS, 3 × 400mL), to remove residual PEG . 得られた材料は固形で、緊密な弾性を有し、スパチュラでつまみ上げることができる The resulting material in solid, have a tight elastic, can be picking up with a spatula 植片はもっと流動体である)。 Explants is more fluid). 得られた材料はPBSで希釈されることにより、濃度20.5mg/mLのコラーゲン−PEGを有する分散液を与え得る。 The resulting material by being diluted with PBS, and can provide a dispersion with collagen -PEG concentration 20.5 mg / mL. (B)ポリエチレングリコールの代わりにポリプロピレングリコールおよびPO E-POPブロックポリマーを用いること以外は、上記(A)と同様に行い、対応するコラーゲン−PPGおよびコラーゲン−POE-POP組成物を調製する。 (B) except for using polypropylene glycol and PO E-POP block polymer in place of the polyethylene glycol is carried out in the same manner as in the above (A), to prepare the corresponding collagen -PPG and collagen-POE-POP compositions. (C)二官能性PEG3400(34g、10mmol、Aldrich ChemicalCo.)を1,2-ジクロロエタン(250mL)に溶解し、そしてグルタル酸無水物(10g)およびピリジン( 4mL)と共に窒素下で3日間還流状態で加熱する。 (C) a bifunctional PEG3400 (34g, 10mmol, Aldrich ChemicalCo.) Was dissolved in 1,2-dichloroethane (250 mL), and 3 days reflux under nitrogen with glutaric anhydride (10 g) and pyridine (4 mL) in heating. 次に、この溶液を濾過し、溶媒をエバポレートし、そして残渣を水(100mL)に溶解し、ジエチルエーテル( 2×50mL)で洗浄する。 Then, the solution was filtered and the solvent was evaporated and the residue was dissolved in water (100 mL), washed with diethyl ether (2 × 50mL). 得られるPEG−ジグルタレートを、水中からクロロホルム(2×50mL)で抽出し、そしてこのクロロホルムをエバポレートして、PEG− ジグルタレートを得る。 The resulting PEG- Jigurutareto, and extracted with chloroform (2 × 50 mL) from the water, and evaporated The chloroform to obtain a PEG- Jigurutareto. 次に、このPEG−ジグルタレートを37℃でDMF(200mL )に溶解し、そしてN−ヒドロキシスクシンイミド(10%モルxs)を加える。 Next, the PEG- Jigurutareto was dissolved in DMF (200 mL) at 37 ° C., and N- hydroxysuccinimide added imide (10% molar xs). この溶液を0℃に冷却し、そして当量のジシクロヘキシルカルボジイミドのDMF溶液(10mL)を加える。 The solution was cooled to 0 ℃ to and added in DMF (10 mL) equivalents of dicyclohexylcarbodiimide. この混合物を室温で24時間放置し、そして濾過する。 The mixture was allowed to stand for 24 hours at room temperature, and filtered. 次に、冷ベンゼン(100mL)を加え、そして0℃で石油エーテル(200 mL )を加えることで、PEG-ジ(スクシンイミジルグルタレート)(dPEG-SG)を沈殿させる。 Then, the cold benzene (100 mL) was added, and 0 ℃ at by adding petroleum ether (200 mL), PEG-di (succinimidyl glutarate) (dPEG-SG) to precipitate the. この沈殿物を焼結ガラスフィルター上に集める。 Collect the precipitate on a sintered glass filter. ベンゼンに溶解し、その後石油エーテルで沈殿させることを3回繰り返して、「活性化」dPEG(dPEG * )を与える。 It was dissolved in benzene, followed by repeating 3 times the precipitation with petroleum ether, giving the "activation" dPEG (dPEG *). 0.004mmol)を0.2Mリン酸緩衝液(44mL)と混合し、pHを7.4まで上昇させた。 Were mixed 0.004 mmol) 0.2 M phosphate buffer and (44 mL), the pH was raised to 7.4. 次に、3倍モル過剰のdPEG * (6.00g、1.2mmol)を、注入のため水に溶解し(40mL )、そして滅菌濾過した。 Then, 3-fold molar excess of dPEG * (6.00g, 1.2mmol) and, for injection was dissolved in water (40 mL), and sterile filtered. 次いで、このdPEG *溶液を上記コラーゲン溶液に加え、撹拌し、そしてこの混合物を17〜22℃で約15時間置いた。 Then, the dPEG * solution was added to the collagen solution, stirred, and the mixture was placed about 15 hours at 17 to 22 ° C.. この溶液を遠心分離し、そして得られたペレット状の再構成フィブリルを集め、PBS(3×400mL)で洗浄して、残留したdPEG *を除去した。 The solution was centrifuged, and the resulting was collected pellets reconstruction fibrils, washed with PBS (3 × 400mL), to remove residual dPEG *. 次に、このペレットをシリンジに入れ( このシリンジはルアーロックハブで二番目のシリンジとつながっている)、そして、均質になるまでシリンジ間を交互に通過させた。 Next, put the pellets in a syringe (the syringe is connected to the second syringe Luer lock hub), and was passed through the alternating between the syringe until homogeneous. 得られた材料は、溶液中に不均一なサイズのフィブリルが懸濁したマイクロゲルまたは粒子状の懸濁液である(マイクロゲル結合体)。 The resulting material fibrils heterogeneous size in solution is microgel or particulate suspension was suspended (microgel conjugate). この材料は平滑で、柔軟な、ゴム状の固まりであり、光沢のある外観を有している。 This material was smooth, flexible, rubbery lumps and has a glossy appearance. (D)軟骨結合体の調製: 約20重量%のdPEG * (pH7)をコラーゲン溶液(33.8mg/mL)に加え、21℃で約16時間インキュベートした。 (D) Preparation of Cartilage conjugates: about 20 wt% of dPEG * a (pH 7) was added to the collagen solution (33.8mg / mL), was about 16 hours at 21 ° C.. 得られた結合体を、12時間かけてPBS 100mLで3〜 5回洗浄した。 The resulting conjugate was washed 3-5 times with PBS 100 mL over a period of 12 hours. 得られた軟骨非繊維性コラーゲン−ポリマー結合体(NFC-FC軟骨)は緊密な弾性を有する半透明の固体であった。 The resulting cartilage non fibrillar collagen - polymer conjugate (NFC-FC cartilage) was translucent solid with a tight elastic. この生成物は約20〜80%の繊維性コラーゲンを含んでいた。 The product contained about 20-80% of the fibrillar collagen. 他のNFC軟骨組成物を、dPEG *溶液(0.6g、pH3)とコラーゲン溶液(33.8mg/mL 、pH2)とを混合することにより調製した。 Other NFC cartilage composition, dPEG * solution (0.6 g, pH 3) was prepared by mixing the collagen solution (33.8mg / mL, pH2). この溶液を、ルアーロックでつなげた2本のシリンジの間を通過させて、均質な溶液を調製した。 The solution is passed through between the two syringes linked by a luer lock, to prepare a homogeneous solution. 次に、dPEG *の中和緩衝液溶液を(20%w/v) 添加し、実質的に非繊維性のコラーゲン(NFC)軟骨材料とした。 Next, dPEG * neutralization buffer solution was added (20% w / v) of, and substantially non-fibrous collagen (NFC) cartilage material. 得られた生成物は約1〜40%の繊維性コラーゲンを含んでいた。 The resulting product contained about 1-40% of the fibrillar collagen. あるいは、CISのかわりに繊維性コラーゲンを用い、不透明な外観と高い繊維含量を有する軟骨繊維性コラーゲン−ポリマー結合体(FC軟骨)を生成し得る。 Alternatively, using the fibrillar collagen in place of CIS, cartilage fibrillar collagen with a high fiber content and opaque appearance - to produce a polymer conjugate (FC cartilage). このようなFC軟骨は、非繊維性生体適合性結合体よりも、多孔質でかつ透過性である。 Such FC cartilage, than non-fibrous biocompatible conjugate is porous and and permeability. 実施例2 (定性(characterization)) (A)実施例1Aで調製したコラーゲン−mPEGを定性し、 Example 2 (qualitative (characterization)) (A) collagen -mPEG prepared in Example 1A was qualitative, ヒド−架橋繊維性コラーゲン(GAX)と比較した。 Hydrate - was compared to cross-linked fibrillar collagen (GAX). 押出し(extrusion) : このアッセイでは、30ゲージの針からテスト組成物を押出すのに必要とされる力を測定した。 Extrusion (extrusion): In this assay, to measure the force needed to extrude the test composition from 30 gauge needle. 得られた結果は、滑らかにZCIを押出すことができる、プランジャーの移動距離に対する必要とされる力(ニュートン)を示すグラフで表され得、必要とされる力は約20〜30ニュートンであった。 The results obtained are smoothly can be extruded to ZCI, be represented by a graph showing the force (Newtons) required for travel of the plunger, the force required is about 20-30 Newtons there were. しかし、GAXについてグラフ化すると、力の軌跡が「スパイキング」を表し、GAXは滑らかに押出されないことが示される。 However, when graphed for GAX, the locus of the force represents the "spiking", GAX is shown not be smoothly extruded. 押出しの間、特定の部分においては、GAXは押出しのために約10 〜15Nを必要とした。 During the extrusion, in certain parts, GAX required about 10 ~15N for extrusion. これに対して、コラーゲン−mPEGは非常に低い押出し力(8〜10N) を示し、スパイキングはほとんどあるいは全くなかった。 In contrast, collagen -mPEG exhibit very low extrusion force (8~10N), spiking little or had no. イントリュージョン(intrusion) : イントリュージョンは、組成物が、小さな固まりとして残るより、むしろ多孔質の床(bed)に「指状に広がる(finger)」または流れ込む傾向の測定である。 Intrusion (intrusion): intrusion, the composition is, from the left as a small mass, but rather a porous bed (bed bed) "spreading finger (finger)" or flow tendency measurements. 柔らかな組織の増強には、イントリュージョンが低い方が、注入した移植片が真皮を通って拡散せず、その場所に留まるので、好ましい。 The enhancement of soft tissue, it intrusion is low, the injected implant does not diffuse through the dermis, so remains in its place, preferred. 30ゲージの針を取り付けた1mLシリンジの半分まで、ヒトの真皮を模した炭化ケイ素粒子(60mesh)で満たした。 Up to half of 1mL syringe fitted with a 30-gauge needle was filled with silicon carbide particles which mimics the human dermis (60 mesh). このシリンジの上半分を、35mg/mLのテスト組成物(GAX、ZCI、またはコラーゲン−mPEG)0.5mLで満たした。 The top half of this syringe was filled test composition 35mg / mL (GAX, ZCI or collagen-mPEG,) in 0.5 mL. 次に、プランジャーをはめて、押し下げた。 Next, fit the plunger, depressed. 押し下げると、ZCIは針のところに出てきた。 Depressing, ZCI came out at the needle. これは炭化ケイ素床を通してのイントリュージョンを示している。 This indicates intrusion through the silicon carbide bed. GAXまたは本発明のコラーゲン−mPEGを満たしたシリンジはコラーゲンを通さず、そのかわり、 緩衝液だけが放出され、イントリュージョン性(intrudability)がないことを示した。 Syringe filled with GAX or collagen -mPEG of the present invention is not through the collagen, instead, only the buffer is released, showed no intrusion of (intrudability) it is. らせん性(helicity) : 各組成物の部分が非らせん性を示すことを、トリプシンによる消化に対する感受性を用いて測定した。 Helicity (helicity): part of each composition to exhibit non-helicity was measured using a sensitivity to digestion by trypsin. サンプルをプロテアーゼトリプシンで処理した。 The samples were treated with a protease trypsin. このプロテアーゼトリプシンはコラーゲンタンパク質のフラグメント部分のみを攻撃し得る。 The protease trypsin may attack only a fragment part of the collagen protein. 加水分解の程度は、安定化したペプチドに対するフルオレサミンアッセイにより測定し、この結果を非らせん性コラーゲンの割合で表す。 The degree of hydrolysis was measured by fluorenylmethoxycarbonyl Sa Min assay for stabilizing peptides, representing this results in a ratio of non-helical collagen. 非らせん性コラーゲンのパーセンテージは、消化を始めてから30分後に測定した。 The percentage of non-helical collagen was measured 30 minutes after the start of the digestion. 結果は、ZCIが感受性3〜10%であり、GAXが感受性1 〜2%であり、そしてコラーゲン−mPEGが感受性約1%であることを示した。 Results, ZCI a is 3-10% sensitive, GAX is 1-2% sensitivity, and showed that the collagen -mPEG is about 1% sensitivity. トリプシンに対する感受性はまた、移植の後の固有の(endogenous)プロテアーゼに対する感受性と相関関係にあり得る。 Sensitivity to trypsin may also be correlated with sensitivity to specific (Endogenous) protease after transplantation. コラゲナーゼ感受性 : 各組成物のコラゲナーゼに対する感受性もまた測定した。 Collagenase Sensitivity: Sensitivity was also measured for collagenase each composition. ZCIは65.2%消化され、それに比べて、GAXは2.2%であり、そしてコラーゲン−mPEGは45.8%であった。 ZCI is digested 65.2%, compared to that, GAX is 2.2%, and collagen -mPEG was 45.8%. 相転移 : 温度に対する各組成物の挙動を示差走査熱量計を用いて試験した。 Phase transition: the behavior of the composition to temperatures tested using a differential scanning calorimeter. 加熱すると、ZCIは約45℃および53℃に多重ピークを示した。 Upon heating, ZCI exhibited multiple peaks at about 45 ° C. and 53 ° C.. GAXは67〜70℃にピークを示した。 GAX exhibited a peak at 67 to 70 ° C.. コラーゲン−mPEGは56〜61℃にピークを示した。 Collagen -mPEG showed a peak at 56 to 61 ° C.. リシン含量 : 各組成物について、1モル当たりの遊離のリシンの数を、 TNBSを用いて反応性のイプシロンアミノ基を定量することによって測定した。 Lysine content: For each composition, the number of free lysine per mole was determined by quantifying the reactivity of the epsilon amino groups with TNBS. ZC Iは、(1らせん)分子あたり約30(K/m)のリシンを含むことを示し、他方、GA Xは26〜27K/mであり、そしてコラーゲン−mPEGは21〜26K/mであった。 ZC I is (1 helix) shown to contain lysine about 30 per molecule (K / m), while, GA X is 26~27K / m, and collagen -mPEG is 21~26K / m met It was. (B)架橋した生体適合性結合体の定性: 実施例1Cに記載のように調製されたコラーゲン−dPEG結合体を示差走査熱量測定法(DSC)を用いて定性した。 (B) Qualitative crosslinked biocompatible conjugates: were qualitatively using differential scanning calorimetry (DSC) The prepared collagen -dPEG conjugates as described in Example 1C. このテストにより、コラーゲン分テの顕微鏡レベルでのフラグメンテーションの間の転移温度を測定する。 This test measures the transition temperature between fragmentation at a microscopic level of collagen content Te. 転移温度が低くなることは、トリプシン感受性によって測定されたのと同様に、フラグメンテーションの増加を意味する。 The transition temperature becomes low, similar to that measured by trypsin sensitivity, it means an increase in fragmentation. コラーゲン−dPEG結合体は、DSCによって56℃に、単一の変性転移を示す。 Collagen -dPEG conjugates to 56 ° C. by DSC, shows a single modified transition. これは、実施例1Aで調製されたコラーゲン−PEG結合体の典型的な融点と同様である。 This is similar to the typical melting point of collagen -PEG conjugate prepared in Example 1A. 比較すると、ZCIは融点45〜53℃であり、多重の変性転移を示し、そしてG AXは融点67〜70℃であり、単一の変性転移を示す。 By comparison, ZCI is a melting point of 45 to 53 ° C., showed multiple denaturation transition, and G AX, which melted 67 to 70 ° C., it shows a single modified transition. 実施例2Aに記載の押出しテストはコラーゲン−dPEG結合体の定性には用いることができなかった。 Extrusion test described in Example 2A could not be used for qualitative collagen -dPEG conjugate. なぜなら、この材料は30ゲージの針から押し出すことができなかったからである。 Since this material is because it was not possible to extrude from 30 gauge needle. 実施例2Aに記載のイントリュージョンテストを用いると、コラーゲン−dPEG の通過は炭化ケイ素の床によって完全に阻まれ、このことはコラーゲン分子が高度に架橋していること、 およびイントリュージョン性が低いか、あるいはないことを示す。 With intrusion test described in Example 2A, the passage of the collagen -dPEG is blocked by completely by bed of silicon carbide, this is that the collagen molecules are highly cross-linked, and intrusion properties indicating that low or, or not. 実施例3 (免疫原性) (A) 非架橋PEG−コラーゲン : この実験は、本質的に同一の原料から調製され、そして同様の硬度を有する市販のウシコラーゲン処方物に対する、本発明のコラーゲン−mPEG調製物の相対的な免疫原性を示すために行われた。 Example 3 (Immunogenicity) (A) Non-crosslinked PEG- collagen: This experiment, for essentially prepared from the same raw material, and a commercially available bovine collagen formulation having similar hardness, collagen of the present invention - It was conducted to demonstrate the relative immunogenicity of mPEG preparation. アテロペプチドコラーゲン(これは、弱い免疫原性しか有さない)を用いて両方のコラーゲン調製物を調製し、免疫応答を増大させるために、完全フロイントアジュバント(CFA)またな不完全フロイントアジュバント(IFA)のいずれかと共に処方した。 (This, weakly immunogenic only have) atelopeptide collagen both collagen preparations were prepared using, in order to increase the immune response, complete Freund's adjuvant (CFA) or incomplete Freund's adjuvant (IFA ) it was formulated with either. これは、厳しいテストであり、可能性のあるいかなる免疫反応よりも強いことを意図している。 This is a severe test, it is intended that stronger than any immune response that might. コラーゲン−mPEGを上記実施例1Aのように調製した。 Collagen -mPEG were prepared as described above in Example 1A. 雄のHartleyモルモット(11匹)に麻酔をかけ、免疫化の前の血清学的評価のために、心臓を穿刺して採血した。 Anesthetized male Hartley guinea pigs (11 rats), for pre-immunization serologic evaluation, and blood was collected by cardiac puncture. CFA中にエマル Emar in CFA 左および右の大腿に筋肉内注射することによって、5匹の動物を処置した。 By intramuscular injection in the left and right femur were treated 5 animals. 他の5匹の動物を、CFA中にエマルジョン化したコラーゲン−PEG(35mg/mL)を用いて、同様の方法で処置した。 Other 5 animals, with the emulsified collagen -PEG (35mg / mL) in CFA, were treated in a similar manner. 1匹の動物をIFA中のコラーゲン−PEGで処置した。 One animal was treated with collagen -PEG in IFA. 免疫化から14日後、すべての動物から、再び、心臓穿刺によって採血し、抗体滴定測定(ELISA使用)のために血清を得た。 After 14 days from the immunization, from all the animals again they were bled by cardiac puncture, and serum was obtained for antibody titration assay (ELISA used). 血清学的評価を、30日目に再び行った。 The serological evaluation was carried out again in 30 days. 血清サンプルの採集から30日目に、各動物にZCIおよびコラーゲン−PEGの両方を、皮内に抗原投与した(各0.1mL、両横腹に片方ずつ)。 30 days after collection of serum samples, both the animal ZCI and collagen-PEG, it was challenged intradermally (each 0.1 mL, both flank one by one). 細胞性免疫の測定値として、遅延型過敏症(DTH)を定量した。 As a measure of cellular immunity was quantified delayed type hypersensitivity (DTH). 抗原投与後、24、48、および72時間後に、マイクロメーターカリパスを用いて、すべての丘疹の直径を測定し、そして紅斑およ硬結の程度を記録することによってDTHを評価した。 After challenge, 24, 48, and 72 hours later with a micrometer caliper, measure the diameter of all papules, and assessed for DTH by recording the degree of erythema Oyo induration. 次に、この動物をCO 2で安楽死させ、そして注射した部分を切り取って、組織学的研究のために、中性に緩衝したホルマリンで固定した。 Next, the animals were euthanized with CO 2, and cut the injected part, for histological studies were fixed in buffered formalin neutral. 血清学的結果は、ZCIに比べてコラーゲン−PEGの方が免疫原性が低いことを示した。 Serological results, those of collagen -PEG compared to ZCI showed that the low immunogenicity. 14日目に、ZCIで免疫化された動物の80%は「陽性」の抗体応答(14日目で力価≧160)を示したのに対し、コラーゲン−PEGで免疫化した動物のうち陽性の応答を示したのは0%であった。 On day 14, to 80% of the immunized animals had shown antibody responses (titer ≧ 160 at day 14) of the "positive" in ZCI, among animals immunized with collagen -PEG positive is shown the response was 0%. 30日目に、ZCIで免疫化された動物はすべて高い抗体力価を示したが、コラーゲン−PEG(C−PEG)で免疫化した動物のうち高い力価を示したものはなかった。 On day 30, it showed all high antibody titer immunized animals with ZCI, none of them showed high titers of animals immunized with collagen -PEG (C-PEG). データを表1に示す。 The data are shown in Table 1. DTH抗原投与に対する応答はまた、本発明のコラーゲン−mPEGは免疫原性が少ないことを示していた。 Response to DTH challenge also collagen -mPEG of the present invention showed that less immunogenic. ZCIで免疫化され、そしてZCIで抗原投与されたモルモットは、直径1.128±0.058cmと測定された丘疹を示した。 Immunized with ZCI, and challenged guinea pigs with ZCI exhibited papules measured diameter 1.128 ± 0.058cm. コラーゲン−mPEGで免疫化され、そしてコラーゲン−mPEGで抗原投与された動物は0.768±0.036cmと測定された丘疹を示した。 Immunized with collagen-mPEG, and challenged animals with collagen-mPEG exhibited papules was measured to 0.768 ± 0.036 cm. ZCIで免疫化され、そしてコラーゲン−mPEGで抗原投与された動物、またはコラーゲン−mPEGで免疫化され、そしてZCIで抗原投与された動物は、ZCIで免疫化され、ZCIで抗原投与された場合の丘疹と比べて、より小さな丘疹しかできなかった。 Immunized with ZCI, and are immunized with the antigen administered animal or collagen-mPEG, collagen-mPEG, and challenged animals in ZCI is immunized with ZCI, when it is challenged with ZCI compared with papules, it could not be more only a small papule. 各部位で、48および72時間で測定された応答は、24 時間での応答と本質的に同じか、あるいは低かった。 At each site, the response measured at 48 and 72 hours, the response essentially the same or at 24 hours, or lower. 紅斑は、すべての動物において本質的に同じであった。 Erythema, it was essentially the same in all animals. 組織学的研究によれば、どちらの材料も、似たようなイントリュージョンを示すことが明らかとなり、真皮および皮下の空間へ指状に広がった。 Histological studies, both materials will become apparent to exhibit intrusion of similar, spread fingers into the space dermis and subcutaneous. ZCI免疫化動物へのZCIによる皮内抗原投与を行った部位は、最も広範囲に渡る炎症反応を示し、この炎症反応は、好酸球および場合によっては巨細胞と共にリンパ組織炎球増多性の要素の細胞湿潤を包含する。 Sites were intradermal challenge with ZCI to ZCI-immunized animals showed inflammatory response across most extensive, this inflammatory response, lymphoid tissue inflammation ball up multi resistance with giant cells by eosinophils and if It includes a cell wet elements. 移植部分のうち2つは、表皮を覆うびらん性の炎症および焼痂形成を示した。 Two of the implanted portion showed inflammation and eschar formation erosive covering the epidermis. ZCIで免疫化された動物において、コラーゲン−mPEGで皮内抗原投与された部位は、炎症性湿潤は中程度しか集合せず、急性の細胞およびリンパ系要素は顕著に低減した。 In animals immunized with ZCI, intradermal antigen administered sites collagen -mPEG the inflammatory infiltrates only not set moderate, cells and lymphoid elements Acute markedly reduced. 組織球および巨細胞は、より広く行き渡り、そしていくつかのサンプルにおいては、移植片を厚く覆い、かつコロニーを形成(colonized)していた。 Histiocytes and giant cells, spreads wider, and in some samples, covering thicker implants, and has been colonized (colonized). コラーゲン−mPEGで免疫化された動物は、わずかあるいは中程度の反応しか示さず、 ZCI抗原投与部位には、わずかの好酸球および巨細胞と共に、それほど多くないリンパ組織炎球増多性の脈管周囲の湿潤が伴っていた。 The animals immunized with collagen-mPEG, exhibit only slight or moderate reaction, the ZCI challenge sites, with few eosinophils and giant cells, not many lymphoid tissue inflammation lymphocytes increased multi of pulse wetting of the surrounding tube was accompanied. コラーゲン−mPEG抗原投与部位には、典型的には、集合した(associated)脈管構造の近傍の、リンパ細胞のごくわずかの散乱が伴っていた。 The collagen -mPEG challenge sites, typically in the vicinity of the assembled (the Associated) vasculature, negligible scattering lymphocytes was accompanied. (B) 架橋したdPEG−コラーゲン結合体 : コラーゲン−dPEG結合体を実施例1Dのように調製した。 (B) crosslinked dPEG- collagen conjugates: was prepared as collagen -dPEG conjugates Example 1D. サンプルをラットの背側の表皮下および頭部のアンレーとして移植した。 The samples were implanted as an onlay of the back side of the skin and under the head of the rat. 表皮下で、移植後30日で、 NFC軟骨およびNFC−FC軟骨材料は均質な微小繊維状構造を有した。 Under the skin, 30 days after transplantation, NFC cartilage and NFC-FC cartilage materials had a homogeneous microfibrous structure. NFC−FC軟骨サンプルの周囲に、結合組織細胞の少量の(mild)コロニー化が起こり、そして少量の被包形成が存在した。 Around the NFC-FC cartilage samples, a small amount of (mild) colonization of connective tissue cells to occur, and a small amount of the follicle formation was present. NFC軟骨材料ではコロニー化は起こらず、そして少量の被包形成が存在した。 The NFC cartilage material does not occur colonization, and a small amount of encapsulated form was present. FC軟骨は十分に繊維状の構造を有し、 少量ではあるが頻度の高い、結合組織細胞および少数の脂肪細胞の深いコロニー化が起こった。 FC cartilage sufficiently has a fibrous structure, albeit in small amounts frequent, deep colonization of connective tissue cells and a few adipocytes occurred. 痕跡量の被包が、FC軟骨サンプルの限られた領域に存在した。 Encapsulation of trace amounts were present in the limited area of ​​the FC cartilage samples. NF C軟骨材料は、その移植前の形状を保持する傾向にあり、角の輪郭もはっきりとしていた。 NF C cartilage material will tend to retain its pretransplant shape, contour of the corner was also clearly. 他方、NFC−FC軟骨サンプルは時間がたつと平らになり、かつ丸い輪郭になっていく傾向にあった。 On the other hand, NFC-FC cartilage samples tended to go flattened to become, and rounded contours over time. 頭部のアンレーとして移植した場合も、各材料の外観は表皮下の場合と同様であるが、骨膜と、被包または、周囲の緩やかに結合組織の形成を通して、サンプルが頭骨につなぎ止められ始める傾向にあった。 Even when implanted as an onlay head, but the appearance of the material is the same as in subepidermal, and periosteum, encapsulation or through the formation of loosely bound tissue surrounding the sample starts to be tethered to the skull It tended. すべてのサンプルが明らかに生体適合性であり、宿主組織によるコロニー化の程度が異なり、そして機械的特性が違っていた。 A All samples clearly biocompatible, unlike the degree of colonization by host tissues, and mechanical properties were different. 実施例4 (インサイチュ架橋) dPEG溶液を上記の実施例1Cに記載のように調製した。 Example 4 (in situ crosslinking) dPEG solution was prepared as described in Example 1C above. 次に、以下のサンプルを調製した: (1)5mgのdPEGを80μLの水に入れ、0.5mLの繊維性コラーゲン(35mg/mL)と混合し、最終dPEG濃度を1容量%としたもの; (2)15mgのdPEGを80μLの水に入れ、0.5mLの繊維性コラーゲン(35mg/mL)と混合し、最終dPEG濃度を3容量%としたもの; Next, the following samples were prepared: (1) Put dPEG of 5mg to water of 80 [mu] L, were mixed with 0.5mL of fibrillar collagen (35 mg / mL), which a final dPEG concentration of 1% by volume; ( 2) put dPEG of 15mg of water 80 [mu] L, which was mixed with 0.5mL of fibrillar collagen (35 mg / mL), was the final dPEG concentration of 3% by volume; (4)5mgのdPEGを80μLの水に入れ、0.5mLの非繊維性コラーゲン(35mg/mL)と混合し、最終dPEG濃度を1容量%としたもの;; (5)15mgのdPEGを80μLの水に入れ、0.5mLの非繊維性コラーゲン(35mg/mL)と混合し、最終dPEG濃度を3容量%としたもの;; (6)5mgのdPEGを0.5mLのPBSに入れ、最終dPEG濃度を1容量%としたもの;および (7)GAX。 (4) Put the dPEG of 5mg to water of 80 [mu] L, were mixed with non-fibrous collagen 0.5 mL (35 mg / mL), as a final dPEG concentration of 1 volume% ;; (5) the dPEG of 15mg of 80 [mu] L in water, mixed with non-fibrous collagen 0.5mL (35mg / mL), ;; a final dPEG concentration of 3% by volume and the ones dPEG of (6) 5 mg was placed in PBS of 0.5 mL, the final dPEG concentration 1 volume% and the ones; and (7) GAX. サンプル1、2、4、および5のdPEG溶液を、ルアーロック部品およびコネクターを備えた1mLのシリンジに入れ、コラーゲン材料を入れた他のシリンジと接続した。 Samples 1, 2, 4, and 5 dPEG solution of was placed in syringes of 1mL with a luer lock part and the connector was connected to another syringe containing the collagen material. 溶液を、2つのシリンジ間を行き来させることにより混合し、均質な反応混合物を作成した。 The solution was mixed by travel between two syringes were prepared a homogeneous reaction mixture. 次に、シリンジコネクターをはずし、27ゲージの針に替え、そしてこの反応混合物約50μLを、それぞれ20匹のモルモットに皮内に注入した。 Next, remove the syringe connector, instead 27 gauge needle, and the reaction mixture about 50 [mu] L, it was injected intradermally into 20 guinea pigs, respectively. サンプル3、6 、および7を同様に27ゲージの針を通して投与した。 Samples 3, 6, and 7 were administered through Similarly 27 gauge needle. 注入から30日までの間、間隔をおいて処置部位を採収し、そして組織学的に研究した。 Between the injection up to 30 days, were harvested the treatment site at intervals, and were histologically research. 30日で、すべての材料が明らかに生体適合性となった。 In 30 days, all materials revealed biocompatible. サンプル1および2は真皮のコラーゲンファイバーとの指状突起鉗合が中程度であり、広く分散していた。 Samples 1 and 2 are moderate fingers interdigitated with collagen fibers of the dermis, it has been widely distributed. 結合組織細胞によるコロニー化は中程度であり、そして痕跡量の好酸球を有する丸い細胞湿潤が見られた。 Colonization by connective tissue cells is moderate, and round cell infiltration with traces of eosinophils was seen. サンプル3、4、および5は高度に分散され、そして真皮のコラーゲンファイバーとの指状突起鉗合が微細に生じた。 Samples 3, 4, and 5 are highly dispersed, and fingers interdigitated with collagen fibers of the dermis has occurred finely. コロニー化は少量から中程度まで生じ、 そして痕跡量レベルの細胞湿潤が見られた。 Colonization occurs to moderate small amount, and the cell wet trace levels was observed. サンプル6は検出可能な影響はなかった。 Sample 6 had no detectable effect. サンプル7は中程度のコロニー化および痕跡量から少量レベルまでの炎症を共なう、大きな島が生じた。 Inflammation co Now sample 7 from colonization and trace amounts of moderate to small volume levels, a large island occurred. 実施例5 (移植片のコーティング) コラーゲン−dPEG反応混合物を上記の実施例1Cに記載のようにして調製した。 EXAMPLE 5 (Coating graft) collagen -dPEG reaction mixture was prepared as described in Example 1C above. 架橋が開始した後、チタン製移植片を反応混合物中に約20分間浸漬した。 After crosslinking has started, it was immersed for about 20 minutes titanium implant in the reaction mixture. 次いで、この移植片を、架橋を終了させ、一晩乾燥させた。 Then the implant, to terminate the cross-linking was allowed to dry overnight. 実施例6 (コラーゲンーポリマー-増殖因子結合体) (A)架橋したコラーゲン-dPEG-TGF-β1を含有する結合体を、以下のようにして調製した: TGF-β1および125 I-TGF-β1(10 5 cpm;1mg/mLを25μL)を、CH 2 C1 2 (100 μL)中のdPEG * (4mg)の溶液に加え、そしてこの混合物を12分間(サンプル# 3)または35分間(サンプル#5)17℃で反応させた。 Example 6 - the (collagen over polymer growth factor conjugate) (A) conjugate containing crosslinked collagen -dPEG-TGF-β1, was prepared as follows: TGF-.beta.1 and 125 I-TGF-β1 the; (10 5 cpm 1mg / mL to 25 [mu] L), was added to a solution of CH 2 C1 2 (100 μL) in dPEG * (4 mg), and the mixture for 12 minutes (sample # 3) or 35 minutes (sample # 5) were reacted at 17 ° C.. これにコラーゲン溶液(3mg/mLのアテロペプチド非繊維性コラーゲン)2.5mLを加え、そして得られた混合物を室温で一晩インキュベートした。 This collagen solution (3 mg / mL atelopeptide nonfibrillar collagen) 2.5 mL was added, and the resulting mixture was incubated overnight at room temperature. 形成されたペレットを、遠心分離によって集めて、コラーゲン-dPEG-TGF-β1を得た。 The formed pellets, collected by centrifugation, to obtain a collagen -dPEG-TGF-β1. (B)繊維性アテロペプチドコラーゲンに基づく組成物を、TGF-β1/dPEG *の反応時間を2分間に限定し、そしてコラーゲン溶液の替わりに繊維性コラーゲン7mgを(使用前2分以内にコラーゲン溶液から沈殿させた)を用いたこと以外は、上記のA項と同様にして調製した。 (B) a composition based on fibrous atelopeptide collagen, TGF-β1 / dPEG * of limiting the reaction time to 2 minutes, and collagen solution fibrillar collagen 7 mg (within 2 minutes prior to use in place of the collagen solution except for the use of precipitated) from was prepared in the same manner as the above section a. (C)dPEGで架橋したコラーゲンおよび遊離のTGF-β1を含有する組成物を以下のように調製した: CH 2 Cl 2 (100μL)中のdPEG * (4mg)溶液を、CIS(3mg/mLのアテロペプチド非繊維性コラーゲン)2.5mLに加え、そして得られた混合物を室温で一晩インキュベートした。 A composition containing a collagen and free TGF-.beta.1 crosslinked (C) dPEG was prepared as follows: a dPEG * (4 mg) solution in CH 2 Cl 2 (100μL), CIS ( of 3 mg / mL in addition to the atelopeptide nonfibrillar collagen) 2.5 mL, and the resulting mixture was incubated overnight at room temperature. 形成されたペレットを洗浄して未反応のdPEG *を除去し、そしてそれにTGF-β25μgを混合してコラーゲン-dPEG+TGF-β1を得た。 Washed formed pellets to remove unreacted dPEG *, and it is mixed with TGF-β25μg obtain collagen -dPEG + TGF-β1. (D)結合するTGF-β1の割合を以下のように測定した: 未結合のTGF-β1を除去するために、上記のA項〜C項において調製された各組成物に、激しくボルテックスをかけて、次いで遠心分離することで、緩衝液( 0.02Mのリン酸緩衝液、0.1%BSA)0.5mLで6回洗浄した。 (D) was measured as follows the percentage of TGF-.beta.1 binding: to remove unbound TGF-.beta.1, each composition prepared in the above section A ~C section multiplied vigorously vortexed Te, followed by centrifugation (phosphate buffer 0.02 M, 0.1% BSA) buffer were washed 6 times with 0.5 mL. ペレットおよび上清を洗浄操作毎に集め、そして数えた。 Collect the pellet and supernatant for each cleaning operation, and counted. 結果は、単純な混合物におけるTGF-β1は洗浄約6回以内に定量的に放出されるのに対し、B項の組成物ではTGF-β1約40% が保持され、そしてA項の組成物では50%が保持されることを示すグラフとして表し得る。 The results, TGF-.beta.1 in the simple mixture whereas is quantitatively released within the washing about 6 times, in the composition of the B section is held TGF-.beta.1 about 40%, and in the composition of Part A It may represent a graph showing that 50% is retained. (E)上記で調製された材料の生物学的活性を以下のようにアッセイした: A項(CIS-dPEG-TGF-β1)(TGF-β1/dPEG *の反応時間12分)およびC項(C IS-dPEG+TGF-β1)に従って調製された組成物を調製し、さらにTGF-β1(CIS- dPEG)を用いずに、C項に従って調製したコントロールを調製した。 (E) and the biological activity of the material prepared above was assayed as follows: A section (CIS-dPEG-TGF-β1 ) (TGF-β1 / dPEG * reaction time 12 min) and C term ( the composition prepared according to C iS-dPEG + TGF-β1) were prepared, further without TGF-.beta.1 and (cis- dPEG), was prepared controls prepared according C term. これらのサンプルをD項に記載のようにPBS/BSAにおいて8回洗浄し、次いで37℃で胎仔ウシ血清(Gibco)によってさらに3回洗浄した。 The samples were washed 8 times in PBS / BSA as described in Section D, then washed three times with fetal calf serum (Gibco) at 37 ° C.. この洗浄プロトコルによって、 視覚的に検出可能な材料の損失が生じたので、残留したTGF-β1含量は残留した125 Iを数えることによって測定した。 This washing protocol, since the loss of the visually detectable material has occurred, TGF-.beta.1 content remaining was determined by counting the 125 I remaining. 次いで、TGF-β1活性をELISAによってアッセイした。 Then assayed by ELISA TGF-.beta.1 activity. この結果を以下の表2に示す。 The results are shown in Table 2 below. このデータは、本発明の組成物に保持されているTGF-β1が実質的に活性な形態を維持することを示す。 The data show that TGF-.beta.1 held in the compositions of the present invention is to maintain a substantially active form. 実施例7 (処方物) (A)注入による移植に適切な処方物を、注射用減菌水にコラーゲン-PEGを35 mg/mLで懸濁することにより、調製した。 Example 7 (Formulation) (A) injecting through appropriate formulation for implantation, by suspending the collagen -PEG at 35 mg / mL for injection sterilization water to prepare. 得られた処方物の性質を上記の実施例2に記載する。 Properties of the resulting formulation was described in Example 2 above. (B)応力に耐える骨の欠損(例えば、骨折、偽関節など)の修復に有用な処方物は、本発明のコラーゲン-PEGと適切な粒子状の不溶性成分とを混合することにより調製され得る。 (B) bone defects withstand the stresses (e.g., bone fracture, pseudarthrosis, etc.) useful formulations repair can be prepared by mixing the collagen -PEG a suitable particulate insoluble components of the present invention . この不溶性成分は、繊維性架橋コラーゲン、ゼラチンビーズ、ポリテトラフルオロエチレンビーズ、シリコーンゴムビーズ、ヒドロゲルビーズ、炭化ケイ素ビーズ、無機質ビーズ、またはガラスビーズであり得、好ましくは、カルシウム無機質、例えば、ヒドロキシアパタイトおよび/またはリン酸三カルシウムである。 The insoluble component, fibrous cross-linked collagen, gelatin beads, polytetrafluoroethylene beads, silicone rubber beads, hydrogel beads, silicon carbide beads, be a mineral beads or glass beads, preferably, calcium minerals, such as hydroxyapatite and / or tricalcium phosphate. ゲン)またはコラーゲン-mPEG(63mg/mL)と粒子状ヒドロキシアパタイトおよびリン酸三カルシウム(HA+TCP)とを混合し、そして空気乾燥して、65重量%のHA を含有する固いブロックを形成することによって調製した。 Gen) or collagen-mPEG (63 mg / mL) and a particulate hydroxyapatite and tricalcium phosphate (HA + TCP) were mixed, and air dried to form a solid block containing 65 wt% of HA It was prepared by. 必要に応じて、ブロックを75℃で10時間加熱することによって加熱処理した。 If necessary, heat treated by heating for 10 hours the block at 75 ° C.. 得られたブロックを試験前12時間0.13Mの生理食塩水で吸水させた(hy drate)。 The resulting block was water of saline 12 hours 0.13M before testing (hy drate). その間、PEG-コラーゲン-HA+TCP(PC-HA)組成物は1相のま Meanwhile, PEG-collagen -HA + TCP (PC-HA) compositions or the 1-phase に分かれたことが観察された。 It divided into was observed. 各ブロックを、5%伸長し、解放後、その応力緩和を1分間モニターした。 Each block, extended 5%, after release was monitored for one minute and the stress relaxation. この試験の後、各ブロックを、破損するまで、1cm/分の一定の割合で伸長した。 After this test, the blocks, until failure was extended at a constant rate of 1 cm / min. この結果を表3に示す: The results are shown in Table 3: 全ての力は、ニュートンで記載した。 All of the forces, was described by Newton. 破断(引張)における伸度は、%伸度で記載した。 Elongation at break (tensile) described in% elongation. このデータは、コラーゲンーポリマーが、実質的により大きな引張強度を示すHA+TCP組成物を形成することを示す。 The data show that the collagen over the polymer forms a HA + TCP compositions exhibiting substantially greater tensile strength. このように、同量の非結合コラーゲンを用いた組成物より実質的に強い、コラーゲンーポリマーを有する移植片組成物が調製され得るか、または用いるコラーゲンーポリマーの量を低減して同様の強度の組成物が形成され得る。 Thus, substantially stronger than the composition using the non-binding collagen same amount, the same strength by reducing the amount of graft or compositions may be prepared, or used collagen over polymers having collagen over polymer composition can be formed. 実施例8 (ヒアルロン酸と二官能性SC-PEGとの架橋) ヒアルロン酸ナトリウム(LifeCore Biomedicalから入手) 1gを、PBS 15mlに加え、一晩溶解させて、均質な溶液を形成した。 Example 8 (hyaluronic acid and crosslinking with bifunctional SC-PEG) sodium hyaluronate (available from Lifecore Biomedical) 1 g, was added to the PBS 15 ml, dissolved overnight to form a homogeneous solution. このヒアルロン酸/PBS溶液5mlを、シリンジ−シリンジ混合を用いてPBS 0.5ml中の二官能性SC-PEG 50mgと混合した。 The hyaluronic acid / PBS solution 5 ml, syringe - mixed with bifunctional SC-PEG 50 mg in PBS 0.5 ml using a syringe mixing. 得られた材料をシリンジからペトリ皿に押出し、そして37℃で16時間インキュベートした。 The resulting extruded material from the syringe into a petri dish, and incubated for 16 hours at 37 ° C.. 次いで、この材料を室温で8時間冷却させた。 Then the material was allowed to cool at room temperature for 8 hours. 24時間後、この材料は、架橋したゲルを形成した。 After 24 hours, this material formed a crosslinked gel. S-PEGを含有しないヒアルロン酸を、この実験のコントロールとして用いた。 Hyaluronic acid containing no S-PEG, was used as a control for this experiment. 同一のインキュベーション時間の後、このコントロールはまだ流体で流動的であった。 Following the same incubation time, this control was still fluid in the fluid. 実施例9 (平滑なコラーゲン-ポリマーチューブの調製) Example 9 (smooth collagen - Preparation of polymer tube) Palo Alto, Californiaから入手可能)を含有する内径4.5mmの標準的なシリンジの針の末端を切断した。 Palo Alto, were cut needle end of a standard syringe having an inner diameter of 4.5mm containing available) from California. このシリンジのプランジャーを用いて、このコラーゲンを、切断したシリンジから押出して、固い円柱状にした。 Using plunger of the syringe, the collagen, the cut syringe extruded, and the solid cylindrical shape. コラーゲンの円柱をペトリ皿に載せ、そして二官能性S-PEGの10%溶液(PES 10ml中の二官能性S-PE G 1.0g)中に浸漬した。 Place the cylinder of collagen into a petri dish and immersed in a bifunctional S-PEG 10% solution (difunctional S-PE G 1.0 g in PES 10 ml). このコラーゲン円柱を室温で10%S-PEG溶液中でインキュべートした。 The collagen cylinder was incubator base over preparative 10% S-PEG solution at room temperature. コラーゲン円柱の外側から内側に、PEGが拡散するように、架橋反応が生じる。 From the outside to the inside of the collagen cylinder, as PEG is diffused, the crosslinking reaction occurs. S-PEG溶液中でのインキュベーションの20〜30分後、コラーゲン円柱の外側は架橋されており、内側は架橋されていないままであった。 20-30 minutes after the incubation with S-PEG solution, the outer collagen cylinder is crosslinked, the inner remained non-crosslinked. インキュベーションの20〜30分後、コラーゲン円柱を架橋剤溶液から取り出した。 After 20-30 minutes of incubation, removed collagen cylindrical crosslinking agent solution. 内側の架橋していないコラーゲンは、手による圧力を用いて、外側の架橋したシェルから容易にしぼり出され得、PEGで架橋されたコラーゲンの中空のチューブが残る。 Collagen not inside of crosslinking, by using a manual pressure, is squeezed to facilitate from the outside of the crosslinked shell to give hollow tubes of collagen crosslinked with PEG remains. 次いで、中空のチューブを、10%S-PEG溶液に戻し、架橋プロセスを完了させるために、37℃で一晩インキュベートした。 Then, a hollow tube, back to 10% S-PEG solution, in order to complete the crosslinking process, and incubated overnight at 37 ° C.. 中空のPEG-コラーゲンチューブの外径は、コラーゲン円柱である出発材料のサイズを変化させることによって、変えられ得る。 Outer diameter of the hollow of PEG- collagen tube, by varying the size of the starting material is a collagen cylinder can be varied. このチューブの内径は、PEG溶液中でのコラーゲン円柱の最初のインキュベーションの時間の長さを短くすることによって、増大され得る。 The inner diameter of the tube, by shortening the initial length of time incubation of collagen cylinder with PEG solution can be increased. 逆に、チューブの内径は、最初のインキュベーション時間を長くすることにより、小さくされ得る。 Conversely, the inner diameter of the tube, by increasing the initial incubation period may be reduced. 実施例10 (ひだを有する(pleated)コラーゲン-ポリマー チューブの調製) 平滑なコラーゲン-ポリマーチューブを実施例9に記載の方法に従って調製した。 It was prepared according to the method described in the polymer tube Example 9 - Example 10 (having a fold (pleated) Collagen - Preparation of polymer tube) smooth collagen. まだ湿潤なうちに、このチューブをZy While still wet, Zy this tube 様のシリンジのプランジャーに滑らせてかぶせた。 It was covered by sliding to the plunger of the syringe-like. チューブはシリンジのプランジャーにぴったりと適合していた。 The tube was fit snugly to the plunger of the syringe. 次いで、PEG-コラーゲンチューブをシリンジのプランジャーの軸に沿って押し下げ、湿潤なチューブに、 ひだ、または、うねを形成した。 Then, depressing the PEG- collagen tube along the axis of the syringe plunger, the wet tubes, folds, or to form a ridge. その結果、そのとき、ひだを有するチューブは、元の平滑なチューブの長さの約半分となった。 As a result, then the tube with the pleats, was about half the length of the original smooth tube. シリンジのプランジャーにかぶせたままの状態で、ひだを有するPEG-コラーゲンチューブを、室温で煙霧フード(fumehood)下で乾燥した。 In a state in which over the syringe plunger, a PEG- collagen tube having folds and dried under fume hood (fumehood) at room temperature. 24時間後、乾燥したひだを有するチューブをシリンジのプランジャーから押出してはずした。 After 24 hours, remove the tube with the dried folds by extrusion from the syringe plunger. このチューブは、シリンジのプランジャーからはずした後も、ひだを有する形状を維持していた。 The tube, also after removal from the syringe plunger, maintained the shape having a pleat. 次いで、このひだを有するPEG-コラーゲンチューブを水を入れたペトリ皿に載せた。 Then, it was loaded PEG- collagen tube having the pleats in a Petri dish filled with water. このチューブは、再吸水の後もひだを有する形状を維持していた。 The tube was maintained shape even after the rehydration with pleats. 実施例11 (小さい直径のひだを有する コラーゲン-ポリマーチューブの調製) Example 11 (Collagen has a fold of smaller diameter - Preparation of polymer tube) 0.9ccを、二官能性S-PEGの5%溶液(PBS 0.1CC中S-PEG 5mg)0.1ccと混合した。 The 0.9 cc, (in PBS 0.1CC S-PEG 5mg) 5% solution of bifunctional S-PEG was mixed with 0.1 cc. 混合に引き続いて直ちに、PEG-コラーゲン材料を、18ゲージの針を用いて、TF Eチューブ(外径1.5mm、内径1.3mm)中に押出した。 Immediately following the mixing, PEG-collagen materials, 18 with a needle gauge, extruded into TF E tubing (outer diameter 1.5 mm, internal diameter 1.3 mm). (小さい直径の円柱形状を維持する (To maintain the cylindrical shape of smaller diameter の場合より大きな構造的完全性を有する出発材料を提供することが必要であった。 It was necessary to provide a starting material having a structural integrity than for. ) 室温でのインキュベーションの20〜30分後、チューブを切って開け、そしてPE G-コラーゲンの固い円柱を、このチューブから剥がした。 ) 20-30 minutes after incubation at room temperature, it opened off the tube, and a solid cylinder of PE G-collagen was removed from the tube. 次いで、PEG-コラーゲン円柱を、二官能性S-PEGの10%溶液5ccを入れたペトリ皿に載せた。 Then, the PEG- collagen cylinder, placed on Petri dishes containing a 10% solution 5cc bifunctional S-PEG. PEGが、コラーゲン円柱の外側から内側に拡散するように、架橋反応が生じる。 PEG is to diffuse from the outside of the collagen cylinder inside, the crosslinking reaction occurs. 室温において、S-PEG溶液中で3時間インキュベーションした後、円柱の内側を、直径1mmのマンドレルを用いて押出し、中空で平滑なPEG-コラーゲンチューブを得た。 At room temperature, after 3 hours of incubation at S-PEG solution, the inside of the cylinder, was obtained using a mandrel having a diameter of 1mm extruded, hollow in smooth PEG- collagen tube. 次いで、PEG-コラーゲンチューブをマンドレルの軸に沿って押し下げ、湿潤なチューブに、ひだ、または、うねを形成した。 Then, depressing the PEG- collagen tube along the axis of the mandrel, the wet tubes, folds, or to form a ridge. その結果、ひだを有するチューブは、そのとき、元の平滑なチューブの長さの約半分であった。 As a result, the tube having folds that time was about half the length of the original smooth tube. マンドレルにかぶせた状態のままで、ひだを有するPEG-コラーゲンチューブを、室温で煙霧フード下で乾燥した。 In the state in which over the mandrel, the PEG- collagen tube having folds and dried under fume hood at room temperature. 24時間後、乾燥したひだを有するチューブをマンドレルから押しはずした。 After 24 hours, removed pressing a tube having a dry folds from the mandrel. このチューブは、マンドレルからはずした後も、 ひだを有する形状を維持していた。 The tube, also after removal from the mandrel, maintained the shape having a pleat. 次いで、このひだを有するPEG-コラーゲンチューブを水を入れたペトリ皿に入れた。 Was then placed PEG- collagen tube having the pleats in a Petri dish filled with water. このチューブは、再吸水の後もひだを有する形状を維持していた。 The tube was maintained shape even after the rehydration with pleats. 種々の直径のPEG-コラーゲンチューブは、種々のサイズのTFEチューブを用い、そして架橋反応が生じる時間を変化させることによって、調製され得る。 PEG- collagen tubes of various diameters, with TFE tubing of various sizes and by changing the time that the crosslinking reaction takes place, may be prepared. 実施例12 (薄い管壁を有する(Thin-Walled) チューブの調製) Example 12 (having a thin tube wall (Preparation of Thin-Walled) tube) 0.90mlを、PBS 0.10ml中の二官能性S-PEG 10mgの溶液と混合した。 The 0.90 ml, was mixed with a solution of bifunctional S-PEG 10 mg in PBS 0.10 ml. 内径0.9mmを有するTFEチューブを、内径1.2mmを有する他のTFEチューブの中に入れた。 The TFE tube having an inner diameter 0.9 mm, was placed in the other TFE tube having an inner diameter 1.2 mm. PEG-コラーゲン混合物を、内側のチューブと外側のチューブとの間の空間に27ゲージの針によって注入した。 The PEG- collagen mixture was injected by a 27-gauge needle into a space between the inner tube and outer tube. 次いで、このチューブを37℃で2時間インキュベートした。 Then the tube was incubated for 2 hours at 37 ° C.. 外側のチューブを引き抜き、そして周りにPEG-コラーゲンのシェルを有する内側のチューブを、さらに2時間、37℃でインキュベートした。 Pulling the outer tube and the inner tube having a PEG- collagen shell around further 2 hours, and incubated at 37 ° C.. 次いで、薄いPEG-コラーゲンのシェルを内側のTFEチューブから注意深く押してはずした。 Then removed by pressing carefully thin PEG- collagen shell from the inside of the TFE tubing. 得られたPEG-コラーゲンチューブは、透明でセロファン様の硬度であった。 The resulting PEG- collagen tube was a hardness of transparent cellophane-like. 次いで、PEG-コラーゲンを、水中に置いて再吸水させた。 Then, the PEG- collagen, was re-water placed in the water. このチューブは非常に薄く、そして小さい直径を有していたが、このチューブを用いて水を注入することができた。 This tube had a very thin and small in diameter, it was possible to inject water using the tube. このチューブの管壁の厚みおよびコラーゲン-ポリマーチューブの内径は、コラーゲン-ポリマー材料を成形するために用いられる内側および外側のTFEチューブのサイズを変化させることによって、変えられ得る。 Thickness and collagen tube wall of the tube - internal diameter of the polymer tube, collagen - by varying the size of the inner and outer TFE tubing is used to shape the polymeric material may be varied. 上記の方法によって製造される薄い管壁を有するチューブは、神経再生を促進するための神経ガイドチューブとしての使用に、特に適し得る。 Tube having a thin tube wall produced by the above method, for use as a nerve guide tube to facilitate nerve regeneration, in particular suitable. 実施例13 (PEG-コラーゲン糸状物の調製) Example 13 (Preparation of PEG- collagen filamentous material) (35mg/ml) 5mlを、リン酸緩衝生理食塩水(PBS)0.5ml中の二官能性SG-PEG 50 mgと混合した。 The (35mg / ml) 5ml, were mixed with a bifunctional SG-PEG 50 mg of phosphate-buffered saline (PBS) in 0.5 ml. 直ちに、この材料を直径1.5mm Immediately, diameter 1.5mm this material 37℃で16時間インキュベートした。 And incubated for 16 hours at 37 ° C.. 架橋したコラーゲンゲルを、チューブから取り出して、一晩乾燥した。 The crosslinked collagen gel, removed from the tube, and dried overnight. 乾燥中、糸状物をぴんと張り、糸状物が軸状の次元より、放射状の次元で、乾燥することを確実にした。 During drying, pulled taut and the filamentous material, from filamentous materials is axial dimension, a radial dimension, and to ensure that drying. よって、架橋していないコラーゲン糸状物をコントロールとして製造した。 Therefore, to produce collagen threads of uncrosslinked as controls. 上記の方法を用いて2つの異なる直径の糸状物を製造した。 We were prepared threads of two different diameters using the above method. 糸状物の直径、長さ、および重量を、新鮮な(湿潤)状態、脱水した状態、および再吸水した状態において測定した。 The diameter of the filamentous material, length, and weight were measured in fresh (wet) conditions, dehydrated state, and rehydration state. これらの測定の結果を図1のグラフ、および、図14に示す表に表した。 The graph of Figure 1 The results of these measurements, and, expressed in the table shown in FIG. 14. 架橋していない糸状物は親水性PEGを含有していないので、 水を留めておくことができず、再吸水し得ない。 Because the filamentous product uncrosslinked does not contain a hydrophilic PEG, you can not keep the water, not to rehydration. 従って、再吸水した状態でのこれらの糸状物の測定値は得られなかった。 Therefore, measurement of these filamentous material in rehydration state was not obtained. これらの糸状物は、再吸水によって、 元の長さの全てを維持しており、元の直径および重量のほとんど全てを維持していた。 These filamentous was prepared by rehydration, maintains all the original length, it was maintained almost all of the original diameter and weight. 種々の粘弾性的測定を、脱水した状態における架橋した糸状物および架橋していない糸状物について行った。 Various viscoelastic measurements were performed on filamentous materials and filamentous material that is not crosslinked crosslinked in dehydrated state. 粘弾性的評価の前に、全ての糸状物を20mmの一定の長さに切断した。 Before viscoelastic evaluation was cut all the threads of a fixed length of 20 mm. 結果を図15に示す表に表した。 The results were expressed in the table shown in FIG. 15. 糸状物の膨張能を示す棒グラフを、図1に示す。 The bar graph showing the swelling capacity of the filamentous material, shown in Figure 1. 4つの糸状物のタイプそれぞれにおける数種の粘弾性的測定の、標準偏差を示すエラーバーを有する棒グラフを図2〜5に表す。 Several viscoelasticity measurement at each of the four types of filamentous material, represented in FIGS. 2-5 a bar graph with error bars indicating the standard deviation. 引張応力(N/mm 2 )は、糸状物の破損(破断)における力を断面積の関数として測定した値である。 Tensile stress (N / mm 2) is a value breakage force in (break) were measured as a function of the cross-sectional area of the filamentous material. ひずみ(Δ長さ/長さ)およびΔ長さは、糸状物の弾性の測定値である(張力下でどのくらい伸長するか)。 Strain (delta length / length) and delta length is a measure of the elasticity of the filamentous material (or how extended under tension). ヤング率(N/mm 2 )は、応力をひずみで割ることによって算出される。 Young's modulus (N / mm 2) is calculated by dividing the strain stress. これは特定の材料の粘弾性的な「指紋」として知られている。 This is known as a viscoelastic "fingerprint" of a particular material. 図2〜5における棒グラフは、架橋していない糸状物について得られた粘弾性的な測定値の大きな標準偏差および変動を例示しており、架橋していない材料が不均質であることを示す。 Bar graph in Figure 2-5, a large standard deviation and variation of the resulting viscoelastic measurements for filamentous material uncrosslinked exemplifies, indicating that material that is not crosslinked is heterogeneous. PEG-架橋した糸状物によって得られた一様な結果は、 PEG架橋が、均質性、ならびに、より大きな機械的強度および弾性を、コラーゲン材料に与えることを示す。 Uniform results obtained by PEG- crosslinked thread was, PEG crosslinking, homogeneity, and indicate that give more greater mechanical strength and elasticity, the collagen material. 実施例14 (コイル状の糸状物の調製) 二官能性S-PEG 1%溶液中のコラーゲンを18ゲージの針によってTFEチューブ(外径0.9mm、内径0.6mm)中に注入することによって、実施例13に記載のように、小さい直径の架橋したコラーゲン糸状物を製造した。 Example 14 (coiled Preparation of filamentous material) bifunctional S-PEG 1% TFE tube by collagen 18-gauge needle in the solution (outer diameter 0.9 mm, inner diameter 0.6 mm) by injection during the implementation as described in example 13, was prepared crosslinked collagen thread of smaller diameter. チューブから取り出した後、湿潤な糸状物を外径1.5mmを有する第2のTFEチューブの回りにコイル状に巻き付けた。 After removal from the tube, wound into a coil wet filamentous material around the second TFE tubing having an outer diameter 1.5 mm. コイル状の糸状物を煙霧フード下で室温にて2日間チューブ上で乾燥した。 A coiled thread was dried over two days tube at room temperature under fume hood. 脱水したPEG-コラーゲンコイルを、チューブから押してはずした。 The dehydrated PEG- collagen coil, removed by pressing from the tube. 乾燥状態のコイル状の糸状物を、手でまっすぐに引っ張った。 The coiled threads of the dry, pulled straight by hand. このときのまっすぐな糸状物を水に浸漬すると素早く再吸水によってコイル状の形状に戻った。 Straight thread of this time returned to a coiled shape by quick rehydration is immersed in water. コイル状の湿潤な糸状物を水浴から取り出し、引っ張り、そして張力下でまっすぐの状態で乾燥した。 Removed coiled wet filamentous material from the water bath, tension, and dried in a straight state under tension. まっすぐの状態に乾燥した糸状物を水に再び浸漬すると再吸水によって元のコイル状の形状に再び戻った。 It returned again straight state to dry filamentous material the shape of the original coil shape by rehydration is immersed again in water. コラーゲン-ポリマーコイルをまっすぐに引っ張ると針またはカテーテルによる送達を促進し得る。 Collagen - may facilitate delivery by needle or catheter when pulling the polymer coil straight. これらのコイルは、再吸水によってコイルの形状になる能力および中空を満たすように膨張する作用のために、動脈瘤の治療に特に有用である。 These coils, due to the action of expanding by rehydration to meet the capacity and hollow made in the shape of a coil, which is particularly useful in the treatment of aneurysms. 上記の実施例は、コラーゲン-ポリマー材料の「記憶」を例示している。 The above examples, the collagen - illustrates the "memory" of the polymeric material. 吸水によって、この材料は最初に乾燥したときの元の形状に戻る。 The water absorption, the material returns to its original shape when the first dried. 実施例15 (PEG-コラーゲン材料の粘弾性的特性) 活性化二官能性SG-PEGの10%溶液を、リン酸緩衝生理食塩水(PBS)1ml中で10 0mgの粉末の二官能性SG-PEG(3400ダルトンMW)を希釈することによって調製した。 Example 15 (PEG-viscoelastic properties of the collagen material) of a 10% solution of activated bifunctional SG-PEG, phosphate-buffered saline (PBS) bifunctional 10 0 mg of powder in a 1 ml SG- It was prepared by diluting the PEG (3400 dalton MW). 10%二官能性SG-PEG溶 10% difunctional SG-PEG soluble 最終的なPEG濃度を1%とした。 The final PEG concentration was 1%. コラーゲンおよび架橋剤溶液を10mlシリンジに入れ、そしてシリンジ-シリンジ混合を用いて混合した。 Put collagen and crosslinker solution in 10ml syringe and syringe - were mixed using a syringe mixing. 方法を用いて、二官能性SG-PEGで架橋した。 The method was used to cross-linked with a bifunctional SG-PEG. ZI-PEGとZ-II-PEGとの複合体を含有するシリンジを、37℃で16時間インキュベートし、そして重合したゲルを形成した。 The syringe containing the complex with ZI-PEG and Z-II-PEG, incubated for 16 hours at 37 ° C., and to form a polymerized gel. 2つのシリンジのそれぞれの針の末端を切り取り、そしてゲルをそれぞれのシリンジのプランジャーを用いてシリンジの筒内から押出した。 Cut each needle end of the two syringes, and extruded from the cylinder of the syringe gel using respective syringe plunger. 次いで、固いゲルを2mmの厚みの円板状に薄く切り、脱水し、次いで再吸水した。 Then, slicing a firm gel to a disk-shaped 2mm thick, dried, and then rehydration. 円板の直径、厚み、および重量を、新鮮な(湿潤)状態、脱水した状態、および再吸水した状態で測定した。 The diameter of the disc, the thickness, and weight, fresh (wet) state was determined in dehydrated state, and rehydration state. これらの測定の結果を図16に示す表に表した。 The results of these measurements were shown in the table shown in FIG. 16. 架橋したコラーゲンの円板(両方のコラーゲン濃度において)は、再吸水によってほとんど元の寸法にまで回復した。 Discs crosslinked collagen (in both the collagen concentration) was recovered to almost its original size by rehydration. 実施例16 (白金ワイヤのコーティング) Example 16 (Coating of a platinum wire) Collagen Corporation,Palo Alto,CAから入手可能)を、減菌濾過したリン酸緩衝生理食塩水(PBS)を用いて32.5mg/mlまで希釈した。 Collagen Corporation, Palo Alto, the available) from the CA, diluted to 32.5 mg / ml with sterile filtered phosphate buffered saline (PBS). 活性化二官能性S-PE Gの10%溶液を、滅菌濾過したPBS中で粉末の二官能性S-PEGを希釈することにより調製した。 A 10% solution of the activated bifunctional S-PE G, was prepared by diluting a bifunctional S-PEG powder with sterile filtered in PBS. S-PEG 100μlを、コラーゲン900μlに加えて最終S-PEGを濃度1% とした。 The S-PEG 100 [mu] l, and the final S-PEG to 1% strength in addition to collagen 900 [mu] l. S-PEG溶液およびコラーゲンを3mlシリンジに入れ、そしてシリンジ-シリンジ混合を用いて混合した。 Put S-PEG solution and collagen 3ml syringe and a syringe - were mixed using a syringe mixing. マンドレル(コイルをまっすぐに保つための内側のワイヤ)上で直径0.25mmのコイル状にした白金ワイヤ(#1、Target Therapeutics,Santa Clara,CAから入手可能)を、超マイクロピペットチップ(0.5〜10μl)の内側に、チップ1個につきコイル1個を装填した。 Mandrel platinum wire was coiled (inner wire to keep the coil straight) on a diameter 0.25mm (# 1, Target Therapeutics, Santa Clara, available from CA), ultra micropipette tip (0.5~10Myueru inside the), it was loaded with one coil per one chip. その結果、マンドレルはピペットチップの狭い開口部および広い開口部の両方を通過した。 As a result, the mandrel has passed through both the narrow opening and a wide opening of the pipette tip. シリンジ中のS-PEG-コラーゲン混合物を、22ゲージの針を用いて各ピペットに注入した。 The S-PEG-collagen mixture in the syringe was injected into each pipette using a 22-gauge needle. コイルを装填したピペットを、ペトリ皿に載せ、そして37℃で24時間インキュベートした。 The pipette loaded with coils, placed on a petri dish, and incubated for 24 hours at 37 ° C.. コイルを装填したチップを、室温で6日間層流フード(laminar f low hood)下に置いた。 The loaded chip coil was placed at room temperature for 6 days laminar flow hood (laminar f low hood). 次いで、コートしたコイルをピペットチップから取り出した。 It was then removed coated coil from the pipette tip. 乾燥時間が適切でない場合には、コーティングはコイルにうまく接着しない。 If the drying time is not appropriate, the coating does not adhere well to the coil. Therapeutics)または他の同様のタイプのカテーテルを用いて送達され得る。 Therapeutics) or other by using the same types of catheters may be delivered. 実施例17 (白金ワイヤのコーティング) Example 17 (Coating of a platinum wire) 過したPBSを用いて32.5mg/mlまで希釈した。 It was diluted to 32.5 mg / ml using a spent was PBS. 活性化二官能性S-PEGの10%溶液を、滅菌濾過したPBS中で粉末の二官能性S-PEGを希釈することにより調製した。 A 10% solution of the activated bifunctional S-PEG, was prepared by diluting a bifunctional S-PEG powder with sterile filtered in PBS. S- PEG溶液100μlを、コラーゲン900μlに加えて最終S-PEG濃度を1%とした。 The S- PEG solution 100 [mu] l, final S-PEG concentration of 1% in addition to collagen 900 [mu] l. S-PE G溶液およびコラーゲンを3mlシリンジに入れ、そしてシリンジ-シリンジ混合を用いて混合した。 Put S-PE G solution and collagen 3ml syringe and a syringe - were mixed using a syringe mixing. マンドレル上のコイル状の白金ワイヤを直径1mmのTeflon Teflon coiled platinum wire on the mandrel with a diameter of 1mm 混合物を、22ゲージの針を用いてコイルを覆うチューブ中に注入した。 The mixture was poured into a tube for covering the coil with a 22-gauge needle. プラグをチューブの末端に挿入し、そしてこのチューブを棚に置いてチューブの中央にコイルの末端をまっすぐに保持した。 Insert the plug at the end of the tube and straight holding the ends of the coils in the center of the tube at this tube on the shelf. この棚を37℃のインキュベーター内に16時間置いた。 The shelves were placed 16 hours in an incubator at 37 ° C.. チューブを、インキュベーターから取り出した後、外科用メスで側面を切り、コイルから剥がした。 The tube after removal from the incubator, cut side with a scalpel, and peeled off from the coil. コートしたコイルを室温で数時間空気乾燥させ、次いで、マンドレルから取りはずした。 The coated coil is several hours to air dry at room temperature and then removed from the mandrel. コートしたコイルは、カテーテルによって送達され得る。 Coated coils can be delivered by a catheter. 本発明は、最も実用的で、そして好ましい実施態様と考えられることに対して本明細書中で示され、そして記載されている。 The present invention is most practical, and is shown in a preferred herein for what is considered embodiment, and is described. しかし、これらからの逸脱は、本発明の範囲内で行われ得、明らかな変更は、この開示内容を読むことにより当業者により行われ得ることが理解される。 However, deviations from these are obtained made within the scope of the present invention, obvious variations are understood to be made by those skilled in the art upon reading this disclosure. 実施例18 (テロペプチド含有コラーゲン-ポリマー結合体の調製) テロペプチド含有コラーゲンおよびアテロペプチドコラーゲンを、二官能性活性化SG-PEG(MW=3400ダルトン)を用いて架橋した。 Example 18 - (the telopeptide-containing collagen prepared in the polymer conjugate) telopeptide-containing collagen and atelopeptide collagen, crosslinked with a bifunctional activated SG-PEG (MW = 3400 daltons). 得られた材料の物理的特性を比較した。 Physical properties of the resulting materials were compared. PEGで架橋したテロペプチド含有コラーゲンの調製雌ウシの皮のスラリー(ペプシン消化の直前にサンプリングした)900mlを、 水浴中で1時間で17℃に安定化させた。 The PEG slurry skin preparation cows crosslinked telopeptide-containing collagen (sampled just before pepsin digestion) 900 ml, was stabilized to 17 ° C. for 1 hour in a water bath. 0.2Mリン酸緩衝液(pH11.4)100mlを、 速く撹拌しながら皮のスラリーに加えた。 0.2M phosphate buffer (pH 11.4) 100 ml, was added to the skin of the slurry with stirring quickly. この材料を17℃で16時間インキュベートした後、遠心分離を行い、テロペプチド含有コラーゲンのペレット91gを製造した。 After 16 hours of incubation at this material 17 ° C., and centrifuged, to prepare pellets 91g of telopeptide-containing collagen. ペレットのタンパク質濃度は、ビウレット法を用いて40mg/mlと測定された。 Protein concentration of the pellets was determined to be 40 mg / ml using the Biuret method. ペレットのサンプル3mlを0.1M塩酸(HCl)0.5mlを加えることによって酸性化した。 Samples 3ml pellets was acidified by addition of 0.1M hydrochloric acid (HCl) 0.5 ml. 得られた材料は、極めて不透明であり、そして酸性(pH4〜5)で繊維状であった。 The resulting material is extremely uncertain, and a fibrous by acidic (pH 4-5). 酸性化したテレペプチド含有コラーゲン0.5mlを型内に入れ、そして濃度35.7%(重量%/容量%)の二官能性活性化SG-PEG溶液0.25mlを加えた。 The acidified tele peptide-containing collagen 0.5ml placed in a mold, and added bifunctional activated SG-PEG solution 0.25ml of concentration 35.7% (wt% / vol%). コラーゲンおよび架橋剤溶液が入っている型を一晩37℃でインキュベートした。 The mold containing the collagen and crosslinker solution was incubated overnight at 37 ° C.. 架橋は、PEG溶液がコラーゲンゲル中に拡散するにつれて、生じた。 Crosslinking, as PEG solution diffuses into the collagen gel, resulting. しっかりと架橋したテロペプチド含有コラーゲンゲルの5つの小片(30mm×10mm×厚み2mm )が得られた。 Five pieces of tightly crosslinked telopeptide-containing collagen gel (30 mm × 10 mm × thickness 2 mm) was obtained. PEGで架橋したアテロペプチドコラーゲンの調製 Preparation of atelopeptide collagen cross-linked with PEG tion,Palo Alto,CAから入手可能)を、リン酸緩衝生理食塩水(PBS)を用いて40mg/mlの濃度まで希釈した。 tion, Palo Alto, available from the CA), and diluted to a concentration of 40 mg / ml with phosphate buffered saline (PBS). 得られた40mg/mlのアテロペプチドコラーゲン3m lを酸性化し、そして上記の方法によって二官能性活性化SG-PEGを用いて架橋した。 Atelopeptide collagen 3m l of the obtained 40 mg / ml was acidified and crosslinked with a bifunctional activated SG-PEG by the methods described above. しっかりと架橋したアテロペプチド含有コラーゲンゲルの5つの小片(30mm ×10mm×厚み2mm)が得られた。 Five pieces of tightly crosslinked atelopeptide collagen-containing gel (30 mm × 10 mm × thickness 2 mm) was obtained. フィブリルの形成テロペプチド含有コラーゲンのペレット3mlおよびZyderm11コラーゲン3mlを上記と同様にして酸性化した。 The pellet 3ml and Zyderm11 collagen 3ml of forming telopeptide-containing collagen fibrils were acidified in the same manner as described above. 2種類の酸性化したコラーゲン材料各0.5mlを型内に入れた。 The two acidified collagen material each 0.5ml were placed in the mold. 酸性化したテロペプチド含有コラーゲンおよびアテロペプチドコラーゲンが入った型を、 37℃で一晩インキュベートした。 The acidified telopeptide-containing collagen and type that contains the atelopeptide collagen, and incubated overnight at 37 ° C.. 37℃で一晩インキュベートした後、中程度に架橋したテロペプチド含有コラーゲンゲルが得られた。 After overnight incubation at 37 ° C., crosslinked moderately telopeptide-containing collagen gel was obtained. アテロペプチドコラーゲンは、いかなる架橋したゲルも製造しなかった。 Atelopeptide collagen, any cross-linked gel was not prepared. 示差走査熱量測定法(DSC)示差走査熱量測定法(DSC)を用いて材料の溶融温度を測定する。 The melting temperature of the material determined using differential scanning calorimetry (DSC) Differential Scanning Calorimetry (DSC). 架橋していないテロペプチド含有コラーゲンおよびPEGで架橋したテロペプチド含有コラーゲンについてのDSCの測定結果を、以下に示す表4および図6および7に表す。 The measurement results of DSC for telopeptide-containing collagen crosslinked with telopeptide-containing collagen and PEG uncrosslinked, presented in Table 4 and FIGS. 6 and 7 are shown below. 表4. Table 4. DSC測定 材料 ピーク Tm(℃)アテロペプチドコラーゲン 二重線 45,55 テロペプチド含有コラーゲン 二重線 52,57 架橋したアテロペプチドコラーゲン 一重線 59 (シャープ) 架橋したテロペプチド含有コラーゲン ブロード 66 架橋していないアテロペプチドコラーゲンは、2つの温度転移ピーク(1つ目は約46℃および2つ目は約54℃)を示す。 DSC measurements material peak Tm (° C.) atelopeptide collagen doublet 45, 55 telopeptide-containing collagen doublet 52, 57 atelopeptide collagen singlets 59 crosslinked (sharp) is not crosslinked telopeptide-containing collagen broad 66 cross atelopeptide collagen (the first about 46 ° C. and the second is about 54 ° C.) two temperature transitions peaks indicating the. 架橋していないテロペプチド含有コラーゲンもまた、2つの温度転移ピーク(1つ目は49℃に生じ、そして2つ目は57 ℃に生じた)を有する。 Telopeptide-containing collagen is not crosslinked also has two temperature transition peak (first occurs in 49 ° C., and the second one occurring in 57 ° C.). テロペプチド含有コラーゲンについてのピークは、アテロペプチドコラーゲンについてのピークよりブロードである。 Peaks for telopeptide-containing collagen is broader than the peak of atelopeptide collagen. なぜなら、テロペプチド含有コラーゲンは固有の架橋を含有するからである。 This is because, telopeptide-containing collagen because contain specific crosslinking. この架橋は酵素処理の間に取り除かれ、得られる精製されたアテロペプチドコラーゲンには存在しない。 The crosslinking is removed during the enzyme treatment, not present in the purified atelopeptide collagen obtained. アテロペプチドコラーゲンを二官能性活性化S-PEGで架橋するとき、転移温度は約58℃に上昇し、そして一重線のピークとして現れる。 When crosslinked atelopeptide collagen with a bifunctional activated S-PEG, transition temperature rose to about 58 ° C., and appears as a peak of singlet. テロペプチド含有コラーゲンを二官能性活性化S-PEGで架橋するとき、転移温度は約66℃まで上昇し、 そして一重線の転移ピークからなる。 When crosslinking the telopeptide-containing collagen with a bifunctional activated S-PEG, transition temperature was increased to about 66 ° C., and consists of transition peak singlets. このピークは、PEGで架橋したアテロペプチドコラーゲンについての同等の転移ピークより幾分かブロードである。 This peak is somewhat broader than the equivalent transition peak for atelopeptide collagen crosslinked with PEG. 架橋したテロペプチド含有コラーゲンについて得られたブロードなピークは、架橋したアテロペプチドコラーゲン(これは酵素処理および精製の結果としてさらに均質となる)と比較すると、固有の架橋の結果として増加する不均質性のためであると考えられる。 Broad peak obtained for crosslinked telopeptide-containing collagen, when compared with cross-linked atelopeptide collagen (which becomes more homogeneous as a result of the enzyme treatment and purification), inhomogeneity increases as a result of the inherent crosslinking it is believed to be due to. 粘弾性的特性架橋していないおよび架橋したテロペプチド含有コラーゲンおよびアテロペプチドコラーゲンを、引張強度(N)、引張応力(N/mm 2 )、ひずみ(ΔL/L)、およびヤング率(N/mm 2 )について試験した。 Not viscoelastic properties crosslinked and crosslinked telopeptide-containing collagen and atelopeptide collagen, tensile strength (N), tensile stress (N / mm 2), strain ([Delta] L / L), and Young's modulus (N / mm 2) was tested for. 粘弾性的試験の結果を図17に示す表に表す。 The results of the viscoelastic tests appear in the table shown in FIG. 17. 引張応力(N/mm 2 )は、材料の破損(破断)における力を断面積の関数として測定した値である。 Tensile stress (N / mm 2) is a value obtained by measuring the force as a function of the cross-sectional area at break of the material (fracture). ひずみ(Δ長さ/長さ)は、材料の弾性の測定値である(張力下でどのくらい伸長するか)。 Strain (delta length / length) is a measure of the elasticity of the material (or how extended under tension). ヤング率(N/mm 2 )は、応力をひずみで割ることによって算出される。 Young's modulus (N / mm 2) is calculated by dividing the strain stress. これは、特定の材料の粘弾性的な「指紋」として知られている。 This is known as a viscoelastic "fingerprint" of a particular material. 図17の表におけるデータによって示されるように、架橋したテロペプチド含有コラーゲンは、架橋したアテロペプチド材料より著しく強い。 As shown by the data in the table of FIG. 17, the cross-linked telopeptide-containing collagen is significantly stronger than cross-linked atelopeptide material. 膨張能架橋していないおよびPEGで架橋したテロペプチド含有コラーゲンおよびアテロペプチドコラーゲンを、膨張能について試験した。 The swelling capacity uncrosslinked and telopeptide-containing collagen crosslinked with PEG and atelopeptide collagen were tested for swelling capacity. データを表5に表す。 The data presented in Table 5. 架橋していないアテロペプチドコラーゲンはゲルではないので、水に浸漬したときにこの架橋していないアテロペプチドコラーゲンはばらばらに壊れる。 Since atelopeptide collagen is not cross-linked is not a gel, atelopeptide collagen is not the cross-linked when immersed in water fall apart. 従って、再吸水した重量の値を得ることはできない。 Therefore, it is impossible to obtain a value of the weight obtained by rehydration. データによって示されるように、PEGで架橋したテロペプチド含有コラーゲンは、架橋したアテロペプチドコラーゲンより良好な再吸水特性を示し、再吸水後に元の湿潤な重量の100%に回復した。 As indicated by the data, telopeptide-containing collagen crosslinked with PEG, from crosslinked atelopeptide collagen showed good re-absorption properties, it was recovered to 100% of the original wet weight after Rehydration. 本発明は、最も実用的で、そして好ましい実施態様と考えられることに対して本明細書中で示され、そして記載されている。 The present invention is most practical, and is shown in a preferred herein for what is considered embodiment, and is described. しかし、これらからの逸脱は、本発明の範囲内で行われ得、明らかな変更は、この開示内容を読むことにより当業者により行われ得ることが理解される。 However, deviations from these are obtained made within the scope of the present invention, obvious variations are understood to be made by those skilled in the art upon reading this disclosure.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl. 6識別記号 庁内整理番号 FI A61K 38/22 C08G 65/32 NQJ 9272−4J 81/00 NUS 8416−4J C08H 1/00 NVD 8215−4J 9455−4C A61K 37/66 H (31)優先権主張番号 07/984,933 (32)優先日 1992年12月2日(33)優先権主張国 米国(US) (31)優先権主張番号 07/984,197 (32)優先日 1992年12月2日(33)優先権主張国 米国(US) (31)優先権主張番号 07/985,680 (32)優先日 1992年12月2日(33)優先権主張国 米国(US) (31)優先権主張番号 08/025,032 (32)優先日 1993年3月2日(33)優先権主張国 米国(US) (81)指定国 EP(AT,BE,CH,DE, DK, ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (51) Int.Cl. 6 in the identification symbol Agency Docket No. FI A61K 38/22 C08G 65/32 NQJ 9272-4J 81/00 NUS 8416-4J C08H 1/00 NVD 8215-4J 9455 -4C A61K 37/66 H (31) priority claim No. 07 / 984,933 (32) priority date 1992, December 2 (33) priority country the United States (US) (31) priority claim number 07 / 984,197 (32) priority date 1992, December 2 (33) priority country the United States (US) (31) priority claim No. 07 / 985,680 (32) priority date 1992, December 2 (33 ) priority country the United States (US) (31) priority claim No. 08 / 025,032 (32) priority date 1993, March 2 (33) priority country the United States (US) (81) designated States EP ( AT, BE, CH, DE, DK, S,FR,GB,GR,IE,IT,LU,M C,NL,PT,SE),AU,JP (72)発明者 マイケルズ,アラン エス. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02167,チェスナット ヒル,アパートメ ント 3エイ,アランデール ロード 210 (72)発明者 バーンズ,レイモン エイ. S, FR, GB, GR, IE, IT, LU, M C, NL, PT, SE), AU, JP (72) inventor Michaels, Alan es. United States, MA 02167, Chestnut Hill, apartment main cement 3 Rays , Alan Dale Road 210 (72) inventor Barnes, Raymond rays. ,ジュニア アメリカ合衆国 カリフォルニア 94539, フレモント,ベケイド プレイス 563 (72)発明者 フリース,ルイス アメリカ合衆国 カリフォルニア 94024, ロス アルトス,クレイ ドライブ 1684 (72)発明者 デラストロ,フランク アメリカ合衆国 カリフォルニア 94002, ベルモント,デコーベン アベニュー 2517 (72)発明者 ベンツ,ハンネ アメリカ合衆国 カリフォルニア 94560, ニューアーク,トゥールーズ ストリート 36125 (72)発明者 マッカルラフ,キンバリー アメリカ合衆国 カリフォルニア 94544, ヘイワード,ナンバー124,クリアブルッ ク サークル 29858 (72)発明者 ダマニ,ラメシュ アメリカ合衆国 カリフォルニア 94041, マウンテン ビュー,ナンバー223,ビラ ストリート 1600 (72)発明者 バーグ,リチャード エイ. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94024, , Junior United States California 94539, Fremont, Bekeido Place 563 (72) inventor fleece, Lewis United States California 94024, Los Altos, clay drive 1684 (72) inventor Derasutoro, Frank United States California 94002, Belmont, Dekoben Avenue 2517 (72) invention person Benz, Hanne United States California 94560, Newark, Toulouse Street 36 125 (72) inventor Makkarurafu, Kimberly United States California 94544, Hayward, number 124, clear Brookings click Circle 29858 (72) inventor Damani, Ramesh United States California 94041, Mountain view , number 223, Villa Street 1600 (72) inventor Berg, Richard rays. United States, California 94024, ロス アルトス,サウス スプリンガー ロード 660 Los Altos, South Springer Road 660

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1. [Claims] 1. エーテル結合により親水性合成ポリマーと化学的に結合した天然ポリマーまたはそれらの誘導体を含有する、生体適合性の生物学的に不活性な結合体。 Containing a hydrophilic synthetic polymer chemically bonded natural polymers or their derivatives by ether linkages, biocompatible biologically inactive conjugates. 2. 2. 前記天然ポリマーまたはそれらの誘導体がグリコサミノグリカンおよびそれらの誘導体からなる群から選択される、請求項1に記載の結合体。 Wherein the natural polymers or their derivatives are selected from glycosaminoglycans and derivatives thereof, conjugate of claim 1. 3. 3. 前記グリコサミノグリカンまたはそれらの誘導体が、コンドロイチン硫酸A(4−スルフェート)、コンドロイチン硫酸C(6−スルフェート)、デルマタン硫酸(コンドロイチン硫酸B)、ヒアルロン酸、およびそれらの誘導体からなる群から選択される、請求項2に記載の結合体。 Wherein the glycosaminoglycan or a derivative thereof is chondroitin sulfate A (4-sulfate), chondroitin sulfate C (6- sulfate), dermatan sulfate (chondroitin sulfate B), selected from hyaluronic acid, and derivatives thereof that conjugate of claim 2. 4. 4. 前記天然ポリマーが、ヒアルロン酸およびデキストランからなる群から選択される多糖類である、請求項2に記載の結合体。 Wherein the natural polymer is a polysaccharide selected from the group consisting of hyaluronic acid and dextran conjugate according to claim 2. 5. 5. 前記多糖類が、ヒドロキシルエチルセルロース、セルロースエーテル、デンプン、およびシクロデキストリンからなる群から選択されるデキストランである、請求項4に記載の結合体。 Wherein the polysaccharide is hydroxyethyl cellulose, cellulose ether, dextrans selected starch, and from the group consisting of cyclodextrin conjugate of claim 4. 6. 6. 前記天然ポリマーがコラーゲンまたはそれらの誘導体である、請求項1に記載の結合体。 Wherein the natural polymer is collagen or a derivative thereof, conjugate of claim 1. 7. 7. 前記コラーゲンが、再構成されたアテロペプチド繊維性コラーゲンおよびテロペプチド含有繊維性コラーゲンからなる群から選択される、請求項6に記載の結合体。 Wherein the collagen is selected from the group consisting of reconstituted atelopeptide fibrillar collagen and telopeptide-containing fibrillar collagen conjugate according to claim 6. 8. 8. 前記親水性合成ポリマーが、二官能性活性化ポリエチレングリコールおよび多官能性活性化ポリエチレングリコールからなる群から選択される、請求項1 に記載の結合体。 It said hydrophilic synthetic polymer is selected from the group consisting of bifunctional activated polyethylene glycols and multifunctionally activated polyethylene glycol conjugate of claim 1. 9. 9. エーテル結合により親水性合成ポリマーと化学的に結合した天然ポリマーまたはそれらの誘導体を含有する、生体適合性の生物学的に不活性な結合体;および、 治療に有効な量のサイトカインまたは増殖因子を含有する組成物。 Containing a hydrophilic synthetic polymer chemically bonded natural polymers or derivatives thereof by ether linkages, biocompatible biologically inactive conjugates; and, a cytokine or growth factor therapeutically effective amount of composition containing. 10. 10. 前記サイトカインまたは増殖因子が、上皮増殖因子、形質転換増殖因子α、形質転換増殖因子β、形質転換増殖因子β2、血小板由来増殖因子AA、血小板由来増殖因子AB、血小板由来増殖因子BB、酸性線維芽細胞増殖因子、塩基性線維芽細胞増殖因子、結合組織活性化ペプチド、βトロンボグロブリン、インシュリン様増殖因子、腫瘍壊死因子、インターロイキン、コロニー刺激因子、 エリスロポエチン、神経成長因子、インターフェロン、骨形態形成タンパク質、 および骨形成因子からなる群から選択され、そして、 前記親水性合成ポリマーが、二官能性活性化ポリエチレングリコールである、 請求項9に記載の組成物。 Wherein the cytokine or growth factor, epidermal growth factor, transforming growth factor alpha, transforming growth factor beta, transforming growth factor .beta.2, platelet-derived growth factor AA, platelet derived growth factor AB, platelet derived growth factor BB, acidic fibroblast cell growth factors, basic fibroblast growth factor, connective tissue activating peptide, beta thromboglobulin, insulin-like growth factor, tumor necrosis factor, interleukins, colony stimulating factors, erythropoietin, nerve growth factor, interferon, bone morphogenic protein , and it is selected from the group consisting of bone morphogenetic proteins, and, said hydrophilic synthetic polymer is a bifunctional activated polyethylene glycol the composition of claim 9. 11. 11. 以下の一般構造式を有する、請求項9に記載の組成物: NTL-PLYM-HN-OC-(CH 2 ) n -O-PEG-O-(CH 2 ) n -CO-NH-GF ここで、nは、0、1、2、3、または4からなる群から選択される整数であり、NTL-PLYMは、天然ポリマーまたはそれらの誘導体であり、 PEGは、ポリエチレングリコールであり、そしてGFは、増殖因子またはサイトカインである。 Having the general structural formula, as claimed in claim 9 composition: NTL-PLYM-HN-OC- (CH 2) n -O-PEG-O- (CH 2) n -CO-NH-GF , where , n is 0, 1, 2, 3 or an integer selected from the group consisting of 4,, NTL-Plym are natural polymers or their derivatives, PEG is polyethylene glycol, and GF is , a growth factor or cytokine. 12. 12. 流動可能で、注入可能で、薬学的に受容可能な組成物であって、 エーテル結合により非免疫原性親水性合成ポリマーと化学的に結合した不活性な天然ポリマーまたはそれらの誘導体を含有する、生体適合性結合体;および、 該結合体を含有する組成物を流動可能および注入可能にするのに充分な量の薬学的に受容可能な流動性キャリアを含有する、組成物。 Flowable, injectable, a pharmaceutically acceptable composition, containing a non-immunogenic hydrophilic synthetic polymer chemically bound inactive natural polymers or their derivatives by ether linkages, biocompatible conjugate; and contains a sufficient quantity of a pharmaceutically acceptable fluidity carriers to permit flowable and injecting a composition comprising the conjugate, composition. 13. 13. 骨欠損を修復するために好適な組成物であって、 エーテル結合により親水性合成ポリマーと化学的に結合した、不活性で、生物学的に不活性な天然ポリマーまたはそれらの誘導体; 適切な微粒子状材料;および、 充分な量の薬学的に受容可能な流動性キャリア;を含有する、組成物。 A composition suitable for repairing bone defects, ether bonds by chemically binding a hydrophilic synthetic polymer, in an inert, biologically inert natural polymers or their derivatives; suitable particulates Jo material; and a sufficient quantity of a pharmaceutically acceptable fluidity carrier; containing, composition. 14. 14. 請求項13に記載の組成物であって、 前記天然ポリマーがコラーゲンおよびグリコサミノグリカンからなる群から選択され、 前記適切な微粒子状材料が、繊維性架橋アテロペプチドコラーゲン、ゼラチンビーズ、ポリテトラフルオロエチレンビーズ、シリコーンゴムビーズ、ヒドロゲルビーズ、炭化ケイ素ビーズ、ガラスビーズ、ヒドロキシアパタイト粒子、リン酸三カルシウム粒子、またはヒドロキシアパタイトとリン酸三カルシウム粒子との混合物からなる群から選択される、組成物。 A composition according to claim 13, wherein the natural polymer is selected from the group consisting of collagen and glycosaminoglycans, the suitable particulate materials, fibrous cross-linked atelopeptide collagen, gelatin beads, polytetrafluoroethylene ethylene beads, silicone rubber beads, hydrogel beads, silicon carbide beads, glass beads, hydroxyapatite particles, is selected from the group consisting of tricalcium phosphate particles or hydroxyapatite and tricalcium phosphate particles, the composition. 15. 15. 請求項13に記載の組成物であって、 前記好適な微粒子状材料が、直径約20〜250ミクロンの平均直径を有する、ヒドロキシアパタイト粒子、リン酸三カルシウム粒子、またはヒドロキシアパタイトとリン酸三カルシウム粒子との混合物からなる群から選択される、組成物。 A composition according to claim 13, wherein the suitable particulate material have an average diameter of diameter of about 20 to 250 microns, hydroxyapatite particles, tricalcium phosphate particles or hydroxyapatite and tricalcium phosphate, It is selected from the group consisting of a mixture of particles, the composition. 16. 16. 以下の工程を包含する、哺乳類の組織を増強する方法: 天然ポリマーまたはそれらの誘導体の水性混合物を得る工程; 該天然ポリマーとインサイチュで共有エーテル結合を形成し得る反応基を有する、非免疫原性親水性合成ポリマーの水性組成物を得る工程; 該天然ポリマー混合物と該合成ポリマー組成物とを混合して、反応混合物を形成する工程;および、 該天然ポリマーと該合成ポリマーとの間で実質的架橋が起こる前に、該反応混合物を、増強を必要とする部位に投与する工程。 Comprising the steps of a method for enhancing mammalian tissues: obtaining a natural polymer or aqueous mixtures of their derivatives; having a reactive group capable of forming a covalent ether bond in the natural polymer and in situ, non-immunogenic obtaining a aqueous composition of a hydrophilic synthetic polymer; by mixing the natural polymer mixture and the synthetic polymer composition, the process to form a reaction mixture; and, substantially between the natural polymer and the synthetic polymer before crosslinking occurs, the step of administering to the site of the reaction mixture, requiring enhancement. 17. 17. 約0.10mmから約20mmの範囲の直径を有する糸状物であって、 共有結合により非免疫原性親水性ポリマーと化学的に結合した、天然ポリマーまたはそれらの誘導体を含有する、糸状物。 From about 0.10mm to a thread having a diameter in the range of about 20 mm, covalently linked by a bound non-immunogenic hydrophilic polymer chemically, containing natural polymers or their derivatives, filamentous materials. 18. 18. 請求項17に記載の糸状物であって、 脱水され、丸状断面を有し、長く、固い円柱形状を有し、そして0.25mm から約2.5mmの範囲の直径を有する、糸状物。 A filamentous material of claim 17, dehydrated, has a round-shaped cross-section, long, stiff has a cylindrical shape and has a diameter in the range of about 2.5mm from 0.25 mm, filamentous materials. 19. 19. 請求項18に記載の糸状物であって、フレキシブルであり、そして前記共有結合が、エステル結合、ウレタン結合、およびエーテル結合からなる群から選択される、糸状物。 A filamentous material of claim 18, a flexible, and the covalent bond is an ester bond, a urethane bond, and is selected from the group consisting of ether bond, filamentous materials. 20. 20. 約0.25mmから約5.0cmの範囲の外径を有し、かつ0.05m mから4.95cmの範囲の内径を有するチューブであって、 共有結合により非免疫原性親水性ポリマーと化学的に結合した、天然ポリマーまたはそれらの誘導体を含有する、チューブ。 About 0.25mm has an outer diameter in the range of about 5.0 cm, and a tube having an internal diameter in the range of 4.95cm from 0.05 m m, nonimmunogenic hydrophilic polymer chemically by covalent bonds bound in manner, containing natural polymers or their derivatives, tubes. 21. 21. 脱水された、請求項20に記載のチューブ。 Dehydrated, tube of claim 20. 22. 22. 丸状断面を有する、請求項20に記載のチューブ。 Having a round-shaped cross section, the tube of claim 20. 23. 23. 約10mmより長い、請求項20に記載のチューブ。 Longer than about 10 mm, tube of claim 20. 24.10cmより長く、かつフレキシブルな、請求項20に記載のチューブであって; 前記共有結合が、エステル結合、ウレタン結合、およびエーテル結合からなる群から選択され;そして 前記親水性合成ポリマーが二官能性活性化ポリエチレングリコールであり、前記天然ポリマーがコラーゲンまたはそれらの誘導体である、チューブ。 Longer than 24.10Cm, and flexible, a tube of claim 20, wherein the covalent bond is an ester bond, a urethane bond, and is selected from the group consisting of ether bond; and said hydrophilic synthetic polymers are two a functionalized activated polyethylene glycol, wherein the natural polymer is collagen or a derivative thereof, the tube. 25. 25. 流動可能で、注入可能で、薬学的に受容可能な組成物であって、 非免疫原性親水性合成ポリマーと化学的に結合した天然ポリマーまたはそれらの誘導体を含有する、生体適合性結合体;および、 該結合体を含有する組成物を流動可能および注入可能にするのに充分な量の薬学的に受容可能な流動性キャリアを含有する、組成物。 Flowable, injectable, a pharmaceutically acceptable composition, containing a non-immunogenic hydrophilic synthetic polymer chemically bonded natural polymers or their derivatives, biocompatible conjugate; and contains a sufficient quantity of a pharmaceutically acceptable fluidity carriers to permit flowable and injecting a composition comprising the conjugate, composition. 26. 26. 請求項1から8のいずれかに記載の結合体で表面がコートされた、固体物品 27. Surface conjugate according to any one of claims 1 to 8 is coated, solid article 27. 前記物品が多孔質表面を有する骨移植片である、請求項26に記載の物品。 Wherein the article is a bone implant having a porous surface, article according to claim 26.
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