JP2016514032A

JP2016514032A - 細胞送達のための生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス

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Publication number: JP2016514032A
Application number: JP2016502902A
Authority: JP
Inventors: エイチ．アスカリ，サイド; ホーン，ジョージ
Original assignee: メディカスバイオサイエンシーズエルエルシー
Priority date: 2013-03-14
Filing date: 2014-03-14
Publication date: 2016-05-19
Anticipated expiration: 2034-03-14
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Abstract

生体適合性の事前処方物から調製される生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが、本明細書中に提供される。生体適合性の事前処方物は、少なくとも一つの求核性化合物、少なくとも一つの求電子化合物、および少なくとも１細胞を含む。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体吸収性であり、標的部位で細胞を放出するので、制御された送達を達成する。生体適合性のヒドロゲルポリマーマトリックスは、細胞の生存度および機能性に資する固形の支持を提供する。細胞は、ヒドロゲルポリマーマトリックス内部のヒドロゲルポリマー表面上で成長し得る。【選択図】図２

Description

本出願は、２０１３年３月１４日に出願された米国仮出願第６１／７８５，４７７号の利益を主張し、該仮出願は、参照により本明細書に組み込まれる。

細胞ベースの治療は、疾患、組織損傷、神経疾患、血液疾患、癌、発育障害、創傷、整形外科的な障害を含む臨床適応症の処置に関する重要なオプションである。多くの細胞ベースの治療では、細胞が標的部位に直接投与され、標的特異的である。細胞が、投与後適切に標的部位に保持されていない場合、意図された処置のために利用可能な細胞の損失、ならびに代替部位における細胞分化のリスク増大の、両方が生じる。細胞が十分に保護されることなく標的部位に投与される場合、細胞は、肥大、ネクローシス、アポトーシス、または老化のような物理化学的変化を経ることがある。投与された細胞は、生理化学的に改変されまたは所望の標的部位に保持されていない場合に処置効果が薄められる。

一態様において本明細書には、完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが提供され、該マトリックスは、少なくとも１つの第２のモノマー単位に対する少なくとも一つのアミド、チオエステル、又はチオエーテルの結合を介して結合される少なくとも１つの第１のモノマー単位を含有する、完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーを含み、ここで前記ポリマーは、少なくとも１細胞、および少なくとも１細胞の増殖を支持する培養培地を被包するマトリックスを形成する。いくつかの実施形態において、少なくとも１つの第１のモノマー単位はＰＥＧベースおよび完全に合成であり、少なくとも１つの第２のモノマー単位はＰＥＧベースおよび完全に合成である。特定の実施形態において、細胞は、哺乳動物細胞、昆虫細胞、原生動物細胞、細菌細胞、ウイルス細胞、または真菌細胞から選択される。いくつかの実施形態において、哺乳動物細胞は幹細胞である。特定の実施形態において、培養培地は、成長因子を含む。

別の態様において本明細書には、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが提供され、該ポリマーは、少なくとも１つの第２のモノマー単位に対する少なくとも１つのアミド、チオエステル、又はチオエーテルの結合を介して結合される、少なくとも１つの第１のモノマー単位；培養培地；および少なくとも１細胞を含む。特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは完全に合成である。特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）、ポリブチレングリコール（ＰＢＧ）、またはそれらのコポリマーに基づいている。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、完全に合成およびＰＥＧベースである。特定の実施形態において、少なくとも１つの第１のモノマー単位はＰＥＧベースおよび完全に合成であり、ここで、少なくとも１つの第２のモノマー単位はＰＥＧベースおよび完全に合成である。ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーの特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、細胞を被包する。ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーのいくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーは、ポリマーの表面上で細胞の生存度および増殖を支援する。ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーの特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーは、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中で細胞の生存度および増殖を支援する。いくつかの実施形態において、細胞は微生物である。特定の実施形態において、細胞は、哺乳動物細胞、昆虫細胞、原生動物細胞、細菌細胞、ウイルス細胞、または真菌細胞から選択される。１実施形態において、哺乳動物細胞は幹細胞である。

ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスのいくつかの実施形態において、培養培地は、増殖培地を含む。特定の実施形態において、培養培地は増殖因子を含む。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、ヒトの体の標的部位で細胞を放出する。特定の実施形態において、少なくとも１細胞は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中で少なくとも１時間生存可能である。いくつかの実施形態において、少なくとも１細胞は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中で少なくとも５日間生存可能である。特定の実施形態において、少なくとも１細胞は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中で増殖および成長する。特定の実施形態において、動物の体の標的部位への少なくとも１細胞の制御された放出は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの少なくとも１細胞の拡散を含む。いくつかの実施形態において、動物の体の標的部位への少なくとも１細胞の制御された放出は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解および生体吸収を少なくとも部分的に介する。

ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの特定の実施形態において、第１のモノマー単位はＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＨ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＮＨ２またはＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＡＡモノマーに由来する。いくつかの実施形態において、第１のモノマー単位は、グリコール、トリメチロールプロパン、グリセロール、ジグリセロール、ペンタエリスリトール、ソルビトール、ヘキサグリセロール、トリペンタエリスリトール、又はポリグリセロールの誘導体である。特定の実施形態において、ＭＵＬＴＩＡＲＭは、２ＡＲＭ、３ＡＲＭ、４ＡＲＭ、６ＡＲＭ、および８ＡＲＭから選択される。いくつかの実施形態において、第１のモノマー単位は、１以上のポリエチレングリコールセクションを含む。特定の実施形態において、第１のモノマー単位は、４ＡＲＭ−５ｋ−ＳＨ、４ＡＲＭ−２ｋ−ＮＨ２、４ＡＲＭ−５ｋ−ＮＨ２、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ、または８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡのモノマーに由来する。

ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスのいくつかのの実施形態において、第２のモノマー単位は、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧＡ、またはＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＳモノマーに由来する。特定の実施形態において、第２のモノマー単位は、グリコールトリメチロールプロパン、グリセロール、ジグリセロール、ペンタエリスリトール、ソルビトール、ヘキサグリセロール、トリペンタエリスリトール、又はポリグリセロールの誘導体である。いくつかの実施形態において、ＭＵＬＴＩＡＲＭは、２ＡＲＭ、３ＡＲＭ、４ＡＲＭ、６ＡＲＭ、および８ＡＲＭから選択される。いくつかの実施形態において、第２のモノマー単位は、１以上のポリエチレングリコール・セクションを含む。いくつかの実施形態において、第２のモノマー単位は、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＧ、８ＡＲＭ−１５ｋ−ＳＧ、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ、または４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＳのモノマーに由来する。

別の態様において本明細書には、１以上の求核基（ｎｕｃｌｅｏｐｈｉｌｉｃｇｒｏｕｐ）を含有する少なくとも一つの第１の化合物、１以上の求電子基（ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｉｌｉｃｇｒｏｕｐ）を含有する少なくとも一つの第２の化合物、少なくとも１細胞、及び培養培地を含むポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物（ｐｒｅ−ｆｏｒｍｕｌａｔｉｏｎ）が提供され、ここで、ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物は少なくとも部分的に重合および／またはゲル化して、水の存在下で細胞を被包するポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、完全に合成である。いくつかの実施形態において、培養培地は少なくとも１細胞の増殖を支援する。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）、ポリブチレングリコール（ＰＢＧ）、またはそれらのコポリマーに基づいている。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物はＰＥＧベースである。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、完全に合成およびＰＥＧベースである。

ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物のいくつかの実施形態において、細胞は微生物である。いくつかの実施形態において、細胞は、哺乳動物細胞、昆虫細胞、原生動物細胞、細菌細胞、ウイルス細胞、または真菌細胞から選択される。特定の実施形態において、哺乳動物細胞は幹細胞である。

ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物のいくつかの実施形態において、培養培地は、増殖培地を含む。特定の実施形態において、培養培地は増殖因子を含む。

ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物の特定の実施形態において、求核基はチオールまたはアミノ基を含む。特定の実施形態において、求電子基は、エポキシド、Ｎ−スクシンイミジルスクシナート、Ｎ−スクシンイミジルグルタラート、Ｎ−スクシンイミジルスクシンアミド、又はＮ−スクシンイミジルグルタルアミドを含む。特定の実施形態において、第１の化合物および第２の化合物は１以上のポリグリコール・セクションを含む。いくつかの実施形態において、第１の化合物は、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＨ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ −（５−５０ｋ）−ＮＨ２、およびＭＵＬＴＩＡＲＭ −（５−５０ｋ）−ＡＡから選択され、第２の化合物は、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ −（５−５０ｋ）−ＳＧＡ、およびＭＵＬＴＩＡＲＭ −（５−５０ｋ）−ＳＳから選択される。特定の実施形態において、第１の化合物および第２の化合物は独立に、グリコール、トリメチロールプロパン、グリセロール、ジグリセロール、ペンタエリスリトール、ソルビトール、ヘキサグリセロール、トリペンタエリスリトール、又はポリグリセロールの誘導体である。いくつかの実施形態において、ＭＵＬＴＩＡＲＭは、２ＡＲＭ、３ＡＲＭ、４ＡＲＭ、６ＡＲＭ、および８ＡＲＭから個々に選択される。ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物の特定の実施形態において、第１の化合物は、４ＡＲＭ−５ｋ−ＳＨ、４ＡＲＭ−２ｋ−ＮＨ２、４ＡＲＭ−５ｋ−ＮＨ２、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ、および８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡから選択され、第２の化合物は、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＧ、８ＡＲＭ−１５ｋ−ＳＧ、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ、および４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＳから選択される。特定の実施形態において、第１の化合物は８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２及び／又は８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡであり、第２の化合物は４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡである。

ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物のいくつかの実施形態において、少なくとも一つの第１の化合物は１以上の求核基を含むポリグリコールベースの、完全に合成の生体適合性化合物であり、および、少なくとも一つの第２の化合物は１以上の求電子基を含むポリグリコールベースの、完全に合成の生体適合性化合物である。

ポリグリコールベースの生体適合性の特定の実施形態において、少なくとも一つの第１の化合物は１以上の求核基を含むＰＥＧベースの、完全に合成の、生体適合性化合物であり、および、少なくとも一つの第２の化合物は１以上の求電子基を含むＰＥＧベースの、完全に合成の、生体適合性化合物である。

ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物の特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物はゲル化して、約２０秒から１０分の間に、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは予め定められた時間でゲル化する。

ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物の特定の実施形態において、第１の化合物および第２の化合物は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成中に、細胞と反応しない。いくつかの実施形態において、細胞は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成後に変化しないままである。特定の実施形態において、細胞の生存度は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成によって影響を受けない。いくつかのの実施形態において、細胞の生存度は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスによって影響を受けない。特定の実施形態において、細胞の壁の物理化学的性質は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成によって影響を受けない。

特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体吸収性である。いくつかのの実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約１乃至７０日以内に生体に吸収される。他の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約１４乃至１８０日以内に生体に吸収される。特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、実質的に非生体吸収性である。

いくつかの実施形態において、細胞は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの拡散、分解、又はそれらの任意の組み合わせを介して、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから放出される。特定の実施形態において、細胞は、拡散を介してポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから最初に放出され、後に、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解を介して放出される。いくつかの実施形態において、細胞は、１８０日以内にポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。特定の実施形態において、細胞は、１４日以内にポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。いくつかの実施形態において、細胞は、２４時間以内にポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。他の実施形態において、細胞は、１時間以内にポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。特定の実施形態において、細胞の放出は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが分解し始めるまで、基本的に阻害される。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは孔径を有し、ここで前記孔径は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが分解し始める時間より前の細胞の放出を基本的に阻害するのに十分に小さい。特定の実施形態において、細胞の少なくとも一部は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが分解し始める時間より前に放出される他の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは孔径を有し、ここで前記孔径は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが分解し始める時間より前の細胞の、少なくとも部分的な放出を可能にするのに十分に大きい。

特定の実施形態において、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは細胞の分解および変性を最小化する。いくつかの実施形態において、細胞は、胃腸管の酵素およびｐＨの条件から保護される。特定の実施形態において、細胞は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの放出後に生存したまま残る。

更なる態様において本明細書には、１以上の求核基、１以上の求電子基を含有する少なくとも一つの第２の化合物、少なくとも１細胞、及び培養培地を含むポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物の投与によって疾患または疾病を処置する方法が提供され、ここで、ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物は少なくとも部分的に重合および／またはゲル化して、水の存在下で細胞を被包するポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。別の態様において本明細書には、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの投与によって疾患または疾病を処置する方法が提供され、該マトリックスは、少なくとも１つの第２のモノマー単位に対する少なくとも１つのアミド、チオエステル、又はチオエーテルの結合を介して結合される、少なくとも１つの第１のモノマー単位；培養培地；および少なくとも１細胞を含む。

別の態様において本明細書には、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが提供され、該マトリックスは、少なくとも１つの第２のモノマー単位に対する少なくとも１つのアミド、チオエステル、又はチオエーテルの結合を介して結合される、少なくとも１つの第１のモノマー単位、および培養培地を含む。更なる態様において本明細書には、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが提供され、該マトリックスは、少なくとも１つの第２のモノマー単位に対する少なくとも１つのアミド、チオエステル、又はチオエーテルの結合を介して結合される、少なくとも１つの第１のモノマー単位、および少なくとも１細胞を含む。

更なる態様において本明細書には、１以上の求核基を含有する少なくとも一つの第１の化合物、１以上の求電子基を含有する少なくとも一つの第２の化合物、および少なくとも１細胞を含むポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物が提供され、ここで、ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物は少なくとも部分的に重合および／またはゲル化して、水の存在下で細胞を被包するポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。

別の態様において本明細書には、１以上の求核基を含有する少なくとも一つの第１の化合物、１以上の求電子基を含有する少なくとも一つの第２の化合物、及び培養培地を含むポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物が提供され、ここで、ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物は少なくとも部分的に重合および／またはゲル化して、水の存在下で細胞を被包するポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。

本発明の新規な特徴は、特に、添付の特許請求の範囲内に明記される。本発明の特徴及び利点のより良い理解は、本発明の原理が利用される、具体例を明記する後述の詳細な説明、及び以下の添付図面を参照することによって得られる。
分解時間に対する、分解性のアセタートアミンの８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ又は４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡの追加の効果を示す。分解は、３７℃でリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）中で生じた。７５％のアセタートアミン製剤と１００％のアセタートアミン製剤のための分解時間に対するポリマー濃度の効果を示す。経時的に水の重量損失のパーセントとして大気中に残るポリマーの効果を示す。硬度試験を実施するＴｅｘｔｕｒｅＡｎａｌｙｚｅｒＥｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアによって生成される、サンプルプロットを示す。ピーク力は、４ｍｍの標的透過深度がプローブによって到達した点を表わすポリマー硬度として記録された。圧縮下で弾性係数試験を実施するＴｅｘｔｕｒｅＡｎａｌｙｚｅｒＥｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアによって生成される、サンプルプロットを示す。係数は、曲線の最初の傾斜から最大限の圧縮応力の１０％まで計算された。接着試験を実施するＴｅｘｔｕｒｅＡｎａｌｙｚｅｒＥｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアによって生成される、例示的なプロットを示す。１００．０ｇの接触の力が１０秒間適用された。粘着度は、サンプルからプローブを持ち上げた（ｌｉｆｔｉｎｇ）後にピーク力として測定された。付着エネルギー又は付着の労力（ｗｏｒｋ）は、粘着度の力（点１〜２）を表わす曲線下面積として計算された。糸引性は、粘着度の力に影響を及ぼす間にプローブによって移動した距離として定められた（点１と２）。ポリマー製剤に関するパーセンテージとしてプロットされた、硬度ｖｓ分解時間を示す：０．３％のＨＰＭＣを備える、４．８％の溶液での、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７０／３０）＆４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ。エラーバーは、３つのサンプルの標準偏差を表わす。ポリマーのための分解時間は１８日であった。クロルヘキシジンに累積的な％溶出を示す。ポリマーについて、６０、９０、及び２４０日のポリマーに関するトリアムシノロンの累積的な％溶出を示す。Ｄｅｐｏ−Ｍｅｄｒｏｌにより充填されるヒドロゲルポリマーの短い分解時間のバージョンに関する、メチルプレドニゾロンの累積的な％溶出を示す。Ｄｅｐｏ−Ｍｅｄｒｏｌにより充填されるポリマーの長い分解時間のバージョンに関する、メチルプレドニゾロンの累積的な％溶出を示す。ポリマーゲル化時間（Ａ）と溶液ｐＨ（Ｂ）に対する、固形のリン酸塩粉末剤の濃度の効果を示す。様々な濃度（Ａ）と（Ｂ）のポリマーに関するゲル化時間に対する殺菌の効果を示す。５℃、２０℃、及び３７℃でのキットの保管安定性を示す。

細胞療法は、複数の標的部位での多くの臨床適応症のために、細胞送達のいくつかのモードで使用される。細胞は、局所または全身への投与を介して標的部位に向けられる。細胞療法の重要な例は、幹細胞移植、細胞分化、および損傷した組織の置換の工程を含み、それにより標的組織は機能を改善した。細胞ベースの療法は、心筋梗塞、感染または癌処置などの事象に続いて、損傷した組織に施され得る。標的部位に対する細胞ベースの療法の最中および後に、治療用細胞は十分に保護されなくてもよい。保護されない細胞は、アポトーシス、ネクローシス、肥大、または老化を受けることがあり；それによって、処置の有効性を減少させる。適切な環境で送達される細胞ベースの療法は、細胞の生存を可能にする。いくつかの例において、適切な環境中に送達された細胞は、増殖し、分化し、および標的組織と統合される。標的部位での適切な環境中に保持される細胞ベースの療法は、標的部位での適切な細胞機能を可能にする。

全身投与の細胞ベースの処置は、標的部位に加えて、投与された細胞を体内の多くの領域で曝露させる。標的部位から離れての幹細胞の拡散は、望ましくない細胞の分化およびその後の合併症の危険性を増大させる。重要なことには、標的部位における細胞の保持の喪失は、治療効果のために必要な投与される細胞の量を増加させる。標的部位への直接の局所的な細胞送達は、投与された細胞の曝露を標的部位を囲む領域へ限定する。局所的な細胞送達および細胞保持は、制御された治療用量の投与を可能にする。いくつかの例において、治療用量は、細胞の延長された放出によって制御される。いくつかの例において、有害な副作用についての懸念がより少ない状態で用量が増加され得るので、局所的な細胞送達処置はより効果的である。さらなる例において、細胞の延長された放出は、処置の過程で必要な投与の回数を減らすこともできる。

生体適合性のヒドロゲルリマーマトリックスを形成するための生体適合性の事前処方物は、標的部位への直接の細胞の投与および保持を可能にする。生体適合性の事前処方物は少なくとも部分的に重合および／またはゲル化して、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、少なくとも１細胞を含む。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位へのポリマーマトリックスまたは事前処方物の投与後に、構造のおよび栄養の支援を細胞のために提供する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルの足場は、標的部位へのポリマーマトリックスまたは事前処方物の投与後に、構造のおよび栄養の支援を細胞のために提供する。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位へのポリマーマトリックスまたは事前処方物の投与後に、構造のおよび栄養の支援を細胞のために提供する。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、細胞が、予め定められた時間のあいだ標的部位に保持されることを可能にする。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、細胞の生存、成長または増殖に適切な保護および栄養に富んだ保護環境を提供する。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、細胞の生存、増殖、分化、および組織の統合のための適切な保護および栄養に富んだ保護環境を提供する。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成するための生体適合性の事前処方物は、標的部位への細胞の制御された放出をさらに可能にする。特定の実施形態において、標的部位での細胞の制御された放出は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの拡散、分解、またはそれらの任意の組み合わせを介する。いくつかの例において、ヒドロゲルポリマーマトリックスは、生分解性である。特定の例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを用いた細胞の送達、保持、制御された放出は、細胞の肥大、老化、アポトーシス、およびネクローシスを最小限にする。いくつかの例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、消化管の酵素およびｐＨの条件から細胞を保護する。いくつかの例において、ポリマーマトリックスは、投与、保持、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解、または標的部位への細胞の放出の間に、細胞の物理化学的性質を維持するように構成される。いくつかの例において、細胞は、細胞中および生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの重合の間および重合後に生存したまま残る。いくつかの例において、既に重合および／またはゲル化された生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに添加される場合、細胞は生存可能なままである。いくつかの例において、投与される際、細胞は生存可能なままである。いくつかの例において、細胞は標的部位への送達後に生存したまま残る。いくつかの例において、細胞は細胞中および生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの放出の間、生存可能なままである。いくつかの例において、細胞は細胞中および生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の間、生存可能なままである。

生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは標的部位への細胞の送達を可能にし、ここで細胞は、拡散、ポリマーマトリックスの分解、またはそれらの任意の組合せによってポリマーマトリックスから最終的に放出される。いくつかの例において、ポリマーマトリックスの分解時間は、生体適合性の事前処方物の組成を変えることによって制御され、これにより生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの適切な適用および配置が可能となる。いくつかの例において、ポリマーマトリックスの分解時間は、事前処方物のｐＨを変えることによって制御され、これにより生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの適切な適用および配置が可能となる。いくつかの例において、ポリマーマトリックスの分解時間は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの事前処方物の濃度を変えることによって制御され、これにより生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの適切な適用および配置が可能となる。いくつかの実施形態において、細胞は、正確かつ一貫した方式で、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから放出される。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、定めれれた期間、生体吸収性である。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位で細胞の徐放を提供する。特定の実施形態において、徐放および制御された放出は、細胞への全身性の曝露を減少させる。特定の実施形態において、制御された放出は、標的部位における細胞の保持を可能にする。いくつかの例において、細胞は、長期間にわたり生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから放出される。特定の例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスにおける細胞の送達は、（例えば皮膚の下で）細胞の貯蔵物（ｄｅｐｏｔ）を提供し、ここで貯蔵物は、長期間（例えば１日、２日、３日、４日、５日、６日、７日、１０日、１４日、３週、４週）にわたり細胞を放出する。いくつかの例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、遅延したバーストとして遅延後に細胞を放出する。

少なくとも１細胞を含む生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、低侵襲な技術を用いて標的部位に送達される液体の生体適合性の事前処方物として始まってもよい。
最初の液体状態は、内視鏡または他の画像誘導技術（たとえば肺のための気管支鏡、胸腔のための胸腔鏡は、腹腔のため腹腔鏡、膀胱のための膀胱鏡、関節空間のための関節鏡など）によって標的部位へ導かれる小さいカテーテルを介して、製剤が送達されるのを可能にする。一旦体内に入ると、液体製剤は生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中へと重合する。いくつかの例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは組織に付着し、少なくとも１細胞は標的部位に維持される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、重合の後、標的部位に送達される。いくつかの例において、重合の時間は、生体適合性の事前処方物の組成を変えることによって制御され、これにより生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの適切な適用および配置が可能となる。制御されたゲル化は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを使用して、影響を受けた標的組織に少なくとも１細胞を直接送達するのを可能にし、それにより、全身性の曝露を最小限にする。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、体の外で重合してもよい。特定の実施形態において、細胞への曝露は、標的部位の周囲の組織に限定される。いくつかの実施形態において、患者は細胞療法に全身性には曝露されない。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、細胞が重合中および重合後に生存したまま残ることを可能にする。いくつかの実施形態において、細胞は、重合および／またはゲル形成後に、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスと組み合わされる。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位への送達後、さらに重合し／またはゲル化する。

細胞はまた、創傷または手術部位に対して直接、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを介して投与され得る。生体適合性の事前処方物は、創傷または手術部位および周囲の皮膚に容易に適用される生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成し得る。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、創傷または手術部位への直接の細胞の投与を可能にする。生体適合性の事前処方物は、創傷または手術部位への適用の前又は後に、重合および／またはゲル化し得る。いくつかの例において、一旦生体適合性の事前処方物が適用されると、（例えば液体の形で、創傷または手術部位に対してに噴霧されると）、生体適合性の事前処方物はすぐにゲル化し、創傷または手術部位の上に固形の生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス層を形成する。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、創傷または手術部位をふさぎ、それはまた周囲の皮膚に付く。創傷または手術部位の上にある生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス層は、創傷または手術部位が感染しないようにするためのバリアとして作用する。いくつかの例において、皮膚に接する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス層は、肌表面を粘着性にし、したがって、より効果的に包帯が皮膚にくっつくことを可能にする。最も重要なことには、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは無毒である。創傷治癒が生じた後、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは溶解し、有毒な副産物を作ることなく吸収される。いくつかの実施形態において、創傷または手術部位は、幹細胞の投与後の、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスとのグラフトの形成によって治癒される。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、細胞が活性を失うことなく、創傷または手術部位に適用される。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、２４−４８時間、創傷または手術部位をふさいだ状態に保ち、および感染するのを防ぎ、これにより病因を繰り返し訪問するのを回避することができ、故にコストを節約する。特定の実施形態において、細胞への曝露は、標的部位の周囲の組織に限定される。いくつかの実施形態において、患者は細胞療法に全身性には曝露されない。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスはまた、バッファーまたは治療剤などの１以上の追加の成分で充填される。生体適合性のヒドロゲルポリマーマトリックスの物理的且つ化学的性質は、種々様々な共通して利用可能な治療剤が生体適合性のヒドロゲルポリマーを形成する事前処方物と共に使用され得るようなものである。いくつかの実施形態において、追加の成分は細胞の生存度および機能性を増強する。いくつかの実施形態において、追加の成分は活性化因子を含む。いくつかの実施形態において、活性化因子は、細胞増殖刺激および増殖のための増殖因子を含む。

例示的な生体適合性のヒドロゲル成分
本明細書中において、１以上の求核基、１以上の求電子基を包含する少なくとも一つの第２の化合物、少なくとも１細胞、および、随意の付加的な化合物を含む生体適合性の事前処方物が提供される。典型的な追加の成分は培養培地である。特定の実施形態において、培養培地はバアッファーである。特定の実施形態において、培養培地は少なくとも１細胞のための栄養を含む。特定の実施形態において、少なくとも１細胞は幹細胞である。特定の実施形態において、少なくとも一つの第１の化合物はバッファー中で製剤される（ｆｏｒｍｕｌａｔｅｄ）。特定の実施形態において、少なくとも一つの第２の化合物はバッファー中で製剤される。特定の実施形態において、少なくとも１細胞はバッファー中で製剤される。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物の少なくとも一つの成分は、固形である。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物の全成分は、固形である。特定の実施形態において、少なくとも一つの生体適合性の事前処方物の成分は、液体である。特定の実施形態において、すべての生体適合性の事前処方物の成分は、液体である。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物の成分は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、少なくとも１細胞、および随意の付加的な成分を混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように混合物を標的部位に送達することによって、標的部位に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、および少なくとも１細胞を混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように混合物を標的部位に送達することによって、標的部位に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、製剤を組み合わせた後、随意の付加的な構成成分（例えばバッファー）を加える。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、少なくとも１細胞、および随意の付加的な成分を混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて適用に先立ち少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように、混合物を標的部位に送達することによって、標的部位にて適用に先立ち生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、および少なくとも１細胞を混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて適用に先立ち少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように、混合物を標的部位に送達することによって、標的部位にて適用に先立ち生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、製剤を組み合わせた後、随意の付加的な構成成分（例えばバッファー）を加える。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、生分解性である。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、少なくとも１つの第１の化合物および少なくとも１つの第２の化合物を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、およびバッファーを含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、完全に合成である。

本明細書中において、１以上の求核基を包含する少なくとも一つの第１の化合物、１以上の求電子基を包含する少なくとも一つの第２の化合物、バッファー、および、随意の付加的な化合物を含む生体適合性の事前処方物が提供される。典型的な付加的な成分は少なくとも１細胞である。特定の実施形態において、細胞は幹細胞である。特定の実施形態において、バッファーは培養培地である。特定の実施形態において、培養培地は少なくとも細胞に栄養を提供する。特定の実施形態において、少なくとも１つの第１の化合物はバッファー中で製剤される。特定の実施形態において、少なくとも一つの第２の化合物はバッファー中で製剤される。特定の実施形態において、少なくとも一つの生体適合性の事前処方物の成分は、固形である。特定の実施形態において、全ての生体適合性の事前処方物は、固形である。特定の実施形態において、少なくとも一つの生体適合性の事前処方物の成分は、液体である。特定の実施形態において、全ての生体適合性の事前処方物は、液体である。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物の成分は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、バッファー、および随意の付加的な成分を混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように混合物を標的部位に送達することによって、標的部位に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、およびバッファーを混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように、混合物を標的部位に送達することによって、標的部位に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、製剤を組み合わせた後、随意の付加的な成分（例えば細胞）を加える。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物の成分は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、バッファー、および随意の付加的な成分を混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて適用に先立ち少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように、混合物を標的部位に送達することによって、標的部位にて適用に先立ち生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、水の存在下で、少なくとも１つの第１の化合物、少なくとも１つの第２の化合物、およびバッファーを混合することにより、並びに、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが標的部位にて適用に先立ち少なくとも部分的に重合及び／又はゲル化するように、混合物を標的部位に送達することによって、標的部位にて適用に先立ち生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、製剤を組み合わせた後、随意の付加的な成分（例えば細胞）を加える。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、生分解性である。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、少なくとも１つの第１の化合物および少なくとも１つの第２の化合物、およびバッファーを含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、完全に合成である。

いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物の化合物は、ポリマーに重合するモノマーを含む。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物のモノマーは、重合して生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。いくつかの実施形態において、ポリマーは生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスである。いくつかの実施形態において、ポリマーは生体適合性のヒドロゲルの足場である。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物の化合物は、ゲル化して生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物の化合物は、ゲル化して生体適合性のヒドロゲルの足場を形成する。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物の化合物は、重合およびゲル化して生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物の化合物は、重合およびゲル化して生体適合性のヒドロゲルポリマーの足場を形成する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成後にさらに重合し得る。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成後にさらにゲル化し得る。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成後にさらに重合およびゲル化し得る。

いくつかの実施形態において、１以上の求核基又は求電子基を含む第１又は第２の化合物は、グリコールベースである。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は、エチレングリコール、プロピレングリコール、ブチレングリコール、様々な鎖長を有するアルキルグリコール、および、それらの任意の組み合わせ或いはコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物はポリグリコールベースの化合物である。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの化合物は、限定されないが、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）、ポリブチレングリコール（ＰＢＧ）、及びポリグリコールコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール、ポリブチレングリコール、様々な鎖長を持つポリアルキルグリコール、及びそれらの任意の組み合わせ或いはコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は完全に合成である。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの化合物は完全に合成である。

いくつかの実施形態において１以上の求核基又は求電子基を含む第１又は第２の化合物は、ポリオール誘導体である。特定の実施形態において、第１又は第２の化合物は樹状ポリオール誘導体である。いくつかの実施形態において、第１又は第２の化合物は、グリコール、トリメチロールプロパン、グリセロール、ジグリセロール、ペンタエリスリトール（ｐｅｎｔａｅｒｙｔｈｒｉｔｉｏｌ）、ソルビトール、ヘキサグリセロール、トリペンタエリスリトール、又はポリグリセロールの誘導体である。特定の実施形態において、第１又は第２の化合物は、グリコール、トリメチロールプロパン、ペンタエリスリトール、ヘキサグリセロール、又はトリペンタエリスリトールの誘導体である。特定の実施形態において、第１又は第２の化合物は、トリメチロールプロパン、グリセロール、ジグリセロール、ペンタエリスリトール、ソルビトール、ヘキサグリセロール、トリペンタエリスリトール、又はポリグリセロールの誘導体である。いくつかの実施形態において、第１又は第２の化合物は、ペンタエリスリトール、ジ−ペンタエリスリトール、又はトリ−ペンタエリスリトールの誘導体である。特定の実施形態において、第１又は第２の化合物は、ヘキサグリセロール（２−エチル−２−（ヒドロキシメチル）−１，３−プロパンジオール、トリメチロールプロパン）誘導体である。いくつかの実施形態において、第１又は第２の化合物はソルビトール誘導体である。特定の実施形態において、第１又は第２の化合物は、グリコール、プロピレングリコール、グリセリン、ジグリセリン、又はポリグリセリンの誘導体である。

いくつかの実施形態において、第１又は第２の化合物は更に、１乃至２００のエチレングリコール・サブユニットを含むポリエチレングリコール（ＰＥＧ）鎖を含む。特定の実施形態において、第１又は第２の化合物は更に、１乃至２００のプロピレングリコール・サブユニットを含むポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）鎖をさらに含み得る。ポリオールから延びるＰＥＧ又はＰＰＧの鎖は、ポリオール核を、求核基又は求電子基に連結する「アーム」である。

例示的な求核性モノマー
生体適合性の事前処方物は、１より多くの求核基を含む少なくとも１つの第１化合物を含む。いくつかの実施形態において、第１の化合物は、第１化合物中の求核基と第２化合物の求電子基との反応を介して、ポリマーマトリックスを形成するように構成されたモノマーである。いくつかの実施形態において、第１の化合物のモノマーは完全に合成である。いくつかの実施形態において、求核基は、ヒドロキシル、チオール、又はアミノの基である。好ましい実施形態において、求核基は、チオール又はアミノの基である。いくつかの実施形態において、少なくとも１つの第１の化合物はグリコールベースである。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は、エチレングリコール、プロピレングリコール、ブチレングリコール、様々な鎖長を有するアルキルグリコール、および、それらの任意の組み合わせ或いはコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物はポリグリコールベースの化合物である。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの化合物は、限定されないが、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）、ポリブチレングリコール（ＰＢＧ）、及びポリグリコールコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール、ポリブチレングリコール、様々な鎖長を持つポリアルキルグリコール、及びそれらの任意の組み合わせ或いはコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は完全に合成である。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの化合物は完全に合成である。

特定の実施形態において、求核基は、適切なリンカーを介してポリオール誘導体に連結される。適切なリンカーは、限定されないが、エステル（例えばアセタート）又はエーテルを含む。いくつかの例において、エステルリンカーを含むモノマーは、生分解に対して更に敏感である。求核基を含むリンカーの例は、限定されないが、メルカプトアセタート、アミノアセタート（グリシン）、及び他のアミノ酸エステル（例えば、アラニン、β−アラニン、リジン、オルニチン）、３−メルカプトプロピオナート、エチルアミンエーテル、又はプロピルアミンエーテルを含む。いくつかの実施形態において、ポリオール核の誘導体は、ポリエチレングリコール又はポリプロピレングリコールのサブユニットに結合され、それは求核基を含むリンカーに連結される。第１の化合物（求核性モノマー）の分子量は約５００乃至４００００である。特定の実施形態において、第１化合物（求核性モノマー）の分子量は、約１００、約５００、約１０００、約２０００、約３０００、約４０００、約５０００、約６０００、約７０００、約８０００、約９０００、約１００００、約１２０００、約１５０００、約２００００、約２５０００、約３００００、約３５０００、約４００００、約５００００、約６００００、約７００００、約８００００、約９００００、又は約１０００００である。いくつかの実施形態において、第１の化合物の分子量は約５００乃至２０００である。特定の実施形態において、第１の化合物の分子量は約１５０００乃至４００００である。いくつかの実施形態において、第１の化合物は水溶性である。

いくつかの実施形態において、第１の化合物は、ポリグリコールサブユニットと２より多くの求核基を含む、ＭＵＬＴＩＡＲＭ（５ｋ−５０ｋ）−ポリオール誘導体である。ＭＵＬＴＩＡＲＭは、ポリオール核に付けられるポリグリコールサブユニットの数を指し、これらポリグリコールサブユニットは求核基をポリオール核に繋げる。いくつかの実施形態において、ＭＵＬＴＩＡＲＭは、３ＡＲＭ、４ＡＲＭ、６ＡＲＭ、８ＡＲＭ、１０ＡＲＭ、１２ＡＲＭである。いくつかの実施形態において、ＭＵＬＴＩＡＲＭは４ＡＲＭ又は８ＡＲＭである。いくつかの実施形態において、第１の化合物は、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５ｋ−５０ｋ）−ＮＨ２、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５ｋ−５０ｋ）−ＡＡ、又はそれらの組み合わせである。特定の実施形態において、第１の化合物は、４ＡＲＭ−（５ｋ−５０ｋ）−ＮＨ２、４ＡＲＭ−（５ｋ−５０ｋ）−ＡＡ、８ＡＲＭ−（５ｋ−５０ｋ）−ＮＨ２、および８ＡＲＭ−（５ｋ−５０ｋ）−ＡＡ、又はそれらの組み合わせである。特定の実施形態において、ポリオール誘導体は、グリコールトリメチロールプロパン、グリセロール、ジグリセロール、ペンタエリスリトール、ソルビトール、ヘキサグリセロール、トリペンタエリスリトール、又はポリグリセロールの誘導体である。

１より多くの求核基を含むモノマーの構成の例は、トリメチロールプロパンまたはペンタエリスリトール核ポリオールと共に、以下に示される。示された化合物は、アセタート、プロピオナート、又はエチルエーテルのリンカーを介して、変更可能な長さのＰＥＧサブユニットに連結される、チオール又はアミンの求電子基を有する（例えば、以下のＥＴＴＭＰ（Ａ；ｎ＝１）、４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＮＨ２（Ｂ；ｎ＝１）、及び４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＡＡ（Ｃ；ｎ＝１）の構造）。他のポリオール核を使用するモノマーは、同様の方法で構築される。

求核基（アミン−エステルの化学作用に使用される）を含む適切な第１の化合物は、限定されないが、ペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・アミン（４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＮＨ２）（約５０００乃至約４００００、例えば５０００、１００００、又は２００００から選択される分子量）、ペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・アミノ・アセタート（４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＡＡ）（約５０００乃至約４００００、例えば５０００、１００００、又は２００００から選択される分子量）、ヘキサグリセリン・ポリエチレングリコール・アミン（８ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＮＨ２）（約５０００乃至約４００００、例えば１００００、２００００、又は４００００から選択される分子量）、又はトリペンタエリスリトール・グリコール・アミン（８ＡＲＭ（ＴＰ）−ＰＥＧ−ＮＨ２）（約５０００乃至約４００００、例えば１００００、２００００、又は４００００から選択される分子量）を含む。化合物のこの分類内で、４（又は８）ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＡＡは、エステル（又はアセタート）基を含む一方で、４（又は８）ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＮＨ２モノマーはエステル（又はアセタート）基を含まない。

（チオールエステル化学作用において使用される）求核基を含む適切な第１の適切な化合物は、限定されないが、グリコールジメルカプトアセタート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＧＤＭＡ）、トリメチロールプロパントリメルカプトアセター（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＴＭＰＭＡ）、ペンタエリスリトールテトラメルカプトアセタート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＰＥＴＭＡ）、グリコール・ジ−３−メルカプトプロピオネート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＧＤＭＰ）、トリメチロールプロパン・トリ−３−メルカプトプロピオネート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＴＭＰＭＰ）、ペンタエリスリトールテトラ−３−メルカプトプロピオネート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＰＥＴＭＰ）、多価アルコール−３−メルカプトプロピオネート、ポリエステル−３−メルカプトプロピオナート、プロピレングリコール・３−メルカプトプロピオナート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＰＰＧＭＰ８００）、プロピレングリコール・３−メルカプトプロピオナート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＰＰＧＭＰ２２００）、エトキシル化したトリメチロールプロパン・トリ−３−メルカプトプロピオナート（ＴＨＩＯＣＵＲＥ（登録商標）ＥＴＴＭＰ−７００）、及びエトキシル化したトリメチロールプロパン・トリ−３−メルカプトプロピオナート（ＴＨＩＯＣＵＲＥＲ（登録商標）ＥＴＴＭＰ−１３００）を含む。

例示的な求電子性モノマー
生体適合性の事前処方物は、１より多くの求電子基を含む少なくとも１つの第２の化合物を含む。いくつかの実施形態において、第２の化合物は、第１の化合物の求核基と第２化合物の求電子基との反応を介して、ポリマーマトリックスを形成するように構成されたモノマーである。いくつかの実施形態において、第２の化合物のモノマーは完全に合成である。いくつかの実施形態において、求電子基は、エポキシド、マレイミド、スクシンイミジル、又はアルファ−ベータの不飽和エステルである。好ましい実施形態において、求電子基はエポキシド又はスクシンイミジルである。いくつかの実施形態において、少なくとも１つの第２の化合物はグリコールベースである。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は、エチレングリコール、プロピレングリコール、ブチレングリコール、様々な鎖長を有するアルキルグリコール、および、それらの任意の組み合わせ或いはコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物はポリグリコールベースの化合物である。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースの化合物は、限定されないが、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）、ポリブチレングリコール（ＰＢＧ）、及びポリグリコールコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール、ポリブチレングリコール、様々な鎖長を持つポリアルキルグリコール、及びそれらの任意の組み合わせ或いはコポリマーを含む。いくつかの実施形態において、グリコールベースの化合物は完全に合成である。いくつかの実施形態において、ポリグリコールベースのポリマーは完全に合成である。

特定の実施形態において、求電子基は、適切なリンカーを介してポリオール誘導体に連結される。適切なリンカーは、限定されないが、エステル、アミド、又はエーテルを含む。いくつかの例において、エステルリンカーを含むモノマーは、生分解に対して更に敏感である。求電子基を含むリンカーの例は、限定されないが、スクシンイミジルスクシナート、スクシンイミジルグルタラート、スクシンイミジルスクシンアミド、スクシンイミジルグルタルアミド、又はグリシジルエーテルを含む。いくつかの実施形態において、ポリオール核の誘導体は、ポリエチレングリコール又はポリプロピレングリコールのサブユニットに結合され、それは求電子基を含むリンカーに連結される。第２化合物（求電子性モノマー）の分子量は約５００〜４００００である。特定の実施形態において、第２の化合物（求電子性モノマー）の分子量は、約１００、約５００、約１０００、約２０００、約３０００、約４０００、約５０００、約６０００、約７０００、約８０００、約９０００、約１００００、約１２０００、約１５０００、約２００００、約２５０００、約３００００、約３５０００、約４００００、約５００００、約６００００、約７００００、約８００００、約９００００、又は約１０００００である。いくつかの実施形態において、第２の化合物の分子量は約５００乃至２０００である。特定の実施形態において、第２の化合物の分子量は約１５０００乃至４００００である。いくつかの実施形態において、第２の化合物は水溶性である。

いくつかの実施形態において、第２の化合物は、ポリグリコールサブユニットと２より多くの求電子基を含む、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５ｋ−５０ｋ）−ポリオール誘導体である。ＭＵＬＴＩＡＲＭは、ポリオール核に付けられるポリグリコールサブユニットの数を指し、これらポリグリコールサブユニットは求核基をポリオール核に繋げる。いくつかの実施形態において、ＭＵＬＴＩＡＲＭは、３ＡＲＭ、４ＡＲＭ、６ＡＲＭ、８ＡＲＭ、１０ＡＲＭ、１２ＡＲＭ、またはそれらの任意の組み合わせである。いくつかの実施形態において、ＭＵＬＴＩＡＲＭは４ＡＲＭ又は８ＡＲＭである。いくつかの実施形態において、第２の化合物は、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧＡ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＳ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＳＡおよびそれらの組み合わせから選択される。特定の実施形態において、第２の化合物は、４ＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧ、４ＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧＡ、４ＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＳ、８ＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧ、８ＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧＡおよび８ＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＳ、およびそれらの組み合わせから選択される。いくつかの実施形態において、ポリオール誘導体は、グリコールトリメチロールプロパン、グリセロール、ジグリセロール、ペンタエリスリトール、ソルビトール、ヘキサグリセロール、トリペンタエリスリトール、又はポリグリセロールの誘導体である。

１より多くの求電子基を含むモノマーの構成の例は、ペンタエリスリトール核ポリオールと共に、以下に示される。示された化合物は、スクシンイミジルの求電子基、グルタラート、又はグルタルアミドのリンカー、及び変更可能な長さのＰＥＧサブユニットを持つ（例えば、下記の４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧ（Ｄ；ｎ＝３）と４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧＡ（Ｅ；ｎ＝３）の構造）。他のポリオール核又は異なるリンカーを用いるモノマー（例えば、スクシナート（ＳＳ）又はスクシンアミド（ＳＳＡ））は、同様の方法で構築される。

求電子基を含む適切な第２の化合物は、限定されないが、ペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・マレイミド（４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＭＡＬ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００又は２００００から選択される分子量）、ペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・スクシナート（４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＳ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００又は２００００から選択される分子量）、ペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・グルタラート（４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００又は２００００から選択される分子量）、ペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・グルタルアミド（４ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧＡ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００又は２００００から選択される分子量）、ヘキサグリセリン・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・スクシナート（８ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＳ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００又は２００００から選択される分子量）、ヘキサグリセリン・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・グルタラート（８ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００、１５０００、２００００、又は４００００から選択される分子量）、ヘキサグリセリン・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・グルタルアミド（８ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧＡ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００、１５０００、２００００、又は４００００から選択される分子量）、トリペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・スクシナート（８ＡＲＭ（ＴＰ）−ＰＥＧ−ＳＳ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００又は２００００から選択される分子量）、トリペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・グルタラート（８ＡＲＭ（ＴＰ）−ＰＥＧ−ＳＧ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００、１５０００、２００００、又は４００００から選択される分子量）、又はトリペンタエリスリトール・ポリエチレングリコール・スクシンイミジル・グルタルアミド（８ＡＲＭ（ＴＰ）−ＰＥＧ−ＳＧＡ）（約５０００乃至約４００００、例えば、１００００、１５０００、２００００、又は４００００から選択される分子量）を含む。４（又は８）ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧモノマーはエステル基を含む一方で、４（又は８）ＡＲＭ−ＰＥＧ−ＳＧＡモノマーはエステル基を含まない。

求電子基を含む他の適切な第２の化合物は、ソルビトールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−６１１）、ソルビトールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−６１２）、ソルビトールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−６１４）、ソルビトールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−６１４Ｂ）、ポリグリセリンポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−５１２）、ポリングリセロールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−５２１）、ジグリセロールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−４２１）、グリセロールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−３１３）、グリセロールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−３１３）、ポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＸ−３２１）、ソルビトールポリグリシジルエーテル（ＤＥＮＡＣＯＬ（登録商標）ＥＪ−１９０）を限定されないが含む、ソルビトールポリグリシジルエーテルである。

生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成
本明細書中において、１以上の求核基、を包含する少なくとも一つの第１の化合物、１以上の求電子基を包含する少なくとも一つの第２の化合物、少なくとも１細胞、および、随意に付加的な化合物を含む生体適合性の事前処方物が提供される。典型的な付加的な成分は培養培地である。特定の実施形態において、培養培地はバッファーである。特定の実施形態において、培養培地は栄養に富んだ培地である。特定の実施形態において、細胞は幹細胞である。生体適合性の事前処方物は重合および／またはゲル化を受け、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、生分解性である。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。

本明細書中において、１以上の求核基を包含する少なくとも一つの第１の化合物、１以上の求電子基を包含する少なくとも一つの第２の化合物、培養培地、および、随意の付加的な化合物を含む生体適合性の事前処方物が提供される。典型的な付加的な成分は少なくとも１細胞である。特定の実施形態において、細胞は幹細胞である。特定の実施形態において、培養培地はバッファーである。特定の実施形態において、培養培地は栄養に富んだ培地である。生体適合性の事前処方物は重合および／またはゲル化を受け、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、生分解性である。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。

特定の実施形態において、事前処方物は標的部位または哺乳動物の身体上、例えば創傷の部位にて、手術部位にて、または関節内で、安全に重合を受ける。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、創傷パッチ、縫合、又は関節スペーサを形成する。いくつかの実施形態において、第１の化合物と第２の化合物は、第１の化合物の求核基と第２の化合物の求電子基との反応を介して、ポリマーを形成するモノマーである。特定の実施形態において、モノマーは予め定めた時間に重合する。いくつかの実施形態において、モノマーは、穏やか且つほぼ中性のｐＨ条件下で重合される。特定の実施形態において、ヒドロゲルポリマーマトリックスはゲル化後にその量が変化しない。

いくつかの実施形態において、第１及び第２の化合物は、アミド、チオエステル、又はチオエーテルの結合を形成するように反応する。チオール求核基がスクシンイミジル求電子基と反応すると、チオエステルが形成される。アミノ求核基がスクシンイミジル求電子基と反応すると、アミドが形成される。

いくつかの実施形態において、アミノ基を含む１以上の第の１化合物は、アミドが結合した第１および第２のモノマー単位を形成するために、スクシンイミジルエステル基を含む１以上の第２化合物と反応する。特定の実施形態において、チオール基を含む１以上の第１の化合物は、チオエステルが結合した第１及び第２のモノマー単位を形成するために、スクシンイミジルエステル基を含む１より多くの第２の化合物と反応する。いくつかの実施形態において、アミノ基を含む１以上の第１の化合物は、アミンが結合した第１及び第２のモノマー単位をするために、エポキシド基を含む１以上の第２の化合物と反応する。特定の実施形態において、チオール基を含む１以上の第１の化合物は、チオエーテルが結合した第１及び第２のモノマー単位を形成するために、エポキシド基を含む１以上の第２の化合物と反応する。

いくつかの実施形態において、第１の化合物は、１以上の第２化合物への追加前に、異なる第１の化合物と混合される。他の実施形態において、第２の化合物は、１以上の第１の化合物への追加前に、異なる第２の化合物と混合される。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物および生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの性質は、少なくとも１つの第１のモノマーと少なくとも１つの第２のモノマーの混合物の性質によって制御される。

いくつかの実施形態において、１つの第１の化合物が、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。特定の実施形態において、２つの異なる第１の化合物が混合され、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。いくつかの実施形態において、３つの異なる第１の化合物が混合され、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。特定の実施形態において、４以上の異なる第１の化合物が混合され、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。

いくつかの実施形態において、１つの第２の化合物が、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。特定の実施形態において、２つの異なる第２の化合物が混合され、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。いくつかの実施形態において、３つの異なる第２の化合物が混合され、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。特定の実施形態において、４以上の異なる第２の化合物が混合され、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスに使用される。

いくつかの実施形態において、求核基へのエーテル結合を含む第１の化合物は、求核基へのエステル結合を含む異なる第１の化合物と混合される。これにより、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスにおけるエステル基の濃度の制御が可能となる。特定の実施形態において、求電子基へのエステル結合を含む第２の化合物は、求電子基へのエーテル結合を含む異なる第２の化合物と混合される。いくつかの実施形態において、求電子基へのエステル結合を含む第２の化合物は、求電子基へのアミド結合を含む異なる第２の化合物と混合される。特定の実施形態において、求電子基へのアミド結合を含む第２の化合物は、求電子基へのエーテル結合を含む異なる第２の化合物と混合される。

いくつかの実施形態において、アミノアセタート（例えばグリシン由来）の求核基を含む第１の化合物は、指定されたモル比（ｘ／ｙ）でアミン求核基（例えばエチルアミンエステル）を含む異なる第１の化合物と混合される。特定の実施形態において、モル比（ｘ／ｙ）は、５／９５、１０／９０、１５／８５、２０／８０、２５／７５、３０／７０、３５／６５、４０／６０、４５／５５、５０／５０、５５／４５、６０／４０、６５／３５、７０／３０、７５／２５、８０／２０、８５／１５、９０／１０、または９５／５である。特定の実施形態において、アミノアセタート（例えばグリシン由来）の求核基を含む第１の化合物は、指定された重量比（ｘ／ｙ）でアミン求核基（例えばエチルアミンエステル）を含む異なる第１の化合物と混合される。特定の実施形態において、重量比（ｘ／ｙ）は、５／９５、１０／９０、１５／８５、２０／８０、２５／７５、３０／７０、３５／６５、４０／６０、４５／５５、５０／５０、５５／４５、６０／４０、６５／３５、７０／３０、７５／２５、８０／２０、８５／１５、９０／１０、又は９５／５である。特定の実施形態において、２つの第１の化合物の混合物は、ｘとｙの合計と同等なモル量で、１以上の第２の化合物と混合される。

いくつかの実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物および少なくとも１細胞は、水の存在下で予め混合される。いくつかの実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物および少なくとも１細胞は、水の存在なしに予め混合される。一旦、予備混合（ｐｒｅ−ｍｉｘｉｎｇ）が完了すると、１より多い求電子基を含む第２の化合物は、水の存在下で予備混合物（ｐｒｅ−ｍｉｘｔｕｒｅ）に添加されて、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。最後の混合の直後に、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物は、標的部位に送達される。特定の実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達の直前に、予備混合物、第２の化合物、または混合物に追加される。特定の実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達後に、予備混合物、第２の化合物、または混合物に追加される。いくつかの実施形態において、付加的な成分はバッファーを含む。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位への送達に先立ち、重合および／またはゲル化する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位で重合および／またはゲル化する。

いくつかの実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物およびバッファーは、水の存在下で予め混合される。いくつかの実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物およびバッファーは、水の存在なしに予め混合される。一旦、予備混合が完了すると、１より多い求電子基を含む第２の化合物は、水の存在下で予備混合物に添加されて、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。最後の混合の直後に、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物は、標的部位に送達される。特定の実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達の直前に、予備混合物、第２の化合物、または混合物に追加される。特定の実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達後に、予備混合物、第２の化合物、または混合物に追加される。いくつかの実施形態において、付加的な成分は少なくとも１細胞である。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位への送達に先立ち、重合および／またはゲル化する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位で重合および／またはゲル化する。

他の実施形態において、１より多い求電子基を含む第２の化合物および少なくとも１細胞は、水の存在下で予め混合される。他の実施形態において、１より多い求電子基を含む第２の化合物および細胞は、水の存在なしに予め混合される。一旦、予備混合が完了すると、１より多い求核基を含む第１の化合物は、水の存在下で予備混合物に添加されて、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。最後の混合の直後に、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物は、標的部位に送達される。特定の実施形態において、随意の成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達の直前に、予備混合物、第１の化合物、または混合物に追加される。特定の実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達後に、予備混合物、第１の化合物、または混合物に追加される。いくつかの実施形態において、付加的な成分はバッファーを含む。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位への送達に先立ち、重合および／またはゲル化する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位で重合および／またはゲル化する。

他の実施形態において、１より多い求電子基を含む第２の化合物およびバッファーは、水の存在下で予め混合される。他の実施形態において、１より多い求電子基を含む第２の化合物およびバッファーは、水の存在なしに予め混合される。一旦、予備混合が完了すると、１より多い求核基を含む第１の化合物は、水の存在下で予備混合物に添加されて、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。最後の混合の直後に、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物は、標的部位に送達される。特定の実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達の直前に、予備混合物、第１の化合物、または混合物に追加される。特定の実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物の標的部位への送達後に、予備混合物、第１の化合物、または混合物に追加される。いくつかの実施形態において、付加的な成分は少なくとも１細胞を含む。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位への送達に先立ち、重合および／またはゲル化する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位で重合および／またはゲル化する。

いくつかの実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物、１より多い求電子基を含む第２の化合物、および少なくとも１細胞は、水の存在下で共に混合され、それにより生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが形成される。いくつかの実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物、１より多い求電子基を含む第２の化合物、およびバッファーは、水の存在下で共に混合され、それにより生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが形成される。いくつかの実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物、１より多い求電子基を含む第２の化合物、少なくとも１細胞、およびバッファーは、水の存在下で共に混合され、それにより生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが形成される。特定の実施形態において、１より多い求核基を含む第１の化合物、１より多い求電子基を含む第２の化合物、および／または細胞は、ｐＨが約５．０乃至約９．５の水性バッファー中で個々に希釈され、ここで各々の希釈物またはニートモノマー（ｎｅａｔｍｏｎｏｍｅｒｓ）が混合され、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスが形成される。いくつかの実施形態において、水性のバッファーにより提供されるｐＨは約６．０乃至約８．５の範囲内である。特定の実施形態において、水性のバッファーにより提供されるｐＨは約８である。特定の実施形態において、水性のバッファーは培養培地である。特定の実施形態において、培養培地は栄養に富んだ培地である。

特定の実施形態において、水性であるモノマーの濃度は約１％乃至約１００％である。いくつかの実施形態において、希釈物は、モノマー希釈物の粘度を調整するために使用される。特定の実施形態において、水性バッファー中のモノマーの濃度は、約１％、約２％、約５％、約１０％、約１５％、約２０％、約２５％、約３０％、約３５％、約４０％、約４５％、約５０％、約５５％、約６０％、約６５％、約７０％、約７５％、約８０％、約８５％、約９０％、約９５％、又は約１００％である。

いくつかの実施形態において、求電子性及び求核性のモノマーは、混合物中に僅かに過剰な求電子基が存在するような比率で混合される。特定の実施形態において、この過剰量は、約１０％、約５％、約２％、約１％、約０．９％、約０．８％、約０．７％、約０．６％、約０．５％、約０．４％、約０．３％、約０．２％、約０．１％、又は約０．１％未満である。

特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスのゲル化時間又は硬化時間は、第１及び第２の化合物の選択によって制御される。いくつかの実施形態において、第１及び第２の化合物中の求核基又は求電子基の濃度は、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。特定の実施形態において、温度は生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、水性バッファーのタイプは、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、水性バッファーは培養培地である。特定の実施形態において、水性バッファーの濃度は、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、モノマーの求核基および求電子基の求核性及び／又は求電子性は、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、細胞のタイプは、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、細胞の濃度は、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスのゲル化時間又は硬化時間は、水性バッファーのｐＨによって制御される。特定の実施形態において、ゲル化時間は、約２０秒と１０分の間である。いくつかの実施形態において、ゲル化時間は、３０分未満、２０分未満、１０分未満、５分未満、４．８分未満、４．６分未満、４．４分未満、４．２分未満、４．０分未満、３．８分未満、３．６分未満、３．４分未満、３．２分未満、３．０分未満、２．８分未満、２．６分未満、２．４分未満、２．２分未満、２．０分未満、１．８分未満、１．６分未満、１．４分未満、１．２分未満、１．０分未満、０．８分未満、０．６分未満、又は０．４分未満である。特定の実施形態において、水性バッファーのｐＨは約５乃至約９．５である。いくつかの実施形態において、水性バッファーのｐＨは約７．０乃至約９．５である。具体的な実施形態において、水性バッファーのｐＨは約８である。いくつかの実施形態において、水性バッファーのｐＨは、約５、約５．５、約６．０、約６．５、約６．６、約６．７、約６．８、約６．９、約７．０、約７．１、約７．２、約７．３、約７．４、約７．５、約７．６、約７．８、約７．９、約８．０、約８．１、約８．２、約８．３、約８．４、約８．５、約９．０、又は約９．５である。

特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物のゲル化時間又は硬化時間は、水性バッファーのタイプによって制御される。いくつかの実施形態において、水性バッファーは生理学的に許容可能なバッファーである。特定の実施形態において、水性バッファーは、限定されないが、水性の生理食塩水溶液、リン酸緩衝生理食塩水、ホウ酸塩緩衝生理食塩水、ホウ酸塩とリン酸バッファーの組み合わせを含み、ここで、各成分は、別個のバッファー、Ｎ−２−ヒドロキシエチルピペラジン−Ｎ’−２−ヒドロキシプロパンスルホン酸（ＨＥＰＥＳ）、３−（Ｎ−モルホリノ）プロパンスルホン酸（ＭＯＰＳ）、２−（［２−ヒドロキシ−１，１−ビス（ヒドロキシメチル）エチル］アミノ）エタンスルホン酸（ＴＥＳ）、３−［Ｎ−トリス（ヒドロキシ−メチル）エチルアミノ］ −２−ヒドロキシエチル］ −１−ピペラジンプロパンスルホン酸（ＥＰＰＳ）、トリス［ヒドロキシメチル］−アミノメタン（ＴＨＡＭ）、及びトリス［ヒドロキシメチル］メチルアミノメタン（ＴＲＩＳ）において溶解する。いくつかの実施形態において、チオール−エステルの化学作用（例えば、ＳＧＡ又はＳＧの求電子試薬を備えたＥＴＴＭＰ求核試薬）が、ホウ酸塩バッファーにおいて実行される。特定の実施形態において、アミン−エステルの化学作用（ＳＧＡ又はＳＧの求電子試薬を備えたＮＨ２又はＡＡの求核試薬）は、リン酸バッファーにおいて実行される。いくつかの実施形態において、水性バッファーは培養培地である。特定の実施形態において、培養培地は、限定されないが、ＤＭＥＭ、ＩＭＤＭ、ＯｐｔｉＭＥＭ（登録商標）、ＡｌｇｉＭａｔｒｉｘ（商標）、ウシ胎児血清、ＧＳ１Ｒ（登録商標）、ＧＳ２Ｍ（登録商標）、ｉＳＴＥＭ（登録商標）、ＮＤｉｆｆ（登録商標）Ｎ２、ＮＤｉｆｆ（登録商標）Ｎ２−ＡＦ、ＲＨＢＡ（登録商標）、ＲＨＢＢａｓａｌ（登録商標）、ＲＰＭＩ、ＳｅｎｓｉＣｅｌｌ（商標）、ＧｌｕｔａＭＡＸ（商標）、ＦｌｕｏｒｏＢｒｉｔｅ（商標）、Ｇｉｂｃｏ（登録商標）ＴＡＰ、Ｇｉｂｃｏ（登録商標）ＢＧ−１１、ＬＢ、Ｍ９の最小強烈なブイヨン、２ＹＸＴ、ＭａｇｉｃＭｅｄｉａ（商標）、ＩｍＭｅｄｉａ（商標）、ＳＯＣ、ＹＰＤ、ＣＳＭ、ＹＮＢ、グレースの昆虫培地、１９９／１０９およびＨａｍＦ１０／ＨａｍＦ１２を含む。特定の実施形態において、細胞培養培地は無血清であってもよい。特定の実施形態において、培養培地は添加物を含んでいてもよい。いくつかの実施形態において、培養培地添加物は、限定されないが、抗生物質、ビタミン、タンパク質、阻害剤、小分子、ミネラル、無機塩、窒素、増殖因子、アミノ酸、血清、炭水化物、脂質、ホルモン、およびグルコースを含む。いくつかの実施形態において、増殖因子は、限定されないが、ＥＧＦ、ｂＦＧＦ、ＦＧＦ、ＥＣＧＦ、ＩＧＦ−１、ＰＤＧＦ、ＮＧＦ、ＴＧＦ−αおよびＴＧＦ−βを含む。特定の実施形態において、細胞培養培地は水性であってもよい。特定の実施形態において、非水性培地は、限定されないが、凍結細胞のストック、凍結乾燥された培地、及び寒天を含む。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、事前処方物の少なくとも１つの第１の化合物、および事前処方物の少なくとも１つの第２の化合物を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、バッファーを含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、完全に合成である。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、持続性の細胞生存度および／または増殖に適した環境を提供する。

特定の実施形態において、第１の化合物と第２の化合物は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成中に、細胞と反応しない。いくつかの実施形態において、細胞は、第１及び第２の化合物（即ちモノマー）の重合後に変わらないまま残る。特定の実施形態において、細胞は、ヒドロゲルポリマーマトリックスの性質を変化させない。いくつかの実施形態において、細胞と生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤の生理学的性質は、モノマーの重合による影響を受けない。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを用いる細胞の送達は細胞の分解および変性を最小化する。いくつかの例において、細胞の物理化学的性質は、標的部位への細胞の送達または放出によって影響を受けない。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤を可視化し、例えば、Ｘ線、蛍光透視法、またはコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングを用いて腫瘍の位置を特定するための造影剤をさらに含む。特定の実施形態において、造影剤は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの生体吸収の可視化を可能にする。いくつかの実施形態において、造影剤は放射線不透性物質である。特定の実施形態において、放射線不透性物質は、限定されないが、ヨウ化ナトリウム、ヨウ化カリウム、および硫酸バリウム、ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ（登録商標）、ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ（登録商標）、またはＨＹＰＡＱＵＥ（登録商標）、タンタル、及び類似の市販の化合物、またはこれらの組み合わせから選択される。他の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは薬学的に許容可能な色素をさらに含む。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤は更に粘度増強剤を含む。粘度増強剤の例は、限定されないが、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、ポリビニルセルロース、ポリビニルピロリドンを含む。

処置のための領域−標的部位
特定の実施形態において、標的部位は哺乳動物内にある。いくつかの実施形態において、標的部位はヒトの中にある。特定の実施形態において、標的部位は人体上にある。いくつかの実施形態において、標的部位は外科手術を介してアクセス可能である。特定の実施形態において、標的部位は、低侵襲手術を介してアクセス可能である。いくつかの実施形態において、標的部位は、内視鏡検査法の装置を介してアクセス可能である。特定の実施形態において、標的部位は、哺乳動物の皮膚上の創傷である。他の実施形態において、標的部位は、哺乳動物の関節の中、又は骨の上にある。いくつかの実施形態において、標的部位は哺乳動物の手術部位である。

いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物又は生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、密閉剤又は粘着剤として使用される。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物又は生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、哺乳動物上の創傷をふさぐために使用される。他の実施形態において、生体適合性の事前処方物又は生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、例えば、ゲルクッションを形成するために関節窩において、空洞を満たすために使用される。他の実施形態において、生体適合性の事前処方物または生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位への細胞の送達のための担体として使用される。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤は、エキソビボで（ｅｘｖｉｖｏ）重合する。特定の実施形態において、エキソビボで重合する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤は、投与の従来の経路（例えば、経口、埋め込み、または直腸）を介して送達される。他の実施形態において、エキソビボで重合する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤は、標的部位への手術中に送達される。

標的部位への生体適合性ヒドロゲル製剤の送達
いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は、標的部位で生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成するために、カテーテル又は針を介して、生体適合性の事前処方物として標的部位に送達される。他の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、シリンジと針を使用して、哺乳動物中の、又はその上にある標的部位に送達される。いくつかの実施形態において、送達デバイスは、標的部位に生体適合性の事前処方物を送達するために使用される。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は、生体適合性の事前処方物が標的部位の大半を覆うように、標的部位に送達される。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は実質的に、病変組織の曝露部分を覆う。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は、故意に任意の他の場所に広がらない。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は実質的に、病変組織を覆い、且つ、健康な組織を著しく覆わない。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは健康な組織を著しく覆わない。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は標的部位上でゲル化し、徹底的に病変組織を覆う。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、組織に付着する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物は、標的部位への送達後にゲル化し、標的部位を覆う。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス混合物は、標的部位での送達に先立ち、ゲル化する。

いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物のゲル化時間は、標的部位に、生体適合性の事前処方物の混合物を送達する医師の嗜好性に従って設定される。大抵の例において、医師は、１５乃至３０秒以内に標的に生体適合性の事前処方物の混合物を送達する。特定の実施形態において、ゲル化時間は、約２０秒と１０分の間である。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物のゲル化時間又は硬化時間は、水性バッファーのｐＨによって制御される。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物のゲル化時間又は硬化時間は、第１及び第２の化合物の選択によって制御される。いくつかの実施形態において、第１及び第２の化合物中の求核基又は求電子基の濃度は、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、細胞の濃度は、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、細胞のタイプは、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、随意の付加的な成分は、生体適合性の事前処方物のゲル化時間に影響を及ぼす。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの硬化は、投与後に確認される。特定の実施形態において、確認は、送達部位にてインビボ（ｉｎｖｉｖｏ）で実行される。他の実施形態において、確認は生体外で実行される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの硬化は、内視鏡装置の光ファイバーを介して視覚的に確認される。特定の実施形態において、放射線不透性物質を含む生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの硬化は、Ｘ線、蛍光透視法、またはコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングを使用して確認される。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの流量の不足は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスがゲル化し、生体適合性ヒドロゲルが十分に硬化されることを示す。更なる実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの硬化は、送達デバイス中の残留物、例えば、気管支鏡又は他の内視鏡検査法のデバイスのカテーテル中の残留物、又は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを送達するために使用されるシリンジ中の残留物の評価によって確認される。他の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの硬化は、１枚の紙の上又は小血管の中に小さなサンプル（例えば、〜１ｍＬ）を置くことにより、及び、ゲル化時間が過ぎた後の流動率の後の評価により、確認される。

いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は標的部位へ少なくとも１細胞を送達する。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は、標的部位に位置する少なくとも１細胞へ栄養を送達する。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は、標的部位に位置する少なくとも１細胞へ構造的な支援を送達する。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は、標的部位へ少なくとも１細胞および少なくとも１つのバッファーを送達する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位へ少なくとも１細胞を送達する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位に位置する少なくとも１細胞へ栄養を送達する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位に位置する少なくとも１細胞へ構造的な支援を送達する。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位へ少なくとも１細胞を送達する。

生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの生体吸収
いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、生体吸収性ポリマーである。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約５乃至３０日以内に生体に吸収される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約３０乃至１８０日以内に生体に吸収される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約１乃至７０日以内に生体に吸収される。好ましい実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約１４乃至１８０日以内に生体に吸収される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約３６５日、約１８０日、約１５０日、約１２０日、約９０日、約８０日、約７０日、約６０日、約５０日、約４０日、約３５日、約３０日、約２８日、約２１日、約１４日、約１０日、約７日、約６日、約５日、約４日、約３日、約２日、又は約１日以内に生体に吸収される。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、３６５日未満、１８０日未満、１５０日未満、１２０日未満、９０日未満、８０日未満、７０日未満、６０日未満、５０日未満、４０日未満、３５日未満、３０日未満、２８日未満、２１日未満、１４日未満、１０日未満、７日未満、６日未満、５日未満、４日未満、３日未満、２日未満、又は１日未満で生体に吸収される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、３６５日以上、１８０日以上、１５０日以上、１２０日以上、９０日以上、８０日以上、７０日以上、６０日以上、５０日以上、４０日以上、３５日以上、３０日以上、２８日以上、２１日以上、１４日以上、１０日以上、７日以上、６日以上、５日以上、４日以上、３日以上、２日以上、又は１日以上で生体に吸収される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは実質的に非生体吸収性である。

生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスはゆっくり生体に吸収され、溶解し、及び／又は排出される。いくつかの例において、生体吸収の割合は、生体適合性及び／又は生分解性のヒドロゲルポリマーマトリックス中のエステル基の数によって制御される。他の例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスにあるエステル単位の濃度が高くなるほど、その残存期間（ｌｉｆｅｔｉｍｅ）は長くなる。更なる例において、エステル単位のカルボニルでの電子密度は、身体中のヒドロゲルポリマーマトリックスの残存期間を制御する。特定の例において、エステル基のない生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは基本的に、生物分解性ではない。更なる例において、第１及び第２の化合物の分子量は、身体中のヒドロゲルポリマーマトリックスの残存期間を制御する。更なる例において、ポリマーマトリックスの１グラム当たりのエステル基の数は、身体中のヒドロゲルポリマーマトリックスの残存期間を制御する。

いくつかの例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの残存期間は、生理学的レベルで温度とｐＨを制御し、その一方で生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスをバッファー溶液に曝露するモデルを使用して、推定され得る。特定の例において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの生体分解は実質的に非酵素分解である。

いくつかの実施形態において、反応条件の選択は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解時間を定める。特定の実施形態において、第１の化合物と第２の化合物のモノマーの濃度は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解時間を定める。いくつかの例において、モノマー濃度がより高くなれば、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中の架橋の程度が更に高くなる。特定の例において、より多くの架橋により、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの後の分解が引き起こされる。特定の実施形態において、温度は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解時間を定める。いくつかの例において、モノマー濃度がより高くなれば、結果として生じるヒドロゲルポリマーマトリックス中の架橋の程度が更に高くなる。

特定の実施形態において、第１及び／又は第２の化合物中のリンカーの組成は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の速度に影響を及ぼす。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中に存在するエステル基が多くなるほど、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解が速くなる。特定の実施形態において、メルカプトプロピオナート（ＥＴＴＭＰ）、アセタートアミン（ＡＡ）、グルタラート又はスクシナート（ＳＧ又はＳＳ）のモノマーの濃度が高くなるほど、分解の速度が速くなる。

特定の実施形態において、細胞の組成は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の速度に影響を及ぼす。特定の実施形態において、細胞の濃度は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の速度に影響を及ぼす。特定の実施形態において、バッファーの組成は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の速度に影響を及ぼす。特定の実施形態において、バッファーの濃度は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の速度に影響を及ぼす。特定の実施形態において、バッファーのｐＨは、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の速度に影響を及ぼす。

特定の実施形態において、細胞の組成は、結果として生じる生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解の速度に影響を及ぼす。

疾患の処置における細胞送達のための事前処方物およびヒドロゲルマトリックス
幹細胞による腱損傷の処置は、標的部位への細胞の制御された送達および放出を必要とする。例えば、骨髄間葉系幹細胞（ＭＳＣ）は、ウマにおける腱損傷の治癒に対する有益な効果を有する。現在の方法論は大量に（１千万−２千万細胞）自己の骨髄穿刺液中にあるＭＳＣを注入するが、全身のクリアランスによってＭＳＣの２５％未満が２４時間後に傷害傷領域に残る。送達部位での細胞の保持は、細胞が組織に生着するのを促進し得、その結果、組織の治癒に貢献するために利用可能なＭＳＣの量が増加する。本明細書中に記載される生体適合性の事前処方物およびヒドロゲルポリマーマトリックスは、臨床的に許容され細胞の生存および増殖と適合する、柔軟で注入可能で吸収性のゲル内にあるＭＳＣのような細胞を送達するように構成されている。いくつかの実施形態において、本明細書に記載される生体適合性の事前処方物およびヒドロゲルポリマーマトリックスは、生体適合性の事前処方物を使用することなく、注入された細胞に対して、改善された細胞の生存度を提供する。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス上またはその内部で充填される細胞の増殖を支援する足場として機能する。

いくつかの実施形態において、本明細書に記載される生体適合性の事前処方物またはヒドロゲルポリマーマトリックスは、哺乳動物上の、又はその中の標的部位に送達される。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物または生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、関節内の標的部位に送達される。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は、関節内で生体適合性のヒドロゲルポリマーを形成する。特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、動物上の、又はその中の創傷をふさぐために、粘着性の生体適合性ポリマーマトリックスを形成する。幾つかの実施形態において、生体適合性の事前処方物は縫合を形成する。特定の実施形態において、創傷パッチ、関節スペーサ、又は縫合糸は、哺乳動物中の又はその上の標的部位にて少なくとも部分的にゲル化する。いくつかの実施形態において、創傷パッチ、関節スペーサ、又は縫合糸は、標的部位にて少なくとも部分的に重合する。いくつかの実施形態において、創傷パッチ、関節スペーサ、または縫合糸は、標的部位にて少なくとも部分的に付着する。

特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物は、「液体縫合」として、或いは、哺乳動物上の、又はその中の標的部位に直接薬を送るための薬物送達プラットフォームとして使用される。いくつかの実施形態において、標的部位は関節、創傷又は手術部位である。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物またはヒドロゲルポリマーマトリックスの伸張性、粘度、光学的明暸性、及び粘着性は、疾患の処置のための液体縫合として理想的な材料を作成するために最適化される。特定の実施形態において、ゲル化時間は、約５０秒から１５分まで制御される。

いくつかの実施形態において、本明細書に記載され少なくとも１細胞を含む生体適合性の事前処方物またはヒドロゲルポリマーマトリックスは、哺乳動物上の、又はその中の標的部位に送達される。いくつかの実施形態において、生体適合性の事前処方物またはヒドロゲルポリマーマトリックスは、疾患または傷害を処置するために損傷を受けた組織へ細胞を送達するように構成されている。いくつかの実施形態において、疾患は、限定されないが、癌、糖尿病、アルツハイマー病、パーキンソン病、ハンチントン病、およびセリアック病を含む。いくつかの実施形態において、傷害は、心不全、筋損傷、脳損傷、または神経障害によって引き起こされる。いくつかの実施形態において、傷害は脊髄損傷である。いくつかの実施形態において、送達される細胞は、整形外科疾患または傷害を処置するように構成される。いくつかの実施形態において、送達される細胞は、腱、関節、骨欠損、筋肉、または神経を修復するように構成されている。

細胞の放出速度の制御
いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、数時間から数日に及ぶ時間にわたって、拡散及び／又は浸透によって標的部位へ少なくとも１細胞をゆっくり送達する。特定の実施形態において、細胞は、標的部位に直接送達される。いくつかの実施形態において、標的部位に細胞を含む生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを送達する手順は、必要であれば数回繰り返される。他の実施形態において、細胞は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの生分解を介して、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから放出される。いくつかの実施形態において、細胞は、拡散、浸透、及び／又は生体適合性のヒドロゲルの分解機構の組み合わせを介して放出される。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの細胞の放出特性は単峰性である。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの細胞の放出特性は二峰性である。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの細胞の放出特性は多峰性である。

いくつかの実施形態において、細胞は、拡散又は浸透を介して、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから放出される。特定の実施形態において、細胞は、１８０日以内に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。いくつかの実施形態において、細胞は、１４日以内に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。特定の実施形態において、細胞は、２４日以内に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。いくつかの実施形態において、細胞は、１時間以内に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。特定の実施形態において、細胞は、約１８０日、約１５０日、約１２０日、約９０日、約８０日、約７０日、約６０日、約５０日、約４０日、約３５日、約３０日、約２８日、約２１日、約１４日、約１０日、約７日、約６日、約５日、約４日、約３日、約２日、約１日、約０．５日、約６時間、約４時間、約２時間、又は約１時間以内に、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。いくつかの実施形態において、細胞は、１８０日以上、１５０日以上、１２０日以上、９０日以上、８０日以上、７０日以上、６０日以上、５０日以上、４０日以上、３５日以上、３０日以上、２８日以上、２１日以上、１４日以上、１０日以上、７日以上、６日以上、５日以上、４日以上、３日以上、２日以上、１日以上、０．５日以上、６時間以上、４時間以上、２時間以上、又は１時間以上で、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。特定の実施形態において、細胞は、１８０日未満、１５０日未満、１２０日未満、９０日未満、８０日未満、７０日未満、６０日未満、５０日未満、４０日未満、３５日未満、３０日未満、２８日未満、２１日未満、１４日未満、１０日未満、７日未満、６日未満、５日未満、４日未満、３日未満、２日未満、１日未満、０．５日未満、６時間未満、４時間未満、２時間未満、又は１時間未満で、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。いくつかの実施形態において、細胞は、約１日乃至約１４日以内に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。特定の実施形態において、細胞は、約１日乃至約７０日以内に生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスから実質的に放出される。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの細胞の放出は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの組成物によって制御される。特定の実施形態において、生体分子は、ヒドロゲルポリマーが分解し始めた時に放出される。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの孔径は、細胞の初期の放出（即ち、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解前の放出）を妨げるほどの小ささである。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの孔径は、細胞の初期の放出を可能にするほどの大きさである。

いくつかの実施形態において、モノマー中の大きなＰＥＧ基は、結果として得られた生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの中に大きな孔径をもたらし、それにより大きな細胞の溶出を可能にする。特定の実施形態において、モノマーの大きな分子量は、大きな孔径を有する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスをもたらす。いくつかの実施形態において、約１０ｋＤａの大きなモノマーの分子量は、大きな孔径を有する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスをもたらす。特定の実施形態において、約２０ｋＤａの大きなモノマーの分子量は、大きな孔径を有する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスをもたらす。

いくつかの実施形態において、モノマー中の小さなＰＥＧ基は、結果として得られた生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの中に小さな孔径をもたらし、それにより小さな（および大きな）細胞の溶出を制限する。特定の実施形態において、モノマーの小さな分子量は、小さな孔径を有する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスをもたらす。いくつかの実施形態において、約５ｋＤａの小さなモノマーの分子量は、小さな孔径を有する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスをもたらす。特定の実施形態において、８−ＡＲＭのモノマー中の約１０ｋＤａの小さなモノマーの分子量は、小さな孔径を有する生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスをもたらす。いくつかの実施形態において、小さな孔径は、細胞の溶出を制限する。典型的な細胞

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、少なくとも１細胞を含む。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、細胞を伴って送達される。細胞の例は、限定されないが、哺乳動物、昆虫、原生動物、細菌、ウイルス、および真菌を含む。いくつかの実施形態において、細胞は、遺伝子操作され得る。いくつかの実施形態において、細胞は、ワクチンであり得ます。

特定の実施形態において、細胞は哺乳動物細胞である。哺乳動物細胞の例は、限定されないが、ヒト、マウス、ハムスター、ラット、イヌおよび霊長類を含む。ヒト細胞の例は、限定されないが、胚の、成体の、骨髄間質の、胚の生殖細胞系の、胎児の、少能性前駆細胞の、体細胞性の及び人工多能性のものを含む。哺乳動物細胞は、限定されないが、確立された、または開発された細胞株を含む。細胞株の例は、限定されないが、ＨＥＫ−２９３、ＣＨＯ、２９３−Ｔ、Ａ２７８０、ＢＨＫ−２１、ＢＣＰ−１、ＤＵ１４５、Ｈ１２９９、ＨｅＬａ、Ｈｉｇｈ−Ｆｉｖｅ、ＨＵＶＥＣ、ＭＣＦ−７およびＲＢＬを含む。哺乳動物細胞は、限定されないが、幹細胞を含む。幹細胞の例は、限定されないが、成体の、胚性の、造血性の、胚性の、間葉系の、多能性の（ｍｕｌｔｉｐｏｔｅｎｔ）、神経、多能性の（ｐｌｕｒｉｐｏｔｅｎｔ）、全能性、臍帯及び単能性のものを含む。

特定の実施形態において、細胞は昆虫細胞である。特定の実施形態において、昆虫細胞は遺伝子操作される。特定の実施形態において、昆虫細胞は非感染性である。昆虫細胞の例は、限定されないが、Ｓｐｏｄｏｐｔｅｒａｆｒｕｇｉｐｅｒｄａ、Ｄｒｏｓｏｐｈｉｌａ、およびＴｒｉｃｈｏｐｌｕｓｉａｎｉを含む。

特定の実施形態において、細胞は原生動物細胞である。特定の実施形態において、原生動物細胞は遺伝子操作される。特定の実施形態において、原生動物細胞はワクチンである。特定の実施形態において、原生動物細胞は非感染性である。原生動物細胞の例は、限定されないが、Ｇｉａｒｄｉａｌａｍｂｌｉａ、Ｅｎｔａｍｏｅｂａｈｉｓｔｏｌｙｔｉｃａ、Ｐｌａｓｍｏｄｉｕｍｋｎｏｗｌｅｓｉ、およびＢａｌａｎｔｉｄｉｕｍｃｏｌｉを含む。

特定の実施形態において、細胞は細菌細胞である。特定の実施形態において、細菌細胞は遺伝子操作される。特定の実施形態において、細菌細胞胞はワクチンである。特定の実施形態において、細菌細胞は非感染性である。細菌細胞の例は、限定されないが、Ａｃｅｔｏｂａｃｔｅｒａｕｒａｎｔｉｕｓ、Ａｇｒｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｒａｄｉｏｂａｃｔｅｒ、Ａｎａｐｌａｓｍａｐｈａｇｏｃｙｔｏｐｈｉｌｕｍ、Ａｚｏｒｈｉｚｏｂｉｕｍｃａｕｌｉｎｏｄａｎｓ、Ｂａｃｉｌｌｕｓａｎｔｈｒａｃｉｓ、Ｂａｃｉｌｌｕｓｂｒｅｖｉｓ、Ｂａｃｉｌｌｕｓｃｅｒｅｕｓ、Ｂａｃｉｌｌｕｓｓｕｂｔｉｌｉｓ、Ｂａｃｔｅｒｏｉｄｅｓｆｒａｇｉｌｉｓ、Ｂａｃｔｅｒｏｉｄｅｓｇｉｎｇｉｖａｌｉｓ、Ｂａｃｔｅｒｏｉｄｅｓｍｅｌａｎｉｎｏｇｅｎｉｃｕｓ、Ｂａｒｔｏｎｅｌｌａｑｕｉｎｔａｎａ、Ｂｏｒｄｅｔｅｌｌａｂｒｏｎｃｈｉｓｅｐｔｉｃａ、Ｂｏｒｄｅｔｅｌｌａｐｅｒｔｕｓｓｉｓ、Ｂｏｒｒｅｌｉａｂｕｒｇｄｏｒｆｅｒｉ、Ｂｒｕｃｅｌｌａａｂｏｒｔｕｓ、Ｂｒｕｃｅｌｌａｍｅｌｉｔｅｎｓｉｓ、Ｂｒｕｃｅｌｌａｓｕｉｓ、Ｂｕｒｋｈｏｌｄｅｒｉａｍａｌｌｅｉ、Ｂｕｒｋｈｏｌｄｅｒｉａｐｓｅｕｄｏｍａｌｌｅｉ、Ｂｕｒｋｈｏｌｄｅｒｉａｃｅｐａｃｉａ、Ｃａｌｙｍｍａｔｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｇｒａｎｕｌｏｍａｔｉｓ、Ｃａｍｐｙｌｏｂａｃｔｅｒｃｏｌｉ、Ｃａｍｐｙｌｏｂａｃｔｅｒｆｅｔｕｓ、Ｃａｍｐｙｌｏｂａｃｔｅｒｊｅｊｕｎｉ、Ｃａｍｐｙｌｏｂａｃｔｅｒｐｙｌｏｒｉ、Ｃｈｌａｍｙｄｉａｔｒａｃｈｏｍａｔｉｓ、Ｃｈｌａｍｙｄｏｐｈｉｌａｐｎｅｕｍｏｎｉａｅ、Ｃｈｌａｍｙｄｏｐｈｉｌａｐｓｉｔｔａｃｉ、Ｃｌｏｓｔｒｉｄｉｕｍｂｏｔｕｌｉｎｕｍ、Ｃｌｏｓｔｒｉｄｉｕｍｄｉｆｆｉｃｉｌｅ、Ｃｏｒｙｎｅｂａｃｔｅｒｉｕｍｄｉｐｈｔｈｅｒｉａｅ、Ｃｏｒｙｎｅｂａｃｔｅｒｉｕｍｆｕｓｉｆｏｒｍｅ、Ｃｏｘｉｅｌｌａｂｕｒｎｅｔｉｉ、Ｅｎｔｅｒｏｂａｃｔｅｒｃｌｏａｃａｅ、Ｅｎｔｅｒｏｃｏｃｃｕｓｆａｅｃａｌｉｓ、Ｅｎｔｅｒｏｃｏｃｃｕｓｆａｅｃｉｕｍ、Ｅｎｔｅｒｏｃｏｃｃｕｓｇａｌｌｌｉｎａｒｕｍ、Ｅｎｔｅｒｏｃｏｃｃｕｓｍａｌｏｒａｔｕｓ、Ｅｓｃｈｅｒｉｃｈｉａｃｏｌｉ、Ｆｒａｎｃｉｓｅｌｌａｔｕｌａｒｅｎｓｉｓ、Ｆｕｓｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｎｕｃｌｅａｔｕｍ、Ｇａｒｄｎｅｒｅｌｌａｖａｇｉｎａｌｉｓ、Ｈａｅｍｏｐｈｉｌｕｓｉｎｆｌｕｅｎｚａｅ、Ｈａｅｍｏｐｈｉｌｕｓｐａｒａｉｎｆｌｕｅｎｚａｅ、Ｈａｅｍｏｐｈｉｌｕｓｐｅｒｔｕｓｓｉｓ、Ｈａｅｍｏｐｈｉｌｕｓｖａｇｉｎａｌｉｓ、Ｈｅｌｉｃｏｂａｃｔｅｒｐｙｌｏｒｉ、Ｋｌｅｂｓｉｅｌｌａｐｎｅｕｍｏｎｉａｅ、Ｌａｃｔｏｂａｃｉｌｌｕｓａｃｉｄｏｐｈｉｌｕｓ、Ｌａｃｔｏｃｏｃｃｕｓｌａｃｔｉｓ、Ｌｅｇｉｏｎｅｌｌａｐｎｅｕｍｏｐｈｉｌａ、Ｌｉｓｔｅｒｉａｍｏｎｏｃｙｔｏｇｅｎｅｓ、Ｍｅｔｈａｎｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｅｘｔｒｏｑｕｅｎｓ、Ｍｉｃｒｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｍｕｌｔｉｆｏｒｍｅ、Ｍｉｃｒｏｃｏｃｃｕｓｌｕｔｅｕｓ、Ｍｏｒａｘｅｌｌａｃａｔａｒｒｈａｌｉｓ、Ｍｙｃｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｐｈｌｅｉ、Ｍｙｃｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｓｍｅｇｍａｔｉｓ、Ｍｙｃｏｂａｃｔｅｒｉｕｍｔｕｂｅｒｃｕｌｏｓｉｓ、Ｍｙｃｏｐｌａｓｍａｇｅｎｉｔａｌｉｕｍ、Ｍｙｃｏｐｌａｓｍａｈｏｍｉｎｉｓ、Ｍｙｃｏｐｌａｓｍａｐｎｅｕｍｏｎｉｅ、Ｎｅｉｓｓｅｒｉａｇｏｎｏｒｒｈｏｅａｅ、Ｎｅｉｓｓｅｒｉａｍｅｎｉｎｇｉｔｉｄｉｓ、Ｐａｓｔｅｕｒｅｌｌａｍｕｌｔｏｃｉｄａ、Ｐａｓｔｅｕｒｅｌｌａｔｕｌａｒｅｎｓｉｓ、Ｐｅｐｔｏｓｔｒｅｐｔｏｃｏｃｃｕｓ、Ｐｏｒｐｈｙｒｏｍｏｎａｓｇｉｎｇｉｖａｌｉｓ、Ｐｒｅｖｏｔｅｌｌａｍｅｌａｎｉｎｏｇｅｎｉｃａ、Ｐｓｅｕｄｏｍｏｎａｓａｅｒｕｇｉｎｏｓａ、Ｒｈｉｚｏｂｉｕｍｒａｄｉｏｂａｃｔｅｒ、Ｒｉｃｋｅｔｔｓｉａｒｉｃｋｅｔｔｓｉｉ、Ｒｏｔｈｉａｄｅｎｔｏｃａｒｉｏｓａ、Ｓａｌｍｏｎｅｌｌａｅｎｔｅｒｉｔｉｄｉｓ、Ｓａｌｍｏｎｅｌｌａｔｙｐｈｉ、Ｓａｌｍｏｎｅｌｌａｔｙｐｈｉｍｕｒｉｕｍ、Ｓｈｉｇｅｌｌａｄｙｓｅｎｔｅｒｉａｅ、Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓａｕｒｅｕｓ、Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓｅｐｉｄｅｒｍｉｄｉｓ、Ｓｔｅｎｏｔｒｏｐｈｏｍｏｎａｓｍａｌｔｏｐｈｉｌｉａ、Ｓｔｒｅｐｔｏｃｏｃｃｕｓｐｎｅｕｍｏｎｉａｅ、Ｓｔｒｅｐｔｏｃｏｃｃｕｓｐｙｏｇｅｎｅｓ、Ｔｒｅｐｏｎｅｍａｐａｌｌｉｄｕｍ、Ｔｒｅｐｏｎｅｍａｄｅｎｔｉｃｏｌａ、Ｖｉｂｒｉｏｃｈｏｌｅｒａｅ、Ｖｉｂｒｉｏｃｏｍｍａ、Ｖｉｂｒｉｏｐａｒａｈａｅｍｏｌｙｔｉｃｕｓ、Ｖｉｂｒｉｏｖｕｌｎｉｆｉｃｕｓ、ＹｅｒｓｉｎｉａｅｎｔｅｒｏｃｏｌｉｔｉｃａおよびＹｅｒｓｉｎｉａｐｓｅｕｄｏｔｕｂｅｒｃｕｌｏｓｉｓを含む。

特定の実施形態において、細胞はウイルス性の細胞（ｖｉｒａｌｃｅｌｌ）である。特定の実施形態において、ウイルス性の細胞は遺伝子操作される。特定の実施形態において、ウイルス性の細胞はワクチンである。特定の実施形態において、ウイルス性の細胞は非感染性である。特定の実施形態において、ウイルス性の細胞はバクテリオファージである。ウイルス性の細胞は、制限されないが、Ａｄｅｎｏｖｉｒｕｓｅｓ、Ｈｅｒｐｅｓｖｉｒｕｓｅｓ、Ｐｏｘｖｉｒｕｓｅｓ、Ｐａｒｖｏｖｉｒｕｓｅｓ、Ｒｅｏｖｉｒｕｓｅｓ、Ｐｉｃｏｒｎａｖｉｒｕｓｅｓ、Ｔｏｇａｖｉｒｕｓｅｓ、Ｏｒｔｈｏｍｙｘｏｖｉｒｕｓｅｓ、Ｒｈａｂｄｏｖｉｒｕｓｅｓ、Ｒｅｔｒｏｖｉｒｕｓｅｓ、およびＨｅｐａｄｎａｖｉｒｕｓｅｓを含む。

特定の実施形態において、細胞は真菌細胞である。特定の実施形態において、真菌細胞は遺伝子操作される。特定の実施形態において、真菌細胞胞は非感染性である。真菌細胞の例は、制限されないが、Ｃｒｙｐｔｏｃｏｃｃｕｓｎｅｏｆｏｒｍａｎｓ、Ｃｒｙｐｔｏｃｏｃｃｕｓｇａｔｔｉｉ、Ｃａｎｄｉｄａａｌｂｉｃａｎｓ、Ｃａｎｄｉｄａｔｒｏｐｉｃａｌｉｓ、Ｃａｎｄｉｄａｓｔｅｌｌａｔｏｉｄｅａ、Ｃａｎｄｉｄａｇｌａｂｒａｔａ、Ｃａｎｄｉｄａｋｒｕｓｅｉ、Ｃａｎｄｉｄａｐａｒａｐｓｉｌｏｓｉｓ、Ｃａｎｄｉｄａｇｕｉｌｌｉｅｒｍｏｎｄｉｉ、Ｃａｎｄｉｄａｖｉｓｗａｎａｔｈｉｉ、Ｃａｎｄｉｄａｌｕｓｉｔａｎｉａｅ、Ｒｈｏｄｏｔｏｒｕｌａｍｕｃｉｌａｇｉｎｏｓａ、Ｓｃｈｉｚｏｓａｃｃｈａｒｏｍｙｃｅｓｐｏｍｂｅ、Ｓａｃｃｈａｒｏｍｙｃｅｓｃｅｒｅｖｉｓｉａｅ、Ｂｒｅｔｔａｎｏｍｙｃｅｓｂｒｕｘｅｌｌｅｎｓｉｓ、Ｃａｎｄｉｄａｓｔｅｌｌａｔａ、Ｓｃｈｉｚｏｓａｃｃｈａｒｏｍｙｃｅｓｐｏｍｂｅ、Ｔｏｒｕｌａｓｐｏｒａｄｅｌｂｒｕｅｃｋｉｉ、Ｚｙｇｏｓａｃｃｈａｒｏｍｙｃｅｓｂａｉｌｉｉ、Ｙａｒｒｏｗｉａｌｉｐｏｌｙｔｉｃａ、Ｓａｃｃｈａｒｏｍｙｃｅｓｅｘｉｇｕｕｓ、およびＰｉｃｈｉａｐａｓｔｏｒｉｓを含む。典型的な培養培地いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスはバッファーまたは培養培地を含む。いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスはバッファーまたは少なくとも１細胞を含む。いくつかの実施形態において、培養培地はバッファーである。いくつかの実施形態において、培養培地は増殖培地を含む。いくつかの実施形態において、培養培地は栄養に富んでいる。特定の実施形態において、培養培地は、細胞の生存度、成長、および／または増殖のために十分な栄養を提供する。特定の実施形態において、培養培地は、限定されないが、ＤＭＥＭ、ＩＭＤＭ、ＯｐｔｉＭＥＭ（登録商標）、ＡｌｇｉＭａｔｒｉｘ（商標）、ウシ胎仔血清、ＧＳ１−Ｒ（登録商標）、ＧＳ２−Ｍ（登録商標）、ｉＳＴＥＭ（登録商標）、ＮＤｉｆｆ（登録商標）Ｎ２，ＮＤｉｆｆ（登録商標）Ｎ２−ＡＦ、ＲＨＢ−Ａ（登録商標）、ＲＨＢ−Ｂａｓａｌ（登録商標）、ＲＰＭＩ、ＳｅｎｓｉＣｅｌｌ（商標）、ＧｌｕｔａＭＡＸ（商標）、ＦｌｕｏｒｏＢｒｉｔｅ（商標）、Ｇｉｂｃｏ（登録商標）ＴＡＰ、Ｇｉｂｃｏ（登録商標）ＢＧ−１１、ＬＢ、Ｍ９Ｍｉｎｉｍａｌ、ＴｅｒｒｉｆｉｃＢｒｏｔｈ、２ＹＸＴ、ＭａｇｉｃＭｅｄｉａ（商標）、ＩｍＭｅｄｉａ（商標）、ＳＯＣ、ＹＰＤ、ＣＳＭ、ＹＮＢ、グレース昆虫培地、１９９／１０９およびＨａｍＦ１０／ＨａｍＦ１２を含む。特定の実施形態において、細胞培養培地は無血清であってもよい。特定の実施形態において、培養培地は添加物を含む。いくつかの実施形態において、培養培地添加物は、限定されないが、抗生物質、ビタミン、タンパク質、阻害剤、小分子、ミネラル、無機塩、窒素、増殖因子、アミノ酸、血清、炭水化物、脂質、ホルモン、およびグルコースを含む。いくつかの実施形態において、増殖因子は、限定されないが、ＥＧＦ、ｂＦＧＦ、ＦＧＦ、ＥＣＧＦ、ＩＧＦ−１、ＰＤＧＦ、ＮＧＦ、ＴＧＦ−αおよびＴＧＦ−βを含む。特定の実施形態において、細胞培養培地は水性であってもよい。特定の実施形態において、非水性の培養培地は、限定されないが、凍結細胞のストック、凍結乾燥された培地、及び寒天を含む。

典型的な組み合わせ
いくつかの実施形態において、１以上の随意の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤中に組み込まれ得る。本明細書中において、１より多い求核基を包含する少なくとも１つの第１の化合物、１より多い求電子基を包含する少なくとも１つの第２の化合物、少なくとも１細胞、および、随意に付加的な化合物を含む生体適合性の事前処方物が提供される。典型的な付加的な成分はバッファーである。特定の実施形態において、細胞は幹細胞である。特定の実施形態において、付加的な成分は培養培地である。特定の実施形態において、培養培地は栄養に富んでいる。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、水の存在下で第１の化合物、第２の化合物、及び少なくとも１細胞を混合した後に形成され、ここで、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは標的部位でゲル化する。いくつかの実施形態において、バッファーまたは他の付加的な成分は、生体適合性のヒドロゲルのポリマーマトリックスの形成前またはその後に、事前処方物の混合へ加えられてもよい。特定の実施形態において、第１の化合物と第２の化合物は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成中に、少なくとも１細胞と反応しない。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、少なくとも１つの第１の化合物および少なくとも１つの第２の化合物を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、バッファーを含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、完全に合成である。

本明細書中において、１より多い求核基を包含する少なくとも１つの第１の化合物、１より多い求電子基を包含する少なくとも１つの第２の化合物、バッファー、および、随意の付加的な化合物を含む生体適合性の事前処方物が提供される。典型的な付加的な成分は少なくとも１細胞である。特定の実施形態において、細胞は幹細胞である。特定の実施形態において、バッファーは培養培地である。特定の実施形態において、培養培地は栄養に富んでいる。生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、水の存在下で第１の化合物、第２の化合物、及び少なくともバッファーを混合した後に形成され、ここで、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは標的部位でゲル化する。いくつかの実施形態において、少なくとも１細胞または他の付加的な成分は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成前またはその後に、事前処方物の混合へ加えられてもよい。特定の実施形態において、第１の化合物と第２の化合物は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの形成中に、少なくとも１細胞と反応しない。特定の実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは生体適合性ヒドロゲルの足場を含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、少なくとも１つの第１の化合物および少なくとも１つの第２の化合物、およびバッファーを含む。特定の実施形態において、生体適合性のヒドロゲルの足場は、完全に合成である。

特定の実施形態において、生体適合性の事前処方物または生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、少なくとも１つの付加的な成分を含む。付加的な成分は、限定されないが、タンパク質、生体分子、増殖因子、麻酔薬、抗菌薬、抗ウイルス薬、免疫抑制剤、抗炎症剤、抗増殖剤、抗血管新生剤およびホルモンを含む。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスまたは生体適合性の事前処方物は、標的部位で生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの配置を視覚化するための可視化剤をさらに含む。可視化剤は、低侵襲の送達、例えば内視鏡装置を用いて、配置を可視化するのを助ける。特定の実施形態において、可視化剤は色素である。特定の実施形態において、可視化剤は着色剤である。

いくつかの実施形態において、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス製剤を可視化し、例えば、Ｘ線、蛍光透視法、またはコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングを用いて腫瘍の位置を特定するための造影剤をさらに含む。特定の実施形態において、造影剤は放射線不透性である。いくつかの実施形態において、放射線不透性物質は、ヨウ化ナトリウム、ヨウ化カリウム、および硫酸バリウム、ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ（登録商標）、ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ（登録商標）、またはＨＹＰＡＱＵＥ（登録商標）、タンタル、及び類似の市販の化合物、またはこれらの組み合わせから選択される。

以下の具体的な例は、単に例示的なものとして解釈されるべきであり、方法はどうであれ、開示の残りを限定するものとして、解釈されるべきではない。

下記は、生体適合性と一致して、生体適合性の事前処方物および生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの一般的な性質である。

下記は、粘着性の生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスのいくつかの特徴である。

生体適合性のヒドロゲルのポリマーマトリックスを形成するために使用される生体適合性の事前処方物の化学成分を表１に列挙する。これらの生体適合性の事前処方物成分はそれらの略語によって参照されよう。いくつかのＵＳＰグレードの粘度増強剤を、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈから購入し、２５℃で貯蔵した。それらは、ＭＣと略されたメチルセルロース（Ｍｅｔｈｏｃｅｌ（登録商標）ＭＣ、１０−２５ＭＰＡ．Ｓ）；ＨＰＭＣと略されたハイプロメロース（ヒドロキシプロピルメチルセルロース２９１０）；及びＰＶＰと略されたポビドンＫ−３０（ポリビニルピロリドン）、を含む。

生体適合性の事前処方物成分を５℃で貯蔵し、使用前に室温にまで温め、これは典型的に３０分かかった。使用後、内容物を、パラフィルムにより密封し且つ５℃に戻す前に、およそ３０秒間Ｎ２でパージした。代替的に、生体適合性の事前処方物成分を−２０℃で貯蔵し、不活性ガスの下で使用前に室温にまで温め、これは典型的に３０分かかった。生体適合性の事前処方物成分を、−２０℃に戻す前に、およそ３０秒間不活性ガスでパージした。

０．１５Ｍのリン酸バッファーを、磁気撹拌によって２５℃で５００ｍＬの蒸留水中に９．００ｇ（０．０７５ｍｏｌ）のＮａＨ_２ＰＯ_４を溶解することによって作った。その後、５０％の水性のＮａＯＨを滴下で加えることによって、ｐＨを７．９９に調整した。いくつかの他のリン酸バッファーを同様の方法：ｐＨ９での０．１０Ｍのリン酸、ｐＨ７．８での０．１０Ｍのリン酸、ｐＨ７．７２での０．１０Ｍのリン酸、ｐＨ７．４６での０．１０Ｍのリン酸、ｐＨ７．９４での０．１５Ｍのリン酸、ｐＨ７．９０での０．１５Ｍのリン酸、ｐＨ９での０．４Ｍのリン酸、及びｐＨ７．４０での０．０５Ｍのリン酸、で調整した。

０．３０％のＨＰＭＣによるｐＨ７．５８での無菌の０．１０Ｍのリン酸バッファーを、キットでの使用のために調製した。最初に、１．４１７ｇのＨＰＭＣを、活発な振盪によってｐＨ７．５８で０．１０Ｍのリン酸バッファー、４７１ｍＬ中に溶解した。粘性溶液を、一晩浄化させた。溶液を、軽い真空の適用によって０．２２μｍのフィルター（Ｃｏｒｎｉｎｇ＃４３１０９７）に通して濾過した。結果として生じる溶液の粘度を、２０℃で８．４８ｃＳｔ＋／−０．０６であると測定した。

０．３％のＨＰＭＣによるｐＨ７．５８での無菌の０．１０Ｍのリン酸バッファーを調製した。最初に、０．１０Ｍのリン酸バッファーを、磁気撹拌によって２０℃で５００ｍＬの蒸留水中に５．９９９ｇ（０．０５ｍｏｌ）のＮａＨ_２ＰＯ_４を溶解することによって作った。その後、５０％の水性のＮａＯＨを滴下で加えることによって、ｐＨを７．５８に調整した。その後、１．５ｇのＨＰＭＣを、活発な振盪によって５００ｍＬの上述のバッファー溶液中に溶解した。粘性溶液を、一晩浄化させた。溶液を、光真空の適用によって０．２２μｍのフィルター（Ｃｏｒｎｉｎｇ＃４３１０９７）に通して濾過した。結果として生じる溶液の粘度を、粘度測定セクションに記載されるような手順を介して測定し、２０℃で８．４８ｃＳｔ＋／−０．０６であることを見出した。

リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）を、活発な振盪によって２５℃で４００ｍＬの蒸留水中に２つのＰＢＳ錠剤（ＳｉｇｍａＣｈｅｍｉｃａｌ，Ｐ４４１７）を溶解することによって調製した。溶液は以下の組成およびｐＨを有する：０．０１Ｍのリン酸塩、０．００２７Ｍの塩化カリウム、０．１３７Ｍの塩化ナトリウム、ｐＨ７．４６。

０．０５８Ｍのリン酸バッファーを、磁気撹拌によって２５℃で５００ｍＬの蒸留水中に３．４５ｇ（０．０２９ｍｏｌ）のＮａＨ_２ＰＯ_４を溶解することによって作った。その後、５０％の水性のＮａＯＨを滴下で加えることによって、ｐＨを７．９７に調整した。

０．０５Ｍのホウ酸バッファーを、磁気撹拌を用いて２５℃で５００ｍＬの蒸留水中に９．５３ｇ（０．０２５ｍｏｌ）のＮａ_２Ｂ_４Ｏ_７・１０Ｈ_２Ｏを溶解することによって作った。その後、６．０ＮのＨＣｌを滴下で加えることによって、ｐＨを７．９３又は８．３５に調整した。

消毒の液体成分を、市販の２％のクロルヘキシジン溶液と同様の様式で調製した。１００ｍＬの２％クロルヘキシジン溶液に、０．３ｇのＨＰＭＣを溶解した。粘性溶液を一晩、５℃で浄化した。結果として生じる澄んだ青色の溶液は以下の組成を有する：２％のクロルヘキシジン、０．３％のＨＰＭＣ、及び未知数の無毒な青色の色素並びに洗浄剤。

他の液体成分を、溶液に対する所望の添加剤の適正量を単に溶解することにより、同様の様式で調製した。例えば、１％の安息香酸デナトリウム、苦味剤を含む消毒の液体成分は、２００ｍＬの２％クロルヘキシジン溶液に２ｇの安息香酸デナトリウムを溶解することにより調製した。

代替的に、市販で入手可能な薬物溶液を液体成分として使用した。例えば、生理食塩水溶液、Ｋｅｎａｌｏｇ−１０（トリアムシノロンアセトニドの１０ｍｇ／ｍＬの溶液）、及びＤｅｐｏ−Ｍｅｄｒｏｌ（４０ｍｇ／ｍＬのメチルプレドニゾロンアセタート）を使用した。

アミン又はチオールの成分（典型的に、０．１ｍｍｏｌのアーム（ａｒｍｓ）の同等物の範囲内）を、５０ｍＬの遠心分離管に加えた。溶液中の固形物の終末濃度が約５パーセントとなるように、大量の反応バッファーをピペットを介して管に加えた。混合物を、エステル又はエポキシドの適正量を加える前に、固形物を溶解するためにそっと回転させた（ｓｗｉｒｌｅｄ）。エステル又はエポキシドを加えた直後に、全体の溶液を、静止させる前に１０秒間振動させた。

全ての事例に対するゲル化時間を、エステル又はエポキシドの追加から始めて、溶液のゲル化まで測定した。１ｍＬの反応混合物をピペットで移し、粘度の滴下での増加を観察することによって、ゲル化点を示した。５０ｍＬの遠心分離管中で約５ｇの材料に５乃至１０ｍＬのリン酸緩衝生理食塩水を加え、３７℃で混合物をインキュベートすることによって、ポリマーの分解を行った。分解時間は、溶液の中へのポリマーの完全溶解へのリン酸バッファーの追加の日からスタートするので測定された。

実施例１：生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの製造（アミン−エステルの化学作用）
約２．５ｍＬのリン酸ナトリウムバッファー（バッファーのｐＨ７．３６）中で約０．１３ｇの固形のモノマーを溶解することによって、８ＡＲＭ−２０Ｋ−ＮＨ２の溶液を、Ｆａｌｃｏｎチューブ中で調製した。完全な溶解が得られるまで、混合物を、周囲温度で約１０秒間振動させた。Ｆａｌｃｏｎチューブを、周囲温度で静置させた。別のＦａｌｃｏｎチューブにおいて、０．１０ｇの８ＡＲＭ−１５Ｋ−ＳＧを、上記のように同じリン酸バッファー中で溶解した。混合物を、約１０秒間振動させ、この時点で、全ての粉末を溶解した。８ＡＲＭ−１５Ｋ−ＳＧ溶液を、８ＡＲＭ−２０Ｋ−ＮＨ２溶液へと直ちに注ぎ、タイマーを起動した。混合物を、約１０秒間振動させ且つ混合し、１ｍＬの混合物の溶液を、機械的な高精度ピペットを使用して移した。１ｍＬの液体のゲル化時間を、収集し、その後、残りの液体のための流れの欠如とともに確認した。製剤のゲル化時間のデータを記録し、それは約９０秒であった。

実施例２：生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの製造（アミン−エステルの化学作用）
約１８ｍＬのリン酸ナトリウムバッファー（バッファーｐＨ７．３６）中で約０．４ｇの固形の４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ及び約０．２ｇの固形の８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２を溶解することによって、アミンの溶液をＦａｌｃｏｎチューブ中で調製した。完全な溶解が得られるまで、混合物を、周囲温度で約１０秒間振動させた。Ｆａｌｃｏｎチューブを、周囲温度で静置させた。この溶液に、０．３ｇの８ＡＲＭ−１５Ｋ−ＳＧを加えた。混合物を振動することで、全ての粉末が溶解するまで約１０秒間混合した。１ｍＬの混合物を、機械的な高精度ピペットを使用して移した。製剤のゲル化時間を、上記のプロセスを用いて収集した。ゲル化時間は約９０秒であった。

実施例３：生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの製造（チオール−エステルの化学作用）
約５ｍＬのホウ酸ナトリウムバッファー（バッファーｐＨ８．３５）中で約０．０４ｇのモノマーを溶解することによって、ＥＴＴＭＰ１３００の溶液をＦａｌｃｏｎチューブ中で調製した。完全な溶解が得られるまで、混合物を、周囲温度で約１０秒間振動させた。Ｆａｌｃｏｎチューブを、周囲温度で静置させた。この溶液に、０．２０ｇの８ＡＲＭ−１５Ｋ−ＳＧを加えた。混合物を、粉末が溶解するまで約１０秒間振動した。１ｍＬの混合物を、機械的な高精度ピペットを使用して移した。ゲル化時間は約７０秒であることが分かった。

実施例４：生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの製造（チオール−エポキシドの化学作用）
約５ｍＬのホウ酸ナトリウムバッファー（バッファーｐＨ８．３５）中で約０．０４ｇのモノマーを溶解することによって、ＥＴＴＭＰ１３００の溶液をＦａｌｃｏｎチューブ中で調製した。完全な溶解が得られるまで、混合物を、周囲温度で約１０秒間振動させた。Ｆａｌｃｏｎチューブを、周囲温度で静置させた。この溶液に、０．１０ｇのＥＪ−１９０を加えた。完全な溶解が得られるまで、混合物を約１０秒間振動させた。１ｍＬの混合物を、機械的な高精度ピペットを使用して移した。ゲル化時間は約６分であることが分かった。

実施例５：インビトロでの生体吸収試験
ｐＨ７．４０の０．１０モル濃度のバッファー溶液を、脱イオン水によって調製した。この溶液の５０ｍＬを、Ｆａｌｃｏｎチューブに移した。サンプルポリマーを、２０ｃｃのシリンジ中で調製した。硬化後、ポリマースラグ（ｐｏｌｙｍｅｒｓｌｕｇ）から２−４ｍｍの厚い切片を切断し、Ｆａｌｃｏｎチューブに入れた。循環水槽を準備し、３７℃で維持した。ポリマーを含むＦａｌｃｏｎチューブを、水槽内に入れ、時間を計り始めた。ポリマーの溶解を、モニタリングし、記録した。溶解時間は、サンプルポリマーのタイプに依存して、１−９０日の範囲であった。

実施例６：アミン−エステルのポリマーのゲル化及び分解の時間
研究したアミンは、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２及び４ＡＲＭ−５ｋ−ＮＨ２であった。製剤の詳細及び材料の性質を表２に示す。８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２では、０．０５８Ｍのリン酸及び７．９７のｐＨを有するリン酸バッファーが、約１００秒の許容可能なゲル化時間を得るのに必要であったことが分かった。７．４１のｐＨを有する０．０５Ｍのリン酸バッファーを使用すると、結果として、ゲル化時間（２７０秒）は２倍以上増加した。

８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２では、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＳの４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡに対する比率は、５０：５０から９０：１０までと様々であった。ゲル化時間は一貫したままであったが、およそ８０：２０の比率で分解時間に著しい変化があった。７５：２５及び５０：５０の比率を有する製剤では、分解時間は、１か月まで及びそれを超えて急上昇した。より少ない量の４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ（８０：２０、８５：１５、９０：１０）を使用すると、結果として、分解時間は、７日未満となった。

比較として、４ＡＲＭ−５ｋ−ＮＨ２を、８０：２０の、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＳの４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡに対する比率で、製剤中で使用した。予期されるように、分解時間は、一貫したままであり、これは、分解の機構がアミンの変化に影響されなかったことを示唆している。しかしながら、ゲル化時間は、６０秒増加し、これは、高分子量の８ＡＲＭアミン及び低分子量の４ＡＲＭアミン中の反応基の相対的な利用可能性を反映しているかもしれない。

実施例７：チオール−エステルのポリマーのゲル化及び分解の時間
研究したチオールは、４ＡＲＭ−５ｋ−ＳＨおよびＥＴＴＭＰ−１３００であった。製剤の詳細及び物質特性を表３に示す。７．９３のｐＨを有する０．０５Ｍのホウ酸塩バッファーが、約１２０秒のゲル化時間をもたらしたことが分かった。製剤中で４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡの量が増加することで、ゲル化時間は、最大３９０秒（０：１００の、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＳの４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡに対する比率）までの、１９０秒（２５：７５の、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＳの４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡに対する比率）に増加した。８．３５のｐＨを有する０．０５Ｍのホウ酸塩バッファーを使用すると、ゲル化時間は、結果として、約２倍の減少である、６５秒になった。故に、ゲル化時間は、単に反応バッファーのｐＨを調整することによって合わせられ得る。

４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＳの４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡに対する比率は、０：１００から１００：０までと様々であった。全ての事例において、分解時間は、著しく変化することはなく、典型的に３乃至５日であった。分解が代替経路によって生じる傾向がある。表３をする。

実施例８：アミン−エステル及びチオール−エステルのポリマーのゲル化及び分解の時間
アミン（４ＡＲＭ−５ｋ−ＮＨ２）とチオール（４ＡＲＭ−５ｋ−ＳＨ）を、エステル４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＧで研究した。製剤の詳細及び物質特性を表４に示す。７．９７のｐＨを有する０．０５８Ｍのリン酸バッファーは、アミンにより１５０秒のゲル化時間をもたらした。８．３５のｐＨを有する０．０５Ｍのホウ酸塩バッファーは、チオールにより７５秒のゲル化時間をもたらした。

アミンベースのポリマーは、分解性の基の欠如から予期されるように、分解の徴候を示さないようであった。しかしながら、チオールベースのポリマーは５日で分解した。これは、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＳ及び４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡを有するチオール製剤中で観察されるように（上記参照）、分解が代替経路によって生じることを示唆している。

実施例９：チオール−ソルビトールのポリグリシジルエーテルポリマーのゲル化及び分解の時間
高いｐＨ（１０）などのＥＴＴＭＰ−１３００条件では、高い溶液濃度（５０％）、又は高いホウ酸塩濃度（０．１６Ｍ）が、混合物をゲル化するのに必要であった。ゲル化時間は、約３０分から長時間にわたる範囲であった。調査された条件は、以下のものを含む：７から１２までのｐＨ；５％から５０％までの溶液濃度；０．０５Ｍから０．１６Ｍまでのホウ酸塩濃度；及び１：２から２：１までのチオールのエポキシドに対する比率。

反応を生じさせるのに必要な高いｐＨは、結果的に、チオールの分解をもたらし得る。したがって、ＥＪ−１９０及び４ＡＲＭ−５ｋ−ＳＨを有するポリマーを調製した。１３％の溶液製剤は、９乃至１０のｐＨで２３０秒のゲル化時間を示した。分解時間は３２日であった。約８のより低いｐＨでは、混合物は、１乃至２時間の範囲のゲル化時間を示した。

実施例１０：重合することができる生体適合性の事前処方物の調製用の基本手順
いくつかの代表的な粘着性の製剤を、重合可能な生体適合性の事前処方物の調製のための具体的な反応の詳細と共に表５に列挙する。生体適合性のヒドロゲルポリマーを、リン酸バッファー中でアミン成分又はホウ酸塩バッファー中でチオール成分を最初に溶解することによって調製した。その後、適正量のエステル成分を加え、全体の溶液を、１０乃至２０秒間激しく混合した。ゲル化時間を、エステルの付加から始めて溶液のゲル化まで測定した。

ゲル化時間は６０から３００秒まで変動し、反応バッファーｐＨ、バッファー濃度またはポリマー濃度の調整により容易に調節されることがわかった。単一の製剤に対するゲル化時間の制御の例を、表６に示し、ここで、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２／４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ（１／１）ポリマーに関するゲル化時間は、１．５分から１５．５分に及ぶ。

いくつかの例では、ポリマーの粘着性は、成分のモル当量の不適合から生じる。２から２万の間の分子量の４または８アームの（４ｏｒ８ａｒｍｅｄ）アミン、および１０から２万の間の分子量の４または８アームのエステルの組み合わせを使用する様々な粘着性の材料を生成した。８アームのエステルと比較して、４アームのエステルは結果的に、より粘着性のある材料をもたらした。アミン成分に関して、より小さな分子量が、より粘着性のある材料およびより高いアミン対エステルのモル比につながることが分かった。

少なくとも３つの不適合（アミン対エステルのモル比）は、粘着性を質的に感知することが必要とされた。より好ましくは、約５の比率は、ポリマーの強度と組み合わせた粘着性の望ましいレベルをもたらした。５より高いアミン対エステルのモル比を有するポリマーも形成され得るが、ポリマー濃度などのいくつかの反応条件は合理的なゲル化時間を得るために調整される必要があるかもしれない。さらに、粘度を増強した溶液の使用が、その強度および弾性を高めることによりポリマーを改善し、より高いアミン対エステルのモル比を可能にすることが分かった（実施例１１、表９）。

形成された材料は、典型的に、透明且つ弾性であった。粘着性を、質的に触って試験した。したがって、粘着性の材料は、ヒトの指または他の表面に付着し、取り除かれるまでその場所に残った。分解時は１〜５３日だった。特定の例において、ゲル化および分解の時間、孔径、膨潤などのポリマー特性は、粘着性を失うことなく、異なる適用のために最適化され得る。

実施例１１：増強した粘度を有する溶液の調製のための一般的手順
増強した粘度を有するポリマー溶液を、粘度増強剤を反応バッファーに加えることによって調製した。表９Ｂは、形成されたポリマーの特性についての観察を含む、研究された粘度増強剤を列挙する。反応バッファーの貯蔵溶液を、様々な濃度のメチルセルロース（ＭＣ）、ハイプロメロース（ＨＰＭＣ）またはポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）によって調製した。例として、バッファー中の２％（ｗ／ｗ）のＨＰＭＣ溶液を、ｐＨ７．８０で０．２ｇのＨＰＭＣを０．１０Ｍのリン酸バッファー、９．８ｍＬに加え、その後、活発な振動によって作り出した。溶液を、一晩静置した。０．０１％乃至２．０％の範囲のＨＰＭＣ濃度を有するバッファー溶液を、同様の方法で調製した。５％乃至２０％の範囲のＰＶＰ濃度を有するバッファー溶液および１．０乃至２．０％の範囲のＭＣ濃度を有するバッファー溶液も、同様の方法で調製した。

ポリマーを、粘着性の材料の調製のための一般的手順において上述されるのと同じ方法で形成した（実施例１０）。典型的な手順は、粘度増強剤の所望の濃度を含有しているリン酸バッファー中のアミン成分を最初に溶解することを含んでいた。その後、適正量のエステル成分を加え、溶液全体を１０乃至２０秒間激しく混合した。ゲル化時間を、エステルの付加から始めて溶液のゲル化まで測定した。

いくつかの代表的な製剤を、具体的な反応の詳細とともに表７および表８に列挙する。モル当量による分解性のアセタートアミン成分のパーセントを、括弧で指定した比率によって表す。例えば、７５％の分解性のアミンを有する製剤は、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７５／２５）として記載される。ポリマーを、リン酸バッファー中のアミン成分を最初に溶解することによって調製した。その後、適正量の製剤エステルを加え、溶液全体を１０乃至２０秒間激しく混合した。ゲル化時間を、エステルの付加から始めて溶液のゲル化まで測定した。

ゲル化時間は、以下のいくつかの因子に依存する：ｐＨ、バッファー濃度、ポリマー濃度、温度および、使用される生体適合性の事前処方物モノマー。先の実験は、一旦成分が溶液中にあると、混合の程度がゲル化時間に対してほとんど効果がないことを示し、その時間は典型的に１０秒までである。バッファーｐＨに対する生体適合性の事前処方物モノマーの付加の効果を測定した。８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２および４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡの製剤について、バッファーｐＨは、生体適合性の事前処方物モノマーの付加後７．４２から７．３６までわずかに低下する。８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７０／３０）および４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡの製剤について、バッファーｐＨは、生体適合性の事前処方物モノマーの付加後７．４から７．２９まで低下する。ｐＨのさらなる減少が、分解性のアセタートアミン中の酸性残留物から生じることが分かった。同じｐＨ低下の現象は、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡアミンに対しても観察された。特定の例では、アセタートアミン溶液のｐＨに対する品質管理の規格（ｓｐｅｃｉｆｉｃａｔｉｏｎ）が、分解性の製剤の一貫性を改善するために必要とされ得る。

ゲル化時間に対する反応バッファーｐＨの効果を測定した。ゲル化時間は、およそ直線的に、ヒドロニウムイオンの濃度の増加とともに増加する。より一般には、ゲル化時間は、バッファーｐＨの増加とともに減少する。加えて、ゲル化時間に対する反応バッファーリン酸濃度の効果を決定した。ゲル化時間は、リン酸濃度の増加とともに減少する。ゲル化時間に対するポリマー濃度の効果を例証する。ゲル化時間は、ポリマー濃度の増加とともに著しく減少する。ゲル化時間が５分より長い低ポリマー濃度では、エステルの加水分解反応は、ポリマーの形成と競合し始める。ゲル化時間に対する温度の効果は、アレニウス式に従っているようである。ゲル化時間は、ポリマー溶液の反応の程度に直接関連し、したがって、この作用は異常ではない。

ゲル化プロセスの間のポリマーのレオロジーを、ゲル化点に対するパーセント時間に応じて決定した。１００％は、ゲル化点を表し、５０％は、ゲル化点前の時間の半分を表す場合、反応溶液の粘度は、ゲル化点の約８０％まで比較的一定したままである。その後、粘度は劇的に増加し、これは、固形ゲルの形成を表す。

約１年にわたり生体適合性の事前処方物モノマーの同じロットを使用する、単一の製剤のゲル化時間の安定性を測定した。生体適合性の事前処方物モノマーを、上に概説する標準プロトコルに従って処理した。ゲル化時間は、比較的安定したままであり、反応バッファーの幾らかの変化は、ゲル化時間の差の原因であり得る。

細胞毒性＆溶血評価
いくつかのポリマーサンプルを、細胞毒性および溶血反応の評価のためにＮＡＭＳＡに送った。細胞毒性を、ＩＳＯ１０９９３−５のガイドラインに従って評価した。溶血反応を、ＡＳＴＭＦ７５６およびＩＳＯ１０９９３−４に基づいた手順に従って評価した。

０．３％のＨＰＭＣを有する４．８％の溶液でのポリマー８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２および４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡが、非細胞毒性且つ非溶血性であることが分かった。０．３％のＨＰＭＣを有する４．８％の溶液でのポリマー８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７０／３０）および４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡが、非細胞毒性且つ非溶血性であることが分かった。さらに、４ＡＲＭ−２０ｋＡＡおよび８ＡＲＭ−１５ｋ−ＳＧを含む製剤もまた、非細胞毒性且つ非溶血性であった。

ゲル化および分解の時間の測定
すべての事例に対するゲル化時間を、エステルの付加から始めて溶液のゲル化まで測定した。１ｍＬの反応混合物をピペットで移し、混合物の流れが止まるまで粘度の滴下での増加を観察することによって、ゲル化点を示した。ポリマーの分解を、５０ｍＬの遠心分離管中で１ｇの材料につき１乃至１０ｍＬのリン酸緩衝食塩水を加え、混合物を３７℃でインキュベートすることによって行った。デジタル式の水浴を、温度を維持するために使用した。リン酸バッファーの付加の日から、溶液へのポリマーの溶解が完了するまで、分解時間を測定した。

ゲル化時間に対する、反応バッファーｐＨ、リン酸濃度、ポリマー濃度および反応温度の効果を特徴づけした。バッファーｐＨは、５０％の水性のＮａＯＨまたは６．０ＮのＨＣｌのいずれかを滴下で加えることによって、７．２から８．０までで様々であった。０．０１、０．０２および０．０５Ｍのリン酸濃度を調製し、ｐＨ７．４に調整した。２乃至２０％の溶液のポリマー濃度を研究した。モノマー、バッファー、および反応混合物を適温で維持することによって、５、２０、および３７℃の反応温度を試験した。冷蔵庫によって５℃の環境を提供し、３７℃の温度を水浴によって維持した。室温が２０℃であることが分かった。

分解時間に対するポリマー製剤中の分解バッファーｐＨおよび分解性のアミンの割合の効果を調査した。分解バッファーｐＨは、５０％の水性のＮａＯＨまたは６．０ＮのＨＣｌのいずれかを滴下で加えることによって、７．２から９．０までで様々であった。研究した分解性のアミン成分は、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡまたは８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡのいずれかであり、分解性のアミンの非分解性のアミンに対するパーセントは、５０から１００％までで様々であった。

分解時間は、バッファーｐＨ、温度、および使用される生体適合性の事前処方物モノマーに大きく依存する。分解は、主として、エステル結合の加水分解を介して生じ、生体系では、酵素経路も役割を果たし得る。図１は４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡおよび８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡの製剤の分解時間を、変化量で比較する。一般に、非分解性のアミンと比べた分解性のアセタートアミンの量の増加は、分解時間を減少させる。さらに、幾つかの例では、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡは、モル当量当たりの４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡよりも長い分解時間を示し、これは、アセタートアミンのパーセントが７０％未満に低下するときに特に明白となる。

分解時間に対するバッファーｐＨの効果を測定した。７．２乃至９．０のｐＨ範囲を研究した。一般に、高いｐＨ環境は、大幅に加速された分解を結果的にもたらす。例えば、およそ７．４乃至７．７のｐＨの増加は、分解時間を約半分に減少させる。

異なるアセタートアミン製剤の分解時間を調べた。７０％アセタートアミンを伴う事前処方物は約１４日間の分解時間を有する一方、６２．５％アセタートアミン伴う事前処方物は約１８０日間の分解時間を有する。

図２は、別のアセタートアミン製剤のための分解時間に対するポリマー濃度の効果を示し、ここで増加するポリマー濃度はやや分解時間を増加させる（７５％アセタートアミン製剤）。この効果は、１００％アセタートアミン製剤についてはあまり明白ではなく、ここでエステル加水分解の速度はより重要である。

製剤中で使用されるモノマーは、ポリマーが分解する方法で役割を果たすことが分かった。８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７０／３０）＆４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡポリマーについては、分解は、材料の全体にわたって均質的に生じ、結果的に「円滑な（ｓｍｏｏｔｈ）」分解プロセスにつながる。ポリマーは水を吸収し、最初の数日間にわたってわずかに膨潤した。その後、ポリマーはその形状をまだ維持しながら、徐々により柔らかくなった。最終的に、ポリマーは、その形状を失い、高い粘性の流体になった。

分解性のアミンの量が低くなる際、断片化する分解プロセスが観察され、ポリマー中の非分解性の領域が生じ得る。例えば、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７０／３０）および４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡの製剤は幾つかの大きなフラグメントに分解した。例えば、ポリマーが大きな力にさらされる場合の適用のために、ポリマーが経時的により柔らかくなり且つ弱くなると、断片化も生じ得る。

ポリマー濃度
より希薄なポリマー溶液は、機械的性質の最小の変化とともに利用され得る。４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡおよび０．３％のＨＰＭＣを有する製剤８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ−２０Ｋ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７５／２５）については、３．０、３．５および４．０％のポリマー濃度を研究した。ゲル化時間はポリマー濃度が低下するとともに着実に増加した。ポリマー濃度が低下するとともに、硬度はわずかに減少した。ポリマーの接着性の変化は本質的になかった。ポリマー濃度が低下するとともに、弾性係数はわずかに減少した。

メチルセルロース（ＭＣ）が、ハイプロメロース（ＨＰＭＣ）と同様に作用することが分かり、０乃至２％（ｗ／ｗ）の濃度範囲で実用可能な粘性を提供した。しかしながら、ＨＰＭＣは、ＭＣよりも容易に溶解し、ＨＰＭＣ溶液はより高い光学的透明性を有し；ゆえにＨＰＭＣの使用が好まれた。ポビドン（ＰＶＰ）はバッファー中に容易に溶解したが、２０％（ｗ／ｗ）においてでさえ最小限の粘度増強を提供した。ＰＶＰのより高い分子量のグレードが用意されているが、まだ調査されていない。

大部分で、ポリマーは低濃度のＨＰＭＣまたはＰＶＰを加えることによって変わらないままである。しかしながら、切断なしで通常よりも延長する材料の能力によって証拠づけられるように、増強された弾性によって特徴づけられる、ポリマーの約０．３％のＨＰＭＣの顕著な変更があった。１．５％のＨＰＭＣを超えて、ポリマーはわずかに柔らかくなり、より少ないバウンスを示した。ゲル化時間はまた、増粘剤のない製剤に対するゲル化時間の１０秒以内のままであった。ＰＶＰの場合には、ポリマーの著しい変化は１０％のＰＶＰを超えて生じた。ポリマーは、弾性および粘着性の顕著な増加にとともにより不透明になった。１５％乃至２０％のＰＶＰで、ポリマーは、粘着性の材料に類似したが、よい優れた機械強度を有した。ゲル化時間はまた、増粘剤のない製剤と比べておよそ２０秒増加した。したがって、ポリマー溶液へのより低い濃度のＰＶＰまたはＨＰＭＣの付加は、ポリマーの弾性および潤滑性の改善において有益であり得る。

生体適合性ヒドロゲル表面の展着試験の結果は、ほとんどの製剤がカテゴリー２に属することを示す。

これらの観察に基づいて、０．３％のＨＰＭＣを利用する製剤を、さらなる評価のために選択した。１．０％を超えるＨＰＭＣでは、溶液は混合するのがかなり難しくなり、モノマーの溶解が問題となった。０．５％のＨＰＭＣおよびそれを超えると、混合中の気泡の形成が際立った。さらに、溶液は、気泡を取り除くために０．５μｍのシリンジフィルターを介してろ過するのは容易ではなかった。しかしながら、０．３％のＨＰＭＣ溶液は、中程度の混合後でさえ容易にろ過され、結果として、気泡のない光学的に透明なポリマーをもたらした。

粘度測定
結果として生じるバッファーの粘度を、ＡｃｅＧｌａｓｓからの適切にサイズが合わせられたＣａｎｎｏｎ−Ｆｅｎｓｋｅの粘度計チューブによって測定した。使用した粘度計のサイズは２５から３００までの範囲であった。選択した溶液の測定を、２０℃および３７℃の両方で３回繰り返して行った。結果を表９Ｂに示す。およその動粘度を計算するために、すべてのバッファーが水と同じ密度を有していると仮定した。

ゲル化プロセスの間のポリマーのレオロジーを特徴づけるために、サイズ３００の粘度計を、およそ１５分後にゲル化するように設計した製剤とともに使用した。使用した製剤は、２．５％の溶液および０．３％のＨＰＭＣで４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡを有する８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２を含んでいた。反応が、７．２のｐＨで０．０５Ｍのリン酸バッファー中に生じた。したがって、サイズ３００の粘度計での１回の粘度測定が約１分で得られ、事後測定はゲル化点まで立て続けに得られ得る。

ヒドロゲル表面の展着試験
親水性表面上のポリマー溶液の効能をモデル化するために、約３０°傾斜での高含水量の生体適合性のヒドロゲルマトリックス表面上の液滴の展着および滴下の程度を記録した。ペトリ皿においてｐＨ７．４で７ｍＬの０．０５Ｍリン酸バッファー中の０．１０ｇ（０．０４ｍｏｌのアームｅｑ．）の８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２を溶解し、その後、０．０７５ｇ（０．０４ｍｏｌのアームｅｑ．）の８ＡＲＭ−１５ｋ−ＳＧエステルを加えることによって、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを作り上げた。溶液を、１０乃至２０秒間スパーテルによって撹拌し、ゲル化させ、これには、典型的に５乃至１０分かかった。結果として生じるポリマーの含水量は、９７．５％であった。

最初にポリマー溶液を通常の方法で調製することによって、試験を行った。徹底的に混合した後、ポリマー溶液を、２２ゲージの注射針を介して生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス表面上に滴下で分配した。結果を、表９Ｂに示し、以下の３つの一般的なカテゴリーに分類した：１）展着なし、適所にとどまる密な滴剤；２）軽度の展着、滴剤はゆっくり下に落ちる；３）重度の展着、滴剤は表面を完全に濡らす。水はカテゴリー３にある。

膨潤および乾燥の測定
分解プロセスの間のポリマー中の膨潤の程度を、ポリマーの液体吸収として定量化した。既知の質量のポリマーを、３７℃でＰＢＳに入れた。規定時間の間隔で、ポリマーをバッファーから分離し、ペーパータオルで水気を取り、計量した。質量のパーセント増加を、最初の質量から計算した。

大気条件下の空気中のポリマーの運命を、経時的に重量の損失として定量化した。約１ｃｍの厚さのポリマーフィルムを、２０℃で表面上に置いた。質量測定を、設定した間隔で行った。パーセント重量損失は、初期質量の値から算出した。

０、０．３および１．０％のＨＰＭＣを有する８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２／４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡのポリマーによる水の吸収のパーセントを測定した。１．０％のＨＰＭＣポリマーは、２０日目まで、水におけるその重量の３０％までを吸収した。２０日目より後に、ポリマーは、水におけるその重量の約１０％まで戻った。それに比べて、０％ＨＰＭＣポリマーは、最初に水におけるその重量の１０％までを吸収したが、徐々に水を失い始め、水におけるその重量は約５％にとどまった。０．３％のＨＰＭＣポリマーは、中間の様式で作用した。それは、最初に水におけるその重量の２０％までを吸収したが、一週間後に水におけるその重量の約１０％まで戻り、水をゆっくりと失い続けた。

０．３％ＨＰＭＣおよび１．０％ＨＰＭＣを伴う８ＡＲＭ−２０Ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０Ｋ−ＮＨ２（７５／２５）及び４ＡＲＭ−２０Ｋ−ＳＧＡポリマーによる２４時間にわたる大気条件下での重量損失の割合を、図３に示す。大気条件は、約２０℃および３０から５０％の相対湿度であった。水分損失の速度は毎時約１０％で、６時間にわたってほぼ一定であった。６時間後、ポリマー重量が一定値に近づくにつれ、速度は大幅に減速した。水分損失の速度は、ポリマーの形状及び厚さ、並びに温度及び湿度に基づいて変化することが予想される。

比重の測定
ポリマーの比重を、通常の方法でポリマー溶液を調製し、１．００ｍＬの徹底的に混合した溶液を化学天秤上にピペットで移すことによって得た。測定を、２０℃で３回繰り返して行った。比重を、参照として４℃での水の密度を使用することによって計算した。

ポリマーの比重は、バッファーのみの比重と著しく異なることはなく、その両方は、水の比重と本質的に同じであった。ポリマー溶液がろ過されず、大気泡がポリマーマトリックスに埋め込まれるときに、例外が生じ得る。

硫酸バリウムの懸濁液
撮像目的のために、硫酸バリウムを、放射性造影剤として幾つかのポリマー製剤に加えた。１．０、２．０、５．０および１０．０％（ｗ／ｖ）の硫酸バリウム濃度を調査した。結果として生じるポリマー溶液の粘度を測定し、ポリマーゲル化時間に対する硫酸バリウムの付加の効果および注射可能性（ｓｙｒｉｎｇａｂｉｌｉｔｙ）の特性も研究した。

１．０、２．０、５．０および１０．０％（ｗ／ｖ）の硫酸バリウム濃度を調査した。不透明で、乳白色の懸濁液は、不透明且つ白色のポリマーを同様に形成した。ゲル化時間の変化は観察されなかった。質的に、ポリマーは、硫酸バリウムのないポリマーの特性に類似した特性を有するように見えた。すべての製剤を、２２ゲージの注射針を介して容易に分配することができた。

１．０、２．０、５．０および１０．０％の硫酸バリウムの濃度に対する粘度測定を行った。粘度は、２．０％まで比較的安定したままであり、５．０％で、約２．５ｃＰまでわずかに増加した。濃度が１０．０％に接近すると、ほぼ１０ｃＰまでの粘度の急増があった。したがって、５．０％の硫酸バリウム濃度を、高コントラストの強度と変更されていないポリマー製剤との類似性との間のバランスとして、選択した。

生体適合性のヒドロゲルの硬度、弾性係数、および付着
ポリマーの硬度を、Ｅｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアのバージョン６．０．６．０を有するＴｅｘｔｕｒｅＡｎａｌｙｚｅｒモデルＴＡ．ＸＴ．ｐｌｕｓによって特徴付けた。方法は、ゼラチンの硬度の測定のための工業規格「ＢｌｏｏｍＴｅｓｔ」に従った。この試験では、ポリマーサンプルを定義された深さまで浸透させて、その後、サンプルから原位置に戻すために、ＴＡ−８１／４”のボールプローブを使用した。測定したピーク力を、サンプルの「硬度」として定義する。研究したポリマーについて、０．５０ｍｍ／秒の試験速度、４ｍｍの浸透深さ、および５．０ｇの引き金作用を使用した。ポリマーを、直接、５ｍＬのサイズのバイアル中の２．５ｍＬのスケール上で調製し、一貫したサンプル寸法を確かなものとした。使用したバイアルは、ＴｈｅｒｍｏＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ／ＮａｌｇｅｎｅＬＤＰＥのサンプルバイアル、製品＃６２５０−０００５（ＬＯＴ＃７１６３２８１０６０）であった。測定を２０℃で行った。ポリマーを、測定前のおよそ１時間、室温で静止させた。測定を、少なくとも３つのサンプルに対して３回繰り返して行った。硬度の試験を実行するＥｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアによって作り出されたサンプルプロットを、図４に示す。プロットのピークは、４ｍｍの標的の浸透深さに達した時点を表わす。

ポリマーの弾性係数を、Ｅｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアのバージョン６．０．６．０を有するＴｅｘｔｕｒｅＡｎａｌｙｚｅｒモデルＴＡ．ＸＴ．ｐｌｕｓによって特徴付けた。この試験では、ポリマーの破損が生じるまで既知の寸法のポリマーシリンダーを圧縮するために、ＴＡ−１９ｋｏｂｅのプローブを使用した。プローブは、１ｃｍ２の定められた表面積を有する。弾性係数を、最大圧縮応力の１０％まで最初の傾きとして計算した。研究したポリマーについて、５．０ｍｍ／ｍｉｎの試験速度および５．０ｇの引き金作用を使用した。サンプルの高さを、プローブによって自動検出した。ポリマーを、直接、５ｍＬのサイズのバイアルキャップ中の２．５ｍＬのスケール上で調製し、一貫したサンプル寸法を確かなものとした。使用したバイアルは、ＴｈｅｒｍｏＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ／ＮａｌｇｅｎｅＬＤＰＥのサンプルバイアル、製品＃６２５０−０００５（ＬＯＴ＃７１６３２８１０６０）であった。測定を２０℃で行った。ポリマーを、測定前のおよそ１時間、室温で静止させた。測定を、少なくとも３つのサンプルに対して行った。弾性係数の試験を実行するＥｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアによって作り出されたサンプルプロットを、図５に示す。ほぼ直線的なプロットによって証拠づけられるように、ポリマーは典型的に、最初の圧縮のために弾性に作用した。

ポリマーの接着性を、Ｅｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアのバージョン６．０．６．０を有するＴｅｘｔｕｒｅＡｎａｌｙｚｅｒモデルＴＡ．ＸＴ．ｐｌｕｓによって特徴付けた。接着性の試験では、特定の期間、ポリマーサンプルを定められた力に接触させ、その後、サンプルから原位置に戻すために、ＴＡ−５７Ｒ７ｍｍ直径のパンチプローブを使用した。粘着性の試験を実行するＥｘｐｏｎｅｎｔソフトウェアによって作られた典型的なプロットを、図６に示す。プローブがポリマーの表面に当たるときに、プロットは始まる。標的の力は、定められた単位時間の間、サンプル上に適用され、これはプロットにおける定められた力の領域によって表される。その後、プローブはサンプルから原位置に戻り、プローブとサンプルとの間の付着力を、「粘着度」として測定し、これはサンプルからプローブを取り除くのに必要なピークの力である。測定された他の特性は、付着エネルギーまたは付着の仕事量、および材料の「糸引性」を含む。付着エネルギーは、単純に、粘着力を表す曲線の下の面積である。したがって、高い粘着度および低い付着エネルギーを有するサンプルは、質的に非常に粘着性に感じられるが、迅速に引くことによってきれいに取り除かれ得、高い粘着度および高い付着エネルギーを有するサンプルも非常に粘着性に感じられるが、材料の除去はより困難になり、ポリマーの伸張、繊維形成および付着性の残留物が付随し得る。ポリマーの弾性は測定された「糸引性」に比例し、これはポリマーが付着の失敗前にプローブに付着される間に伸長する距離である。研究したポリマーについては、０．５０ｍｍ／秒の試験速度、２．０ｇの引き金力、および１００．０ｇの接触力および１０．０秒の接触時間を使用した。ポリマーを、５ｍＬのサイズのバイアル中で直接、１．０乃至２．５ｍＬのスケール上で調製し、一貫したサンプル表面を確かなものとした。使用したバイアルは、ＴｈｅｒｍｏＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ／ＮａｌｇｅｎｅＬＤＰＥのサンプルバイアルであった。測定を２０℃で行った。ポリマーを、測定前のおよそ１時間、室温で静止させた。参照材料として、基準のＰｏｓｔ−ＩｔＮｏｔｅ（登録商標）およびＳｃｏｔｃｈＴａｐｅ（登録商標）の付着性を測定した。すべての測定を、３回繰り返して行った。平均および標準偏差を計算した。

ポリマーの機械的性質に対するＨＰＭＣの付加の効果を、分解性の８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡアミンを加える効果とともに調査した。硬度の試験の明示された条件下では、０．３％のＨＰＭＣの付加が、ポリマーの硬度をおよそ半分まで減少させたことが分かった。これは、弾性係数のわずかな減少に相当する。１．０％のＨＰＭＣポリマーは、０．３％のＨＰＭＣポリマーと同じ硬度を有したが、弾性係数のわずかな減少があった。硬度と弾性係数の試験との間の相違は、恐らく実験誤差が原因である。ポリマー溶液はろ過されず、そのため、おそらく気泡の存在が誤差を増加させた。ポリマーの含水量はまた、ポリマーが空気中に置かれていると変化することがあり、これは、材料の物理的性質を基本的に変化させる。

分解性の８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡアミンの付加は、硬度または弾性係数の測定値を実質的に変化させないことが分かった。標準の商用のＰｏｓｔ−Ｉｔ（商標）Ｎｏｔｅに対する測定値も、参照として含まれる。ポリマー粘着度は約４０ｍＮであることが分かり、これはＰｏｓｔ−Ｉｔ（商標）Ｎｏｔｅの約３分の１であった。ポリマーの接着性は、分解性のアミンのを加えることでは変化しないことが分かった。図７は、０．３％のＨＰＭＣを有する４．８％溶液での８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ／８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（７０／３０）および４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡに対する硬度対分解時間を示す。エラーバーは３つのサンプルの標準偏差を表わす。ポリマーに対する分解時間は１８日間であった。ポリマーの硬度は、分解の程度に強く相互関連した。膨潤はまた、初期段階の間に役割を果たし得る。

ポリマーの特性に対する製剤への様々な添加剤の効果を調査した。１％ＨＰＭＣ、２％クロルヘキシジン、及び１％安息香酸デナトニウムの様々な組合せを用いて調製されたポリマーについてのゲル化時間、分解時間、硬度、接着性、および弾性係数を示す。硬度と弾性係数の減少を示した２％クロルヘキシジンを含有する製剤を除いて、基本的にポリマーの性質に変化は見られなかった。前記変化が、クロルヘキシジンではなく使用されたＮｏｌｖａｓａｎ溶液中に存在する洗浄剤によるものであり；前記洗浄剤は空気を入れられたポリマー中にゲル化されたものを混合する間に重いフォーミングを引き起こすことが、ポリマーの目視検査により明らかとなった。

光学的透明度
ＴｈｅｒｍｏＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＧＥＮＥＳＹＳ１０ＳＵＶ−Ｖｉｓの分光光度計を使用して、粘性溶液の光学的透明度を測定した。クォーツキュベットに、１．５ｍＬのサンプル溶液をピペットで移した。添加剤のないバッファー溶液を、参照として使用した。サンプルの安定した％透過率を、６５０ｎｍで記録した。

ポリマーの光透過率を測定するために、ポリマー溶液の１ｍＬを、ゲル化の前にキュベットに５μｍのフィルターで濾過した。その後、ポリマーがフィルムとしてキュベットの側にゲル化されるように、キュベットを、水平に置いた。フィルムの厚さは３ミリメートルであることが分かった。ポリマーを、参照として空気を用いて４００、５２５及び６５０ｎｍでの％光透過率を測定する前に、室温で１５分間硬化させた。

検討中の粘性溶液の全ては、使用する濃度範囲の下で優れた光学的透明度（９７％以上の透過率）に許容可能であることが分かった。高粘性の溶液について、混合時の気泡形成が観察され、これは消泡剤の添加により、またはシリンジフィルターを使用することによって解決することができる。

ポリマーは、可視スペクトルにわたって優れた光学的明暸性（ｏｐｔｉｃａｌｃｌａｒｉｔｉｅｓ）を示した。バッファーのみに対する最低の％透過率は９７．２％であり、最高は９９．７％であった。低波長における％透過率の低下は恐らく、紫外領域が近づいたとき、いくらかのエネルギー吸収によるものである。

薬物溶出：一般的な手順
ＴｈｅｒｍｏＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＧＥＮＥＳＹＳ１０ＳＵＶ−Ｖｉｓ分光光度計を、いくつかのポリマーからの様々な薬物の放出を定量するのに用いた。まず、参照薬物または薬物溶液を適切な溶媒に溶解した。典型的には、リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）、エタノールまたはジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）を溶媒として使用した。次に、薬物を同定および定量するための最適な吸収ピークを、２００及び１０００ｎｍの間の薬物溶液のスキャンを実行することによって決定した。吸収ピークを選択して、参照曲線を、薬物の様々な濃度のピーク吸光度の測定によって確立した。異なる薬物濃度の溶液を、分析ピペットを使用して、標準希釈法によって調製した。吸光度対薬物濃度の線形フィットにより、溶出サンプルの測定された吸光度を薬物濃度に変換するために使用される一般式を得た。

ポリマーを、臨床設定においてポリマーを投与する医師と同じ様式で、既知の薬物投与量を用いて調製した。しかしながらこの場合では、ポリマーを約１８ミリメートルの直径を有するシリンダーに成形した。次に、ポリマーシリンダーを、一定量のＰＢＳを伴って５０ｍＬのファルコンチューブ内に置き、３７℃で置いた。温度をデジタル制御のウォーターバスで維持した。

溶出サンプルを、ポリマーからＰＢＳ溶液をデカントすることによって、毎日採取した。収集されたサンプルの体積を記録した。ポリマーを、回収され３７℃に戻されたサンプルの体積と同等の、新鮮なＰＢＳの体積中に置いた。溶出サンプルを、分析ピペットを用いて適当な溶媒にサンプルをまず希釈することにより解析し、その結果、測定される吸光度は参照曲線によって決定される範囲内にあった。希釈係数を記録した。薬物濃度を、参照曲線及び希釈係数を介して測定した吸光度から算出した。薬物の量を、サンプル体積に薬物濃度を乗じて算出した。その日のパーセント溶出は、薬物量を、投与された薬物の合計量で割ることによって産出した。

薬物溶出：クロルヘキシジン
２５５と２６０ｎｍの間に見られるピークを選択し、参照曲線を、０、０．５、１、２．５、５、１０、２０、４０、及び５０ｐｐｍのクロルヘキシジンに関して、ピークの吸光度を測定することによって確立した。５０ｐｐｍを超える濃度はピーク吸光度の線形挙動を示さなかった。

ポリマーを市販のＮｏｌｖａｓａｎ溶液で調製し、それは２％のクロルヘキシジン用量（５０ｍｇ）に対応する。溶出量は、ポリマー１ｇ当たり２ｍｌのＰＢＳであった。溶出サンプルを２０℃で保存した。溶出サンプルを石英キュベット中のジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）を用いて、サンプルを１０００倍に希釈して分析した。

クロルヘキシジン溶出挙動は、他の小分子を用いた以前の実験と同様に進行した。クロルヘキシジンのほぼ半分は最初の３日以内に放出された。その後、溶出速度は次の３から４日間劇的に減速し、続いてポリマー分解などのクロルヘキシジンの別の大規模な放出がおきた（図８）。

ステロイド薬物、トリアムシノロン及びメチルプレドニゾロンの溶出は、同様に挙動した。最初の数日間は一般的に、上昇した溶出速度を、おそらく弱く結合した表面薬物が放出されるように、示す。その後、溶出は、薬物の溶解度に関連する速度で比較的一定である。最後に、ポリマー中の残りの薬物は分解が始まるにつれて放出される。いくつかの例を、展開されていた溶出挙動にわたる対照の図９、図１０、図１１に示す。薬物は短時間（数週間）または長期間（数年、プロジェクトされる）にわたって放出され得る。

実施例１２：重合可能な生体適合性の事前処方物の調製のための一般的手順
粘着性および非粘着性両方の膜のための幾つかの代表的な製剤を、具体的な反応の詳細とともに表１０に列挙する。膜は、１００乃至５００μｍの範囲の厚さを有し、複合膜中の異なる製剤によって層状にされ得る。

実施例１３：キットの準備およびその使用
幾つかのキットを、以前に試験したポリマー製剤とともに準備した。キットを集めるために使用される材料を、表１１に列挙し、使用される製剤を、表１２に列挙する。キットは、典型的に、２つのシリンジから成り、１つは固体成分を含み、もう１つは液体バッファーを含んでいる。シリンジは、混合管および一方向弁を介して接続される。シリンジの内容物は、１０から２０秒間繰り返しで、バルブを開き、１つのシリンジの内容物を他方へ移動させることによって混合される。その後、使用済みのシリンジおよび混合管を、取り除き、廃棄し、実行中のシリンジに、針またはカニューレなどの分配ユニットを備え付け、ポリマー溶液を、ゲル化の発生まで放出する。他の実施形態において、粘性溶液は、固体成分の溶解を妨げるため、第３シリンジが利用される。第３シリンジは、一旦すべての成分が溶解すると、溶液の粘度を増強する濃縮した粘性バッファーを含む。幾つかの実施形態において、結果として生じるポリマーの光学的透明度は、シリンジフィルターを加えることによって改善される。

試験した製剤をすべて、２２ゲージの注射針を介して容易に分配した。２つのシリンジ間の混合作用は激しく（ｔｕｒｂｕｌｅｎｔ）、かなりの量の気泡の導入が明白であった。軽い混合は、結果として、気泡がない透明な材料をもたらす。あるいは、シリンジフィルターの使用が、ポリマー特性が変化することなく、気泡を取り除くことが分かった。

幾つかの追加のキットを、最初の試験で最良に効力を発揮したポリマー製剤とともに準備した。キットを集めるために使用される材料を、表１３に列挙する。キットは、典型的に、２つのシリンジから成り、１つは固体成分を含み、もう１つは液体バッファーを含んでいる。プランジャーを取り除き、成分を加えて、２０秒間窒素をガスの軽く流してシリンジをパージし、その後、プランジャーを取り替えることによって、シリンジを充填した。最終的に、プランジャーを、シリンジの内容積を減少させるのに可能な限り十分に抑圧した。キット中の化学成分の量に対する仕様を、表１４Ａに列挙する。準備したキットのロットを記載する概要を、表１４Ｂに列挙する。

シリンジを、蓋を外した後に直接、雌部へとロックする雄部に接続した。シリンジの内容物を、１０乃至２０秒間繰り返しで、１つのシリンジの内容物を他方へ移動させることよって混合した。その後、使用済みのシリンジを、取り除き、廃棄し、実行中のシリンジに、針またはカニューレなどの分配ユニットを備え付け、ポリマー溶液を、ゲル化の発生まで放出した。他の実施形態において、粘性溶液は、固体成分の溶解を妨げるため、第３シリンジが利用された。第３シリンジは、一旦すべての成分が溶解すると、溶液の粘度を増強する濃縮した粘性バッファーを含んでいた。

試験した製剤をすべて、２２ゲージの注射針を介して容易に分配した。２つのシリンジ間の混合作用は激しく、かなりの量の気泡の導入が明白であった。シリンジフィルターの使用が、ポリマーの性質を変化させることなく、気泡を取り除くことが分かった。

準備したキットを、パウチ当たり１つの酸素を吸収するパケットとともにホイルパウチに入れた。パウチを、ＣＨＴＣ−２８０ＰＲＯＭＡＸの卓上用のチャンバシーリングユニットによって熱融着した。シーリングの２つの異なるモードを、窒素下および真空下で調査した。窒素下に密封するための設定は、次のとおりであった：３０秒の真空、２０秒の窒素、１．５秒の熱融着、および３．０秒の冷却。真空下に密封するための設定は、次のとおりであった：６０秒の真空、０秒の窒素、１．５秒の熱融着、３．０秒の冷却。

様々なキットを、ベータテストでの使用のために調製した。キットを組み立てるために使用される材料を、表１５に列挙する。キットは典型的に、２つのシリンジから成り、１つのシリンジは固形成分を含み、他のシリンジは液体バッファーを含む。プランジャーを取り外し、成分を加え、１０秒間不活性ガスの緩やかな流れによりシリンジをパージし、その後、プランジャーを交換することにより、シリンジを充填した。最後に、シリンジの内部容積を減少させるために、プランジャーを可能な限り押し下げた。

代替的に、単一のシリンジキットは、リン酸バッファーの固体形態と共に、１つの雌型シリンジに固形成分を充填することにより調製され得る。キットはその後、ユーザーが雄型シリンジ中で様々な液体の特定の量を使用し得ることを除いて、２重のシリンジキットと同様の様式で利用される。典型的に、注入のために液体溶液中で提供される任意の材料を使用してもよい。適切な液体のいくつかの例は、水、生理食塩水、Ｋｅｎａｌｏｇ−１０、Ｄｅｐｏ−Ｍｅｄｒｏｌ、及びＮｏｌｖａｓａｎである。

キットを以下の様式で利用する。キャップを取り外した後にシリンジを直接繋げて、雄部を雌部にロックする。シリンジの内容物を、１０乃至２０秒間、繰り返して、１つのシリンジの内容物を他方に移すことによって混合する。その後、使い切ったシリンジを取り除いて廃棄し、アクティブシリンジ（ａｃｔｉｖｅｓｙｒｉｎｇｅ）に、針、スプレーノズル、又はブラシの先端などの分配ユニットを取り付け、ポリマー溶液をゲル化が発現するまで放出する。調製したキットを、１つのパウチにつき１つの酸素吸収パケット及び１つの示されたシリカゲルパケットと共に、ホイルパウチに入れた。生成物と会社名、コンタクト情報、ＬＯＴとバッチ番号、使用期限、及び推奨される貯蔵条件を表示したパウチに、ラベルを付けた。滅菌放射線への曝露後に色を黄色から赤色に変える、放射線滅菌指示薬も、パウチの左上角に付けられた。パウチを、ＣＨＴＣ−２８０ＰＲＯＭＡＸデスクトップチャンバの密閉ユニットで、熱密閉した。真空下で密閉するための設定は、５０秒の真空、１，５秒の熱密閉、及び５．０秒の冷却であった。

調製された無菌キットのロットを詳述する例を、表１５に列挙する。以前の研究により、キットの調製中にプランジャーを交換する前に、充填したシリンジが窒素でパージされなかった場合に、無菌キットは、窒素で洗浄されたシリンジを持つキットに対して約３０秒のゲル化時間の増加を示すことが分かった。有意差は、真空下で密閉したキットと、窒素下で密閉したキットとの間では見出されなかった。真空包装のキットがその密閉をいつ失ったかを容易に観察することができるため、それは、標準手順としてキットを全て真空密閉すると決定された。長期貯蔵安定性に対する、キットへの酸素吸収パケットとシリカゲルパケットを含む効果は、現在調査中である。

キットの調製時間を記録した。１つのバッファーシリンジの充填に平均１．５分かかった一方で、１つの固形物シリンジの充填には平均４分かかった。１つのキットの真空密閉には約１．５分かかった。故に、１つのキットの調製のための時間の推定は７分であり、又は１時間につき約８のキットであった。キットの調製時間は、固形物の１つの質量のみを測定する必要があるように正確な比率で固形物を全て予め混合することによって、及び、真空サイクル時間を減らすことで真空密閉手順を最適化することによって改善され得る。

試験した製剤は全て、２３乃至３４ゲージの針を介して容易に分配された。より高いゲージは、予想通りにより低い流量を示す。２つのシリンジ間の混合作用は騒然としたものであり、相当量の気泡の導入が明白であった。シリンジフィルターの使用は、ポリマー特性に任意の変化を生じさせることなく泡を除去することが分かった。

単一のシリンジシステムに関して、リン酸塩粉末剤の使用の効果を調査した。図１９は、ポリマーのゲル化時間と溶液ｐＨに対する、固形のリン酸塩の量又は濃度の変更の効果を示す。システムは、リン酸塩の量に対して相対的に無反応であり、著しい変化無しで２倍の差異まで許容することが分かった。

キットの殺菌及び試験
密封したキットを、大きなサイズのＦｅｄＥｘの箱に詰めた。開発された標準手順に従い、それぞれの箱を、ＮＵＴＥＫＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎにて電子ビーム放射により殺菌した。この報告には、標準殺菌手順の文書の写しが含まれる。

殺菌したキットの各ロットについて、ゲル化時間と分解時間の試験を、無作為に選択したキットに対して行い、材料の生存率を確認した。以前の研究は、殺菌されなかったキットのランナー又は制御ボックスを含み、そして、キットの運搬中の環境条件がゲル化時間の変化において著しい役割を果たさないという結論を下した。殺菌したキットを、ＵＳＰ〈７１〉に従い、無菌性の確認のためにＮＡＭＳＡに送った。キットを無菌であると確認した。

モノマーとリン酸緩衝溶液における物理変化は、殺菌後に観察されなかった。前の実験により、ポリマーのゲル化時間が殺菌後に約３０秒だけ一貫して増加することが示された。例えば、９０秒のゲル化時間を持つポリマーは、殺菌後に１２０秒のゲル化時間を示す。無菌バッファーのｐＨは不変であり、そのため、殺菌中にいくつかのモノマー分解が生じたことが疑われた。このことは、様々な濃度で殺菌してないポリマーを調製することにより、及び、ゲル化時間、分解時間、並びに機械的特性を、殺菌したポリマーと比較することにより、確認された（図１３）。現在のデータは、モノマーが殺菌後に約１５〜２０％の分解を受けたことを示す。故に、殺菌後の５％のポリマーは、４％のポリマーと同様に挙動する。更なる実験が、詳細な品質管理較正曲線を確立するために計画される。

貯蔵安定性
殺菌したキットを５℃で保存した。貯蔵安定性に対する温度の効果を調査するために、いくつかのキットを２０℃又は３７℃で保存した。キットの安定性を、ゲル化時間の変化を記録することによって主に定量化し、これは、モノマー分解の程度に直接比例する。３７℃の温度を、水槽中にキットを完全に沈めることにより維持し、故に、この温度は湿度に関する最悪のシナリオを表わす。キットの貯蔵安定性は、５℃、２０℃、又は３７℃でいくつかのキットを置くことにより、及び、定められた間隔でゲル化時間の変化を測定することにより調査された。以前のセクションで詳述された手順に従い、キットを調製して密閉した。結果を図１４に示す。１６週にわたり、ゲル化時間の著しい変化は、５℃と２０℃で保存されたキットについて観察されなかった。３７℃で、ゲル化時間は、定められた割合で約１週間後に増加し始める。ホイルパウチは、効果的な防湿層であると証明された。示されたシリカゲルパケットは、色によって証明されるように吸湿性の穏やかな兆候のみを示した。より長期的なデータは未だに、収集される過程にある。

シリンジキットの調製の例
１つのシリンジキットが、２つのシリンジ（雄型及び雌型のシリンジ）に構成要素が保存される状態で開発された。雌型シリンジは、白色粉末の混合物を含む。雄型シリンジは緩衝溶液を含む。２つのシリンジは連結され、内容物は液体ポリマーを生成するために混合される。液体ポリマーはその後、全体の縫合線を覆う縫合創傷上に噴霧されるか又は適用される。このプロセス中に、ポリマーは、縫合糸によって残された空隙に進入し、感染から創傷を保護する。創傷部位にて、液体ポリマーは固形ゲルに変わり、２週間以上その部位にとどまる。この間に、創傷は治癒され、感染症がなくなる。

キットを調製するのに必要な成分を、表１７と表１８に開示する。キットの粉末成分を調製して雌型シリンジに満たすために、５ｍＬの雌型ルアーロックシリンジのプランジャーを取り除き、シリンジを適切なキャップで覆った。８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ（０．０２８ｇ、許容可能な重量範囲は０．０２７０ｇ乃至０．０３００ｇである）、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（０．０１２ｇ、許容可能な重量範囲は０．０１００ｇ乃至０．０１３０ｇである）、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ（０．０８０ｇ、許容可能な重量範囲は０．０７９０ｇ乃至０．０８２０ｇである）、及び０．０４３ｇの凍結乾燥したリン酸バッファー粉末剤（０．０４３ｇ、許容可能な重量範囲は０．０３５ｇ乃至０．０５２ｇである）をそれぞれ、注意深く検量して、シリンジに注いだ。シリンジをその後、５乃至１０Ｌ／分の速度で約１０秒間、窒素／アルゴンのガスで洗浄し、内容物を密閉するためにプランジャーを交換した。キャップが天井の方に面するように、シリンジを後にひっくり返した。その後、シリンジキャップを緩めて、シリンジ中の空気隙を、シリンジから可能な限り空気を排出することにより最小化した。典型的な圧縮粉末の容積は０．２ｍＬである。その後、シリンジキャップを指できつく締めるまでに、キャップを締めた。

液体成分を５００ｍＬのバッチのサイズ上で調製し、ここで、５０ｍＬの商用の２％クロルヘキシジン溶液、４５０ｍＬの蒸留水、及び１．５ｇのＨＰＭＣが、滅菌容器に注がれた。その後、滅菌容器の蓋を締め、１０秒間力強く振盪した。溶液を１６時間、大気条件下で静置させ、それにより、泡が消え、残りのＨＰＭＣが溶解することを可能にした。

液体／バッファーのシリンジを、雄型ルアーロックシリンジのプランジャーを取り外し、その後、適切なキャップでシリンジをキャッピングすることにより、調製した。２．５０ｍＬのバッファー／液体の溶液を、ピペットによってシリンジに移した。シリンジをその後、５乃至１０Ｌ／分の速度で約５秒間、窒素／アルゴンのガスで洗浄した。その後、内容物を密閉するためにシリンジのプランジャーを交換した。その後、キャップが天井の方に面するようにシリンジをひっくり返し、シリンジキャップを緩め、そして、シリンジから可能な限り空気を排出することにより空気隙を最小化した。その後、シリンジキャップを指できつく締めるまでに、キャップを締めた。

シリンジキットの調製の例
別のシリンジキットが、固形成分（白色粉末の混合物）が１つの雌型シリンジに保存される状態で開発された。標準の雄型シリンジを使用して、Ｋｅｎａｌｏｇを含むものなどの薬物溶液を取り上げる。２つのシリンジは連結され、内容物は液体ポリマーを生成するために混合される。その後、液体ポリマーを標的部位に送達する。

キットを調製するのに必要な成分を、表１７と表１８に開示する。キットの粉末成分を調製して雌型シリンジに満たすために、５ｍＬの雌型ルアーロックシリンジのプランジャーを取り除き、シリンジを適切なキャップで覆った。８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ（０．０１２５ｇ、許容可能な重量範囲は０．０１２ｇ乃至０．０１３ｇである）、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２（０．０７５ｇ、許容可能な重量範囲は０．００７ｇ乃至０．００８ｇである）、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ（０．０４０ｇ、許容可能な重量範囲は０．０４０ｇ乃至０．０４２ｇである）、及び０．０１８ｇの凍結乾燥したリン酸バッファー粉末剤（０．０４３ｇ、許容可能な重量範囲は０．０１７ｇ乃至０．０２２ｇである）をそれぞれ、注意深く検量して、シリンジに注いだ。シリンジをその後、５乃至１０Ｌ／分の速度で約１０秒間、窒素／アルゴンのガスで洗浄し、内容物を密閉するためにプランジャーを交換した。キャップが天井の方に面するように、シリンジを後にひっくり返した。その後、シリンジキャップを緩めて、シリンジ中の空気隙を、シリンジから可能な限り空気を排出することにより最小化した。その後、シリンジキャップを指できつく締めるまでに、キャップを締めた。

実施例１４：ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの調製のための一般的手順
０．０２８ｇの８ＡＲＭ−ＡＡ−２０Ｋ、０．０１２ｇの８ＡＲＭ−ＮＨ２−２０Ｋ、および０．０８０グラムの４ＡＲＭ−ＳＧＡ−２０Ｋを混合することによって、ポリグリコールベースの生体適合性事前処方物を調製した。２．５０ｍＬの培養培地を製剤に添加した。製剤を、約１０秒間混合し、１ｍＬの混合物の溶液を、機械的な高精度ピペットを使用して移した。ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物成分は、重合してポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。１ｍＬの液体の重合時間を収集し、その後、残りの液体について流れの欠如とともに確認した。

実施例１５：生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスおよび幹細胞の調製のための一般的手順
ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物は０．０１２５ｇの８ＡＲＭ−ＡＡ−２０Ｋ、０．００７５ｇの８ＡＲＭ−ＮＨ２−２０Ｋ、および０．０４０ｇの４ＡＲＭ−ＳＧＡ−２０Ｋを混合することによって調製される。１．０ｍＬの培養液を製剤に添加した。製剤を、約１０秒間振動させ且つ混合し、１ｍＬの混合物の溶液を、機械的な高精度ピペットを使用して移した。ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方剤成分は、重合してポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。１ｍＬの液体の重合時間を収集し、その後、残りの液体について流れの欠如とともに確認した。重合されたポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの様々なサイズの切片を、２４ウェルプレートの異なるウェルに配置した。０．５ｍＬの成体間葉系幹細胞を、様々な密度でポリマーマトリクス上に播種する。幹細胞は拡散し、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中に組み込まれる。ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中への幹細胞の取り込みは、幹細胞の添加の１０日後でのポリマーマトリックスの除去によって、および培養物中の細胞を拡大するための切片の使用によって、実証される。培養物中で増殖する能力によって実証されるように、組み込まれた幹細胞は、生存可能なままである。

実施例１６：生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスおよび幹細胞の調製のための一般的手順
ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物は０．０１２５ｇの８ＡＲＭ−ＡＡ−２０Ｋ、０．００７５ｇの８ＡＲＭ−ＮＨ２−２０Ｋ、および０．０４０ｇの４ＡＲＭ−ＳＧＡ−２０Ｋを混合することによって調製される。成体の間葉系幹細胞を含む１．０ｍＬの培養液を製剤に添加した。製剤を、約１０秒間振動させ且つ混合し、１ｍＬの混合物の溶液を、機械的な高精度ピペットを使用して移した。ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方剤成分は、重合してポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。１ｍＬの液体の重合時間を収集し、その後、残りの液体について流れの欠如とともに確認した。

ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物の化合物の組み合わせ中の任意の時点で、付加的な成分を製剤に添加することができる。付加的な成分が追加される際、製剤は固体、液体、重合化されたもの、ゲル化されたもの、またはそれらの任意の組合せであり得る。付加的な成分は製剤と組み合わされるか、または製剤を介して拡散してもよく、定められた期間の間、製剤で保持されるようになる。一例において、ポリグリコールベースのヒドロゲル生体適合性ポリマーマトリッックスを形成し、続いて増殖因子を付加する。増殖因子はポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中に組み込まれる。付加的な成分は、限定されないが、生体分子、抗生物質、抗がん薬、麻酔薬、抗ウイルス薬、または免疫抑制剤を含む。

実施例１７：ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中の細胞の生存度
Ｄ１５（ＤＭＥＭ、高グルコース、１５％ウシ胎児血清）中の間葉系幹細胞の単一細胞懸濁液を調製し、細胞を計数する。２×１０^４／ｍＬの密度の細胞の１ｍＬを、５０ｍＬチューブに加えた。細胞を室温で維持し、事前処方物に添加する直前に調製する。ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物を含む雌型シリンジを、雌型シリンジ中の０．０１２５ｇの８ＡＲＭ−ＡＡ−２０Ｋ、０．００７５ｇの８ＡＲＭ−ＮＨ２−２０Ｋ、および０．０４０ｇの４ＡＲＭ−ＳＧＡ−２０Ｋを雌型シリンジ中で混合することによって調製する。１８Ｇの針を雄型シリンジ取り付け、雌型シリンジを１ｍＬのＰＢＳで満たす。次のステップを９０乃至１２０秒以内で行う。針を雄型シリンジから除去し、雄型シリンジを、事前処方物を含む雌型シリンジに取り付ける。ＰＢＳを雄型シリンジから雌型シリンジへと押し、混合のために十分である２０ストロークで、ひとつのシリンジから他のシリンジへＰＢＳを繰り返し押すことによって、混合の工程を開始する。最後のストロークの後、雄型シリンジ内に全内容を押し込む。１８Ｇのニードルは雄型シリンジに取り付けられ、液体事前処方は１ｍＬの間葉系幹細胞を含む５０ｍｌチューブ内へ放出される。液体の事前処方物をチューブに放出している間、細胞を注意深く混合する。液体の事前処方物をチューブに放出している間、細胞を注意深く混合する。細胞ストレスを誘導し得るので、細胞が針による吸引によって混合されないことを確実にすることに注意を払う。

間葉系幹細胞を含む事前処方物のアリコートを、５０、１００、２００および４００μＬで４チャンバー組織培養スライドガラスのチャンバー内に配置する。事前処方物は２分間ゲル化することができる。２００μＬのＤ１５を各チャンバーに添加する。これらのスライドの３つは、０、２、および２４時間の３つの時点で調製されている。細胞膜透過性の３’，６’−ジ（Ｏ−アセチル）−２’，７’−ビス［Ｎ，Ｎ−ビス（カルボキシメチル）アミノメチル］フルオレセイン、テトラアセトキシメチルエステル、及び細胞膜非透過性のエチジウムホモダイマー−１、１ μｌ／ｍｌのヨウ化プロピジウムで、細胞を染色した。細胞を、明視野及び蛍光顕微鏡を用いて画像化する。生細胞は緑色の蛍光を発し、死細胞は赤色の蛍光を発する。２時間の時点で、１個の死細胞のみが複数の視野視点で観察された。１個の生細胞は、点状の細胞質を有していた。残りの細胞は生存可能であり、ヒドロゲルポリマーマトリックス中の典型的なスフェロイド形態を有していた。２４時間の時点で、細胞の９５％以上が生存可能であった。

実施例１８：ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中の細胞の特性を決定するための一般的手順
間葉系幹細胞の増殖速度、生存度、および構造的特徴は、生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスによる取り込み後、評価される。

間葉系幹細胞の増殖速度を測定するために、細胞増殖アッセイを行った。ポリグリコールベースの化合物および適切なバッファーを含む生体適合性事前処方物を、実施例１４に記載されるように調製する。１００μｌの事前処方物を２４ウェルプレート上にコーティングして、＜５ｍｍの厚さのコーティングを得た。幹細胞を、様々な細胞密度（１ｘ１０^３、５ｘ１０^３、１０ｘ１０^３、および２０ｘ１０^３細胞）でコーティングしたプレート上に播種する。細胞を、３７℃、５％ＣＯ_２で増殖培地中にてインキュベートした。各サンプルについて、ＣｅｌｌＴｉｔｅｒ９６（登録商標）ＡＱｕｅｏｕｓＮｏｎ−Ｒａｄｉｏａｃｔｉｖｅ（ＭＴＳ）アッセイを播種の２、７および１０日後で行って、細胞が増殖していることを確認する。増殖培地を各ウェルから除去し、５００μｌの新鮮な培地と交換し、５％ＣＯ_２中で少なくとも１時間３７℃でインキュベートする。１００μｌのＭＴＳ試薬を各ウェルに加え、５％ＣＯ_２中で３７℃にて３時間インキュベートする。４９０ｎｍでの吸光度をマイクロプレートリーダーを用いて測定し、記録する。製剤を伴うが細胞を伴わないウェルを、ブランクとして使用した。同様に、細胞を伴わないウェルにおける唯一の培地は、ブランクとしての役割を果たす。各試料の読み取りを、ブランクを引くことで得る。吸光度対時間のグラフをプロットする。吸光度は細胞数に正比例し、ここで吸光度の有意な増加は、細胞の生存度および増殖を示す。増殖の変化倍率を算出する。

成体の間葉系幹細胞の生存度を示すために、本実施例で前述されるようにコーティングされた２４ウェルプレート上に播種された細胞上で、２、７、１０日目に、染色アッセイを行う。培地を除去し、細胞をリン酸生理食塩水バッファーで２回洗浄する。カルセインａｍ（１０μｇ／ｍｌ）およびヨウ化プロピジウム（１００μｇ／ｍｌ）の混合物を含む０．５ｍｌの染色溶液を各ウェルに加え、プレートを３７℃で５−１０分間インキュベートする。細胞をリン酸生理食塩水バッファーで洗浄し、すぐに画像化する。生細胞は緑色の蛍光を発し、死細胞は赤色の蛍光を発する。

成体間葉系幹細胞がその構造を維持することを示すために、本実施例で前述されるようにコーティングされた２４ウェルプレート上に播種された細胞上で、染色アッセイを行う。培地を除去し、細胞をリン酸生理食塩水バッファーで２回洗浄する。細胞を４％パラホルムアルデヒドで１０分間室温で固定し、続いてリン酸バッファーで２回洗浄する。
洗浄した細胞に細胞質のＷＧＡ染色剤（小麦胚芽凝集素；４８８の緑色蛍光）を添加し、細胞を室温で１０分間インキュベートする。染色剤を除去し、細胞をリン酸バッファーで２回洗浄する。核ＴＯ−ＰＲＯ−３ヨウ化物染色剤（赤色蛍光）を細胞に添加し、細胞を室温で１０分間インキュベートする。染色剤を除去し、細胞をＨＢＳＳバッファーで２回洗浄する。抗退色試薬Ｐｒｏ−ｌｏｎｇｇｏｌｄを細胞に添加して、細胞をカバーガラスで覆う。３Ｄ共焦点顕微鏡法を実行し、細胞の構造及び接着を可視化する。一般的に、幹細胞はその物理化学的特性を維持する。

実施例１９ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの細胞の溶出
実施例１５のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを調製する。付加的なポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを、表１３の事前処方物の化合物及び細胞を利用して調製する。ポリマーマトリックスを秤量し、別のファルコンチューブ中に配置する。ポリマーマトリックスのバッファー／グラムの２ｍｌを、ファルコンチューブ中に加える。ファルコンチューブを、３７℃で維持されたウォーターバス中に配置する。２４時間後、バッファーを注意深く除去し、一定体積を維持するように新鮮なバッファーで置換した。各ポリマーマトリクスが完全に溶解するまで、抽出処理を繰り返す。ポリマーマトリックスは２週間以内に溶解する。

種々生体適合性の事前処方物成分を伴う細胞の溶出挙動を試験する。細胞の溶出プロファイルは、異なる生体適合性の事前処方物製剤成分で変わる。細胞はポリマーマトリックスが維持されている間に拡散してもよく、ポリマーマトリックスの分解に際して、またはそれらの任意の組み合わせで放出されてもよい。生体適合性の事前処方物成分は、予め定められた時間での細胞の放出を制御するように選択され得る。

いくつかの例において、本明細書に記載の細胞を含有するポリマーマトリックスは、さらに、バッファー、増殖因子、抗生物質、または抗がん剤などの付加的な成分を含む。生体適合性の事前処方物成分および付加的な成分の組成は、細胞および／または付加的な成分の放出を制御するために変えることができる。

いくつかの例において、本実施例に記載の細胞を含有するポリマーマトリックスのいずれかの細胞は、ポリマーマトリックスの孔径に依存した方式で、ポリマーマトリックスから放出されてもよい。いくつかの例において、細胞は、ポリマーマトリックスからの放出後に生存し続ける。

実施例２０：疾患処置のためのポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物
０．０１２５ｇの８ＡＲＭ−ＡＡ−２０Ｋ、０．００７５ｇの８ＡＲＭ−ＮＨ２− ２０Ｋ、０．０４０ｇの４ＡＲＭ−ＳＧＡ−２０Ｋ、間葉系幹細胞、適切な培養培地を含む、ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物を、水１．０ｍＬの水の存在下で組み合わせる。液体製剤を、肝臓における組織損傷の部位へと、注射を介して直接送達する。ポリグリコールベースの、生体適合性の事前処方物の混合物は、標的部位にてインビボで重合して、４分で送達部位にてポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの培地培地の成分は、標的部位に対する投与中および投与後に、幹細胞を囲む物理的、化学的、および生物学的環境に影響を与えるように構成される。

ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは標的部位に保持され、ここで幹細胞は２週間の期間にわたって放出される。放出された幹細胞は、適切な物理的および細胞のシグナルの取り込みを介して、標的組織との相互作用および統合を必要とする。したがって、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの培養培地は、成功した組織再生のために重要な生物学的に活性なタンパク質など、修飾因子を含む。間葉系幹細胞は７から１４日の間に標的部位で分化し始め、肝機能の改善をもたらす。

実施例２０：疾患処置のためのポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス
０．０１２５ｇの８ＡＲＭ−ＡＡ−２０Ｋ、０．００７５ｇの８ＡＲＭ−ＮＨ２−２０Ｋ、０．０４０ｇの４ＡＲＭ−ＳＧＡ−２０Ｋ、間葉系幹細胞、適切な培養培地を含む製剤に水１ｍＬを添加することにより、ポリグリコールベースの生体適合性のヒドロゲルポリマーマトリックスを調製する。ゲル化が完了した後、ヒドロゲルポリマーマトリックスは、肝臓における組織損傷の部位に直接送達される。ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの培地培地の成分は、肝臓中の標的部位に対する投与中および投与後に、幹細胞を囲む物理的、化学的、および生物学的環境に影響を与えるように構成される。

実施例２１：増殖因子の送達のためのポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス
０．０２８ｇの８ＡＲＭ−ＡＡ−２０Ｋ、０．０１２ｇの８ＡＲＭ−ＮＨ２−２０ｋ、０．０８ｇの４ＡＲＭ−ＳＧＡ−２０Ｋ、成長因子、およびバッファーを含むポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物を、２．５ｍＬの水の存在下で組み合わせる。液体製剤は、組織損傷の部位に直接、注射を介して送達される。ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物の混合物は、送達部位にてインビボで重合して、標的部位でのポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する。ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、標的部位で増殖因子を放出するように構成されている。増殖因子は、身体からポリマーマトリックス部位へ細胞を補充するように構成され、ここで、補充された細胞は、ポリマーマトリックス上でおよびそれを介して、組織を形成し得る。

ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス中の成長因子の取り込みの代替は、ポリマーマトリックス中へ、遺伝子および哺乳動物のプロモーターをコードするＤＮＡプラスミドを統合することである。ＤＮＡを備えたポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを送達することにより、局所の細胞はそれら自身の成長因子を生成するようにプログラムされる。

実施例２２：孔径の決定
孔径を、組み合わせた成分の１アームあたりの分子量から推定する。孔径は、１アーム当たりのＰＥＧユニット数および１１０°の結合角を有する０．２５２ｎｍの炭素−炭素−炭素結合の距離に基づいて計算される。これにより、結合角についての完全に伸長される鎖、および細孔ネットワークを形成するための官能性末端基の完全な反応性が、推測される。孔径は、生体適合性ヒドロゲル膨潤率の逆数に孔の直径を関連付ける相関関係によって、さらに変更される。

式中、Ｖｐはポリマーの体積であり、Ｖｓは膨潤ゲルの体積であり、Ｌは、計算された孔径であり、ξは、膨潤した孔径である。平衡な膨潤の実験に基づいて、ＶｐとＶＳの比は約０．５であると推定される。

反応性エステルと、多成分混合物について、エステルによる各成分の加重平均が使用される。例えば、４ＡＲＭ−２０Ｋ−ＳＧＡを伴う４ＡＲＭ−２０Ｋ−ＡＡおよび８ＡＲＭ−２０Ｋ−ＮＨ−２を含むポリマーについて、４ＡＲＭ−２０Ｋ−ＳＧＡによって４ＡＲＭ−２０Ｋ−ＡＡから得られた孔径は、４ＡＲＭ−２０Ｋ−ＳＧＡによって８ＡＲＭ−２０Ｋ−ＮＨ−２から得られた孔径で平均化される。

Claims

完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスであって、該マトリックスは、少なくとも１つの第２のモノマー単位に対する少なくとも一つのアミド、チオエステル、又はチオエーテルの結合を介して結合される少なくとも１つの第１のモノマー単位を含有する、完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーを含み、前記ポリマーは：
（ａ）少なくとも１細胞；および
（ｂ）少なくとも１細胞の増殖を支援する培養培地
を被包するマトリックスを形成し；および
完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、動物体内の標的部位に埋め込まれる際、動物体内の標的部位への少なくとも１細胞の制御された放出を提供する、
ことを特徴とする完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
少なくとも１つの第１のモノマー単位はＰＥＧベースおよび完全に合成であり、少なくとも１つの第２のモノマー単位はＰＥＧベースおよび完全に合成である、ことを特徴とする請求項１に記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
細胞は、哺乳動物細胞、昆虫細胞、原生動物細胞、細菌細胞、ウイルス細胞、または真菌細胞から選択される、ことを特徴とする請求項１乃至２の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
哺乳動物細胞は幹細胞である、ことを特徴とする請求項３に記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
培養培地は増殖因子を含む、ことを特徴とする請求項１乃至４の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
第１のモノマー単位はＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＨ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＮＨ２またはＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＡＡのモノマーに由来し、および、第２のモノマー単位はＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧＡ、またはＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＳのモノマーに由来する、ことを特徴とする請求項１乃至５の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
第１のモノマー単位は４ＡＲＭ−５ｋ−ＳＨ，４ＡＲＭ−２ｋ−ＮＨ２，４ＡＲＭ−５ｋ−ＮＨ２，８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２，４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡまたは８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡのモノマーに由来し、および、第２のモノマー単位は４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＧ、８ＡＲＭ−１５ｋ−ＳＧ、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ、または４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＳのモノマーに由来する、ことを特徴とする請求項６に記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
動物がヒトである、ことを特徴とする請求項１乃至７の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスは、約１４乃至１８０日以内に生体に吸収される、ことを特徴とする請求項１乃至８の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
動物の体の標的部位への少なくとも１細胞の制御された放出は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスからの少なくとも１細胞の拡散を含む、ことを特徴とする請求項１乃至８の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
動物の体の標的部位への少なくとも１細胞の制御された放出は、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの分解および生体吸収を少なくとも部分的に介する、ことを特徴とする請求項１乃至９の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物であって：
（ａ）１より多くの求電子基を含む、少なくとも１つの完全に合成のポリグリコールベースの第１の化合物；
（ｂ）１より多くの求核基を含む、少なくとも１つの完全に合成のポリグリコールベースの第２の化合物；
（ｃ）少なくとも１細胞；および
（ｄ）少なくとも１細胞の増殖を支援する培養培地；を含み、
ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物は、少なくとも部分的に重合および／またはゲル化して、水の存在下で細胞を被包するポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する、ことを特徴とする完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物。
哺乳動物細胞は幹細胞である、ことを特徴とする請求項１２に記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物。
培養培地はバッファーを含む、ことを特徴とする請求項１２乃至１３の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物。
第１の化合物は、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＨ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＮＨ２、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＡＡ、又はそれらの組み合わせであり、第２の化合物は、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＧＡ、ＭＵＬＴＩＡＲＭ−（５−５０ｋ）−ＳＳ、又はそれらの組み合わせである、ことを特徴とする請求項１２乃至１４の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物。
第１の化合物は、４ＡＲＭ−５ｋ−ＳＨ、４ＡＲＭ−２ｋ−ＮＨ２、４ＡＲＭ−５ｋ−ＮＨ２、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ、８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡ、およびそれらの組み合わせであり、第２の化合物は、４ＡＲＭ−１０ｋ−ＳＧ、８ＡＲＭ−１５ｋ−ＳＧ、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡ、４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＳ、又はそれらの組み合わせである、ことを特徴とする請求項１５に記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物。
固形の第１の化合物は８ＡＲＭ−２０ｋ−ＮＨ２及び／又は８ＡＲＭ−２０ｋ−ＡＡであり、第２の化合物は４ＡＲＭ−２０ｋ−ＳＧＡである、ことを特徴とする上記の請求項１６に記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物。
ポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物はゲル化して、約２０秒から１０分の間でポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスを形成する、ことを特徴とする請求項１２乃至１７の何れか１つに記載の完全に合成のポリグリコールベースの生体適合性の事前処方物。
請求項１２乃至１８の何れか１つに記載の、ポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックス。
請求項１乃至１９の何れか１つに記載のポリグリコールベースの生体適合性ヒドロゲルポリマーマトリックスの投与によって疾患を処置する方法。