WO2021153489A1 - 再生医療用ゲル材料 - Google Patents
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Abstract
【課題】 μｍスケールの多孔体構造を有する高分子ゲル材料を好適に適用し得る新規な用途を提供することを課題とする。 【解決手段】 親水性のポリマーユニットが互いに架橋してなる高分子ゲルを含む再生医療用ゲル材料であって、前記高分子ゲルが、溶媒としての水を含有し、前記ポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記ポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域を有する３次元網目構造を有し、前記第１領域により構成される網目サイズが、１～５００μｍの大きさを有することを特徴とする、該再生医療用ゲル材料。
Description
本発明は、親水性ポリマー成分の濃厚相と希薄相の２つの領域よりなる多孔体構造を有する高分子ゲルを含む再生医療用ゲル材料、及び当該ゲル材料を作製するためのキットに関する。
近年、網状構造を有する高分子ゲルは、その優れた保水能力及び生体適合性等の特性を有することから、人工組織や再生足場用材料、シーリング、癒着防止、ドラッグデリバリー、コンタクトレンズなどの医療目的だけでなく、センサーや表面コーティングなどの多様な用途への応用が期待されている材料である（例えば、非特許文献１）。特に、これらの用途においては、μｍスケールの大きさの多孔体構造を有する高分子材料の開発が望まれている。
しかしながら、従来、μｍスケールの多孔体構造を得るためには、予め作成されたゲルやポリマー構造体をリソグラフィー等により微細加工する等のトップダウン的な手法を用いるか、あるいは、溶媒に不溶なポリマー原料を用いて高分子材料を作成する必要があった。一方、親溶媒性のポリマー原料を用いる場合には、そもそも材料自体が溶媒に溶解してしまうか、もしくはｎｍスケールの小さな多孔体構造のゲルしか作成することができなかった。また、かかる多孔体構造のゲル材料を生体組織の再生や修復に適用した例は、これまで報告されていなかった。
Ｓａｋａｉら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ、４１、５３７９－５３８４、２００８
そこで、本発明は、μｍスケールの多孔体構造を有する親溶媒性高分子から構成されるゲル材料を提供すること、さらに、そのようなゲル材料を好適に適用し得る新規な用途を提供することを課題とする。
本発明者らは、前記課題を解決すべく鋭意検討の結果、親水性のポリマー原料を特定条件下で架橋することにより得られる高分子ゲルが、あたかも貧溶媒性の高分子における相分離のようにふるまい、ポリマー成分が密に存在する濃厚領域と疎に存在する希薄領域よりなるスポンジ様の３次元網目構造（μｍスケールの多孔体構造）を形成するという、従来の高分子ゲルでは見られない特異な構造を有すること、さらに、骨などの生体組織の再生や修復において、かかる高分子ゲルを含むゲル材料を患部に適用することによって、生体組織の再生や修復を促進し得ることを見いだした。これらに知見に基づき、本発明を完成するに至ったものである。
すなわち、本発明は、一態様において、
＜１＞親水性のポリマーユニットが互いに架橋してなる高分子ゲルを含む再生医療用ゲル材料であって、前記高分子ゲルが、溶媒としての水を含有し、前記ポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記ポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域を有する３次元網目構造を有し、前記第１領域により構成される網目サイズが、１～５００μｍの大きさを有することを特徴とする、該再生医療用ゲル材料
を提供するものである。
＜１＞親水性のポリマーユニットが互いに架橋してなる高分子ゲルを含む再生医療用ゲル材料であって、前記高分子ゲルが、溶媒としての水を含有し、前記ポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記ポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域を有する３次元網目構造を有し、前記第１領域により構成される網目サイズが、１～５００μｍの大きさを有することを特徴とする、該再生医療用ゲル材料
を提供するものである。
また、本発明の再生医療用ゲル材料に関する好ましい態様として、
＜２＞ゲル化前のポリマーユニットの透過率よりも低い透過率を有する、上記＜１＞に記載の再生医療用ゲル材料；
＜３＞ゲル化前のポリマーユニットの浸透圧に対して１／５～１／２の範囲の浸透圧を有する、上記＜１＞又は＜２＞に記載の再生医療用ゲル材料；
＜４＞ゲル化から一定時間経過後における浸透圧（Πｏｓ）と弾性圧（Πｅｌ）が、Πｅｌ＞Πｏｓの関係性を有する、上記＜１＞～＜３＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜５＞前記第１領域の高分子濃度が１０～９９重量％であり、前記第２領域の高分子濃度が０～１重量％である、上記＜１＞～＜４＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜６＞５重量％以下の高分子含有量である、上記＜１＞～＜５＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜７＞前記ポリマーユニットが、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーである、上記＜１＞～＜６＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜８＞前記ポリマーユニットが、側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーユニットと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーユニットからなる、上記＜１＞～＜７＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜９＞前記求核性官能基が、チオール基及びアミノ基よりなる群から選択され、前記求電子性官能基が、マレイミジル基、Ｎ－ヒドロキシ－スクシンイミジル（ＮＨＳ）基、スルホスクシンイミジル基、フタルイミジル基、イミダゾイル基、アクリロイル基、ニトロフェニル基、及び－ＣＯ２ＰｈＮＯ２よりなる群から選択される、上記＜８＞に記載の再生医療用ゲル材料；
＜１０＞組織の再生のために用いられる、上記＜１＞～＜９＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜１１＞前記組織が骨、軟骨、皮膚、又は神経である、上記＜１０＞に記載の再生医療用ゲル材料；及び
＜１２＞上記＜１＞～＜１１＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料を用いる、治療方法
を提供するものである。
＜２＞ゲル化前のポリマーユニットの透過率よりも低い透過率を有する、上記＜１＞に記載の再生医療用ゲル材料；
＜３＞ゲル化前のポリマーユニットの浸透圧に対して１／５～１／２の範囲の浸透圧を有する、上記＜１＞又は＜２＞に記載の再生医療用ゲル材料；
＜４＞ゲル化から一定時間経過後における浸透圧（Πｏｓ）と弾性圧（Πｅｌ）が、Πｅｌ＞Πｏｓの関係性を有する、上記＜１＞～＜３＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜５＞前記第１領域の高分子濃度が１０～９９重量％であり、前記第２領域の高分子濃度が０～１重量％である、上記＜１＞～＜４＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜６＞５重量％以下の高分子含有量である、上記＜１＞～＜５＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜７＞前記ポリマーユニットが、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーである、上記＜１＞～＜６＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜８＞前記ポリマーユニットが、側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーユニットと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーユニットからなる、上記＜１＞～＜７＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜９＞前記求核性官能基が、チオール基及びアミノ基よりなる群から選択され、前記求電子性官能基が、マレイミジル基、Ｎ－ヒドロキシ－スクシンイミジル（ＮＨＳ）基、スルホスクシンイミジル基、フタルイミジル基、イミダゾイル基、アクリロイル基、ニトロフェニル基、及び－ＣＯ２ＰｈＮＯ２よりなる群から選択される、上記＜８＞に記載の再生医療用ゲル材料；
＜１０＞組織の再生のために用いられる、上記＜１＞～＜９＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料；
＜１１＞前記組織が骨、軟骨、皮膚、又は神経である、上記＜１０＞に記載の再生医療用ゲル材料；及び
＜１２＞上記＜１＞～＜１１＞のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料を用いる、治療方法
を提供するものである。
別の態様において、本発明は、上記再生医療用ゲル材料を作製するためのキットにも関し、
＜１３＞以下の（Ａ）と（Ｂ）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットであって、（Ａ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第１の原料ポリマーを含む水溶液；（Ｂ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第２の原料ポリマーを含む水溶液；上記（Ａ）及び／又は（Ｂ）の溶液中に、前記原料ポリマーと架橋反応をし得る官能基を分子内に有しない非反応性ポリマーをさらに含み、上記（Ａ）及び（Ｂ）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、前記第１の原料ポリマー及び前記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する、該キット；及び
＜１４＞以下の（Ａ’）と（Ｂ’）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットであって、（Ａ’）第１のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第１のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；（Ｂ’）第２のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第２のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；上記（Ａ’）及び／又は（Ｂ’）の溶液中に架橋剤をさらに含み、上記（Ａ’）及び（Ｂ’）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、上記第１の原料ポリマー及び上記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する、該キット
を提供するものである。
＜１３＞以下の（Ａ）と（Ｂ）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットであって、（Ａ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第１の原料ポリマーを含む水溶液；（Ｂ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第２の原料ポリマーを含む水溶液；上記（Ａ）及び／又は（Ｂ）の溶液中に、前記原料ポリマーと架橋反応をし得る官能基を分子内に有しない非反応性ポリマーをさらに含み、上記（Ａ）及び（Ｂ）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、前記第１の原料ポリマー及び前記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する、該キット；及び
＜１４＞以下の（Ａ’）と（Ｂ’）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットであって、（Ａ’）第１のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第１のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；（Ｂ’）第２のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第２のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；上記（Ａ’）及び／又は（Ｂ’）の溶液中に架橋剤をさらに含み、上記（Ａ’）及び（Ｂ’）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、上記第１の原料ポリマー及び上記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する、該キット
を提供するものである。
本発明のキットに関する好ましい態様として、
＜１５＞前記原料ポリマーが、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーである、上記＜１３＞又は＜１４＞に記載のキット；
＜１６＞前記原料ポリマーが、側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーからなる、上記＜１３＞～＜１５＞のいずれか１に記載のキット；
＜１７＞前記求核性官能基が、チオール基及びアミノ基よりなる群から選択され、前記求電子性官能基が、マレイミジル基、Ｎ－ヒドロキシ－スクシンイミジル（ＮＨＳ）基、スルホスクシンイミジル基、フタルイミジル基、イミダゾイル基、アクリロイル基、ニトロフェニル基、及び－ＣＯ２ＰｈＮＯ２よりなる群から選択される、上記＜１６＞に記載のキット；
＜１８＞前記非反応性ポリマーが、架橋反応基を有しないポリエチレングリコール又はセルロースである、上記＜１３＞に記載のキット；
＜１９＞前記第１のゲル前駆体と前記第２のゲル前駆体は、いずれも側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーからなり、前記第１のゲル前駆体は、第１のポリマーの含有量が第２のポリマーの含有量より多く、前記第２のゲル前駆体は、第２のポリマーの含有量が第１のポリマーの含有量より多い、上記＜１４＞に記載のキット；
＜２０＞前記ゲル前駆体が、１０～１０００ｎｍの範囲の直径を有する、上記＜１４＞に記載のキット；
＜２１＞上記＜１３＞～＜２０＞のいずれか１に記載のキットを用いて、生体内において再生医療用ゲル材料を作製する方法；及び
＜２２＞組織再生の治療における、上記＜１３＞～＜２０＞のいずれか１に記載のキットの使用
を提供するものである。
＜１５＞前記原料ポリマーが、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーである、上記＜１３＞又は＜１４＞に記載のキット；
＜１６＞前記原料ポリマーが、側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーからなる、上記＜１３＞～＜１５＞のいずれか１に記載のキット；
＜１７＞前記求核性官能基が、チオール基及びアミノ基よりなる群から選択され、前記求電子性官能基が、マレイミジル基、Ｎ－ヒドロキシ－スクシンイミジル（ＮＨＳ）基、スルホスクシンイミジル基、フタルイミジル基、イミダゾイル基、アクリロイル基、ニトロフェニル基、及び－ＣＯ２ＰｈＮＯ２よりなる群から選択される、上記＜１６＞に記載のキット；
＜１８＞前記非反応性ポリマーが、架橋反応基を有しないポリエチレングリコール又はセルロースである、上記＜１３＞に記載のキット；
＜１９＞前記第１のゲル前駆体と前記第２のゲル前駆体は、いずれも側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーからなり、前記第１のゲル前駆体は、第１のポリマーの含有量が第２のポリマーの含有量より多く、前記第２のゲル前駆体は、第２のポリマーの含有量が第１のポリマーの含有量より多い、上記＜１４＞に記載のキット；
＜２０＞前記ゲル前駆体が、１０～１０００ｎｍの範囲の直径を有する、上記＜１４＞に記載のキット；
＜２１＞上記＜１３＞～＜２０＞のいずれか１に記載のキットを用いて、生体内において再生医療用ゲル材料を作製する方法；及び
＜２２＞組織再生の治療における、上記＜１３＞～＜２０＞のいずれか１に記載のキットの使用
を提供するものである。
本発明の再生医療用ゲル材料は、骨などの生体組織の再生や修復において、当該ゲル材料を患部に適用することによって、生体組織の再生や修復を促進することができる。具体的には、実施例に示すように、骨欠損部に本発明の再生医療用ゲル材料を充填することにより、当顔骨欠損部における骨癒合及び新生骨の成長が良好となるという効果が得られる。
また、本発明のキットを用いることで、生体内においてｉｎ ｓｉｔｕで再生医療用ゲル材料を形成させることが可能であるため、生体内の閉鎖腔や半閉鎖腔にインジェクタブルなゲル材料として利用できる。
以下、本発明の実施形態について説明する。本発明の範囲はこれらの説明に拘束されることはなく、以下の例示以外についても、本発明の趣旨を損なわない範囲で適宜変更し実施することができる。
１．本発明の再生医療用ゲル材料
本発明の再生医療用ゲル材料は、μｍスケールのスポンジ様の多孔体構造を有する高分子ゲルを含むことを特徴とするものである。
本発明の再生医療用ゲル材料は、μｍスケールのスポンジ様の多孔体構造を有する高分子ゲルを含むことを特徴とするものである。
本明細書において、「再生医療」とは、広く、生まれつき、或いは病気や怪我、事故、加齢などの要因により、欠損、損傷、機能低下した生体組織を再生或いは修復し、その機能を回復させる治療を意味する。したがって、自己あるいは他人から採取した体性幹細胞若しくはｉＰＳ細胞などの多能性幹細胞、又はそれら細胞から得られた組織などを移植する治療（「狭義の再生医療」）に限られるものではない。
また、本明細書において、再生医療の対象となる「組織」は、その再生や修復が必要とされる生体組織であれば特に限定されないが、例えば、骨、軟骨、皮膚、神経、臓器などを挙げることができる。
以下、再生医療用ゲル材料の主成分である高分子ゲル及びその製造方法の詳細について説明する。
（１）高分子ゲル
本発明の再生医療用ゲル材料に含まれる高分子ゲルは、親水性のポリマーユニットが互いに架橋して形成されてゲル化しており、溶媒として水を含有する、
いわゆるハイドロゲルであって、
ｉ）前記ポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記ポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域を有する３次元網目構造を有し、
ｉｉ）前記第１領域により構成される網目サイズが、１～５００μｍの大きさを有することを特徴とするものである。
本発明の再生医療用ゲル材料に含まれる高分子ゲルは、親水性のポリマーユニットが互いに架橋して形成されてゲル化しており、溶媒として水を含有する、
いわゆるハイドロゲルであって、
ｉ）前記ポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記ポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域を有する３次元網目構造を有し、
ｉｉ）前記第１領域により構成される網目サイズが、１～５００μｍの大きさを有することを特徴とするものである。
すなわち、本発明における高分子ゲルは、親溶媒性のポリマーユニットから形成されているにもかかわらず、あたかも貧溶媒性の高分子が溶媒中で相分離した状態のようにふるまい、ゲル中にポリマー成分が密に存在する濃厚相（第１領域）と疎に存在する希薄相（第２領域）というポリマー濃度が異なる２つの領域を形成した構造を有する。そして、当該高分子ゲルは、この相分離によってスポンジのような３次元網目構造・多孔体構造を形成しており（以下、かかる構造を「スポンジ様の多孔体構造」と呼ぶ場合がある。）、その網目サイズは、従来のゲルで得られるｎｍオーダーより遥かに大きいμｍオーダーであることも特徴である。ここで、第１領域は、その領域に存在するポリマーユニットの濃度（密度）が、第２領域における密度と比較して大きいという相対的な意味において「濃厚相」と呼ぶものである。好ましくは、第１領域は、第２領域の約１００倍程度の濃度（密度）を有する。
本明細書中において、「ゲル」とは、一般に、高粘度で流動性を失った高分子の分散系であり、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’≧Ｇ”の関係性を有する状態をいう。
本発明における高分子ゲルは、上述のように、μｍオーダーの多孔体構造を有することを特徴とする。具体的には、第１領域により構成される網目サイズが、１～５００μｍの大きさであることができ、好ましくは、１０～１００μｍである。当該網目サイズは、濃厚相である第１領域により外周が形成される網目単位（すなわち、孔）における長辺の長さを意味する。或いは、当該網目単位が略円形の場合には、その直径の長さとすることもできる。かかる網目単位の内部には、希薄相である第２領域及び／又は溶媒が存在する。
典型的には、濃厚相である第１領域は、溶媒を含むゲル全体に基づき、１０～９９重量％の高分子濃度を有し、希薄相である第２領域は、０～１重量％の高分子濃度を有する。好ましくは、第１領域は４０～８０重量％、第２領域は０．０１～０．１重量％の高分子濃度を有する。
また、本発明における高分子ゲル全体における高分子含有量は、５重量％以下、好ましくは４重量％以下、より好ましくは、１．５～３．０重量％である。
上述のように、本発明における高分子ゲル中に含まれる溶媒としては、水が用いられる。この場合、かかる水を含有する高分子ゲルはハイドロゲルとなる。
ただし、場合によっては、エタノールなどのアルコール類、ＤＭＳＯなどの有機溶媒をさらに含むものであることもできる。
ただし、場合によっては、エタノールなどのアルコール類、ＤＭＳＯなどの有機溶媒をさらに含むものであることもできる。
以下では、本発明の再生医療用ゲル材料に用いられる高分子ゲルを構成するポリマーユニット、及び当該高分子ゲルが示す特徴的な物性について説明する。
１－ａ．ポリマーユニット
本発明における高分子ゲルを形成するために用いられるポリマーユニットは、親溶媒性、すなわち、ゲルに含まれる溶媒に対して可溶性のポリマーである。すなわち、ゲルが溶媒として水を含有するハイドロゲルにおいては、当該ポリマーユニットは親水性ポリマーである。当該ポリマーユニットは、溶液中でのゲル化反応（架橋反応等）によってゲルを形成し得るものであれば、当該技術分野において公知のものを最終的なゲルの用途や形状等に応じて用いることができる。より詳細には、最終的なゲルにおいて、ポリマーユニットが互いに架橋にすることにより網目構造、特に、３次元網目構造を形成し得るポリマーユニットが好ましい。
本発明における高分子ゲルを形成するために用いられるポリマーユニットは、親溶媒性、すなわち、ゲルに含まれる溶媒に対して可溶性のポリマーである。すなわち、ゲルが溶媒として水を含有するハイドロゲルにおいては、当該ポリマーユニットは親水性ポリマーである。当該ポリマーユニットは、溶液中でのゲル化反応（架橋反応等）によってゲルを形成し得るものであれば、当該技術分野において公知のものを最終的なゲルの用途や形状等に応じて用いることができる。より詳細には、最終的なゲルにおいて、ポリマーユニットが互いに架橋にすることにより網目構造、特に、３次元網目構造を形成し得るポリマーユニットが好ましい。
当該ポリマーユニットとして用いられる親水性ポリマーとしては、好ましくは、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーであることができる。ポリエチレングリコール骨格を有するポリマーとしては、代表的には、複数のポリエチレングリコール骨格の分岐を有するポリマー種が挙げられ、特に、４つのポリエチレングリコール骨格の分岐を有するポリマー種が好ましい。かかる四分岐型のポリエチレングリコール骨格よりなるゲルは、一般に、Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲルとして知られており、それぞれ末端に活性エステル構造等の求電子性の官能基とアミノ基等の求核性の官能基を有する２種の四分岐高分子間のＡＢ型クロスエンドカップリング反応によって網目構造ネットワークが構築される（Ｍａｔｓｕｎａｇａら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ、Ｖｏｌ.４２、Ｎｏ.４、ｐｐ.１３４４－１３５１、２００９）。また、Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲルは各高分子溶液の単純な二液混合で簡便にその場で作製可能であり、ゲル調製時のｐＨやイオン強度を調節することでゲル化時間を制御することも可能である。そして、このゲルはＰＥＧを主成分としているため、生体適合性にも優れている。
なお、互いに架橋してゲル化し得るものであればポリエチレングリコール骨格以外のポリマーも用いることができ、例えば、メチルメタクリレートなどのポリビニル骨格を有するポリマーも用いることができる。
必ずしもこれらに限定されるものではないが、最終的なゲルにおいて、スポンジ様の多孔体構造を形成するためには、前記ポリマーユニットが、側鎖又は末端に1以上の求核性官能基を有する第１のポリマーユニットと、側鎖又は末端に１以上の求電子性官能基を有する第２のポリマーユニットの２種類のポリマー種を反応させて架橋させる手段が好適である。ここで、求核性官能基と求電子性官能基の合計は、５以上であることが好ましい。これらの官能基は、末端に存在することがさらに好ましい。また、第１のポリマーユニットの含有量が第２のポリマーユニットの含有量より多い組成であることもできるし、又は第２のポリマーユニットの含有量が第１のポリマーユニットの含有量より多い組成であることもできる。後述のように、好ましい態様において、このような組成が異なる２種類以上のゲル前駆体をいったん形成させたうえ、かかるゲル前駆体をさらに架橋させて高分子ゲルを得ることができる。
ポリマーユニットに存在する求核性官能基としては、チオール基（－ＳＨ）、アミノ基又はなどを挙げることができ、当業者であれば公知の求核性官能基を適宜用いることができる。好ましくは、求核性官能基は－ＳＨ基である。求核性官能基は、それぞれ同一であっても、異なってもよいが、同一である方が好ましい。官能基が同一であることによって、架橋結合を形成することとなる求電子性官能基との反応性が均一になり、均一な立体構造を有するゲルを得やすくなる。
ポリマーユニットに存在する求電子性官能基としては、活性エステル基を用いることができる。このような活性エステル基としては、マレイミジル基、Ｎ－ヒドロキシ－スクシンイミジル（ＮＨＳ）基、スルホスクシンイミジル基、フタルイミジル基、イミダゾイル基、アクリロイル基、ニトロフェニル基、－ＣＯ２ＰｈＮＯ２(Ｐｈは、ｏ－、ｍ－、又はｐ－フェニレン基を示す)などを挙げることができ、当業者であればその他の公知の活性エステル基を適宜用いることができる。好ましくは、求電子性官能基はマレイミジル基である。求電子性官能基は、それぞれ同一であっても、異なってもよいが、同一である方が好ましい。官能基が同一であることによって、架橋結合を形成することとなる求核性官能基との反応性が均一になり、均一な立体構造を有するゲルを得やすくなる。
末端に求核性官能基を有するポリマーユニットとして好ましい非限定的な具体例には、例えば、４つのポリエチレングリコール骨格の分岐を有し、末端にチオール基を有する下記式（Ｉ）で表される化合物が挙げられる。
ｎ１１～ｎ１４は、それぞれ同一でも又は異なってもよい。ｎ１１～ｎ１４の値が近いほど、均一な立体構造をとることができ、高強度となる。このため、高強度のゲルを得るためには、同一であることが好ましい。ｎ１１～ｎ１４の値が高すぎるとゲルの強度が弱くなり、ｎ１１～ｎ１４の値が低すぎると化合物の立体障害によりゲルが形成されにくい。そのため、ｎ１１～ｎ１４は、２５～２５０の整数値が挙げられ、３５～１８０が好ましく、５０～１１５がさらに好ましく、５０～６０が特に好ましい。そして、その分子量としては、５×１０３～５×１０４Ｄａが挙げられ、７．５×１０３～３×１０４Ｄａが好ましく、１×１０４～２×１０４Ｄａがより好ましい。
上記式（Ｉ）中、Ｒ１１～Ｒ１４は、官能基とコア部分をつなぐリンカー部位である。Ｒ１１～Ｒ１４は、それぞれ同一でも異なってもよいが、均一な立体構造を有する高強度なゲルを製造するためには同一であることが好ましい。Ｒ１１～Ｒ１４は、Ｃ１－Ｃ７アルキレン基、Ｃ２－Ｃ７アルケニレン基、－ＮＨ－Ｒ１５－、－ＣＯ－Ｒ１５－、－Ｒ１６－Ｏ－Ｒ１７－、－Ｒ１６－ＮＨ－Ｒ１７－、－Ｒ１６－ＣＯ２－Ｒ１７－、－Ｒ１６－ＣＯ２－ＮＨ－Ｒ１７－、－Ｒ１６－ＣＯ－Ｒ１７－、Ｒ１６－ＮＨ－ＣＯ－Ｒ１７－又は－Ｒ１６－ＣＯ－ＮＨ－Ｒ１７－を示す。ここで、Ｒ１５はＣ１－Ｃ７アルキレン基を示す。Ｒ１６はＣ１－Ｃ３アルキレン基を示す。Ｒ１７はＣ１－Ｃ５アルキレン基を示す。
ここで、「Ｃ１－Ｃ７アルキレン基」とは、分岐を有してもよい炭素数が１以上７以下のアルキレン基を意味し、直鎖Ｃ１－Ｃ７アルキレン基又は１つ又は２つ以上の分岐を有するＣ２－Ｃ７アルキレン基（分岐を含めた炭素数が２以上７以下）を意味する。Ｃ１－Ｃ７アルキレン基の例は、メチレン基、エチレン基、プロピレン基、ブチレン基である。Ｃ１－Ｃ７アルキレン基の例は、－ＣＨ2－、－(ＣＨ2)2－、－(ＣＨ2)3－、－ＣＨ(ＣＨ3)－、－(ＣＨ2)3－、－(ＣＨ(ＣＨ3))2－、－(ＣＨ2)2－ＣＨ(ＣＨ3)－、－(ＣＨ2)3－ＣＨ(ＣＨ3)－、－(ＣＨ2)2－ＣＨ(Ｃ2Ｈ5)－、－(ＣＨ2)6－、－(ＣＨ２)2－Ｃ(Ｃ2Ｈ5)2－、及び－(ＣＨ2)3Ｃ(ＣＨ3)2ＣＨ2－などが挙げられる。
「Ｃ２－Ｃ７アルケニレン基」とは、鎖中に１個若しくは２個以上の二重結合を有する状又は分枝鎖状の炭素原子数２～７個のアルケニレン基であり、例えば、前記アルキレン基から隣り合った炭素原子の水素原子の２～５個を除いてできる二重結合を有する２価基が挙げられる。
一方、末端に求電子性官能基を有するポリマーユニットとして好ましい非限定的な具体例には、例えば、４つのポリエチレングリコール骨格の分岐を有し、末端にマレイミジル基を有する下記式（ＩＩ）で表される化合物が挙げられる。
上記式（ＩＩ）中、ｎ２１～ｎ２４は、それぞれ同一でも又は異なってもよい。ｎ２１～ｎ２４の値は近いほど、ゲルは均一な立体構造をとることができ、高強度となるので好ましく、同一である方が好ましい。ｎ２１～ｎ２４の値が高すぎるとゲルの強度が弱くなり、ｎ２１～ｎ２４の値が低すぎると化合物の立体障害によりゲルが形成されにくい。そのため、ｎ２１～ｎ２４は、５～３００の整数値が挙げられ、２０～２５０が好ましく、３０～１８０がより好ましく、４５～１１５がさらに好ましく、４５～５５であればさらに好ましい。本発明の第２の四分岐化合物の分子量としては、５×１０３～５×１０４Ｄａがあげられ、７．５×１０３～３×１０４Ｄａが好ましく、１×１０４～２×１０４Ｄａがより好ましい。
上記式（ＩＩ）中、Ｒ２１～Ｒ２４は、官能基とコア部分をつなぐリンカー部位である。Ｒ２１～Ｒ２４は、それぞれ同一でも異なってもよいが、均一な立体構造を有する高強度なゲルを製造するためには同一であることが好ましい。式（ＩＩ）中、Ｒ２１～Ｒ２４は、それぞれ同一又は異なり、Ｃ１－Ｃ７アルキレン基、Ｃ２－Ｃ７アルケニレン基、－ＮＨ－Ｒ２５－、－ＣＯ－Ｒ２５－、－Ｒ２６－Ｏ－Ｒ２７－、－Ｒ２６－ＮＨ－Ｒ２７－、－Ｒ２６－ＣＯ２－Ｒ２７－、－Ｒ２６－ＣＯ２－ＮＨ－Ｒ２７－、－Ｒ２６－ＣＯ－Ｒ２７－、－Ｒ２６－ＮＨ－ＣＯ－Ｒ２７－、又は－Ｒ２６－ＣＯ－ＮＨ－Ｒ２７－を示す。ここで、Ｒ２５はＣ１－Ｃ７アルキレン基を示す。Ｒ２６はＣ１－Ｃ３アルキレン基を示す。Ｒ２７はＣ１－Ｃ５アルキレン基を示す。
本明細書において、アルキレン基及びアルケニレン基は任意の置換基を１個以上有していてもよい。該置換基としては、例えば、アルコキシ基、ハロゲン原子（フッ素原子、塩素原子、臭素原子、又はヨウ素原子のいずれであってもよい）、アミノ基、モノ若しくはジ置換アミノ基、置換シリル基、アシル基、又はアリール基などを挙げることができるが、これらに限定されることはない。アルキル基が２個以上の置換基を有する場合には、それらは同一でも異なっていてもよい。アルキル部分を含む他の置換基（例えばアルキルオキシ基やアラルキル基など）のアルキル部分についても同様である。
また、本明細書において、ある官能基について「置換基を有していてもよい」と定義されている場合には、置換基の種類、置換位置、及び置換基の個数は特に限定されず、２個以上の置換基を有する場合には、それらは同一でも異なっていてもよい。置換基としては、例えば、アルキル基、アルコキシ基、水酸基、カルボキシル基、ハロゲン原子、スルホ基、アミノ基、アルコキシカルボニル基、オキソ基などを挙げることができるが、これらに限定されることはない。これらの置換基にはさらに置換基が存在していてもよい。
１－ｂ．高分子ゲルの物性
本発明の再生医療用ゲル材料に用いられる高分子ゲルは、上述のように、ゲル中に濃厚相（第１領域）と希薄相（第２領域）により形成されるμｍオーダーのスポンジ様の多孔体構造を有し、かかる構造によって種々の物性の面で特徴的な性質を持つ。
本発明の再生医療用ゲル材料に用いられる高分子ゲルは、上述のように、ゲル中に濃厚相（第１領域）と希薄相（第２領域）により形成されるμｍオーダーのスポンジ様の多孔体構造を有し、かかる構造によって種々の物性の面で特徴的な性質を持つ。
本発明における高分子ゲルは、ゲル化前のポリマーユニットの透過率よりも低い透過率を有する。これは、当該高分子ゲルでは、ゲル中に濃厚相（第１領域）と希薄相（第２領域）というポリマー濃度が異なる２つの領域を有し、あたかも貧溶媒性の高分子が溶媒中で相分離した状態のようにふるまうので、完全に透明ではなく白濁を呈することによる。好ましくは、当該高分子ゲルは、９０～９６％の範囲の透過率を有する。かかる透過率の点において、ほぼ透明である通常の高分子ゲルとは全く異なる特性を示す。
本発明における高分子ゲルは、ゲル化前のポリマーユニットの浸透圧に対して１／５～１／２の範囲の浸透圧を有する。また、同じポリマーユニットから形成される単一相の高分子ゲルと比べても低い浸透圧を有する。
また、本発明における高分子ゲルは、ゲル化から一定時間経過後における浸透圧（Πｏｓ）と弾性圧（Πｅｌ）が、Πｅｌ＞Πｏｓの関係性を有する。このΠｅｌのほうがΠｏｓより大きいという関係は、ゲルが収縮する状態であることを表す。通常の高分子ゲルは、一般にΠｅｌ＜Πｏｓの関係を有し、膨潤する傾向にあることと対照的である。
必ずしも理論に拘束されるものではないが、本発明の再生医療用ゲル材料に用いられる高分子ゲルは、濃厚相と希薄相という２相分離のような構造を有しているため、希薄相の浸透圧（Πｏｓ）が、通常の単一相の高分子ゲルに比べて低下しており、一方で、弾性圧の増加によりゲルが収縮する傾向が生じるものと理解される。これらの点で、本発明における高分子ゲルが、従来の高分子ゲルとは大きく異なる特徴的な性質を有するものといえる。
さらに、上述のように、濃厚相と希薄相においてポリマーユニットの高分子密度が異なるため、本発明における高分子ゲルは、これら２つの領域において異なる含水率を有することもできる。具体的には、本発明における高分子ゲルは、前記第１領域（濃厚相）の含水率が１０～９９％の範囲であり、前記第２領域（希薄相）の含水率が９９～１００％の範囲である。
本発明における高分子ゲルは、その用途に応じて、薄膜状等の種々の形状に加工することができる。そのような加工は、当該技術分野において知られている任意の手法を用いることができる。例えば、薄膜の場合には、例えば、ゲルが完全に固化する前の流動性を有する状態で、ガラス等の平面基板上に塗布する等の手法により薄膜を得ることができる。
（２）高分子ゲルの製造方法
次に、本発明の再生医療用ゲル材料に用いられる高分子ゲルの製造方法（ゲル化工程）について説明する。本発明における高分子ゲルは、例えば、以下の第１態様及び第２態様に示す工程によって製造することができるが、いずれの態様においても、親溶媒性の原料ポリマーを重なり濃度未満の条件で架橋させることにより製造することができる。かかる条件でゲル化工程を行うことによって、従来は困難であったμｍオーダーの多孔体構造を有する高分子ゲルを親溶媒性のポリマーから製造できる。
次に、本発明の再生医療用ゲル材料に用いられる高分子ゲルの製造方法（ゲル化工程）について説明する。本発明における高分子ゲルは、例えば、以下の第１態様及び第２態様に示す工程によって製造することができるが、いずれの態様においても、親溶媒性の原料ポリマーを重なり濃度未満の条件で架橋させることにより製造することができる。かかる条件でゲル化工程を行うことによって、従来は困難であったμｍオーダーの多孔体構造を有する高分子ゲルを親溶媒性のポリマーから製造できる。
２－ａ．高分子ゲルの製造方法の第１態様
本発明における高分子ゲルの製造方法は、第１態様において、以下の工程を含むことを特徴とする：
ａ）親溶媒性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させてゲル前駆体を形成する工程；
ｂ）前記ゲル前駆体を架橋剤により互いに架橋させることによって最終目的物である高分子ゲルを得る工程。
本発明における高分子ゲルの製造方法は、第１態様において、以下の工程を含むことを特徴とする：
ａ）親溶媒性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させてゲル前駆体を形成する工程；
ｂ）前記ゲル前駆体を架橋剤により互いに架橋させることによって最終目的物である高分子ゲルを得る工程。
工程ａ）は、最終的に高分子ゲルを構成することとなる原料ポリマー（ポリマーユニット）を、いったんゲル化の寸前の状態で反応させて、未だゲル形成に至らない構造を有する、すなわちゾル状態のゲル前駆体（ポリマークラスター）を形成させる工程である。そのうえで、工程ｂ）において、所望により適切な架橋剤を添加し、これらゲル前駆体どうしをさらに反応させ、互いに３次元的に架橋させることで最終生成物である高分子ゲルを得る。ここで、ゲル前駆体は、後述のように必ずしも同一組成の単一種である場合に限らず、異なる組成を有する複数のゲル前駆体を用いることもできる。このように、第１態様の製造方法は、ゲル前駆体を、いわば最終的なゲルの中間体として用いるというコンセプトに基づくものである。
工程ａ）では、原料ポリマーの初期濃度は、重なり濃度未満であり、かつ臨界ゲル化濃度未満の条件が用いられる。かかる原料ポリマーの初期濃度を用いることによって、ゲル化に至らないゾル状態、好ましくは、ゲル化の寸前の構造を有するゲル前駆体を形成させることができる。
工程ａ）において原料ポリマーの初期濃度は、重なり濃度Ｃ＊未満であり、好ましくは１／３Ｃ＊未満である。ここで、「重なり濃度」（「重なり合い濃度」とも呼ばれる。）とは、溶媒中の高分子が空間的に互いに接触し始める濃度のことであり、一般に、重なり濃度Ｃ＊は、以下の式で表される。
（式中、Ｍｗは、高分子の重量平均分子量であり；αは、溶媒の比重；ＮＡは、アボガドロ定数；Ｒｇは、高分子の慣性半径である。）。
重なり濃度Ｃ＊の算出方法は、例えば、Polymer Physics（M. Rubinstein, R.Colby著）を参照することができる。具体的には、例えば、希薄溶液の粘度測定より、フローリーフォックスの式を用いて求めることができる。
また、工程ａ）において原料ポリマーの初期濃度は、臨界ゲル化濃度未満に設定される。ここで、「臨界ゲル化濃度」とは、原料ポリマーの架橋によって３次元構造のゲルを構築する系において、当該ゲル化を達成するために必要な原料ポリマーの最低濃度を意味し、最低ゲル化濃度とも呼ばれる。本発明において、臨界ゲル化濃度という語には、例えば、２種以上の原料ポリマーが用いられる系では、それら全体の濃度がゲル化に至る濃度に達しない場合に加えて、１種の原料ポリマーの濃度だけが低い場合、すなわち各原料ポリマーの比率が非当量であることによってゲル化を生じさせない場合も含まれる。
一般に、臨界ゲル化濃度（最低ゲル化濃度）は、用いる原料ポリマーの種類に依存するが、かかる濃度は当該技術分野において公知であるか、或いは当業者であれば実験的に容易に把握することができる。典型的には、０．５～５重量％であり、下限は重なり濃度の１／５程度の濃度である。
原料ポリマーの初期濃度を臨界ゲル化濃度未満の条件に調節する手法として、例えば、上記のように求核性官能基又は求電子性官能基を有する２種類のポリマーユニットを用いる場合には、それらを当量含むが全体としてゲル化に至るには十分ではない低濃度の条件を用いること、或いは、１種のポリマーユニットの濃度を低濃度として、すなわち非当量とすることによってゲル化を生じさせない条件を用いることができる。
工程ａ）は、典型的には、２種類の原料ポリマーを含む溶液を混合することもしくは刺激を与えることによって行うことができる。また、ラジカル開始剤をもちいたモノマーのラジカル重合によっても行うことができる。各溶液の濃度、添加速度、混合速度、混合割合は特に限定されず、当業者であれば適宜調整することができる。また、３種以上の原料ポリマーを用いる場合でも、同様にして、対応する原料ポリマーを含む溶液を調製し、それらを適宜混合することができることは明らかであろう。原料ポリマーを含む溶液の溶媒としては、水、エタノールなどのアルコール類、ＤＭＳＯなどを用いることができる。当該溶液が水溶液である場合には、リン酸緩衝液などの適切なｐＨ緩衝液を用いることができる。
混合する手段としては、例えば、国際公開ＷＯ２００７／０８３５２２号公報に開示されたような二液混合シリンジを用いて行うことができる。混合時の二液の温度は、特に限定されず、前駆体ユニットがそれぞれ溶解され、それぞれの液が流動性を有する状態の温度であればよい。例えば、混合するときの溶液の温度としては、１℃～１００℃の範囲が挙げられる。二液の温度は異なってもよいが、温度が同じである方が、二液が混合されやすいので好ましい。
工程ａ）で得られる当該ゲル前駆体は、前駆体ユニットが相互に結合ないし架橋した構造を有するものの、未だゲル化に至らない条件で形成されたものである。そのため、当該ゲル前駆体は、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する。一般に、ゲル化する以前のポリマーでは損失弾性率Ｇ”の値が貯蔵弾性率Ｇ’より大きく、その後、ゲル化とともに、これらの物性値の大小が逆転してＧ’のほうが大きくなることが知られている。そして、Ｇ’＝Ｇ”となる点が、いわゆるゲル化点である。したがって、ゲル前駆体クラスターがＧ’＜Ｇ”であることは、それがゾル状態であって、未だゲル化に至っていない状態であることを意味する。好ましくは、１Ｈｚの周波数においてＧ’＜Ｇ”＜１００Ｇ’である。
好ましくは、当該ゲル前駆体のＧ”は、１Ｈｚの周波数において０．００５～５Ｐａの範囲であり、より好ましくは、０．０１～１Ｐａ、さらに好ましくは、０．０１～０．５Ｐａの範囲である。これらの弾性率は、レオメーター等の公知の測定機器を用いて、動的粘弾性測定等の公知の方法で算出することができる。
本発明におけるゲル前駆体は、好ましくは、１０～１０００ｎｍ、より好ましくは、５０～２００ｎｍの直径を有する。また、好ましくは、その分布において、１００ｎｍ程度の直径を有するゲル前駆体の存在割合が最も多いことが望ましい。
ゲル前駆体クラスターを形成するために用いられる原料ポリマーは、親水性、すなわち、ゲルに含まれる溶媒である水に対して可溶性のポリマーである。これらの詳細な説明は、上述の本発明の高分子ゲルにおけるポリマーユニットについて述べたとおりである。
次に、工程ｂ）では、工程ａ）で得られたゲル前駆体どうしをさらに反応させ、互いに３次元的に架橋させることで最終生成物である高分子ゲルが得られる。上述のとおり、ゲル前駆体は、ゲル化点以前の状態となるよう形成されているため、各ゲル前駆体における架橋に用いられる置換基は未反応の状態で残存している。それゆえ、ゲル前駆体中の当該置換基を他のゲル前駆体の残存置換基と反応させて、さらに架橋することにより最終的なゲルを形成させることができる。
工程ｂ）で最終的に得られる高分子ゲルは、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有することを特徴とする。これにより、親溶媒性の原料ポリマーから、μｍオーダーの多孔体構造を有する高分子ゲルを得ることができる点は、本発明に係る高分子ゲルの説明において既に述べたとおりである。
好ましくは、当該工程ｂ）では、ゲル前駆体を互いに架橋するための架橋剤を添加することや刺激を与えることができる。そのような架橋剤としては、原料ポリマー中の架橋基と同じ置換基を有するものを用いることができ、原料ポリマー自体を架橋剤として用い、追加で添加することもできる。例えば、工程ａ）において、求核性官能基又は求電子性官能基を有する２種類の原料ポリマーを非当量で反応させて、ゲル前駆体を得た場合には、濃度がより少ないほうの官能基を有する架橋剤を添加することによって、ゲル前駆体間をさらに架橋することができる。そのような架橋剤としては、ビス（スルホスクシンイミジル） グルタレート（ＢＳ２Ｇ）やＤＬ－ジチオトレイトール（ＤＴＴ）、或いは末端にチオール基を有する合成ペプチド等を用いることができる。また、架橋のための刺激としては、例えば光二量化を起こすような官能基（マレイミド基など）に対して、紫外光を照射することができる。
また、好ましい態様では、工程ｂ）が、ゲル前駆体と架橋反応をし得る官能基を分子内に有しない非反応性ポリマーの存在下で行われることもできる。かかる非反応性ポリマーは、濃厚相と希薄相という２相分離のような三次元構造を得るために好適である。そのような非反応性ポリマーの例としては、原料ポリマーと同じ基本骨格であるが側鎖又は末端に架橋反応基を有しないポリマー、例えば、架橋反応基を有しないポリエチレングリコールを挙げることができる。或いは、セルロースや修飾セルロース等の材料を用いることができる。
工程ｂ）における他の反応溶液条件等は、工程ａ）と同様である。好ましくは、工程ｂ）では、２時間以内の反応時間、好ましくは１時間以内の反応時間で、最終的なゲルを得ることができる。一般に、高分子を低濃度で含むゲルを作製する場合には、反応時間として長時間を要する（系にも依存するが、例えば、高分子含有量が１重量％以下の場合に約８時間）のに対して、上述の製造方法では、はるかに短時間でゲルを作製することができる。
２－ｂ．高分子ゲルの製造方法の第２態様
本発明における高分子ゲルの製造方法は、第２態様において、は、以下の工程を含むことを特徴とする：
ｃ）所定濃度の非反応性ポリマーの存在下で、重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親溶媒性の原料ポリマーを互いに架橋させることによって前記高分子ゲルを得る工程を含む。
本発明における高分子ゲルの製造方法は、第２態様において、は、以下の工程を含むことを特徴とする：
ｃ）所定濃度の非反応性ポリマーの存在下で、重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親溶媒性の原料ポリマーを互いに架橋させることによって前記高分子ゲルを得る工程を含む。
すなわち、第２の態様の製造方法では、溶液中に所定濃度の非反応性ポリマーを添加することにより、第１の態様のようにいったん原料ポリマーからゲル前駆体を経ることなく、１ステップで本発明における高分子ゲルを得ることができる。この場合でも、重なり濃度未満の原料ポリマーを用いていることにより、濃厚相と希薄相の２つの領域を有し、μｍオーダーの多孔体構造を有する高分子ゲルを得ることができる。
ここで、非反応性ポリマーは、原料ポリマーと架橋反応をし得る官能基を分子内に有しないポリマーであり、原料ポリマーと同じ基本骨格であるが側鎖又は末端に架橋反応基を有しないポリマー、例えば、架橋反応基を有しないポリエチレングリコールを挙げることができる。或いは、セルロースや修飾セルロース等の材料を用いることができる。好ましくは、非反応性ポリマーの濃度は、原料ポリマー濃度の１／１０～１０の範囲であり、より好ましくは１／５～２
の範囲である。
の範囲である。
また、第２の態様における原料ポリマーの初期濃度は、重なり濃度未満である点は第１の態様と同じである。一方、第２の態様では、原料ポリマーの初期濃度が臨界ゲル化濃度以上とし、１ステップでゲル化を行う点で第１の態様とは相違する。
その他、反応溶液条件や混合手法等は、第１の態様と同様である。
２．本発明のキット
別の態様において、本発明は、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットに関する。当該キットは、上述のした高分子ゲルの製造方法に基づくものである。
別の態様において、本発明は、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットに関する。当該キットは、上述のした高分子ゲルの製造方法に基づくものである。
具体的には、上述の高分子ゲルの製造方法の態様に即して、以下に示す第１の態様及び第２の態様のキットを挙げることができる（順番が前後するが、これらキットの好ましい態様は、それぞれ、上述の製造方法に関する第２の態様及び第１の態様に対応するものである）。ただし、これらキットを用いずとも、再生医療用ゲル材料に用いられる高分子ゲルを作製することができることは理解されるべきである。
第１の態様において、本発明のキットは、以下の（Ａ）と（Ｂ）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする：
（Ａ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第１の原料ポリマーを含む水溶液；
（Ｂ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第２の原料ポリマーを含む水溶液。
（Ａ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第１の原料ポリマーを含む水溶液；
（Ｂ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第２の原料ポリマーを含む水溶液。
加えて、かかる第１の態様では、本発明のキットは、上記（Ａ）及び／又は（Ｂ）の溶液中に、前記原料ポリマーと架橋反応をし得る官能基を分子内に有しない非反応性ポリマーをさらに含む。
そして、かかる本発明のキットを用いて得られる高分子ゲルは、上述のように、以下の構造的特徴を有するものである。すなわち、上記（Ａ）及び（Ｂ）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、前記第１の原料ポリマー及び前記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する。
また、本発明のキットにおける第２の態様（製造方法の第１の態様に対応）では、当該キットは、以下の（Ａ’）と（Ｂ’）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする：
（Ａ’）第１のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第１のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；
（Ｂ’）第２のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第２のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液。
（Ａ’）第１のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第１のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；
（Ｂ’）第２のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第２のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液。
加えて、かかる第２の態様では、本発明のキットは、上記（Ａ’）及び／又は（Ｂ’）の溶液中に、前記原料ポリマーと架橋反応をし得る官能基を分子内に有しない非反応性ポリマーをさらに含む。
また、上記第１の対応と同様に、かかる本発明のキットを用いて得られる高分子ゲルは、以下の構造的特徴を有する。すなわち、上記（Ａ’）及び（Ｂ’）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、上記第１の原料ポリマー及び上記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する。
本発明のキットにおいて用いられる原料ポリマーの好ましい態様は、上述のポリマーユニットと同様である。例えば、好ましくは、本発明のキットにおける原料ポリマーは、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーである。同様に、本発明のキットにおいて、好ましくは、原料ポリマーは、側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性官能基を有する第２のポリマーからなる。ここで、求核性官能基及び求電子性官能基の種類についても上述のとおりである。
本発明のキットの上記第２の態様では、好ましくは、前記第１のゲル前駆体と前記第２のゲル前駆体は、いずれも側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーからなり、前記第１のゲル前駆体は、第１のポリマーの含有量が第２のポリマーの含有量より多く、前記第２のゲル前駆体は、第２のポリマーの含有量が第１のポリマーの含有量より多い。また、上記ゲル前駆体は、好ましくは、１０～１０００ｎｍの範囲、より好ましくは、５０～２００ｎｍの直径を有する。
また、本発明のキットに含まれる非反応性ポリマーは、例えば、架橋反応基を有しないポリエチレングリコール又はセルロースであることができる。
本発明のキットにおける溶液（Ａ）、（Ｂ）、（Ａ’）及び（Ｂ’）は、その他の成分として、リン酸緩衝液などの適切なｐＨ緩衝液等を含むことができる。
３．本発明の治療方法等
本発明の再生医療用ゲル材料は、上述のように、再生医療の用途において用いることができ、好ましくは、組織の再生のために好適である。したがって、本発明は、当該再生医療用ゲル材料を用いる治療方法（或いは組織再生方法）にも関する。
本発明の再生医療用ゲル材料は、上述のように、再生医療の用途において用いることができ、好ましくは、組織の再生のために好適である。したがって、本発明は、当該再生医療用ゲル材料を用いる治療方法（或いは組織再生方法）にも関する。
本発明の治療方法（或いは組織再生方法）の対象となる「組織」は、その再生や修復が必要とされる生体組織であれば特に限定されないが、例えば、骨、軟骨、皮膚、神経、臓器などを挙げることができる。したがって、本発明の治療方法は、好ましくは、骨、軟骨、皮膚、又は神経を再生、より好ましくは、骨の再生を対象とする。
本発明の治療方法（或いは組織再生方法）では、具体的には、再生又は修復が必要な患部に再生医療用ゲル材料を投与、注入又は塗布すること（以下、「投与等」という。）で、当該患部を当該再生医療用ゲル材料で被覆することが好ましい。或いは、当該再生医療用ゲル材料により患部における空間（再生や修復すべき部分）を充填することもできる。例えば、骨や神経の損傷や断裂の治療においては、当該断裂又は損傷した部分を再接合等の施術を行った患部に、再生医療用ゲル材料を投与等することが想定される。また、場合によっては、かかる投与等により、患部の周辺領域に再生医療用ゲル材料が存在する環境を作り出すことも含む。
本発明の治療方法（或いは組織再生方法）において、再生医療用ゲル材料を投与等する際には、それが必要となる患部又はその周辺においてｉｎ ｓｉｔｕで（生体内で）再生医療用ゲル材料を作製することができる。この場合には、上記本発明のキットを用いて、上述の高分子ゲルの製造方法に基づき、患部又はその周辺において２種のポリマー溶液（例えば、（Ａ）と（Ｂ）の溶液、又は（Ａ’）と（Ｂ’）の溶液）を混合することが好ましい。
したがって、本発明は、上記キットを用いて、生体内において再生医療用ゲル材料を作製する方法を提供するものである。また、別の観点からは、本発明は、組織再生の治療における上記キットの使用を提供するものでもある。
なお、患部又はその周辺においてｉｎ ｓｉｔｕで（生体内で）再生医療用ゲル材料を作製する場合、ゲル化時間は、好ましくは１時間以内、より好ましくは１０分以内、さらに好ましくは１分以内であることができる。かかるゲル化時間は、上述のように、キットに含まれるポリマー溶液におけるポリマー濃度やｐＨ、イオン強度を適宜設定することで調節することが可能である。
以下、実施例により本発明をさらに詳細に説明するが、本発明はこれらによって限定されるものではない。以下の実験では、１Ｈ ＮＭＲスペクトルは、日本電子のＪＮＭ－ＥＣＳ４００(４００ＭＨｚ)を用いて解析した。重水素化クロロホルムを溶媒として用い、テトラメチルシランを内部標準とした。分子量はブルカーダルトニクスの質量分析計Ｕｌｔｒａｆｌｅｘ ＩＩＩのリニアポジティブイオンモードを用いて決定した。なお、以下の実施例において、ポリマー濃度のｇ／Ｌの単位を用いているが、１ｇ／Ｌ＝約０．１重量％に相当する。
ゲル前駆体の合成［ＳＨＰＥＧ＋ＭＡＰＥＧ］
ゲル化反応における前駆体となるゲル前駆体を、末端に－ＳＨ基を有するＳＨＰＥＧ（テトラチオール－ポリエチレングリコール）及び末端にマレイミジル基を有するＭＡＰＥＧ（テトラマレイミジル－ポリエチレングリコール）を用いて以下のとおり合成した。これら原料ポリマーＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧは、それぞれ日油株式会社から市販されているものを用いた（分子量はいずれも１０，０００）。
ゲル化反応における前駆体となるゲル前駆体を、末端に－ＳＨ基を有するＳＨＰＥＧ（テトラチオール－ポリエチレングリコール）及び末端にマレイミジル基を有するＭＡＰＥＧ（テトラマレイミジル－ポリエチレングリコール）を用いて以下のとおり合成した。これら原料ポリマーＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧは、それぞれ日油株式会社から市販されているものを用いた（分子量はいずれも１０，０００）。
ＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧをそれぞれ溶解させた、50ｍＭクエン酸－リン酸バッファー水溶液を別々に調製した（物質量比をＳＨＰＥＧ／ＭＡＰＥＧ＝１／１、全体のポリマー濃度を２０ｇ／Ｌ）。得られた２つの溶液を別の容器で混合させ、自転・公転ミキサーにより脱泡・撹拌した。その後、混合液を素早くファルコンチューブに移し、乾燥を防ぐためにキャップをした上で、室温で１２時間静置した。この際、ＳＨＰＥＧ：ＭＡＰＥＧが０．７８：０．２２および０．２２：０．７８のモル比となるよう、いずれかが過剰に含まれる２種のゲル前駆体を含む複数のサンプルを調製した。
レオメーターを用いて当該反応工程における貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”の時間変化を観測した（２５℃、１Ｈｚ）。反応の終点において、得られたゲル前駆体が、Ｇ’＜Ｇ”の関係性を有しており、未だゲル形成に至らないゾル状態のポリマークラスターであることを確認した。
高分子ゲルの合成
実施例１で合成したゲル前駆体を用いて、高分子ゲル（Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル）を以下のとおり合成した。
実施例１で合成したゲル前駆体を用いて、高分子ゲル（Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル）を以下のとおり合成した。
実施例１で得られたｒ＝０．７８のゲル前駆体溶液Ａ、及びｒ＝０．２２のゲル前駆体溶液Ｂを、それぞれ１０ｇ／Ｌ（又は２０ｇ／Ｌ）となるよう水で希釈した。溶液中の未反応のＳＨ基量を算出し、それと等量になるように架橋剤(Bis-(sulfosuccinimidyl) glutarate(BS2G))を添加し、自転・公転ミキサーにより脱泡・撹拌した。その後、混合液を素早くファルコンチューブに移し、乾燥を防ぐためにキャップをした上で、室温で５時間静置した。レオメーターによる観測（２５℃、１Ｈｚ）を行い、反応の終点において、Ｇ’＞Ｇ”の関係性を有しており、ゲル前駆体が架橋することによって高分子ゲルが形成されたことを確認した（図１）。
高分子ゲルの透過率
実施例２のゲル化工程における透過率の変化を図２に示す。透過率は、ゲル前駆体の二液を混合後、セル内に注入し、２５℃、波長４００ｎｍにおける吸光度の時間変化から算出した。なお、図中では、併せてＧ’とＧ”の変化も示しており、Ｇ’＝Ｇ”となる地点がゲル化点である。
実施例２のゲル化工程における透過率の変化を図２に示す。透過率は、ゲル前駆体の二液を混合後、セル内に注入し、２５℃、波長４００ｎｍにおける吸光度の時間変化から算出した。なお、図中では、併せてＧ’とＧ”の変化も示しており、Ｇ’＝Ｇ”となる地点がゲル化点である。
また、比較例として、ゲル前駆体を経ることなく、それぞれ６０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液及びＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合して得た単一相の高分子ゲルについての透過率変化及びＧ’とＧ”変化を図３に示す。
図２と図３の比較から、ゲル前駆体を経ない通常のゲル（図３）では、ゲル化前後において透過率の変化はほぼ見られないのに対し（Ｔ＝９８％近傍）、実施例２の高分子ゲル(図２）では、ゲル化とともに透過率Ｔが約９９％から約９４％まで大きく減少し、白濁することが分かった。これは、本発明の高分子ゲルでは、ゲル化に伴いポリマーユニットが密に存在する濃厚相とポリマーユニットが疎に存在する希薄相の２つの領域が生じ、相分離が生じたためである。
高分子ゲルの膨潤試験
本発明の高分子ゲル（ａ，ｂ）と比較例のゲル（ｃ）の３種類について、膨潤試験を行った。ゲルａ及びｂは実施例２に従って合成したものである。
（ａ）Ｏｌｉｇｏ－Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（１０ｇ／Ｌ）：
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８；２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を１０ｇ／Ｌに希釈し、二液を混合してゲル化。
（ｂ）Ｏｌｉｇｏ－Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（２０ｇ／Ｌ）：
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８、２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を、そのまま混合してゲル化。
（ｃ）Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（比較例）：
６０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化。
本発明の高分子ゲル（ａ，ｂ）と比較例のゲル（ｃ）の３種類について、膨潤試験を行った。ゲルａ及びｂは実施例２に従って合成したものである。
（ａ）Ｏｌｉｇｏ－Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（１０ｇ／Ｌ）：
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８；２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を１０ｇ／Ｌに希釈し、二液を混合してゲル化。
（ｂ）Ｏｌｉｇｏ－Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（２０ｇ／Ｌ）：
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８、２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を、そのまま混合してゲル化。
（ｃ）Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（比較例）：
６０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化。
円筒状のサンプル(高さ７ｍｍ、直径１５ｍｍ)を作製し、十分にゲル化反応が終了した後（１日）、純水に浸し、２５°Ｃにて膨潤度の時間変化を測定した。得られた結果を図４に示す。
ゲル前駆体を経ない通常のゲルｃでは、時間経過とともにゲルの膨潤が見られた。これに対し、本発明の高分子ゲルでは長い緩和をもって収縮するという特徴的な性質を示した。
高分子ゲルの浸透圧試験
実施例２に従って作製した本発明の高分子ゲルについて浸透圧（Πｏｓ）と弾性圧（Πｅｌ）を測定した。比較例として、ゲル化前の原料ポリマー及びゲル前駆体を経ない通常のゲルについても同様に測定を行った。
・本発明の高分子ゲル：
実施例２に従い、ゲル前駆体溶液の濃度を１０、１２．５、１５、１７．５、２０ｇ／Ｌの複数の条件で作製したゲルを用いた。
・原料ポリマー：
１０, ２０, ３０, ４０, ５０, ６０ｇ／Ｌの各ＭＡＰＥＧ溶液を用いた。
・比較例ゲル：
それぞれ１０, ２０, ３０, ４０, ５０, ６０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化させたものを用いた。
実施例２に従って作製した本発明の高分子ゲルについて浸透圧（Πｏｓ）と弾性圧（Πｅｌ）を測定した。比較例として、ゲル化前の原料ポリマー及びゲル前駆体を経ない通常のゲルについても同様に測定を行った。
・本発明の高分子ゲル：
実施例２に従い、ゲル前駆体溶液の濃度を１０、１２．５、１５、１７．５、２０ｇ／Ｌの複数の条件で作製したゲルを用いた。
・原料ポリマー：
１０, ２０, ３０, ４０, ５０, ６０ｇ／Ｌの各ＭＡＰＥＧ溶液を用いた。
・比較例ゲル：
それぞれ１０, ２０, ３０, ４０, ５０, ６０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化させたものを用いた。
透析膜中にサンプルを作製、ＰＶＰ溶液(２９ｋ, ５～１２０ ｇ／Ｌ)にたいして透析を行い、初期状態から膨潤しないＰＶＰの濃度を求めた。その点では、ゲルの膨潤圧（Πｏｓ-Πｅｌ）とPVPの浸透圧（ΠPVP）が釣り合っている。別途、弾性圧（Πｅｌ= Ｇ’）をレオメーターにて測定し、以下の式を用いてΠｏｓを求めた。
各ゲル化濃度（Ｃ）において得られた浸透圧（Πｏｓ）のプロットを図５に示す。その結果、本発明の高分子ゲルは、重なり合い濃度（Ｃ＊）以下において、同濃度の原料ポリマー及び比較例ゲルのいずれに対しても、低い浸透圧を有することが分かった。
高分子ゲルの蛍光顕微鏡画像
２光子レーザー顕微鏡（Ｚｅｉｓｓ）を用いて、本発明のゲル（ａ）及び比較例ゲル（ｂ）の構造を観測した。
（ａ）Ｏｌｉｇｏ－Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（１０ｇ／Ｌ）：
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８；２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を１０ｇ／Ｌに希釈し、二液を混合してゲル化。
（ｂ）Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（比較例）：
６０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化。
２光子レーザー顕微鏡（Ｚｅｉｓｓ）を用いて、本発明のゲル（ａ）及び比較例ゲル（ｂ）の構造を観測した。
（ａ）Ｏｌｉｇｏ－Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（１０ｇ／Ｌ）：
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８；２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を１０ｇ／Ｌに希釈し、二液を混合してゲル化。
（ｂ）Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（比較例）：
６０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化。
上記（ａ）及び（ｂ）のゲル試料を調製後、水中で7日静置したものを用いた。
一次染色：anti-PEG溶液（0.04 g/L）に浸し、1時間静置、15分洗浄の洗浄を3回行った。
二次染色：antibody-AlexaFloar488（0.04 g/L）に浸し、1時間静置、15分洗浄の洗浄を3回行った。
一次染色：anti-PEG溶液（0.04 g/L）に浸し、1時間静置、15分洗浄の洗浄を3回行った。
二次染色：antibody-AlexaFloar488（0.04 g/L）に浸し、1時間静置、15分洗浄の洗浄を3回行った。
得られた蛍光顕微鏡イメージを図６に示す。比較例のＴｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（左図）では、ｎｍオーダーの網目構造であるのに対し、本発明の高分子ゲル（右図）では、分子構造から予測される構造よりも遥かに大きなμｍオーダーの網目構造（多孔体構造）を有することが分かった。なお、当該μｍオーダーの網目構造は、ポリマーが密に存在する濃厚相により外周が形成されたものであり、その内部は希薄相又は溶媒である。
高分子ゲルの細胞接着性
実施例２で作製した本発明の高分子ゲルに対する細胞の接着性についても評価を行った。その結果、本発明の高分子ゲルは、ゲル前駆体を経ない通常のＴｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（比較例）に比べて、ＡＴＤＣ５（体細胞型万能細胞）を効率的に接着できることを確認した。
実施例２で作製した本発明の高分子ゲルに対する細胞の接着性についても評価を行った。その結果、本発明の高分子ゲルは、ゲル前駆体を経ない通常のＴｅｔｒａ－ＰＥＧゲル（比較例）に比べて、ＡＴＤＣ５（体細胞型万能細胞）を効率的に接着できることを確認した。
骨再生への適用
（１）ラット脛骨の骨欠損モデルでの検証
ラット脛骨の骨欠損モデルを用いて、本発明のスポンジ様の多孔体構造を有する高分子ゲルの骨再生に対する効果を検証した。成獣ラット脛骨に９ｍｍの骨欠損を作製後、骨欠損部位に実施例２の手法により高分子ゲル（Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル）を充填した。具体的には、ＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧをそれぞれ含むポリマー溶液を骨欠損部位に注入・混合し、その場でゲル化させた。
（１）ラット脛骨の骨欠損モデルでの検証
ラット脛骨の骨欠損モデルを用いて、本発明のスポンジ様の多孔体構造を有する高分子ゲルの骨再生に対する効果を検証した。成獣ラット脛骨に９ｍｍの骨欠損を作製後、骨欠損部位に実施例２の手法により高分子ゲル（Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル）を充填した。具体的には、ＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧをそれぞれ含むポリマー溶液を骨欠損部位に注入・混合し、その場でゲル化させた。
その後、欠損部周囲組織を縫合し、骨欠損部における骨再生効果を経時的に観察した（図７）。マイクロＣＴ解析の結果、骨欠損経過４週後において、高分子ゲル非充填群（コントロール）では骨再生は不完全であり、骨欠損部断端での骨癒合は認められなかった（図７Ａのａ～ｃ）。一方、高分子ゲル充填群では、骨欠損作製２週間で骨欠損部断端での骨癒合が認められ、４週後には大部分の骨欠損部位は新生骨により置換された（図７Ａのｄ～ｆ）。骨欠損作製４週後の骨欠損部位の組織学的解析の結果、コントロール群では骨欠損部位において線維系細胞の浸潤が認められ、欠損した骨断端は癒合せず、骨再生は十分でなかった（図７Ｂのｇ及びｈ）。一方、高分子ゲル充填群では、欠損部位はほとんど新生骨に置き換わっており、骨断端の癒合が認められた（図７Ｂのｉ及びｊ）。
（２）マウス頭蓋骨骨欠損モデルでの検証
次に、成獣マウス頭蓋骨に直径４ｍｍの骨欠損を作製後、上記（１）と同様に、高分子ゲル（Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル）の効果を検証した。本解析においては、骨欠損作製し欠損部周囲組織を縫合した１日後に、ＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧをそれぞれ含むポリマー溶液２液混合により高分子ゲルを欠損部位に充填した。比較対象として、ｓｈａｍ群（ネガティブコントロール; ＮＴＣ）に加えて、比較例ゲル（実施例４の「ｃ）Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル」）を用いた。その結果、図８に示すように、マイクロＣＴ解析の結果、ｓｈａｍ群、比較例ゲル群においては、骨欠損後１２週間で、ほとんど骨再生は認められなかったのに対して、本発明のＯｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル群（図８中の「Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧ ｓｐｏｎｇｅ」の群）においては、顕著な骨再生効果が認められた。
次に、成獣マウス頭蓋骨に直径４ｍｍの骨欠損を作製後、上記（１）と同様に、高分子ゲル（Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル）の効果を検証した。本解析においては、骨欠損作製し欠損部周囲組織を縫合した１日後に、ＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧをそれぞれ含むポリマー溶液２液混合により高分子ゲルを欠損部位に充填した。比較対象として、ｓｈａｍ群（ネガティブコントロール; ＮＴＣ）に加えて、比較例ゲル（実施例４の「ｃ）Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧゲル」）を用いた。その結果、図８に示すように、マイクロＣＴ解析の結果、ｓｈａｍ群、比較例ゲル群においては、骨欠損後１２週間で、ほとんど骨再生は認められなかったのに対して、本発明のＯｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル群（図８中の「Ｔｅｔｒａ－ＰＥＧ ｓｐｏｎｇｅ」の群）においては、顕著な骨再生効果が認められた。
皮下への適用
本発明のゲル（ａ）と比較例のゲル（ｂ）の2種類について、ラット皮下への埋植試験を行った。
（ａ）Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル:
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８；２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を１０ｇ／Ｌに希釈し、二液を混合してゲル化。
（ｂ）ＴｅｔｒａＰＥＧゲル (比較例):
２０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化
本発明のゲル（ａ）と比較例のゲル（ｂ）の2種類について、ラット皮下への埋植試験を行った。
（ａ）Ｏｌｉｇｏ－ＴｅｔｒａＰＥＧゲル:
実施例２に従い、２０ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．７８；２０ ｇ／Ｌ, ｒ ＝ ０．２２にて２種のゲル前駆体を作製。各々のゲル前駆体溶液を１０ｇ／Ｌに希釈し、二液を混合してゲル化。
（ｂ）ＴｅｔｒａＰＥＧゲル (比較例):
２０ｇ／ＬのＳＨＰＥＧ溶液とＭＡＰＥＧ溶液の二液を混合してゲル化
麻酔下でラット背部を剃毛し、左右に計2ヶ所の切開線を入れ、皮下にポケットを作製した。右側に本発明のゲル（ａ）、左側に比較例ゲル（ｂ）を充填した。具体的には、ＳＨＰＥＧ及びＭＡＰＥＧをそれぞれ含むポリマー溶液を当該部位に注入・混合し、その場でゲル化させた。
その後、創面の皮膚を縫合した。処置の2週後、ラットを犠牲死させ、埋入物を摘出し、肉眼で評価した(図９)。本発明のゲル（ａ）では、軟組織がゲルの中に形成されることがわかった。一方、比較例ゲル（ｂ）では、新生組織形成は認められなかった。
以上の結果は、本発明のスポンジ様の多孔体構造を有する高分子ゲルを含む再生医療用ゲル材料を患部に適用することによって、生体組織の再生や修復を促進し得ることを実証するものである。
Claims (22)
- 親水性のポリマーユニットが互いに架橋してなる高分子ゲルを含む再生医療用ゲル材料であって、
前記高分子ゲルが、
溶媒としての水を含有し、
前記ポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記ポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域を有する３次元網目構造を有し、
前記第１領域により構成される網目サイズが、１～５００μｍの大きさを有することを特徴とする、該再生医療用ゲル材料。 - ゲル化前のポリマーユニットの透過率よりも低い透過率を有する、請求項１に記載の再生医療用ゲル材料。
- ゲル化前のポリマーユニットの浸透圧に対して１／５～１／２の範囲の浸透圧を有する、請求項１又は２に記載の再生医療用ゲル材料。
- ゲル化から一定時間経過後における浸透圧（Πｏｓ）と弾性圧（Πｅｌ）が、Πｅｌ＞Πｏｓの関係性を有する、請求項１～３のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料。
- 前記第１領域の高分子濃度が１０～９９重量％であり、前記第２領域の高分子濃度が０～１重量％である、請求項１～４のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料。
- ５重量％以下の高分子含有量である、請求項１～５のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料。
- 前記ポリマーユニットが、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーである、請求項１～６のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料。
- 前記ポリマーユニットが、側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーユニットと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーユニットからなる、請求項１～７のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料。
- 前記求核性官能基が、チオール基及びアミノ基よりなる群から選択され、前記求電子性官能基が、マレイミジル基、Ｎ－ヒドロキシ－スクシンイミジル（ＮＨＳ）基、スルホスクシンイミジル基、フタルイミジル基、イミダゾイル基、アクリロイル基、ニトロフェニル基、及び－ＣＯ２ＰｈＮＯ２よりなる群から選択される、請求項８に記載の再生医療用ゲル材料。
- 組織の再生のために用いられる、請求項１～９のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料。
- 前記組織が骨、軟骨、皮膚、又は神経である、請求項１０に記載の再生医療用ゲル材料。
- 請求項１～１１のいずれか１に記載の再生医療用ゲル材料を用いる、治療方法。
- 以下の（Ａ）と（Ｂ）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットであって、
（Ａ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第１の原料ポリマーを含む水溶液；
（Ｂ）重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度以上の親水性の第２の原料ポリマーを含む水溶液；
上記（Ａ）及び／又は（Ｂ）の溶液中に、前記原料ポリマーと架橋反応をし得る官能基を分子内に有しない非反応性ポリマーをさらに含み、
上記（Ａ）及び（Ｂ）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、前記第１の原料ポリマー及び前記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、
前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する、
該キット。 - 以下の（Ａ’）と（Ｂ’）の２種類の溶液が互いに混合されることなく収納されていることを特徴とする、再生医療用ゲル材料を作製するためのキットであって、
（Ａ’）第１のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第１のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；
（Ｂ’）第２のゲル前駆体を含む水溶液であって、前記第２のゲル前駆体は、親水性の原料ポリマーを重なり濃度未満かつ臨界ゲル化濃度未満の条件下で架橋させることで得られたものであって、貯蔵弾性率Ｇ’と損失弾性率Ｇ”においてＧ’＜Ｇ”の関係性を有する、該溶液；
上記（Ａ’）及び／又は（Ｂ’）の溶液中に架橋剤をさらに含み、
上記（Ａ’）及び（Ｂ’）の溶液を混合することで得られる高分子ゲルが、上記第１の原料ポリマー及び上記第２の原料ポリマーが互いに架橋してなる高分子ゲルであって、
前記高分子ゲルが、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが密に存在する第１領域と、前記原料ポリマーに由来するポリマーユニットが疎に存在する第２領域の２つの領域より構成される構造を有する、
該キット。 - 前記原料ポリマーが、ポリエチレングリコール骨格又はポリビニル骨格を有するポリマーである、請求項１３又は１４に記載のキット。
- 前記原料ポリマーが、側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーからなる、請求項１３～１５のいずれか１に記載のキット。
- 前記求核性官能基が、チオール基及びアミノ基よりなる群から選択され、前記求電子性官能基が、マレイミジル基、Ｎ－ヒドロキシ－スクシンイミジル（ＮＨＳ）基、スルホスクシンイミジル基、フタルイミジル基、イミダゾイル基、アクリロイル基、ニトロフェニル基、及び－ＣＯ２ＰｈＮＯ２よりなる群から選択される、請求項１６に記載のキット。
- 前記非反応性ポリマーが、架橋反応基を有しないポリエチレングリコール又はセルロースである、請求項１３に記載のキット。
- 前記第１のゲル前駆体と前記第２のゲル前駆体は、いずれも側鎖又は末端に１以上の求核性官能基を有する第１のポリマーと、側鎖又は末端に１以上の求電子性の官能基を有する第２のポリマーからなり、
前記第１のゲル前駆体は、第１のポリマーの含有量が第２のポリマーの含有量より多く、前記第２のゲル前駆体は、第２のポリマーの含有量が第１のポリマーの含有量より多い、請求項１４に記載のキット。 - 前記ゲル前駆体が、１０～１０００ｎｍの範囲の直径を有する、請求項１４に記載のキット。
- 請求項１３～２０のいずれか１に記載のキットを用いて、生体内において再生医療用ゲル材料を作製する方法。
- 組織再生の治療における、請求項１３～２０のいずれか１に記載のキットの使用。
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