JP2014521492A - 注入充填剤（フィラー）｛ｉｎｊｅｃｔａｂｌｅｆｉｌｌｅｒ｝ - Google Patents

Abstract

システム及び方法は、下記の目的で公開される。
・ヘテロ多糖類を架橋して単一架橋材料を形成することで、相互貫通高分子網目（ＩＰＮ）を有する生体適合性の架橋高分子を形成する
・単一架橋材料に加えて追加の架橋を行って多重架橋材料を形成する。その中に、多重架橋材料は、単一架橋材料より、人体内で生分解に耐える１つ以上のＩＰＮ領域を有し、１つ以上の単一架橋拡張がＩＰＮから広がる。また、ＩＰＮと拡張の組合せは、生分解耐性、柔らかな肌触り、体内に導入する容易さを提供する。
【選択図】図１

Description

本出願は、２０１１年１１月１１日に出願された仮出願第６１／５５８６６９号、２０１１年１１月２２に出願された実用出願第１３３０１７８５号に基づく優先度を主張し、当該出願に記載された全ての記載内容を援用するものである。

本発明は、生体適合性粘弾性ポリマーゲルスラリー、それらの調製法及びそれらを含有する製剤に関する。

人の年齢としては、顔面脂肪の損失と肌の弾力性の低下に応じて、顔のしわや折り目が発展していく。医師たちは、長年にわたって、顔の軟部組織の顔のボリュームの損失を戦うために、様々な方法および材料を試してきた。最も一般的な方法の一つは自家脂肪転送というものである。この外科手技を用いて、人自身の脂肪は腹部など身体の別の部分から採取された後、その脂肪が処理され、しわや折り目を減らしてより若々しい外見を遂げるようにボリュームの復元を要求している顔の皮膚及び軟部組織領域に注射するために用意される。自家脂肪転送は良好且つ望ましい結果をもたらすが、病人にとって高価で、痛みを伴う、時間が係る、回復時間も長い、いずれの外科手術に伴う合併症と関連している手術法である。

本発明は、従来のこのような問題点を解決する装置を提供することを目的とする。

以下はいくつかの詳細な態様である。

Ｉ ． 連続架橋結合
ＩＩ． ＨＡ 分子量マニピュレーション
ＩＩＩ． 遊離基捕捉剤：ビタミン、酵素やその類
ＩＶ． 抗ヒアルロニダーゼと抗エラスターゼ
連続架橋結合
一態様において、各システムと各方法は、下記向けに最適化された架橋結合ＨＡを使って、軟部組織の美容増強のために開示される。

１． 商品配送の安易さ
２． 局部組織準拠
３． インプラント素材の移動を制御するためのより大きな凝集性
４． 生物分解プロファイル
独特な架橋ＨＡ、およびそれらの更なる架橋による架橋ＨＡの相互貫通網目（ＩＰＮ）の領域を形成することによる架橋の使用。ＩＰＮ構造は、この架橋結合ＨＡに対し、この美容増強出願のみに向けのこれらのユーティリティを提供する。ＩＰＮコア（タピオカボールと想像）は人間の体内では、同じ架橋結合レベルのために正常化される単一架橋結合素材よりも生分解への抵抗が強い。その上、連続的にコアから放射に変化させるさまざまな物理的性質はポリマーを丈夫にし、より良い組織・デバイスの生体適合性のために同時に局部組織に準拠し、手触りがより自然に感じられる。

上記のＨＡ架橋結合方法は、ポリマーへの局部組織の反応を調整するには医薬物質を制御する必要がある特定の場合に、美容増強のために最適化された。医薬成分は多相混合物を他の相と一緒に調合して架橋結合ＨＡポリマーを形成する。

上記態様の実施は以下の一つ以上を含むであろう。システムは生体適合性があり、規制医薬品が主要整理学的事象と同時に戦略的タイミングに解放されるようにする。例えば、遅滞なく速やかな薬物放出プロファイルは、外科手術と関連する患者が経験する激しい痛みを緩和するように、リドカイン等のような麻酔薬の制御放出に適しているだろう。システムは、生理学的炎症性異物反応と同時に起きるために、デキサメタゾン又はトリアムシノロン等、コルチコステロイド又はステロイドの媒体放出プロファイル及び媒体遅延でもある。システムは、コントロール不良 治癒及びパクリタキセル、シロリムス、５−フルオロウラシル等のような抗増殖剤の放出を開始する前に放出プロファイル及びより長い遅延を遅らせる媒体を持つようにカスタマイズされ、醜い瘢痕形成又はカプセル形成を引き起こすコントロール不良治癒と過剰リモデリングを停止する。

１． 分子量マニピュレーション
本発明の別の態様は、生分解プロファイルの最適化及び様々な種類の分子量のマニピュレーションを貫くインプラント材料の移動制御のための方法が含まれる。システムは生分解プロファイルを最適化し、インプラント材料の移動を制御する。システムは、生分解プロファイルをｈｙｐｅｒｖｏｌｕｍｉｃ からｉｓｏｖｏｌｕｍｉｃ（等容性） そしてｈｙｐｏｖｏｌｕｍｉｃ に最適化するように、Ｍｎ、Ｍｗ、Ｍｚ等のような分子量の様々な種類とその---多分散性指数（ＰＤＩ）の周りに公式化することができる。

２． フリーラジカル捕捉剤のビタミンや酵素
体内のＨＡは酸化と加水分解という２つの主な機構によって生分解される。これらの機構は、哺乳類の細胞内では、ヒアルロニダーゼ（ｈｙａｓｅ）、ＢＤ−グルクロニダーゼ、β−Ｎ−アセチル−ヘキソサミニダーゼという３つの酵素によるの酵素加水分解であり、細胞外では、酸素由来のフリーラジカル（時には活性酸素種（ＲＯＳ）とも呼ばれる）によるの酸化である。これらは、電子の奇数（不対原子）の原子又は原子のグループであり、酸素が特定の分子と相互作用することにより形成され得る。

ＲＯＳは細胞代謝の正常な生成物として生成される。特に、酸化的障害に繋がる主な要因の１つは、ミトコンドリアから漏れた超酸化物から変換された過酸化水素（Ｈ_２Ｏ_２）である。カタラーゼおよびスーパーオキシドジスムターゼは、これらの合成物を良性の分子とした酸素と水に変換することで、過酸化水素とスーパーオキシドの損傷効果をこれらの化合物に変換することによって良性分子を過酸化水素とスーパーオキシドの障害効果を向上させる。しかし、この変換は効率１００％とならなく、残留過酸化物が細胞内で保持される。ＲＯＳは、正常な細胞機能の生産物として生産されているが、過剰な量は、有害な影響を引き起こす可能性がある。記憶力は、酸化的損傷の蓄積を伴ったアルツハイマー病などのような人間変性疾患で明らに見えるように、加齢とともに低下していく。酸化的損傷が老化の一員であるため、ＲＯＳの蓄積が生物の適応度を低下する可能性があることは現在の研究で証明されている。特に、年取ったネズミがミトコンドリアの代謝産物そして認知テストを与えられた研究で実証されたように、 酸化的損傷の蓄積が認知機能障害につながる可能性がある。その結果によると、代謝産物を受けた後のネズミの行動がより良くなるようにでき、代謝産物が酸化的損傷を低下し、ミトコンドリア機能を向上させたことを示唆している。酸化的損傷の蓄積はその後ミトコンドリアの効果に影響を与え、さらにＲＯＳ生産の割合を亢進することができる。酸化的損傷の蓄積と、老化に対するその影響は、損傷が発生した特定の組織型によって異なる／次第です。更なる実験の結果は、酸化的損傷が脳機能における加齢に伴う低下に関与することを示唆している。年取ったスナネズミは、子スナネズミと比べれば酸化タンパク質がより高いレベルを持っていることが分かった。スピントラッピング化合物で年取ったスナネズミと子スナネズミに対する治療の結果、年取ったスナネズミには、酸化タンパク質のレベルを減少したが、子スナネズミには効果がなかった。その上、年取ったスナネズミは治療中は認知タスクに対する能力が向上してきたが、治療を中止すると、機能的能力もなくなってしまった。

さらに、一旦これらの反応性の高いラジカルが形成されたら連鎖反応を開始することができる。
ＤＮＡや細胞膜などのような重要な細胞成分と反応したときに発生させる損傷はそれらの主な危険につながる。これが発生した場合、細胞が不十分に働きたり、死んだりするかもしれない。体は、フリーラジカル損傷を防止するために、抗酸化物質の防御体制を有している。フリーラジカルと抗酸化物質は早速且つ簡単に反応する。

ＨＡの酸素由来のフリーラジカルによる分解反応は、滑液中のＨＡを用いた研究の結果であった。ＨＡはスーパーオキシドのフリーラジカルによって安易に分解されたことを示している。この反応は第２級フリーラジカルの場合には最も好ましい。好中球（ｐｏｌｙｍｏｒｐｈｏｎｕｃｌｅａｒ ｌｅｕｋｏｃｙｔｅｓ−多形核白血球）が酸素由来のフリーラジカルの種類を生産し、ＨＡ分子を摂取できるようにする。これらのＷＢＣｓ（白血球）は、酸素由来のフリーラジカルの機構での、はるかにＨＡの排他的破壊者である。従って、本発明の１つの態様は、フリーラジカルが抗酸化ビタミン等のようなフリーラジカル捕捉剤を用いてＨＡを分解する前に、フリーラジカルの効果を抑制する。

抗酸化剤は、癌や老化や種々の疾患につながる共通経路とする細胞損傷の防止に密接に関連している。抗酸化物質は、安全にフリーラジカルと相互作用し、重要な分子が損傷される前に連鎖反応を終了させることができる分子である。体内にフリーラジカルを捕捉するいくつかの酵素系があるにもかかわらず、微量栄養素（ビタミン）の抗酸化物質がビタミンＥ、ベータカロチンであり、ＨＡの場合、ビタミンＣであるという原理は例外とされる。さらに、身体の抗酸化酵素システムの一つの適切な機能に必要な微量金属というセレンは、時にはこのカテゴリに含まれる。身体自身は微量栄養素を製造できないため、食事に供給されなければならない。

以下は、例の抗酸化ビタミン、それぞれの役割及び１日当たりの推奨投与量である。

ビタミンＥ：ｄ−アルファトコフェロールはナッツ、種子、植物油、魚油全、全粒穀物（特に小麦胚芽）、強化穀物、アプリコットの中に存在する脂溶性ビタミンである。一日の推奨摂取量（ＲＤＡ）は、男性は１５ＩＵで、女性は１２ＩＵである。

ビタミンＣ：ＨＡの長寿に有害である場合以外では、ビタミンＣはアスコルビン酸で、かんきつ類とそのジュース、ピーマン、キャベツ、ほうれん草、ブロッコリー、ケール、マスクメロン、キウイ、イチゴの中に存在する水溶性ビタミンである。ＲＤＡは、一日あたり６０ミリグラムである。 ２０００ｍｇより上の摂取量は人によっていくつかの副作用を伴う可能性がある。

ビタミンＡ：ベータカロチンは、ビタミンＡの前駆体（レチノール）で、肝臓、卵黄、牛乳、バター、ほうれん草、ニンジン、カボチャ、ブロッコリー、山芋、トマト、カンタループ、桃、穀物の中に存在する。ベータカロチンは体内でビタミンＡに変換されるので特に要件がないである。代わりに、ＲＤＡは、関係を明確にするために、レチノール当量（ＲＥ）として表される。（注：ビタミンＡは抗酸化特性を有しなく、過剰に服用するとかなり有毒になることがある）
グルタチオン：（ＧＳＨ）は、グリシンに垂直なペプチド結合によって結合されているシステインのアミン基とグルタミン酸側鎖のカルボキシル基との間のガンマペプチド結合を有するペプチドである。これは、フリーラジカルや過酸化物などの活性酸素種により引き起こされる重要な細胞成分の損傷を防止する抗酸化剤である。チオール基は、動物細胞では約５ｍＭの濃度で存在する還元剤である。グルタチオンは電子供与体として機能することでシステインに細胞質タンパク質内に形成されたジスルフィド結合を還元する。このプロセスでは、グルタチオンは、Ｌ（−）−Ｇｌｕｔａｔｈｉｏｎｅ （Ｌ（−）−グルタチオン）とも呼ばれるグルタチオンジスルフィド（ＧＳＳＧ）というその酸化型に変換される。

一旦酸化されたグルタチオンは、ＮＡＤＰＨを電子供与体として使用して、グルタチオン還元酵素によって再び還元される可能性がある。細胞内の酸化型グルタチオンの還元グルタチオンの比率は、しばしば細胞毒性の測定として使用される。

尿酸：これは、人間における最も重要な血漿抗酸化物質、および化学式Ｃ５Ｈ４Ｎ４Ｏ３という炭素・窒素・酸素・水素の複素環化合物である。尿酸は、酸性尿酸アンモニウムなどのように尿酸塩と尿酸一ナトリウムとして知られているイオンと塩を形成する。尿酸はプリンヌクレオチドの代謝分解の生成物である。血液中の尿酸の高濃度は痛風として知られている、関節炎の一種に繋がることができる。化学物質は、糖尿病や酸性尿酸アンモニウムの腎臓結石の形成を含む他の医学的疾患と関連している。

本発明の別の態様は、ＨＡの寿命を保護するための、抗酸化酵素の使用である。これらの酵素は、フリーラジカルを減少させ、ＲＯＳから防御することができます。それらは：α−１−ミクログロブリン、スーパーオキシドジスムターゼ、カタラーゼ、ラクトペルオキシダーゼ、グルタチオンペルオキシダーゼ、ペルオキシレドキシンである。

３． 抗ヒアルロニダーゼおよび抗エラスターゼ
架橋結合ＨＡを使用して老化皮膚に若々しさを取り戻すための美容増強の分野に関して、本発明の態様の一つは、ヒアルロニダーゼ阻害剤（抗ＨＡ）を使用して特にヒアルロニダーゼでＨＡの解重合を防止し、そしてＨＡの長寿を維持する。ＨＡの長寿の維持は望ましくないしわのできることと老化の兆候と直接に関連するため重要である。

この地球に住んでいるすべてのものにとって、ＨＡは重要な分子である。この点で、それは、動物界中、特に軟部結合組織の細胞外マトリックス（ＥＣＭ）の中で発見される多機能の分解高分子量多糖類である。ＨＡは、多くの生物学的過程に関与し、そのレベルは、胚形成、細胞遊走、創傷治癒、悪性転換、組織代謝回転の間に著しく上昇すると考えられている。ＨＡ、ヒアルロニダーゼ（ＨＡａｓｅｓ）を分解する酵素は原核生物と真核生物の両方で表現されている。これらの酵素は、受精から老化まで、生理学的および病理学的過程に関わることが知られている。ＨＡのヒアルロニダーゼ媒介性分解は、結合組織の浸透性を増加させ、体液の粘度を低下させ、また細菌性病因、毒素・毒液の広がり、先体反応／卵子受精、癌の進行に関与している。さらに、これらの酵素は、病原体と宿主細胞表面との間の直接的な接触を促進することができる。 またＨＡの解重合はＥＣＭの役割に悪影響を及ぼし、シグナル伝達に関与する成長因子、サイトカイン、種々の酵素の保有宿主としての活動を弱める。従って、ＨＡ分解の阻害は、疾患（の）進行と毒素・毒液、細菌性病因の広がりを抑えるのに重要なこともしれない。ヒアルロニダーゼ阻害剤は、ＨＡの同化と異化のバランスを維持することに関与している強力で普遍的な調整液である。ヒアルロニダーゼ阻害剤は避妊薬と抗腫瘍剤として機能し、抗菌活性・抗毒液活性・抗毒素活性を及ぼす可能性があります。さらに、これらの分子はＨＡとヒアルロニダーゼの生理学的および病態生理学的役割を研究する薬理学的ツールとして使用することができる。

ＨＡ分解におけるヒアルロニダーゼの機構は、一般的に下記５つステップに従う。

以下の表は、ヒアルロニダーゼ阻害剤の例を示す。

多重架橋ＨＡを直列に製造する模範的なシステムを示す。 多重架橋ＨＡを直列に製造する別の模範的なシステムを示す。 結果として得られる多重架橋ＨＡの模範的な図を示す。

まず、ヒアルロン酸の準備が相談され、そして、皮膚又は皮下の使用のためのヒアルロン酸の使用を高める追加化学物質の追加が相談される。

組換えバチルス細胞のヒアルロン酸が培地に直接表現されるので、簡単な処理は、培地からヒアルロン酸を単離するために使用することができる。まず、バチルス細胞及び細胞残屑は物理的に培地から除去される。必要に応じて媒体の粘度を低減するために、培地が最初に希釈されることもある。例えば、遠心分離または精密濾過等のように、培地から細胞を除去する多くの方法は、当業者によく知られている。必要に応じて、残りの上清は、ヒアルロン酸から小分子汚染物質を濃縮して除去するために、例えば、限外濾過などによって濾過される可能性がある。細胞と細胞残屑の除去に続いて、培地からのヒアルロン酸の簡単な沈殿は既知の機構によって実行される。塩、アルコール、又はその塩とアルコールの組み合わせは、濾液からヒアルロン酸を沈殿させるために使用することができる。一度沈殿物に還元されたら、ヒアルロン酸は容易に物理的手段により溶液から単離される可能性がある。ヒアルロン酸は、例えば凍結乾燥または噴霧乾燥などの当業者にはよく知られている蒸発技術を用いて、濾液溶液から乾燥又は濃縮させられることができる。
分子量
ヒアルロン酸の含有量は、修正カルバゾール法に従って決定されることができる（Ｂｉｔｔｅｒ と Ｍｕｉｒ， １９６２， Ａｎａｌ Ｂｉｏｃｈｅｍ． ４： ３３０−３３４）。そのうえ、ヒアルロン酸の数平均分子量は、例えば、上野ら、１９８８、Ｃｈｅｍ． Ｐｈａｒｍ． Ｂｕｌｌ ． ３６， ４９７１−４９７５； Ｗｙａｔｔ， １９９３， Ａｎａｌ． Ｃｈｉｍ． Ａｃｔａ ２７２： １−４０； Ｗｙａｔｔ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， １９９９， “Ｌｉｇｈｔ Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ＤＡＷＮ Ｃｏｕｒｓｅ Ｍａｎｕａｌ” ａｎｄ “ＤＡＷＮ ＥＯＳ Ｍａｎｕａｌ” Ｗｙａｔｔ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ， Ｓａｎｔａ Ｂａｒｂａｒａ， Ｃａｌｉｆなどによって記述されたように、当該技術分野において標準方法を用いて決定することができる。
一実施形態では、１つの実施形態のヒアルロン酸またはその塩は、約１０，０００〜約１０，０００，０００ Ｄａの分子量を有する。より好ましい実施形態では、約２５，０００〜約５，０００，０００Ｄａの分子量を有する。最も好ましい実施形態では、ヒアルロン酸は、約５０，０００〜約３，０００，０００ Ｄａの分子量を有する。

他の実施形態では、ヒアルロン酸またはその塩は、３００，０００〜３，０００，０００の範囲内での分子量を有する。好ましいのは４００，０００〜２，５００，０００の範囲内であり、より好ましいのは５００，０００〜２，０００，０００の範囲であり、最も好ましいのは６００，０００〜１，８００，０００の範囲内である。

さらに別の実施形態において、ヒアルロン酸又はその塩は、１０，０００〜８００，０００ Ｄａの範囲の低い数平均分子量を有する。好ましいのは２０，０００〜６００，０００ Ｄａの範囲であり、より好ましいのは３０，０００ 〜５００，０００ Ｄａの範囲内であり、さらにより好ましいのは４０，０００〜４００，０００万Ｄａの範囲内であり、最も好ましいのは５０，０００〜３００，０００ Ｄａの範囲内である。

実例
例１・エマルジョンにおけるＤＶＳ架橋結合微粒子の調製
この例では、ＤＶＳ架橋結合微粒子の調製を例示する。ヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ、５８０ ｋＤａ １．９０ ｇ）は、室温で３時間、均質な溶液が得られるまで強く撹拌され、ＮａＯＨ水溶液（水酸化ナトリウム）（０．２ Ｍ、３７．５ｍＬ）で溶解させられた。塩化ナトリウム（０．２９ｇ）添加されて短い時間で混ぜられた。鉱油（１０．０ｇ）及びＡＢＩＬ（登録商標） ＥＭ ９０界面活性剤（Ｃｅｔｙｌ ＰＥＧ／ＰＰＧ−１０／１ Ｄｉｍｅｔｈｉｃｏｎｅ， １．０ ｇ）は撹拌によって混合された。

ジビニルスルホン（ＤＶＳ、３２０マイクロリットル）は、水性アルカリＨＡ溶液に添加され、液相で均一な分布を得るように１分間で混合された。次いで、水相は、低速で機械的に撹拌されることで油相に２分以内に添加された。エマルジョンは直ちに形成され、撹拌は室温で３０分間で継続された。エマルジョンは室温で夜通しで放置された。エマルジョンは、水溶液ＨＣｌ（４ Ｍ， 約２．０ｍＬ）を添加することによってｐＨ７．０に中和され、約４０分間撹拌された。

例２・ｐＨ指示薬使用の中和されたエマルジョンにおけるＤＶＳ架橋結合微粒子の調製
この例では、ｐＨ指示薬を用いた中和法でＤＶＳ−架橋結合微粒子の調製を例示する。ヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ、５８０ ｋＤａ １．８８ ｇ）は、室温で２時間、均質な溶液が得られるまで強く撹拌され、ＮａＯＨ水溶液（水酸化ナトリウム）（０．２ Ｍ、３７．５ｍＬ）で溶解させられた。ブロモチモールブルーのｐＨ指示薬（６．６−６．８のｐＨ範囲相当）は添加された（１５滴、溶液中の青色）。塩化ナトリウム（０．２５ ｇ）が添加して短い時間で混ぜられた。

鉱油（１０．０ ｇ）およびＡＢＩＬ （登録商標） ＥＭ９０界面活性剤（セチルＰＥＧ／ＰＰＧ−１０／１ジメチコン、１．０ｇ）は撹拌で混合された。

ジビニルスルホン（ＤＶＳ、３２０マイクロリットル）は水性アルカリＨＡ溶液に添加され、液相で均一な分布を得るように３０〜６０秒間で非常に強く混合された。その後、水相は、機械的に４００ ＲＰＭで撹拌されることで、３０秒以内油相に添加された。エマルジョンは直ちに形成され、撹拌は室温で３０分間で継続された。中和は水溶液ＨＣＩ（４ Ｍ、１．６ｍｌ）を添加することにより行われ、エマルジョンは４時間の磁気撹拌で室温で放置した。ゲル粒子の中に含まれるｐＨ指示薬の色が緑に変わた。エマルションのｐＨは３−４のｐＨスティックで測定された。エマルションは夜通しで冷蔵庫に残された。ゲル粒子中に含まれるｐＨ指示薬は黄色に変わった。

例３・エマルジョンの相分離及び微粒子の膨潤・単離
この例では、Ｗ／Ｏエマルション（油中水滴型エマルション）の切断、そして相分離と透析について例示する。架橋結合ＨＡ微粒子は有機溶媒抽出によってＷ／Ｏエマルションから分離された。Ｗ／Ｏエマルション（５ ｇ）はｎ−ブタノール／クロロホルムの混合物（１／１ ｖ％ ４．５ｍＬ）と共に、室温で試験管の中での旋回混合によって強く混合された。余分なＭＱ−水（２０ｍｌ）を添加されて相分離を得た。試験管が遠心分離され、有機相の下相、ゲル粒子の中相、透明な水溶液の上相という３つの相が得られた。上相と下相は廃棄され、ゲル粒子の中相は透析管（ＭＷＣＯ１２−１４，０００、直径２９ｍｍ、体積／長さ６．４ｍｌ／ｃｍ）の中に移した。試料はＭｉｌｌｉＱ（登録商標）水で室温で夜通しで透析された。透析液はさらに２回変更され、夜通しで放置された。得られたゲルは厚くて粘性で、０．００４ ｇ ＨＡ／ｃｍ^３相当約５０ｍの体積に膨潤されていた。

例４・エマルジョン内のＤＶＳ架橋結合の調製及び微粒子の分離
この例では、ＤＶＳ架橋結合ＨＡ微粒子の調製を例示する。ヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ、５８０ ｋＤａ、１．８９ ｇ）はＮａＯＨ水溶液（０．２ Ｍ３７．５ｍＬ）で溶解させられた。塩化ナトリウム（０．２５ ｇ）が添加され、均質な溶液が得られるまでその溶液を室温で１時間で磁気撹拌した。ＴＥＧＯＳＯＦＴ（登録商標） Ｍ（１０．０ ｇ）油及びＡＢＩＬ（登録商標） ＥＭ ９０界面活性剤（セチルＰＥＧ／ＰＰＧ−１０／１ジメチコン、１．０ｇ）は撹拌で混合された。

ジビニルスルホン（ＤＶＳ、３２０マイクロリットル）はで水性アルカリＨＡ溶液に添加され、液相で均一な配布を得るように１分間で混合された。次いで、水相は、機械的に撹拌される（３００ ＲＰＭ）ことで油相に２分以内に添加された。エマルジョンが直ちに形成され、撹拌は室温で３０分間で継続された。

エマルジョンは、当量のＨＣＩ（４ Ｍ、１．８ｍＬ）を添加して約４０分間で撹拌することで中和された。エマルジョンは、ｎ−ブタノール／クロロホルムの混合物（１／１ ｖ％ ９０ｍＬ）及び余分のＭｉｌｌｉＱ（登録商標）−水 （１００ｍＬ）を添加してから磁気撹拌することによって壊された。上相は約１７５ｍｌの体積に分離れた。有機相は最終洗浄としてｍＱ水（３０ｍｌ）と一緒に混合された。結合の水／ゲル相（２０５ｍＬ）を透析管（ＭＷＣＯ１２−１４，０００、直径２９ ｍｍ、体積／長さ６．４ｍＬ／ｃｍ）に移され、室温でＭｉｌｌｉＱ（登録商標）水に対して夜通しで透析された。導電率は、水の後の変更（３回）及び夜通しの透析（２夜）の後、０．６７ ｍｉｃｒｏ−Ｓｉｅｖｅｒｔ／ｃｍに減少した。微粒子は顕微鏡法（ＤＩＣ ２００倍）により評価された。図１を参照してください。１つの微粒子の断面が“２１，５８７．９２ｎｍ“として示され、標識された。

例５・エマルションの相分離及び微粒子の単離
この例では、Ｗ／Ｏエマルション（油中水滴型エマルション）の破損及びゲル微粒子の単離を例示する。ゲル微粒子を有機溶媒抽出法によってＷ／Ｏエマルションから分離された。この抽出に使用した有機溶媒の例は、それぞれ７５：２０ 〜２０．８０の体積比（ｖ％）でのブタノール／クロロホルムの混合物である。Ｗ／Ｏエマルションと有機溶媒との重量比（ｗ％）は約１：１となる。
小規模での分離：Ｗ／Ｏエマルション（５ｇ）はを遠心分離管（５０ｍＬ）で秤量された。ブタノール／クロロホルムの混合物が調製され（１：１ ｖ％）、この中から４．５ｍＬ（５ｇ相当）の混合物を試験管に添加された。エマルション全体が溶解されたことを確保するために試験管が慎重に混合された。試験管が旋回混合により混合され、相分離のために室温で放置された。水相の上相、エマルション相の中相、有機相の下相のある相分離はしばしば観察された。より多くの水相と有機相の添加は分離を向上させる。水相は上澄みの液を静かに移すことで分離され、更に精製され、又は特徴付けられた。

例６・Ｗ／Ｏエマルション（油中水滴型エマルション）の調製
この例ではＨＡ微粒子が形成された組成物を例示する。

熱油相の中に冷たい水相Ｂを取り込んむ冷温手順は使用でき、製造時間が短くなります。公式化の非限定例は、次のとおりである。

Ａ相：
２．０％ ＡＢＩＬ（登録商標） ＥＭ ９０ （セチル ＰＥＧ／ＰＰＧ−１０／１ジメチコーン）
２０．０％ 鉱油 （又は ＴＥＧＯＳＯＦＴ（登録商標） Ｍ）
Ｂ相：
０．５％塩化ナトリウム
３．８％ヒアルロン酸
０．２ Ｍ ＮａＯＨ （水溶液） 最大１００％まで
Ｃ相：
約 ０．６％ジビニルスルホン
調製：
１ ． Ａ相を室温で混合する。

２ ． Ｂ相：ヒアルロン酸（Ｈｙａｃａｒｅ（登録商標））をＮａＯＨ水溶液の中で撹拌で可溶化し、ＮａＣｌを添加して撹拌する。

３ ．相ＢにＤＶＳを添加して１分間で撹拌する。

４ ．相Ｂをゆっくりと相Ａに添加しながら撹拌する。

５ ．短時間で均質にする、或いは撹拌してから反応させるためにそのまま放置する。

６ ．撹拌と膨潤。

７ ． ３０℃ 未満の状態で撹拌を続ける。

８ ．中和する。

例７・ＤＶＳ架橋結合微粒子の調製及び分離
ヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ、５８０ ｋＤａ、１．８８ ｇ）はＮａＯＨ水溶液（０．２ Ｍ、３７．５ｍＬ）の中で溶解させられた。塩化ナトリウム（０．２５ ｇ）が添加され、均質な溶液が得られるまでその溶液を室温で１時間で磁気撹拌した。ＴＥＧＯＳＯＦＴ（登録商標） Ｍ （１０．０ ｇ）の油及びＡＢＩＬ（登録商標） ＥＭ ９０ （セチル ＰＥＧ／ＰＰＧ−１０／１ジメチコーン、１．０ ｇ）の界面活性剤は撹拌で混合された。ジビニルスルホン（ＤＶＳ， ３２０ ｍｉｃｒｏｌｉｔｅｒ）は水性アルカリＨＡ溶液に添加され、液相で均一な分布を得るように１分間で混合された。次いで、水相は、機械的に撹拌される（３００ ＲＭＰ）ことで油相に２分以内に添加された。エマルジョンは直ちに形成され、撹拌は室温で３０分間で継続された。

エマルジョンは、当量のＨＣＩ（４ Ｍ、１．８ｍＬ）を添加して約４０分間で撹拌することで中和された。エマルジョンは、分液漏斗に移され、ｎ−ブタノール／クロロホルム混合物（１：１ ｖ％， ９０ｍＬ）及び余分のＭｉｌｌｉＱ（登録商標）水（１００ｍＬ ）を添付してから強く振り混ぜることによって壊された。上相は約１７５ｍｌの体積に分離れた。有機相はｍｉｌｌｌｉＱ（商標）水（１００ｍｌ）と一緒に混合されて洗浄された。結合の水／ゲル相を透析管（ＭＷＣＯ１２−１４，０００、直径２９ ｍｍ、体積／長さ６．４ｍＬ／ｃｍ）に移され、室温でＭｉｌｌｉＱ（登録商標）水に対して夜通しで透析された。導電率は、水の後の変更（３回）及び夜通しの透析（２夜）の後、１０ ｍｉｃｒｏ−Ｓｉｅｖｅｒｔ／ｃｍに減少した。

例８・微粒子精製用の洗浄法
この例では微粒子の最終単離及び精製を例示する。

以前に分離された１００ｍＬの粒子がＮａ２ＨＰＯ４／ＮａＨ２ＰＯ４緩衝液（０．１５ Ｍ、４００ｍＬ）の中に再懸濁され、０．５時間でゆっくり撹拌された。懸濁液は５℃の状態で２時間で放置され、固まった油が除去された。次いで、溶液がメッシュを通して濾過され、緩衝液の２ｘ５０ｍＬでさらに洗浄された。粒子は、特性化の前に、ドリップドライすることができた。

例９・微粒子のレオロジー特性の調査
この例では粒子に関するレオロジー的な研究の実施を例示する。粒子試料は、５０ ｍｍ ２°のコーンプレート形状を用いて、Ａｎｔｏｎ Ｐａａｒレオメータ（アントンパール有限責任会社、グラーツ・オーストリア、Ｐｈｙｓｉｃａ ＭＣＲ ３０１、ソフトウェア：Ｒｈｅｏｐｌｕｓ）で分析される。まずは、素材の粘弾性模型Ｇ’（貯蔵弾性率）とＧ”（損失弾性率）の線形範囲が可変歪みγで振幅掃引によって決定される。次は、調波数掃引が行われ、粘弾性模型値及びＧ’とＧ“の値に基づいて、タンジェントδが強い・弱いゲル挙動の値として算出されることができる。

例１０・テクスチャ解析での注射器能力実験の調査
この例では、試料の均質性の機能として、一定の速度で注入するために加えられた力の調査 を実施することを例示する。粒子試料は、２７Ｇ×１／２ ”又は３０Ｇ×１／２ ”の針を付けた注射器に移され、テクスチャ解析装置（ステイブル、マイクロシステムズＳｔａｂｌｅ Ｍｉｃｒｏ Ｓｙｓｔｅｍｓ， Ｓｕｒｒｅｙ， ＵＫ， ＴＡ．ＸＴ Ｐｌｕｓ， ＳｏｆｔＷａｒｅ： Ｔｅｘｔｕｒｅ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ３２）で試料の用具の中に置かれる。実験は、一定の距離で１２．５ｍｍ／分の射出速度で行われる。

例１１・ＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルの調製
この例では、同時膨潤及びｐＨ調整でＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルを調製することを例示する。

ヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ、７７０ ｋＤａ、１ｇ）は、０．２Ｍ ＮａＯＨで溶解させられて、１時間で約２０℃の室温で撹拌された ４％（体重／体積）の溶液を得た。３つの反復が調製された。次いで、それぞれ１０：１、７：１、５：１ のＨＡ／ＤＶＳ の重量比を得られるように、十分な量のジビニルスルホン（ＤＶＳ）がＨＡ溶液に添加され。これらの混合物は５分間で室温で撹拌された後、１時間で室温で放置された。次いで、ゲルは表１に示すように、１６０ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ４．５又は６．５）の中で２４時間で膨潤された。

ゲルのｐＨは、膨潤工程中に安定化させていた。膨潤された後、余分な緩衝液は濾過により除去され、ヒドロゲルはＩＫＡ（登録商標） ＵＬＴＲＡ−ＴＵＲＲＡＸ（登録商標） Ｔ２５ホモジナイザー（Ｉｋａ Ｌａｂｏｒｔｅｃｈｎｉｋ， ＤＥ）を用いて簡単に均質化された。ゲルの体積とｐＨは測定された。（表２参照）

ヒドロゲルのｐＨは、７．１から７．６の範囲にあった（表２）。これは、膨潤工程がこのプロセスでのｐＨを調整するために使用できることを確認しました。全てのヒドロゲルは、ＨＡ濃度の約１．４％（重量／体積（ｗ／ｖ））に相当する７０ｍＬの体積を占めていた。これらは透明で均質で粘着性があった。柔らかさは、架橋度の減少と共に増加した（表２参照）。

例１２・均質ＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルの調製
この例では、非常に均質なＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルの調製を例示する。

ヒアルロン酸ナトリウム（７７０ ｋＤａ、２ｇ）は約１時間で室温で０．２ＭのＮａＯＨに溶解されて８％（体重／体積）の溶液を得た。ＨＡ／ＤＶＳの重量比が７：１になるように、ＤＶＳが添加された。５分間で室温で撹拌された後、試料の１つは、２時間で５０℃で撹拌なしで熱処理され、夜通しで室温で放置された。出来上がった架橋結合ゲルは、４２又は５５時間で３７℃ で２００ｍｌのリン酸緩衝液（ｐＨ ５．５）に膨潤されてから、最終的に廃棄された１００ｍｌの水で２回洗浄された。また、その体積、ｐＨ、及び２７Ｇ＊１／２の注入針を通して注入するために必要な圧力は測定された。（表３参照）
この例に従って調製された架橋結合ＨＡヒドロゲルは、熱処理されていない対照ヒドロゲルに比べてより高い膨潤比及び増加した柔らかさを得たことを示した（表３）。２７Ｇ＊１／２の針を通しての注入中に加えた圧力は後者の試料のそれよりも安定であり、架橋結合ＨＡヒドロゲルがより均質であることを示す。

ＤＶＳ−ＨＡヒドロゲルの特徴

例１３・ＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルの生物学的安定性
この例では、酵素分解を用いたＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルのインビトロ生物学的安定性を例示する。

ウシ睾丸ヒアルロニダーゼ（ＨＡａｓｅ）溶液（１００Ｕ／ｍＬ）が３０ｍＭのクエン酸、１５０ｍＭのＮａ_２ ＨＰＯ_４、１５０ｍＭのＮａＣｌ（ｐＨ６．３）で調製された。ＤＶＳ−ＨＡ架橋結合ヒドロゲルの試料（約１ｍＬ）は安全ロックのガラスバイアルに入れられ、凍結乾燥され、秤量された（（Ｗ_０；公式１）。酵素溶液（４ｍＬ、４００Ｕ）は各資料毎に添加され、バイアルは軽く揺することで（１００−２００ｒｐｍ）３７℃で培養された。一定時間ごとに、上清は除去され、そして試料は残留塩を除去するように蒸留水で完全に洗浄された。その後凍結乾燥され、そして最後に秤量された（Ｗｔ、公式１）。

生分解は、試料の重量損失と初期重量との比率として表される（公式１）。重量損失は酵素分解テストの前後の各試料毎の重量の減少から算出された。生分解実験はそれぞれ３回繰り返された。例２で述べたように調製されたＤＶＳ−ＨＡヒドロゲル（‘熱処理有り’）は、熱処理されていないＤＶＳ−ＨＡヒドロゲル（‘処理熱無し’）と比較された。ゲルの両方のタイプは、分解が最初の４時間の間に速かったが、その後２４時間で完了するまでだんだん遅くなってきた。重要なことには、例２で述べたように熱処理工程を用いて調製されたヒドロゲルと比較して、熱処理されていない試料の重量損失の著しい変動があった。これは非常に均質なＤＶＳ架橋結合ヒドロゲルが例２で述べた方法を持ち言えて得られることを明らかに示している。

例１４・化粧品用Ｗ／Ｏエマルション（油中水滴型エマルション）の調製
この形態及び以下の例では、ＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルは、肌にのばすと肌の湿潤性と弾力性を増加させるクリームと血清の中に配合された、即時の老化防止効果及び塗膜形成効果をもとらす。

Ｗ／Ｏエマルションの典型的な製剤は、２％のＤＶＳ架橋ＨＡを含む。各相（Ａ〜Ｅ）は、それぞれ確定した成分を混合することによって別々に調整された（表４参照）。次いで、相Ｂは相Ａに添加され、４０℃未満で機械力で推進する撹拌装置で撹拌された。相Ｃ、そして相Ｄと相Ｅは添加され、撹拌された。ＨＡヒドロゲルの濃度がそれぞれ４％、６％、８％の製剤もＷ／Ｏ製剤の範囲を与えるように相Ｄで作製された。

２％のＤＶＳ架橋ＨＡを含む、Ｗ／Ｏエマルションの別の典型的な製剤は、表５に示される。表５での各相（Ａ〜Ｆ）はそれぞれ確定した成分を混合することによって別々に調整された。相Ｂは相Ａと一緒に混合され、その得られた油相は７５℃で加熱された。相Ｃも７５℃まで加熱された。油相は７５℃で相Ｃに添加されて機械力で推進する撹拌装置で撹拌された。次いで、このエマルジョンは４０℃未満に冷却された。相Ｄ、そして相Ｅと相Ｆは添加され、撹拌された。ＨＡヒドロゲルの濃度がそれぞれ４％、６％、８％の製剤もＷ／Ｏ製剤の範囲を与えるように相Ｅで作製された。

例１５・シリコン血清の調製
表６に示されるように、２％のＤＶＳ架橋ＨＡを含むシリコン血清の典型的な製剤は調製された。全ての成分は、４０℃未満で高速撹拌で同時に混合された（表６参照）。ＨＡヒドロゲルの濃度がそれぞれ４％、６％、８％の製剤も血清の範囲を与えるように相Ｅで作製された。

例１６・膨潤中のｐＨ平衡；速度論研究
速度論研究は、中性ｐＨのＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルが架橋度に応じて、８〜１４時間でリン酸緩衝液（ｐＨ ７．０）での膨潤後得られることを示した。ＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルのセットは、上記で説明したように、４％〜８％のＨＡ溶液及びＤＶＳ架橋剤の種々の量を用いて調整され、表７に示される。

定期的に（２時間毎）、ヒドロゲルは、熱処理中に除去されて上澄みの液を静かに移され、そしてｐＨは測定された（図２参照）。新鮮膨潤緩衝液は毎回の測定後に使用された。結果として、全てのヒドロゲルのｐＨは、膨潤の２時間後の場合は１１〜１２の間であり、その後は徐々に７．２〜７．５に低下してきた。

ヒドロゲルの架橋結合は緩ければ緩いほど、言い換えれば、ＨＡ／ＤＶＳの比率が高ければ高いほど、その低下が早いであった。ＨＡ ６％の溶液の場合及び、ＨＡ・ＤＶＳの２つの異なる比率の場合のｐＨの低下は、図２のように示されている。その中で、ＨＡ／ＤＶＳ比率が１０：１の場合は三角で標識され、ＨＡ／ＤＶＳ比率が１５：１の場合は四角で標識される。これらの２つ場合では、ｐＨは８時間内で中和された。それに対して、中性ｐＨには、より高いＨＡ濃度（例えば８％）又はより高い架橋度（例えば２．５のＨＡ／ＤＶＳ比率）のヒドロゲルの膨潤の１４時間後達成できた。これらの観察は、低い架橋結合ヒドロゲルでのＨＡ分子がより大きな自由度と柔軟性を示し、十分な水分補給とそれによってより高速なｐＨ平衡をもたらすことができる。

例１７・ＤＶＳ架橋結合ＨＡに基づくヒドロゲルの粘弾性模型の属性
レオロジー測定は、ある一定の温度下でプレートプレート形状を用いてＰｈｙｓｉｃａ ＭＣＲレオメータ（Ａｎｔｏｎ Ｐａａｒ、オストフィルデルン、ドイツ）で行われた。試料の粘弾性挙動は、素材が正弦波せん断歪みを受けた、動的振幅せん断振動のテストで調査された。まず、歪み・振幅掃引の実験は、線形粘弾性が有効の変形の領域を評価するために実施された。歪みの典型的な範囲は０．０１ 〜 ２００％であり、周波数は１ Ｈｚに設定された。次に、線形粘弾性の領域において、せん断貯蔵（弾性）率（又は弾性率Ｇ’）及びせん断損失弾性率（又は粘性率Ｇ”）の値は、一定せん断歪み（１０％）と０．１〜１０ Ｈｚの間の周波数として、周波数掃引の実験から記録された。形状、ＮＦ、ギャップはそれぞれＰＰ２５、２、１ｍｍであった。

Ｇ’は、変形中の素材に蓄えられた弾力性又はエネルギーに関する情報を提供するのに対し、Ｇ”は、粘性特徴又は熱として消費したエネルギーについて説明する。特に、弾性率は、試料が荷重を持続して負担ストレス又は変形の後、初期構成に戻すその能力についての情報を提供する。全ての実験では、各資料は少なくとも３回測定された。

より高い架橋度のあるヒドロゲル（即ちより低いＨＡ／ＤＶＳ比：１０／１）の場合、Ｇ’がＧ”より１桁高いである。これは、この試料が強いゲル素材として挙動することを示す。簡単に言えば、全体的なレオロジー応答は、物理架橋と化学架橋の貢献、及び高分子間の位相的な相互作用によるものです。チェインの間での相互作用は、ストレスを解消できないその固有移動度の還元をもたらし、その結果、素材は、負荷ストレスの適応（調節）の基本モードがネットワークの変形によって行われる３次元ネットワークとして挙動する。更に、このヒドロゲルは、より低い架橋度のあるヒドロゲル（即ちより高いＨＡ／ＤＶＳ比：１５：１）よりも弾力性がある。実際に、永久的な共有結合性の架橋結合の数及びエンタングルメントの数が高ければ高いほど、ヒドロゲルの弾性応答も高いである。

例１８・防腐剤での架橋結合ＨＡ／ＤＶＳヒドロゲル
ＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルは、６％（ｗ／ｖ）の溶液を得るように、０．２ Ｍ ＮａＯＨの中の１．５ｇのナトリウムＨＡを用いて調製された。 ＨＡ／ＤＶＳ重量比は、１０：１であった。ヒドロゲルは、例２に記載された手順の膨潤ステップまで、３つの反復で調製された。その後、次のように処理された。２時間で５０℃のオーブンでの定温放置の後、ヒドロゲルは防腐剤（２−ｐｈｅｎｏｘｙｅｔｈａｎｏｌ／３［（２−ｅｔｈｙｌｈｅｘｙｌ）ｏｘｙ］１，２−ｐｒｏｐａｎｅｄｉｏｌ）が入っているＮａ２ＨＰＯ４／ＮａＨ２ＰＯ４緩衝液（１Ｌ，５０ｍＭ，ｐＨ７．０）に浸漬された。

防腐剤の濃度は１０ｍＬ／ｍＬであって、膨潤されたヒドロゲル中に１％ （ｖ／ｖ）の最終濃度を対象とする。防腐剤が定温放置中に、ヒドロゲルの中に拡散することが予想され、同時に、緩衝液内の微生物汚染を防止することができる。
容器はパラフィルムで覆われて、３７℃のオーブンで入れられた。１時間後、膨潤浴は除去され、ヒドロゲルは、６〜７時間で１０ｍＬ／ｍＬの防腐剤が入っている新鮮リン酸緩衝液で膨潤された。この工程は、膨潤時間が１２時間になるまで繰り返され、６−７時間で１０ｍＬ／ｍＬの防腐剤を含有する新鮮なリン酸緩衝液中で膨潤された。膨潤時間が１２時間になるまでこの工程を繰り返し、その後ｐＨが測定された。膨潤は、中性のｐＨに達するようにさらに２．５時間続けた。

ヒドロゲルに組み込まれた防腐剤の量は、ＵＶ−分光光度計（Ｔｈｅｒｍｏ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ， Ｎｉｃｏｌｅｔ， Ｅｖｏｌｕｔｉｏｎ ９００， ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ ｎｒ． ２４６−９０）により決定された。リン酸緩衝液中の防腐剤のＡ１％ （ｖ／ｖ）の溶液はまず、分析されて波長を選択した。約５ｍＬのヒドロゲルをピペットを用いて採取された。試料は通常、膨潤された丸いヒドロゲルの中心及び、丸いゲルの北、東、南、西の「側」に採取される。

次いで、試料はキュベットに移され、吸光度は２９２ｎｍで読み取られた。各試料はそれぞれ３回読み取られ、吸光度は、防腐剤を含まないブランクＤＶＳ架橋結合ＨＡヒドロゲルに対してゼロにした。

その結果、ＤＶＳ−ＨＡヒドロゲルに組み込まれた防腐剤の量が０．９１％〜１．０２％の間の範囲であったことを示した（表１０参照）。複製の間に非常に良好な再現性があった。重要なのは、同じヒドロゲルからの試料の間の有意差が観察されなく、ヒドロゲル中に防腐剤の均一な拡散を示している。

例１９・生分解性の高分子の選択肢
分解時間は下記の表１中での高分子混合物に基づいて調整することができる。以下の例１及び例２は、薬物のリリースを制御するための生分解性高分子への、薬物又は薬物のマトリックス組み込みの例である。

表１：生分解の時間と成分
高分子分解時間
（ｍｏｓ）
５０：５０ ＤＬ−ＰＬＧ１ − ２
６５：３５ ＤＬ−ＰＬＧ ３ − ４
７５：２５ ＤＬ−ＰＬＧ４ − ５
８５：１５ ＤＬ−ＰＬＧ ５ − ６
ＤＬ−ＰＬＡ １２ − １６
Ｌ−ＰＬＡ ＞２４
ＰＧＡ ６ − １２
ＰＣＬ ＞２４
生分解性の高分子の様々な種類は、分解時間の制御及び／又は分解副産物の制御のために使用することができる。以下は幾つかの生分解高分子である。

・ ＰＧＡ、ＰＬＡとそれらの共重合体は、基本ＰＬＡ／ＰＧＡテーマ内の高分子の組成物を変更することによって調整できるそれらの属性のため、程度最もよく利用される生分解性の高分子素材である。

ｏ ポリグリコール酸（Ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌｉｃ ａｃｉｄ−ＰＧＡ）は加水分解が起こりやすい
ｏ ポリ乳酸（Ｐｏｌｙｌａｃｔｉｃ ａｃｉｄ−ＰＬＡ）は、加水分解度を制限する混合物中にある時に形成する結晶領域様のための々な生分解タイミングでのこれらの結果のＤ及び／又はＬ光学異性体の混合物に存在する。

・ Ｐｏｌｙｄｉｏｘａｎｏｎｅ （ＰＤＳ） ポリジオキサノン（ＰＤＳ）
・ Ｐｏｌｙ（ε−ｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅ） ポリ（ε−カプロラクトン）
・ Ｐｏｌｙ（ＤＬ−ｌａｃｔｉｄｅ−ｃｏ−ε−ｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅ） ポリ（ＤＬ−ラクチド−ｃｏ− ε−カプロラクトン）
界面活性剤選択肢：
マイクロカプセルの粒径は有機相と水相の界面化学によって直接に制御される。界面活性剤はしばしば、油性物質と水性環境との間の界面化学を仲介するために使用される。界面活性剤は水溶液の中にある洗剤である。界面活性剤は、極性と無極性の両方の末端を持つ巨大分子である。分子の極性末端、また極性分子は水にくっつく。分子の無極性末端はＮＡＰＬ（非水相の液体）合成物を引き付ける。

可溶化に使用される界面活性剤の例は下記のとおりである。

１． Ｓｉｏｐｏｎｉｃ ２５−９：直鎖アルコールであり、２．７５ｇ／ｇの可溶化のある直鎖アルコール
２． Ｔｅｒｇｉｔｏｌ ：１．２１ｇ／ｇ の可溶化のあるエチレンオキシド／酸化プロピレン
３． Ｔｅｒｇｉｔｏｌ ＸＬ−８０Ｎ：第一級アルコールの、１．０２２ｇ／ｇの可溶化のあるエチレンオキシド／酸化プロピレンアルコキシレート
４． Ｔｅｒｇｉｔｏｌ Ｎ−１０ ：０．９６４ｇ／ｇ の可溶化のあるトリメチルｎｏｎａｌエトキシレート
５． Ｒｅｘｏｐｈｏｓ ２５／９７：０．９５１ｇ／ｇ の可溶化のあるリン酸化ノニルフェノールエトキシレート
例２０・抗炎症性且つ副腎皮質ステロイドを含む生分解性微粒子
ａ． ３０日遅延
ｂ． １２０日リリース制御
有機相：
・塩化メチレンで２０％ＤＬＰＬＧポリマーを作る
・ＤＬＰＬＡポリマーは、６５％ＤＬと３５％ＰＬＧを含む
・０．０２ｇのトリアムシノロンを秤量してガラスバイアルに入れる
・トリアムシノロンを含むバイアルに２０％ＤＬＰＬＧポリマー溶液の２ｍＬを分注する
・軌道混合器を使用して完全に薬物を溶解させる
水相：
・ＤＩ水中で、０．１モル濃度のＳＤＳ（ドデシル硫酸ナトリウム）の１００ｍＬを作る
・薬物／ポリマー溶液中にＳＤＳ ０．１モルの溶液の８ｍＬを分注する
溶媒蒸発：
・羽根車混合器の下で、反応混合物を含むガラスバイアルを置く
・１２００ ＲＰＭまで混合器立ち上げる
・望ましい粒子サイズを製造するために必要な速度が知られている限り、ゆっくり開始して望ましい粒径サイズを製造できるような羽根車の速度を徐々に上げていく
・望ましい粒径サイズを製造するための速度に達したら、８０℃の水浴中で容器を連続して混合しながら加熱し始める
・有機相の全べての塩化メチレンがボイルオフされたら、加熱を停止する。（この場合の時間は４５分）
・混合し続け、反応を室温へゆっくり冷却する
・冷却と混合の率は粒子間の相互の凝集をもたらす
・ＳＤＳは、ＤＩ水と混合物溶液を連続的に交換することによって洗浄することができる。

・濾過により粒子を収集する
・真空オーブン中８０℃で粒子を乾燥させる
流動床のカプセル化
・３％および５％の、ＰＬ：ＰＬＧ ５０：５０の高分子組成物を塩化メチレン中に作る
・乾燥粒子を含む薬物を流動床に入れる
・５％ポリマー溶液を用いて粒子を含む薬物へ、ポリマーの均一層を堆積させる。最適化された粒子床を取得するように、溶射速度と空気の流れを調整する。

・３％のポリマー溶液を使用して、薬物の望ましくない早めのリリースを引き起こすピン穴がないことを最終的な原因は不要な早期解放へのピンホールがないことを確保するプロセスを終了させる。

例２１・抗増殖性の薬剤を含む生分解性微粒子
ａ． ６０日遅延
ｂ． ３６５日リリース制御
有機相：
・塩化メチレンで２０％ＤＬＰＬＧポリマーを作る
・ＤＬＰＬＡポリマーは、１００％ＰＬＡを含む
・０．０２ｇのシロリムスを秤量してガラスバイアルに入れる
・トリアムシノロンを含むバイアルに２０％ＤＬＰＬＧポリマー溶液の２ｍＬを分注する
・軌道混合器を使用して完全に薬物を溶解させる
水相：
・ＤＩ水中で、０．１モル濃度のＳＤＳ（ドデシル硫酸ナトリウム）の１００ｍＬを作る
・薬物／ポリマー溶液中にＳＤＳ ０．１モルの溶液の８ｍＬを分注する
溶媒蒸発：
・羽根車混合器の下で、反応混合物を含むガラスバイアルを置く。

・１２００ ＲＰＭまで混合器立ち上げる。

・望ましい粒子サイズを製造するために必要な速度が知られている限り、ゆっくり開始して望ましい粒径サイズを製造できるような羽根車の速度を徐々に上げていく。

・望ましい粒径サイズを製造するための速度に達したら、８０℃の水浴中で容器を連続して混合しながら加熱し始める。

・有機相の全べての塩化メチレンがボイルオフされたら、加熱を停止する。（この場合の時間は４５分）
・混合し続け、反応を室温へゆっくり冷却する。

・冷却と混合の率は粒子間の相互の凝集をもたらす。

・ＳＤＳは、ＤＩ水と混合物溶液を連続的に交換することによって洗浄することができる。

・濾過により粒子を収集する
・真空オーブン中８０℃で粒子を乾燥させる
流動床のカプセル化
・３％および５％の、ＰＬ：ＰＬＧ ６５：３５の高分子組成物を塩化メチレン中に作る
・乾燥粒子を含む薬物を流動床に入れる
・５％ポリマー溶液を用いて粒子を含む薬物へ、ポリマーの均一層を堆積させる。最適化された粒子床を取得するように、溶射速度と空気の流れを調整する。

・３％のポリマー溶液を使用して、薬物の望ましくない早めのリリースを引き起こすピン穴がないことを最終的な原因は不要な早期解放へのピンホールがないことを確保するプロセスを終了させる。

例２２・麻酔薬、副腎皮質ステロイド及び抗増殖性の薬剤を含む皮膚充填剤組成物
ａ． ３０日遅延、１２０日リリース制御の、副腎皮質ステロイドを含む生分解性のマイクロカプセル
ｂ． ６０日遅延、３６５日リリース制御の、抗増殖性の薬剤を含む生分解性のマイクロカプセル
組成の混合物（乾燥）
・ヒアルロン酸、架橋結合 ６０％ − ９５％
・微粒子を含む抗炎症性 ５％ − ２０％
・微粒子を含む抗増殖剤 ５％ − ２０％
・麻酔薬（塩酸リドカイン） ０．１％ − ５％
０．０２４ｇ／ｍＬの濃度のリン酸緩衝生理食塩水の中で再構成する。

例２３・抗増殖剤、生分解性アクリル酸共重合体のカプセル化
卵殻形成相
有機相を構成するように、下記を溶解させる。

・生分解性のアクリル酸共重合体の０．２５ｇ
・シロリムスの０．７５ｇ
・塩化メチレンの２ｍＬ
・エタノールの０．１ｍＬ
水相
・室温で維持した０．５％ポリビニルアルコール溶液の７５ｍＬ
１２００ｒｐｍ又は望ましい粒子サイズを得られる適切な速度で機械的混合機を使用して２相を分散させる
アミンの適切な量を追加する（この場合はトリエチルアミン）
８０℃の水浴中での反応槽で２時間で混合し続ける
ジェファーミン（Ｔ−４０３）の０．１ｍＬを追加してカプセル表面を硬化する
混合し続け、反応を室温へゆっくり冷却する
冷却と混合の率は粒子間の相互の凝集をもたらす
ポリビニルアルコールは、新鮮なＤＩ水と混合物溶液を連続的に交換することによって洗浄することができる。

濾過により粒子を収集する
真空オーブン中８０℃で粒子を乾燥させる
流動床のカプセル化
・３％および５％の、ＰＬ：ＰＬＧ ６５：３５の高分子組成物を塩化メチレン中に作る。

・乾燥粒子を含む薬物を流動床に入れる。

・５％ポリマー溶液を用いて粒子を含む薬物へ、ポリマーの均一層を堆積させる。最適化された粒子床を取得するように、溶射速度と空気の流れを調整する。

・３％のポリマー溶液を使用して、薬物の望ましくない早めのリリースを引き起こすピン穴がないことを最終的な原因は不要な早期解放へのピンホールがないことを確保するプロセスを終了させる。

生体適合性に加えて、様々な医療分野においてゲルスラリーの有用性を決定する一実施形態に係るゲルスラリーの他の重要な特徴は、それらのレオロジー属性の複雑な組み合わせである。これらの属性には、粘度とそのせん断率の依存、動的モードでの弾性と粘性の特性間の比、緩和挙動及び以下に詳細に記述される幾つかの要素が含まれている。一般的に、一実施形態の生産物のレオロジーは、基本的に、２つの方法によって、非常に広い範囲にわたって制御されることができる。第一の方法では、粘弾性ゲルスラリーを形成する２つの相のそれぞれのレオロジー特性は、最終生産物の望ましいレオロジーを与えるように制御される。ゲルスラリーのレオロジーを制御するという第二の方法は、２つの相の適切な比率の選択から成る。しかし、これらのパラメータ、すなわちは、２つの相のレオロジーとその比率は、一実施形態の生産物のいくつかの他の重要な特性を決定するため、レオロジーを制御する最良の方法はそれぞれの特定の場合に応じてその場しのぎで選択すべきである。

一実施形態に従って製品に用いるのに適したゲルは、硬くて割れやすいゲルから流体のように非常に柔らかくて変形可能なゲルまで変化する、レオロジー体の様々な異なる種類を表すことができる。通常、架橋反応なしで形成されたゲル、例えば従来型のゼラチンの場合は、硬度と弾性が高分子の密度の増加と共に増加する。架橋ゲルのレオロジー特性は、通常、ゲル中の架橋密度、高分子濃度、架橋高分子が膨潤される溶媒の組成物などのようないくつかのパラメータの関数である。ヒアルロン酸とｈｙｌａｎに基づいた異なるレオロジー特性を有するゲルは上述した米国特許第４，６０５，６９１号、第４，５８２，８６５号、第４，７１３，４４８号に記載されている。これらの特許によれば、ゲルのレオロジー特性は主に、最初の反応混合物中の高分子濃度、高分子とビニルスルホンの架橋剤の比率を変更することによって制御できる。これら２つのパラメータは、得られたゲルの平衡膨潤の比率を決定し、従って、最終生成物中の高分子濃度とそのレオロジー特性も決定する。

溶媒の実質的な量は、ゲルの機械的圧縮で、予め平衡膨潤状態に達するようになったゲルから除去することができる。圧縮は、溶媒を通すがゲルを通さないスクリーンのある密閉容器の中でのゲルに圧力を加えることで得られる。圧力は、いずれかの適切な装置で、又はガス層或いは空気を通って便利に、直接にゲルに加えられる。ゲルを圧縮するには、下部に上述した半透膜がある容器内のゲルに遠心力を加えることによる方法もある。高分子ゲルスラリーの圧縮率は、ゲルの化学性質、ゲル粒子のサイズ、高分子濃度およびゲルスラリー中の自由溶媒の存在等、多くの要因によって決まる。一般に、ゲルスラリーは、スラリー中の自由溶媒の除去が迅速に進行するように圧力を受けるときに、ゲル粒子からの溶媒のずっと遅い除去が続く。ゲルスラリーからの溶媒除去の速度論は、圧力、温度、装置の構成、ゲル粒子の大きさ、およびゲルの最初の高分子濃度などのパラメータによって決まる。通常、圧力、温度、および濾過表面積の増加およびゲル粒子サイズ、最初の高分子濃度の減少は溶媒除去速度の増大につながる。

ゲルスラリーからの溶媒の部分的な除去は、スラリーの粘着性をより高くするようにし、スラリーのレオロジー特性を実質的に変更する。変化の大きさは、以下スラリーの最初の体積と圧縮された材料の体積の比率と定義される圧縮の程度に依存する。

圧縮の達成可能な程度、即ちゲルスラリーの圧縮は、ゲルによって異なる。例えば、生理食塩水でのｈｙｌａｎゲルスラリーは、２０以上の圧縮比に達することが容易である。

最初の高分子濃度と同じ溶媒での圧縮されたゲルの再構成は、元のものと同一のゲルを生成する。これは、レオロジー特性を測定することと、ゲルから遠心分離による溶媒除去の速度論で証明されている。

なお、一実施形態に係る粘弾性混合物のゲル相中の高分子濃度は、順番に混合物の最終用途によって決定される混合物の望ましい特性により広範囲にわたって変化することができると解すべきである。しかし、一般に、ゲル相中の高分子濃度は、０．０１から２０％、できれば０．０５から２０％とすることができる。ｈｙｌａｎとヒアルロン酸の純粋または混合ゲルの場合には、ゲル中の高分子濃度は、０．１〜１０％の範囲であることが好ましいである。また、さらに好ましいのは、膨潤溶媒が生理食塩溶液（０．１５Ｍ含水塩化ナトリウム）の場合０．１５から５％である。

上述したように、一実施形態による粘弾性ゲルスラリーの第２相のための可溶性高分子の選択は、生産物の最終用途で決定される多くの考察によって支配される。可溶性高分子の相の中の高分子濃度は、最終混合物の好ましい特性およびゲル相の特性次第で広い範囲を超えて変化する場合がある。粘弾性ゲルスラリーのレオロジー特性が最大関心事に属する場合、可溶性高分子濃度は、それ相応に高分子の化学的性質とその分子量に十分に配慮することで選択することができる。一般に、可溶性相中の高分子濃度は０．０１％〜７０％の間である。また、好ましくは０．０２％〜４０％である。ｈｙｌａｎまたはヒアルロン酸は可溶性高分子として使用される場合には、その濃度は０．０１〜１０％の範囲内であり、好ましくは０．０２〜５％の範囲内である。コンドロイチン硫酸やデルマタン硫酸等のような他のグリコサミノグリカンが可溶性高分子として使用される場合では、はるかに低い分子量を有するため、その濃度は大幅に高くなる場合もある。

一実施形態による粘弾性ゲルスラリーを形成する２つの相は、撹拌器や混合器のようないかなるの従来の方法で混合されることがある。ポリマー溶液の中のゲル相の一様分布を達成するために、混合は十分な時間で続くべきである。上述したように、ゲル相は既に、ゲルをメッシュ又は開口部のあるプレートで押す、又は適当な撹拌器で高速で撹拌するといういかなるの従来方法で崩壊させて取得するスラリーになっている可能性がある。その他にも、粘弾性の混合ゲルスラリーは、ポリマー溶液で大きなゲルを混合し、その後、上述のいかなるの従来の方法による粘弾性スラリーの形成との混合物で崩壊させることによって調製することができる。一実施形態によって混合ゲルスラリーを調製される前者のケースでは、ゲルスラリー相は平衡膨潤のゲルで作成され、この場合、ゲル粒子間の自由溶媒がないか又はいくつかの自由溶媒がある。後者のケースでは、この自由溶媒は、第二相として使用されるポリマー溶液の濃度を希釈する。混合物中のゲル相として使用されるゲルスラリー第三のタイプは、特性が上述された圧縮ゲルである。圧縮ゲルがポリマー溶液と混合されたとき、各成分とそれらの混合物の熱力学によって、溶液相からの溶媒がゲル相に入いってゲル相を平衡へさらに膨潤させる場合がある。

一実施形態による粘弾性混合ゲルスラリーの組成物は広い範囲内で変化することができる。混合物中で、ポリマー溶液は０．１〜９９．５％、好ましくは０．５〜９９％、さらに好ましくは１〜９５％を占め、残りはゲル相となる。混合物の適切な組成物の選択は、２つの成分の特性とその組成物に依存し、スラリーの望ましい特性とその最終用途によって支配される。

ポリマーゲルスラリー及びポリマー溶液の２つの主要成分に加えて、一実施形態による粘弾性ゲル混合物は、２つの主要コンポーネントに加えて、生産物の最終用途に応じて、微結晶性セルロース、金属粉末、無機塩類、不溶性無機塩類、染料、界面活性物質、油、粘度調整剤、安定剤等のような薬剤、充填剤を含む様々な生理活性物質など多くの他の成分が含まれる可能性がある。

一実施形態による粘弾性ゲルスラリーは、本質的に、規則形状又は不規則形状の個別粘弾性ゲル粒子が均一に分布されて流体として流動額的に作用する連続的ポリマー溶液マトリックスを表す。言い換えれば、それらの粘弾性ゲルスラリーは特定の粘度、弾性、可塑性を示す。スラリーの組成パラメータ、即ち、ゲル相と溶液相中の高分子濃度及び２つの相間の比率を変化させることで、定常流での粘度、動的モードでの弾性、緩和特性、粘性挙動と弾性挙動の比率など、スラリーのレオロジー特性を制御することができる。

一実施形態による粘弾性ゲルスラリーの組成パラメータにの影響を強く受ける他の特性のグループは、スラリー中へ及びスラリから周辺環境への様々な物質の拡散に関連する。拡散過程は、より詳細に後述するように、組織と薬物送達間の癒着形成の防止などのように医療分野では、粘弾性ゲルスラリーのいくつかの特定応用に極めて重要である。

組織間の癒着形成は、全ての手術の後のもっとも一般的且つ非常に望ましくない合併症の一つであることがよく知られている。癒着形成の機構は、通常分離されるべき２つの異なる組織を結合する瘢痕組織に最終的に変形するフィブリン血栓の形成を含む。癒着は不快感や痛みのような多数の望ましくない症状を引き起こし、特定の場合には生命を脅かす状況をもたらす。たとえ再手術後の癒着形成に対する保証がないとしても、癒着形成は、単に癒着を除去するために別の手術をかなり頻繁に必要とする。癒着を除去する手段の一つは、組織間の間隔へのフィブリノゲンの拡散を防止するいくつかの材料で手術中に影響を受けた組織を分離してその間隔での連続フィブリン塊の形成を除去することである。しかし、プレインゲルスラリーの場合の低分子量及び分子量物質 は、特にスラリーが体液と混合してゲル粒子が相互に分離されたときにゲル粒子間に容易に現れる。一方、一実施形態による粘弾性混合ゲルスラリーは体内に注入された（埋め込まれた）とき、ゲル粒子間に位置する高分子溶液相は体液での希釈後でも拡散を制限し続けて癒着を防止する。さらに、この効果は、高分子溶液相の高分子濃度の増加に伴ってより顕著になる。

一実施形態による粘弾性混合ゲルスラリーが薬物送達ビヒクルとして使用される場合も同様である。スラリーの各相または両方の相は、体内へ注入した後の粘弾性スラリーからゆっくり拡散する生理作用を持つ薬剤又は任意の他の物質で負荷できる。拡散率は、スラリの組成パラメータの変更で便利に制御することができる。

一実施形態による粘弾性混合ゲルスラリーの成分は、培地を通る生細胞の移動速度を落とし、様々の表面へのそれらの癒着を防止することで生細胞の挙動に影響を及ぼす。これらの効果の表明の程度は、混合物の２つの成分の組成物とそれらの比率、表面の性質と粘弾性ゲルスラリーとの相互作用、細胞型などのような要素に強く依存する。しかし、どんな場合でも、粘弾性ゲルスラリーのこの特性は、癌の増殖と転移などのような場合に細胞移動と細胞接着の調節が最も重要である医学障害の治療に使用することができる。

一実施形態による生体適合性の粘弾性ゲルスラリーの上記の二つの応用に加えて、他の可能な応用は、軟部組織増強、眼科や耳鼻咽喉科などの分野における粘性手術用具としての材料の使用、創傷管理、整形外科における変形性関節症の治療等となる。これらの応用の全てにおいては、混合ゲルスラリーの次の基本的な特性が利用される：生体適合性、制御粘弾性と拡散特性、注入部位での容易な制御滞留時間、認めた材料の容易な取り扱い（例えば小径針を通すその注入）。以下の方法は、一実施形態によって得られる生産物の特徴づけのために使用された。溶液中のｈｙｌａｎ又はヒアルロン酸の濃度は、自動化されたカルバゾール法（Ｅ． Ａ． Ｂａｌａｚｓ， ｅｔ ａｌ， Ａｎａｌｙｔ． Ｂｉｏｃｈｅｍ． １２， ５４７−５５８， １９６５）を使用してヘキスロン酸分析試験によって決定された。ゲル相でのｈｙｌａｎ又はヒアルロン酸の濃度は、米国特許第４，５８２，８６５号の実施例１に記載したように、修飾ヘキスロン酸分析試験によって決定された。

粘度測定、振動とリラクゼーション：レオロジー特性は、制御されたせん断速度と３つのモードで動作することができますと、コンピュータ化レオですボーリンレオメータシステムで評価した。レオロジー特性は、制御せん断率のコンピュータ化レオメータであり、粘度測定、振動、緩和の３つのモードで動作することができるＢｏｈｌｉｎレオメータシステムで評価された。低・高せん断率（速度）での剪断粘度の測定は、粘弾性ゲルスラリー及び、生産物の多くの応用にとって重要であるそれらの擬似塑性（異なるせん断率での粘度の比）を特徴づける。様々な周波数での粘弾性特性の測定は、弾性（貯蔵弾性率Ｇ’）の特性と粘性（損失弾性率Ｇ”）の特性間のバランスを特徴づけた。緩和特徴は、時間に対するせん断弾性率Ｇの変化として評価され、異なる緩和時間での２つの弾性率の値の比率として表された。

次に、様々なＨＡの架橋のアプローチについて説明される。以下の反応は主に、ヒドロキシル基及びカルボキシル基という最も反応性のある２つの官能基に重点を置く。

１． ビスエポキシド、（Ｂｉｓｅｐｏｘｉｄｅ）
エチレングリコールジグリシジルエーテル（Ｅｔｈｙｌｅｎｅｇｌｙｃｏｌ ｄｉｇｌｙｃｉｄｙｌ ｅｔｈｅｒ）
１，４ブタンジオールジグリシジルエーテル（ｂｕｔａｎｅｄｉｏｌ ｄｉｇｌｙｃｉｄｙｌ ｅｔｈｅｒ）
この方法は、もともとアガロースを架橋結合するために開発された。現在、ＨＡを架橋結合するために、反応がｂｉｓｅｐｏｘｙｂｕｔａｎｅと水素化ホウ素ナトリウムを用いた希釈なＮａＯＨ中である。 ６０℃のエタノール０．１ Ｎ ＮａＯＨ中エチレングリコールジグリシジルエーテルとヒアルロン酸との反応ももヒドロゲルが得られた。その結果生まれるゲルは、含水率が高く（＞９５％）、炎症（刺激）・注射方薬物送達のための応答性分解可能なマトリックスとしての使用のために調査された。

ヒアルロン酸とアルカリ性の１，４ − ブタンジオールジグリシジルエーテルから調製されたヒドロゲルは高度に多孔質であった。そして、この材料はｐｅｒｉｏｘｉｄａｔｅで活性化された後、Ａｒｇ−Ｇｌｙ−Ａｓｐ （ＲＧＤ）という細胞接着ドメインを含む１８アミノ酸ペプチドで修飾されてヒドロゲルとの細胞接着を高める。アルカリ性媒体中で、ジビニルスルホンも、多分ヒドロキシル基との反応を経由してヒアルロン酸と架橋結合する。

２． ジビニルスルホン（ＤＶＳ）
アルカリ性媒体中で、多分ジビニルスルホンも、ヒドロキシル基との反応を経由してヒアルロン酸と架橋結合する。．

３． Ｉｎｔｅｒｎ内部エステル化
自動架橋（ＡＣＰ（商標）， Ｆｉｄｉａ）は、ヒアルロン酸のヒドロキシル基とカルボキシル基の間にある分子間・分子内の両方の結合の、ヒアルロン酸の内部エステル化誘導体である。ＡＣＰ（商標）は、白い粉に凍結乾燥させ、透明ゲルに水和させことができる。この新しい種類の生体材料は術後の。。。を減少させる障壁として使用されている。

４． 光架橋
ヒアルロン酸のメタクリル酸誘導体は、ヒアルロン酸ブチラートの上述のように、過剰のメタクリル酸無水物での水酸基のエステル化により合成された。この誘導体は、５１４ｎｍのアルゴンイオンレーザ照射下での開始剤として、１−ビニル−２−ピロリドン及びトリエタノールアミンの中のエチルエオシンを使用して安定ヒドロゲルを形成するために、光架橋結合された。障害組織を囲む粘着ゲルの形成をもたらすヒアルロン酸誘導体のその場光重合の使用は、周囲の器官からの分離を提供して癒着の形成を防止することができる。予備細胞カプセル試験は、ランゲルハンス島を用いて順調に行ってインスリンのバイオ人工の源を開発する。

５． グルタルアルデヒド架橋
このプロセスの化学的性質が確認されなかったが、陽イオン交換ヒアルロン酸ナトリウム（１．６ＭＤａ）から押し出されたヒアルロン酸ストランドは、グルタルアルデヒド水溶液中で架橋された。次にストランドの表面は、ポリ−Ｄ−リジンとポリ−Ｌ−リジンの付着で再構築された。ポリペプチド再浮上のヒアルロン酸ストランドは良好な生体適合性を示し、細胞接着を促進した。

６． 金属陽オン媒介架橋
Ｉｎｔｅｒｇｅｌ（登録商標）（ＦｅＨＡ、ＬｉｆｅＣｏｒｅ）は水酸化第二鉄とのキレート化によって形成されたヒアルロン酸のヒドロゲル製剤である。ヒアルロン酸の同様の架橋は、銅、亜鉛、カルシウム、バリウム、およびその他のキレート化金属を使用する製剤の基礎となっている。赤みがかったＦｅＨＡゲルは手術後の癒着を防止するための開発中です。

７． カルボジイミド架橋
Ｉｎｃｅｒｔ（登録商標）は、含水イソプロパノール中でビスカルボジイミドとヒアルロン酸を架橋することにより調製された生体吸収性スポンジ（Ａｎｉｋａ治療法）である。この方法は、ヒアルロン酸と反応してＮ−アシル尿素（Ｎ−ａｃｙｌｕｒｅａｓ）を形成するために、カルボジイミドの望ましくない傾向を利用する。この応用では、２つのＮ−アシル尿素結合の形成は、化学的な安定性及び副産物のない架橋を提供する。疎水性ビスカルボジイミドが使用されため、Ｉｎｃｅｒｔ（登録商標）は、血液の存在でさえその効き目を縫合・保持する必要なく組織に付着する。最近では、ウサギ糞便摩耗の研究で術後癒着を防止するのに有効であることが分かった。

低含水ヒアルロン酸ヒドロゲル膜は、水溶性カルボジイミドと一緒にヒアルロン酸（１．６ＭＤａ）膜をヒアルロン酸の水混和性非溶媒を含む水性混合物中のカップリング剤として架橋する。低含水ヒドロゲル酸が得られた最も高い架橋度は８０％エタノールの中で得られた。含水率６０％のこの膜は、緩衝液への浸漬後２週間わたって安定した状態を保つ。Ｌ−リジンメチルエステルの存在下で、水溶性カルボジイミドとヒアルロン酸膜との架橋は、さらにヒアルロン酸膜の生体内分解を延長させた。

８． ヒドラジド架橋
上述したヒドラジド化学を使用することで、ヒドロゲルは、ビスヒドラジド（ｂｉｓｈｙｄｒａｚｉｄｅ）、トリスヒドラジド（ｔｒｉｓｈｙｄｒａｚｉｄｅ）、多価ヒドラジド化合物を用いて調製されている。試薬の反応条件及びモル比を調整することで、軟質且つ注入可能なゲルから機械的硬質且つ砕けやすいゲルまでの範囲の、物理化学的特徴のあるゲルを得ることができる。ＨＡ−ＡＤＨは、販売の小分子ホモバイファンクショナル架橋剤を用いて架橋結合することができる。

最近になって、その場重合技術は、生理学的条件下でＰＥＧ−ジアルデヒドの高分子架橋剤を用いてＨＡ−ＡＤＨを架橋結合することで開発された。明確に定義された機械的強度を持つ、生態適合性且つ生分解性のヒアルロン酸ヒドロゲル膜は、溶媒の蒸発後得られた。高分子薬物はこれらのヒアルロン酸ハイドロゲル膜からゆっくり放出され、これらの新しい材料は創傷治癒中に再上皮化を促進した。

１． 残余蛋白質での架橋
これの例はＨｙｌａｎ （生物基質）である。これらは、塩基性溶液中でホルムアルデヒドとヒアルロン酸含有の残余蛋白質を架橋することで形成されたヒドロゲル又はヒドロゾルである。１３可溶性ｈｙｌａｎは、ヒアルロン酸と比較してより強化レオロジー特性を示すヒアルロン酸の高分子量型（８ − ２３ＭＤａ）である。Ｈｙｌａｎゲルは、可溶性ｈｙｌａｎ材料より弾性と粘性が高いし、自然ヒアルロン酸の高い生体適合性を維持できる。Ｈｙｌａｎは数多くの医学的応用において研究されている。

２． 多成分反応
（１）パセリーニ 反応及び（２）ウギ反応として知られている３〜４成分反応がある。

パセリーニ 反応では、ヒアルロン酸の水溶液が含水グルタルアルデヒド（又は他の水溶性ジアルデヒド）と混合され、反応性の高いイソシアン化物、例えば、シクロヘキシルイソシアニドの既知量に添加される。

４成分反応のウギ反応では、ジアミンがこの３成分混合物に添加される。

架橋度は、アルデヒドとジアミンの量によって制御される。

３． 表面修飾
一例では、高分子表面を発散するようにアルゴンガスとアンモニアガスプラズマで活性化されたポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）の表面で行うべきである。次に、表面のペンダントカルボン酸官能基を得るために、発散された表面は無水コハク酸で修飾された。その後、このペンダントカルボン酸官能基は、カルボジイミドの存在したでＨＡ−ＡＤＨと一緒に凝縮されて、親水性、非粘着性且つ滑らかなプラスチック表面を得た。金属表面とガラス表面は、表面活性化、その後適切なヒアルロン酸誘導体の共有結合性科学的付着によって修飾することができる。

２． 以下に示すように、ＨＡの４つの異なる治療的修飾のオプションがある。

１． Ａ： ＨＡは、（１）ヒドロキシル基の位置と（２）カルボキシル基の位置の２つの箇所で架橋することができる。

２． Ｂ：ヒドロキシル基及び／又はカルボキシル基と反応しやすい官能基を持つ薬剤はＨＡ分子上に結合され、ＨＡ分子は薬剤の担体として作用することができる。

３． Ｃ：個別ＨＡ分子は、ヒドロキシル基及び／又はカルボキシル基と反応しやすいペンダント官能基を有するポリマー鎖に移植又は共有結合することができる。

４． Ｄ：ＨＡ分子は、それらの官能基が反応しやすい提供されたリポソームに移植することができる。

ＨＡ治療修飾のオプションは、架橋ＨＡヒドロゲル、ＨＡ薬剤バイオコンジュゲート（ｂｉｏｃｏｎｊｕｇａｔｅ）、ＨＡ移植共重合体、ＨＡリポソームを含む。

ＨＡ反応部位

５． カルボキシル基化学反応
１． エステル化

エステル化ヒアルロン酸の生体材料は、ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）溶液中でハロゲン化アルキルとヒアルロン酸のテトラ（ｎ−ブチル）アンモニウム塩とのアルキル化によって調製されている。これらのヒアルロン酸エステルは、膜および繊維生成するために押し出したり、スポンジを得るために凍結乾燥したり、微小球を生産するために噴霧乾燥・抽出・蒸発で処理したりすることができる。これらの高分子は、乾燥時は優れた機械的強度を示すが、水和したものはそれほど丈夫ではない。エステル化度は、酵素分解に対して剛性と安定性がより高く感受性がより低いポリマー鎖ネットワークを生成する疎水性パッチのサイズに影響を与える。

２． カルボジイミド媒介反応

３． カルボジイミド化合物によるのヒアルロン酸のカルボキシル官能基の化学的修飾は一般的にｐＨ ４．７５で水中で行われる。

６． ヒドロキシル基化学反応
ｉ． 硫酸化
ＤＭＦ中で、ピリジン − 三酸化硫黄 コンプレックスとのヒアルロン酸の硫酸化は、ＨｙａｌＳｘという異なる程度の硫酸化を生産する（二糖当たりにｘ ＝ １ - ４）。次に、硫酸化ヒアルロン酸ＨｙａｌＳ３．５は、ジアミンポリエチレングリコール誘導体及び水溶性カルボジイミドを用いてプラズマ処理ポリエチレン（ＰＥ）上に固定された。トロンビン時間試験及び血小板粘着の挙動は、この方法で血液適合性且つ抗血栓のＰＥ表面の調製が期待できることを示された。また、ＨｙａｌＳｘは、光解離性アジドフェニルアミノ誘導体に変換され、テレフタル酸ポリエチレン（ＰＥＴ）膜上に光固定化された。硫酸化ヒアルロン酸でコーティングされた９表面は、コーティングされていない表面と比較して、細胞付着、汚染、細菌増殖の顕著な減少を示す。コーティングはコンドロイチナーゼとヒアルロニダーゼによる分解に対して安定であった。

ヒアルロン酸ブチレートは、特に、腫瘍細胞への標的薬剤送達システムとして用いられる。酪酸は、細胞の分化を誘導し、ＤＭＦ含有ジメチルアミノピリジン中での、無水酪酸と低分子量ヒアルロン酸のｓｙｍ−ｃｏｌｌｉｄｉｎｉｕｍ塩との反応を介して、ヒアルロン酸と共役させられたヒト腫瘍の種々の増殖を阻害することが知られている。

ｉｉ． イソ尿素共役又は臭化シアン活性化
アントラサイクリン系抗生物質アドリアマイシン及びダウノマイシンは、臭化シアン（ＣＮＢｒ）活性化を介してヒアルロン酸と共役させられた。この反応スキームは、一般に、オリゴ糖蓄積を活性化して反応性の高いイソ尿素中間対を介して親和マトリックスを生成するために使用される。治療薬は オリゴ糖蓄積又は、ウレタン結合を介してグリコサミノグリカンのヒドロキシル官能基の１つに付着するが、分光検証はなかった。さらに、反応条件の厳しさはヒアルロン酸の完全性及び生体適合性を危険にさらす可能性がある。

ｉｉｉ． ペルオキシダーゼ酸化
反応性ビスアルデヒド官能基は、ペルオキシダーゼナトリウムの酸化で、ヒアルロン酸上の近接第２級アルコールから生成することができる。

反応性官能基ｂｉｓａｌｄｅｈｙｄｅナトリウムペルオキシダーゼによる酸化によってヒアルロン酸に隣接第二級アルコール関数から生成することができる。この化学的性質（現象・作用）は、親和固定化又は蛍光プローブへの変換のための、糖タンパク質の化学活性化の標準方法である。ペルオキシダーゼ活性化されたヒアルロン酸で、第１級アミノと共役させることで、架橋、細胞付着ドメインを含むペプチドの付着、固定化材料を得ることができる。厳しい酸化処理は、鎖切断及び潜在的且つ免疫原性結合をヒアルロン酸生体材料の中に入り込ませる。

ｉｖ． 還元末端修飾
ヒアルロン酸の還元末端の還元的アミノ化は、、親和マトリックス、フルオロフォアで標識した材料、ヒアルロン酸リン脂質を調製してヒアルロン酸リポソーム内へ挿入するために使用されている。例えば、低分子量ヒアルロン酸はホスファチジル・エタノールアミンに共有結合され、この複合体は、低密度リポタンパク質（ＬＤＬ）粒子の表面上の保護用「砂糖の装飾」のために使用されている。グリコサミノグリカン毎に１つだけの付着店があるので、末端標識化は、ヒアルロン酸生体材料又はプロドラッグの用途に広く使用されていない。

ｖ． アミド修飾
幾つかの調合剤では、天然ヒアルロン酸は、誘導体化され得る多くの自然脱アシル化グルコサミン単位を持つ。還元末端修飾と同様に、これは非常に低い修飾率を提供する。しかし、一般的使われているヒドラジン分解法が使用される場合、Ｎ−アセチル基の修飾は重要になることもある。ヒアルロン酸の限られたヒドラジンは、ヒアルロン酸上でフリーグルコサミン残留物を作成するだけでなく、塩基誘導主鎖分解及び還元末端修飾をもたらすことがある。

更に他の実験では、材料は以下のような方法を含むことがある。

１． 実験的方法
１． 実験００１−１２：油中水乳剤架橋反応

１． 反応は油中水乳剤反応である
２． 室温で１時間で反応させる
３． 遠心分離機でゲル粒子を収集する
４． アセトンで洗浄する

２． 実験００１−１４

１． 最初にＸ−Ｌｉｎｋｅｒ混合を調合する。

２． 次に、反応混合物する。

３． 「ａ」〜「ｅ」のＸ−Ｌｉｎｋｅｒ混合をＨＡに添加する。反応が起こる。

４． Ｘ−Ｌｉｎｋｅｒ混合をＨＡの中にうまく入り込むようにヘラでよく混ぜる。

５． ３０〜６０分おきに混ぜながら、各反応が室温で起こるようにする。

６． 反応の８時間後の生産物は架橋ヒアルロン酸ゲルである。

７． ３０分おきに混ぜながら、５２℃で、３時間で置いておく。

８． ＰＢＳで３Ｘ洗浄する。

３． ＨＡ Ｘ−ｌｉｎｋｉｎｇ過程の中の成分の境界条件
実験００１−１６：Ｘ−ｌｉｎｋｅｒ混合保管期間及び反応温度
１． Ｘ−ｌｉｎｋｅｒ混合は調合してから２４時間内で使用、室温条件で保管しなければならない。

１． ５０℃の反応温度は１時間以上保持するには高すぎる。

実験００１−１７：１％ ＮａＯＨの保管期間
２． Ｘ−ｌｉｎｋｅｒを含むＮａＯＨ溶液は調製してから１時間ないで使用すべきである。

３． １．でのＮａＯＨ濃度は、完全的反応生産物を得るには低すぎる。

１． Ｘ−Ｌｉｎｋｅｒ保管期間 − ＢＤＤＥ
１． 実験００１−１８：一旦ＢＤＤＥを含む混合物がＮａＯＨと混合されたら、３時間内で使用すべきであることが分かる。

４． Ｘ−Ｌｉｎｋｅｒ保管期間 − ＤＶＳ “ＴＢＤ”
５． 実験００１−１９

１． ＡとＢを一緒に添加してよく混合する。

２． ３０分おきに混ぜながら、室温で、２時間で置いておく。

３． ３０分おきに混ぜながら、５０℃で、１時間で置いておく。

４． 生産物は、Ｊｕｖｅｄｅｒｍという商品に非常によく似ている。

６． 実験００１−２１

１． ＡとＢ１〜Ｂ５のそれぞれと一緒に添加してよく混合する。

２． ３０分おきに混ぜながら、室温で、２時間で置いておく。

３． ３０分おきに混ぜながら、５０℃で、１時間で置いておく。

４． 生産物は、Ｊｕｖｅｄｅｒｍという商品に非常によく似ている。

７． Ｘ−Ｌｉｎｋｉｎｇレベルの効果
１． 実験００１−２２：ＢＤＤＥ （１，４−ブタンジオールジグリシジルエーテル）

１． 実験
００１−２５： ＤＶＳ （ジビニルスルホン）
２．

一実施形態では、ＨＡは、単相の特性を有するシステムを形成するために、直列に架橋することができる。ＩＰＮのような生体適合性架橋高分子は、ヘテロ多糖類を架橋して単一架橋材料を形成し、単一架橋材料の上に１つ以上の追加架橋を行って多重架橋材料を形成する。多重架橋材料は、前記単一架橋材料より、人体内で長く持続できるコアを有している。その結果、少しされたところから高度に架橋されたコアまで、スムーズな連続体の材料が形成される。少し架橋材料は、小さなゲージ注射器でＨＡを人体内に簡単に入り込ませることができるが、このような少し架橋材料が人体内で長く持続しない。しかし、従来のＨＡ皮膚充填剤と異なって、高度架橋材料は、人体内に長く持続して身体増強の定期的なタッチアップが要らないである。

好適な実施形態による遅延架橋剤の、安定且つ非水の懸濁液は、以下のいずれかを変化させることによって制御することができる。

１）使用された架橋化合物
２） 懸濁液中のＨＡの粒径
３）ＨＡを含む流体のｐＨ
４）ＨＡ懸濁液の濃度（すなわち、負荷）
５）溶液の温度
実例として、同様の条件下で使用された場合、ＨＡ化合物の分子量の種類は、水溶性溶液正確な架橋時間を制御するように効果的に用いることができる。より具体的には、よりゆっくりと低分子量酸の懸濁液よりも大きい分子量ＨＡは、クロスリンクの懸濁液。

懸濁（した）ヒアルロン酸の粒径に関して、粒径が大きくなるにつれて、水溶性高分子溶液の架橋のために必要となる時間が増加していく。逆に、粒径が小さくなるにつれて、水溶性高分子溶液の架橋のために必要となる時間が減少していく。

水溶性高分子溶液の架橋の前のｐＨは、架橋時間を制御するために使用することができる。水溶性高分子溶液のｐＨは、遅延架橋剤の安定且つ非水性の懸濁液の溶解速度に影響を及ぼす。具体的に言うと、懸濁液にはＨＡ粒子の大部分が含まれている場合、水溶性高分子溶液のｐＨが高くなるにつれて、架橋剤懸濁液の溶解速度が増加していくのに対し、懸濁液にはホウ砂粒子の大部分が含まれている場合、水溶性高分子溶液のｐＨが低くなるにつれて、架橋剤懸濁液の溶解速度が減少していく。逆に、懸濁液にはホウ砂粒子の大部分が含まれている場合、水溶性高分子溶液のｐＨが低くなるにつれて、架橋剤懸濁液の溶解速度が減少していくのに対し、懸濁液にはＨＡ粒子の大部分が含まれている場合、水溶性高分子溶液のｐＨが高くなるにつれて、架橋剤懸濁液の溶解速度が増加していく。

水溶性高分子溶液中の遅延ＨＡ架橋剤の安定且つ非水の懸濁液の濃度（即ち負荷）及びの懸濁液の含有量の両方は、水溶性高分子溶液の架橋時間に同様に影響を与える。水溶性高分子溶液中の遅延ＨＡ架橋剤の懸濁液の濃度、或いは、架橋剤懸濁液の含有量のいずれかが高くなるにつれて、水溶性高分子溶液の架橋時間が減少していく。逆に、水溶性高分子溶液中の遅延ホウ素架橋剤の懸濁液の濃度、或いは、架橋剤懸濁液の含有量のいずれかが低くなるにつれて、水溶性高分子溶液の架橋時間が増加していく。

温度は、水溶性高分子溶液の架橋時間を変更するために使用することができる。水溶性高分子溶液の温度が上がるにつれて、その架橋時間が減少する。逆に、水溶性高分子溶液の温度が下がるにつれて、その架橋時間が増加する。更に、水溶性高分子溶液の架橋時間の増加又は減少は、遅延ＨＡ架橋剤の安定且つ非水の懸濁液の形成に用いられる粘土の種類によって決まる。

その上、分子微小球、高分子ミセル、可溶性高分子、ヒドロゲル形式材料のような材料は、生化学的分解から薬剤を保護するために使用され、生物医学的応用、特に薬物送達装置の成分として用いられるのように、大きな可能性を示している。医用高分子のデザインとエンジニアリング（例えば、生理学的条件下での使用のための高分子）は、一般的に特殊且つ厳密な要件の対象となっている。特に、このようなポリマー材料は、それらが使用される生物学的環境と互換でなくてはならない。即ち、それらが親水性のある特徴を示すということである。それらはまた、適切な生分解性（即ち、それらは、低分子量種に分解する。高分子フラグメントは、痕跡を残さずに、順番に体内で代謝されか、または排泄される）。を証明しなければならない。生分解性は、典型的には、主鎖に加水分解に不安定な結合を有する高分子を合成するか、または使用することによって達成される。この特徴を持つ最も一般的な化学官能基は、エステル、無水物、オルトエステル、及びアミドである。加水分解に不安定な主鎖の化学的加水分解は、高分子の分解のために一般的な機構である。生分解性高分子は、天然または合成のいずれかのものである。医学的応用及び生物医学研究に一般的に使用される合成高分子は、ポリエチレングリコール（薬物動態および免疫応答調整剤）、ポリビニルアルコール（薬剤担体）、およびポリ（ヒドロキシプロピルメタクリルアミド）（薬剤担体）を含む。また、天然高分子は、生物医学的用途にも使用される。例えば、デキストラン、ヒドロキシエチル澱粉、アルブミン、及び一部加水分解されたタンパク質は血漿代用薬から、放射性医薬品、非経口栄養までの用途において有用であることが分かる。一般的に、合成高分子は、天然材料より、広い範囲の特性及び予測可能なロット間一様性を提供するように調整することができる大きな利点を持つ。

一実施形態では、リンカーは、カルボニル間で少なくとも３個の原子のあるジカルボン酸であり、エステルを形成するカルボニルへのヘテロ原子アルファを含む；リンカーが、カルボニル間で少なくとも３個の原子のあるジカルボン酸であり、エステルを形成するカルボニルへのヘテロ原子アルファを含まない場合、放出半減期は約１００時間強である；リンカーが、カルボニル間で２個の原子のあるジカルボン酸であり、テザーが窒素と反応性水素を含む場合、ＨＡの放出半減期は約０．１〜約２０時間である；放出半減期は、複合体がＰＨＦ−ＳＡ−Ｇｌｙ−ＣＰＴ、ＰＨＦ−（ｍｅｔｈｙｌ）ＳＡ−Ｇｌｙ−ＣＰＴ、ＰＨＦ−（２，２−ｄｉｍｅｔｈｙｌ）ＳＡ−Ｇｌｙ−ＣＰＴ、ＰＨＦ−（２−ｎｏｎｅｎ−２−ｙｌ）ＳＡ−Ｇｌｙ−ＣＰＴ、ＰＨＦ−ＳＡ−Ｇｌｙ−Ｔａｘｏｌ、又はＰＨＦ−ＳＡ−Ｇｌｙ−Ｉｌｌｕｄｉｎではないという条件で、 ３７℃で、０．０５Ｍリン酸緩衝液、０．９％生理食塩水（ｐＨ７．４）の中で測定される。

いくつかの実施形態において、ｐｏｌｙａｌがアセタールである。他の実施形態では、ｐｏｌｙａｌがケタールである。いくつかの実施形態において、アセタールがＰＨＦ。いくつかの実施形態において、ＲｉがＨ。他の実施形態では、ＲｉがＣＨ３。いくつかの実施形態において、Ｒ２が−ＣＨ（Ｙ）−Ｃ（Ｏ）−である（式中、Ｙは天然に存在するアミノ酸の側鎖の一つである）。いくつかの実態形態において、Ｒ２がアリール基である。いくつかの実施形態において、Ｒ２がヘテロアリール基である。他の実施形態において、Ｒ２が脂肪族環である。いくつかの実施形態において、Ｒｉ及びＲ２が窒素と一緒に結合したら、環を形成する。他の実施形態は当業者によく知られている。例えば、いくつかの実施形態は、ＵＳ２０１０／０３６４１３に記載され、その内容は参考として包含される。

図１は、多重架橋ＨＡを直列にに製造する模範的なシステムを示す。図１において、ＨＡ材料Ｐ−１５及び水酸化ナトリウムＰ−１６は、ゲート及び測定単位Ｐ−１４に提供される。そのアウトプットは混合器Ｐ−１７に提供される。架橋剤ソースＥ９は化学反応炉Ｉ−７に提供され、そのアウトプットはタンクＰ２１に格納される。その後、格納された架橋ＨＡは霧化することができる（噴霧される？）。

図２は、多重架橋ＨＡを直列に製造する別の模範的なシステムを示す。図２において、ＨＡ及び水酸化ナトリウムは、ＰＶＳ１、ＰＶＳ２、ＰＶＳ３ソースのように複数の架橋剤ソースを受け取る化学反応炉に提供される。化学反応炉は直列に多重架橋ＨＡを生成し、その後多重架橋ＨＡは、残留物を除去し、ｐＨを約７．４に変更するためにチャンバーで洗浄される。チャンバーは蒸留水及びｐＨの約７．４のＰＢＳ（リン酸緩衝生理食塩水）を受け取る。洗浄されたアウトプットは最終組み立てそして放送装置に送付される。

図３は、結果として得られる多重架橋ＨＡの模範的な図を示す。軽度架橋した拡張が組成物を小さなゲージ針を通して注入できるようし、第２の直列架橋センターが生物学的過程による吸収に耐性がある特徴とし、
軽度に架橋した拡張又は腕を有する第１高分子の第１部分３００；
第１部分と重複する第１の直列架橋センター及び、直列架橋センターに隣接した１以上の軽度架橋した拡張を有する高分子の第２部分３１０；
第２部分と重複する第２直列架橋領域及び、直列架橋センターに隣接した１以上の軽度架橋した拡張を有する高分子の第３部分３２０
を含む組成物である。

領域３５０は、生分解耐性のための多重架橋になることがある。高分子は、コラーゲン、ヒアルロン酸、セルロース、タンパク質、糖質、生物系の細胞外マトリックス：ポリマーは、のいずれかである。

他の実施形態において、生体適合性の架橋されたＩＰＮ高分子は、ヘテロ多糖類を架橋して第１架橋材料を形成したり；第１の架橋材料の１つ以上の追加架橋を行って多重架橋材料を形成したりすることで実施することができる。結果単相ＨＡは、生体適合性架橋高分子で軟組織を増強させるために使用することができる。

ブレンドの成分の両方を架橋してＩＰＮ及びセミＩＰＮを得る前述の方法の他に、セミＩＰＮは、ブレンドの成分の両方は、架橋剤の存在下及び、天然酸性多糖の存在下でのモノマーの重合又はその半合成エステル系誘導体により得ることもできる。

以下の実施例では、ＨＡ組成物の割合は組成物全体の７５％から９９％まで変化させ、架橋剤の割合は以下のように１％から２５％まで変化させる。

ＨＡの割合が増加するにつれて、材料が柔らかいが生分解に対する耐性が減っていく。より多くの架橋剤が導入されるにつれて、材料がより硬くなり長持ちしていく。多重直列架橋過程は手触りが柔らかいが、長持ちするという利点をもたらす。ＩＰＮから放射状に広がり続けながらも絶えず柔らかくなる機械的・物理的性質の変化は、高分子が硬くなり、同時に周囲に準拠になって生体適合性がより良くなるようにし、自然な触りが感じられる。

多重架橋プロセスは、ＨＡが一回目、そして２回目、３回目架橋されてから直列架橋の追加を形成する、個別又はデジタルプロセスと似ている。この個別又はデジタルプロセスは、従来の連続的なプロセスとはの比較した場合である。一実施形態では、ＩＰＮセンターは、相対的な水性フロントが存在するところにある。

なお、ＨＡの長寿の目的で、加水分解が好まれていないため、より疎水性の架橋剤のが優れていることに言及すべきである。立体的に込み合った架橋剤も挙げられた同じ理由で望ましいである。但し、この場合の疎水性は、ＨＡ高分子の生体適合性を低下させ、不正且つ不要な異物反応になる可能性が高い。プロセスの全ての部部に使用される架橋剤も、長寿・生体適合性・物理的性質という特性に変化をもたらす。アプリケーション要件は、それらの特性のバランスを与える理想的な高分子組成物を決定する。

直列架橋の工程を経って、架橋ＨＡ（ヒアルロン酸）分子マクロ構造は、基本水性媒体と接続する表面では最も高く、中心コーアに向かっては最も低く相互貫通架橋される。初期の架橋反応工程の後、架橋ＨＡ連鎖は重要な移動性を失った。従って、ＩＰＮ（相互貫通網目）高分子は後続の順次的な架橋反応で安易に形成される。

架橋ＨＡのレオロジーは、非ニュートン流体の挙動を有するものとして特徴付けられる。二次元空洞流れでの混合に関する理論によれば、効果的な混合の鍵は、「馬蹄マップ」と呼ばれる操作である、反復的な伸縮及び折り畳みを生産することにある。混合は、Ｃｈａｖａｎらによる「Ｍｉｘｉｎｇ ｏｆ Ｖｉｓｃｏｕｓ Ｎｅｗｔｏｎｉａｎ ａｎｄ Ｎｏｎ−Ｎｅｗｔｏｎｉａｎ Ｆｌｕｉｄｓ」（粘性ニュートン及び非ニュートン流体の混合）のページ２１１〜２５２に記載されたように、粘性ニュートン及び非ニュートン流体を混合することででき、当該資料の内容は参考することにより組み込まれる。もう一つの方法として、Ｐａｕｌｏ Ｅ． Ａｒｒａｔｉａによる「Ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ ａｎｄ ｍｉｘｉｎｇ ｏｆ ｎｏｎ−Ｎｅｗｔｏｎｉａｎ ｆｌｕｉｄｓ ｉｎ ｔｉｍｅ−ｐｅｒｉｏｄｉｃ ｆｌｏｗｓ」（時間周期的なフローでの非ニュートン流体伸縮及び折り畳み）に記載されたように混合することもでき、当該資料の内容は参考することにより組み込まれる。混合工程のスケーリングは、Ｗｉｌｋｅｎｓらによる「Ｈｏｗ ｔｏ Ｓｃａｌｅ Ｕｐ Ｍｉｘｉｎｇ Ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ ｉｎ Ｎｏｎ−Ｎｅｗｔｏｎｉａｎ Ｆｌｕｉｄｓ」（非ニュートン流体中の混合工程のスケールアップ方法）に記載されたように行うことができ、当該資料の内容は参考することにより組み込まれる。

最終生成物において、架橋レベルは、ＨＡ高分子マトリックス全体にわたって不均一となり、高分子連鎖は２軸配向（２軸延伸）になる。配向はＨＡ高分子が存在する極性媒体の結果である。

反応物を混合する様々な実装は以下に記載される。

１． 手動の混合：
この例では、 混合は手動である。この方法では、組み立てが簡単で、高価な機器を必要としない。架橋剤＊の種類と様々な工程で使用する架橋剤の量＊＊は望ましい特性に最適化される事がある。

ａ． ＨＡを水酸化ナトリウムの中で溶解させる（ｐＨが高くなるにつれて、反応の反応性が増加していく）
ｂ． 架橋反応
ｉ． 架橋剤を添加する
ｉｉ． 混合物を機械的に混合する
ｉｉｉ． 架橋ステップの数は、望ましい特性に応じて変化することがある
ｃ． 同じ架橋剤及び／又は別の架橋剤の種類で「ｂ」ステップを繰り返す。架橋剤の量は、望ましい物理的な特性に応じて同じ又は違う場合がある。

ｄ． 反応生成物の精製：主生成物が干渉されることなくその機能を実行できるために、加工助剤、未反応の反応物、不純物を除去するように反応性生物を洗浄することが重要である。

この反応で使用される全ての化学成分が水溶性であり、反応生成物は水溶性ではないので、架橋ＨＡ高分子はＤＩ水を用いて精製することができる。更に、水は反応生産物を膨潤させ、不純物を簡単に高分子から拡散させて除去する多くの折り目を作り出す。さらに、水は不純物が簡単にポリマーから拡散し、排除することができ、反応生成物の多くのひだを膨潤します。 ＤＩ水での連続洗い流しは、精製プロセスをスピードアップし、反応生成物から効果的に望ましくない不純物を取り除く。

架橋ＨＡと混合する前及び、架橋ＨＡと混合した後の水のｐＨがプロセスを通じての洗浄効果ための良好な間接的指示薬である。Ｔｈｅ ｏｆ ｔｈｅ ｗａｔｅｒ ｐＨ ｂｅｆｏｒｅ ａｎｄ ａｆｔｅｒ ｓｈｏｕｌｄ ｎｏｔ ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔｌｙ ｃｈａｎｇｅｄ．
ｅ． リン酸緩衝生理食塩水を釣り合わせ、ｐＨが約７．４であるレベルを平均させる：架橋ＨＡから全ての水を排出する。少なくとも架橋ＨＡのボリュームの３倍までの新鮮なＰＢＳを添加し、混合物溶液が約２時間で釣り合うようにする。。 ｐＨが７．４±０．７程度になるまで、更にプロセスを２回繰り返す。

２． 機械的圧力ポンプ ： この取り組み方の利点はその連続的な性質である。連続的な処理の利点は、製造できる生成物の量での柔軟性である。上限はあるが、定量のバッチ処理とは違っている。

ａ． ＨＡをＮａＯＨに溶解させ、ＮａＯＨの濃度は ＨＡポリマー鎖の反応性ＯＨ端子に直接的な影響を与える。

ｂ． 架橋反応は、ＮａＯＨ溶液中のＨＡが架橋剤と接触したとたん、すぐに行われる。

ｉ． 架橋剤の種類が変化することがある。

ｉｉ． 架橋剤の量が変化することがある。

ｃ． 混合が迅速且つ効率的に行われることは、最終生成物の再現性にとって重要である。

ｉ． 図２に示されるように、この方法での混合は、反応混合物が変化する様々なパイプ内径の中で移動する間に行われる。

ｉｉ． 反応混合物が混合管装置に移動する回数は、望ましい物理的特性が達成されるように最適化することができる。

３． 機械的蠕動ポンプ：この取り組み方は機械的圧力ポンプの方法と比べてこの方法では混合成分が異なる。機械的圧力の方法では、混合機構は混合管装置（図１）で、蠕動ポンプの方法では、混合機構はローラの中である（ポンピング機構も同様）。

４． 分子マクロ構造の２軸配向のある架橋ＨＡ
ａ． 界面活性剤
本実施形態では、ＨＡ分子は、ビニルの機能的終端分子とエーテル結合を安易に形成するなどのようなアルカリ媒体の中の反応性ヒドロキシルであろういくつかのヒドロキシル末端を有する。そのアルカリ媒体は多くのＨＡ修飾物を一段の反応にする。

１，４−ｂｕｔａｎｅｄｉｏｌ ｄｉｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，
１，４−ｂｕｔａｎｅｄｉｏｌ ｄｉａｃｒｙｌａｔｅ，
１， ６−ｈｅｘａｎｅｄｉｏｌ ｄｉａｃｒｙｌａｔｅ，
１， ６−ｈｅｘａｎｅｄｉｏｌ ｄｉｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，
Ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ ｄｉｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ
Ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ ｄｉａｃｒｙｌａｔｅ
Ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ）＊ ｄｉａｃｒｙｌａｔｅ
Ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ）＊ ｄｉｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ
＊は、分子量ポリエチレングリコールの多様な種類を示す。

これらの疎水性架橋剤は通常、水溶性／水混和性ではありません。各分子が合わせる好ましい環境を作り出し、化学反応を起こすための界面活性剤は必要とされる。極性のスペクトルは界面活性剤および媒体によって媒介されて作成されるため、架橋ＨＡ生成物は高い２軸配向性である。極性及び非極性分子の配向マクロ構造は、生成物が入っている媒体の極性の配向に従う。

反対分子マクロ構造は媒体の表面から離れて移動し、分子の中心コアに集まる。この場合には、より疎水性相貫通互架橋ＨＡ網目。分子は元の柔らかさ及び生体適合性を維持する。

さらに、分子マクロ構造架橋ＨＡは、同様の物理的性質を有する隣接分子種に配向される。この特性は、物理的性質が自動調整であるという点で独特である。

ｂ． 独立架橋前ＨＡの使用
一実施形態に係る生成物の特徴付けに使用される他の方法は、その制限にならず実施形態の好適な実施形態を解説する以下の例に記載されている。変形及び修正は、もちろん、本発明の精神と範囲から逸脱することなく行われることができる。例えば、ＨＡは、顔面充填剤、皮膚充填剤、お尻充填剤、胸充填剤及び他の身体部分の充填剤として使用することができる。本発明の移植組織は、移植の前か後に、指定薬物及び他の化学薬品又は診断用薬で点滴することができる。このような薬剤の例としてはこれらに限定されないが、抗生物質、化学療法、他のがん治療学、照射効果のための小線源治療的材料、領域の同定のためのＸ線不透過性材料又は金属材料、出血抑制のための止血剤、成長因子ホルモン、免疫系因子、遺伝子治療、生化学的指標又はベクター、患者の治療効果を高め得る治療用物質又は診断材料の他の種類が挙げられる。

１ ＩＰＮ実施形態の利点は、次の一つ又はそれ以上を含む。自然な感じは、既存の組織と移植組織の間の特性の粘弾性調和によって得られる。これは、粒径及び粒度分布の比率を介して流動特性を通って移植組織の粘性成分を操作することによって行うことができる。弾性成分は、材料三次構造（分子量及び立体障害）及び架橋密度の中に固有である。相互貫通高分子網目ヒドロゲルは、多くの望ましい特性を有する。これらは、高含水率の高い抗張力を含み、皮膚の充填用途で使用するために相互貫通高分子網目ヒドロゲルの優れた特性である。他の利点及び特徴は、何よりも、タッチアップなしの長寿、循環血液量過多症の分解、解放学準拠及び等浸透圧という点がある。

本発明は、特に胸、お尻、又は身体の移植組織に関して解説していたが、本発明は、顔など他の身体部分へ適用できることは当業者なら言うまでもない。従って、本発明は、欠落した又は損傷した軟部組織・構造組織・骨の取換え、或いは、化粧組織又は骨材の交換にも適用可能である。

本発明はその特定の実施形態に関して説明されていたが、多くの変形・修正及び他の用途は当業者には明らかになるであろう。従って、本発明がここの特定の開示ではなく、添付の特許請求範囲だけによって制限されることが望ましいである。一実施形態による生成物の特徴付けのために使用される他の方法は、その制限にならない一実施形態の好ましい実施形態を解説する以下の例で述べられる。本発明の範囲及び趣旨から逸脱せずに、変化及び修飾は、言うまでもなく、実施できるであろう。

Claims (23)

1. ヘテロ多糖類を架橋して単一架橋材料を形成するのと
   単一架橋材料上で１つ以上の追加架橋を行って多重架橋材料を形成するのを備え、
   多重架橋材料が、単一架橋材料より、人体内で生分解に耐える１つ以上のＩＰＮ領域を有し、１つ以上の単一架橋拡張がＩＰＮから広がり、ＩＰＮと拡張の組合せは、生分解耐性、柔らかな肌触り、体内に導入する容易さを提供する（ことを特徴とする）、相互貫通高分子網目（ＩＰＮ）を有する生体適合性架橋高分子を形成する方法。
2. 低侵襲で生体適合性架橋高分子を注入することを含む、請求項１に記載の方法
3. 低侵襲で生体適合性架橋高分子を皮膚に注入すること含む、請求項１に記載の方法。
4. 低侵襲で注射器を用いて生体適合性架橋高分子を皮膚の下に注入すること含む、請求項１に記載の方法。
5. 低侵襲で注射器を用いて生体適合性架橋高分子を乳房又は臀部、或いは軟部組織の下に注入することを含む、請求項１に記載の方法。
6. 低侵襲で機械式ポンプを用いて生体適合性架橋高分子を軟部組織の下に注入することを含む、請求項１に記載の方法。
7. 高分子がコラーゲン、ヒアルロン酸、セルロース、タンパク質、糖類、生物系の細胞外マトリックスのいずれ１つを含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
8. 高分子が高分子を熱硬化性樹脂に変換する熱可塑性物質を含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
9. 架橋剤を使用したり熱硬化高分子を形成したりし、多官能性モノマーを用いて他の高分子一種と架橋共重合体を形成することを含む、請求項１に記載の方法。
10. ２相混合物を含む生体適粘弾性ゲルスラリとの組成物を移植することを含み、
    前記２相は下記のとおりである：
    第１相は、微粒子生体適合ゲル相であり、前記ゲル相が化学架橋グリコサミノグリカンを含み、前記グリコサミノグリカンが多糖とたんぱく質から成る群から選択される少なくとも１つの他の高分子と化学的に共架橋し、前記ゲル相が生理学許容される水性媒体中に膨潤され、第２相に均一に分布される；
    前記第２相は、前記生理学許容される水性媒体中の多糖、ポリビニルピロリドン、ポリエチレンオキシドから成る群から選択される親水性生体適合高分子の高分子溶液を含；
    ２相混合物中の高分子溶液が０．０１％から９９．５％までの構成となり、ゲル相が、増強が望まれる生体の部分にその残りの分を構成する；
    請求項１に記載の方法。
11. 生体適合性のために組成物に１つの物質を添加することを含む、請求項１に記載の方法。
12. 生理学的事象に従って所定のタイミングで、薬剤放出を制御することを含む、請求項１に記載の方法。
13. 生体適合性且つ性分解性の薬剤を持つことを含む、請求項１に記載の方法。
14. 生分解性高分子の材料マトリックス全体にわたって均一に薬剤を調剤することを含む、請求項１に記載の方法。
15. 薬剤をコアシェル構造に収納し、薬剤放出が拡散及び溶解性に基づくことを含む、請求項１に記載の方法。
16. 非構造性薬剤送達の高分子用途から生分解性のネジやアンカーの用途までの応用に必要となる機械的性能及び再吸収率を満たすように調整される、ポリラクチド（ＰＬＡ）・ポリグリコリド（ＰＧＡ）・ＰＬＡ／ＰＧＡの共重合体のいずれか１つを含む薬剤を持つ高分子を提供すること含む、請求項１に記載の方法。
17. 高分子の分解速度及び高分子マトリックスから拡散する薬剤の速度と同じ速度で、生物環境に薬剤を放出することを含む、請求項１に記載の方法。
18. 薬剤担体高分子組成物及び充填剤高分子組成物を所定の比率で混合することを含む、請求項１に記載の方法。
19. 麻酔薬、
    リドカイン、
    急性炎症反応を低下させ又は除去する合成物、
    ステロイド・コルチコステロイド・デキサメタゾン・トリアムシノロンから成る群から選択される組成物
    のいずれかを添加することを含む、請求項１に記載の方法。
20. 徐放性物質又は速放物質を提供することを含む、請求項１に記載の方法。
21. 軽度に架橋した拡張が組成物を小さなゲージ針を通して注入できるようし、第２の直列架橋センターが生物学的過程による吸収に耐性がある特徴とし、
    軽度の架橋を有する第１高分子の第１の部分；
    第１の部分を重なった第１の直列架橋センター及び、直列架橋センターに隣接した１以上の軽度架橋した拡張を有する高分子の第２の部分；
    第２の部分を重なった第２の直列架橋センター及び、直列架橋センターに隣接した１以上の軽度架橋した拡張を有する高分子の第３の部分
    を含む組成物。
22. 高分子が、コラーゲン、ヒアルロン酸、セルロース、タンパク質、糖類、生物系の細胞外マトリックスを含む特徴とする請求項２１に記載の組成物。
23. 高分子が、フリーラジカル捕捉剤及び／又は抗酸化物質及び／又はビタミン及び／又は酵素阻害薬のいずれかを含む特徴とする請求項２１に記載の組成物。