JP2022531456A - 湿潤組織およびデバイスを接着するための乾燥両面材料 - Google Patents

Abstract

【課題】組織接着剤の改善
【解決手段】１つ以上の湿潤表面を接着するための、特にフィルムまたはテープの形態の乾燥接着剤材料であって、（ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、（ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基、および（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤を含む、乾燥接着剤材料。乾燥接着剤材料は、１つ以上の湿潤表面と接触させて置かれると、１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、膨潤して湿潤表面と一時的架橋を形成し、１つ以上の湿潤表面と共有結合架橋を形成する。
【選択図】なし

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１９年５月１０日に出願された米国仮出願第６２／８４５，９７６号の利益を主張するものである。上記の出願の教示はすべて、参照によって本明細書に組み込まれる。

政府支援声明
本発明は、国立科学財団（ＮＳＦ）によって付与された認可番号ＣＭＭＩ－１６６１６２７のもと、政府の支援を受けて行った。政府は、本発明において一定の権利を有する。

本発明は、概して、組織を接着するための材料および方法、より具体的には、湿潤組織を接着するための乾燥両面材料および方法に関し、特に、この材料は、可撓性両面テープまたはフィルムの形態にある。好ましい実施形態によると、乾燥両面材料は、１つ以上の親水性ポリマー、１つ以上のアミンカップリング基、および１つ以上の架橋剤の組み合わせを含む。

一般に、２つの乾燥した表面は、水素結合、静電相互作用、ファンデルワールス相互作用などの分子間力によって互いに接触すると、瞬時に接着することができると理解されている。しかしながら、水によって、２つの表面から分子が分離され、表面間の接着を妨げる瞬時の相互作用が形成されるため、生体組織などの湿潤表面間にそのような瞬時の接着を形成することは非常に困難である。

損傷組織などの湿潤表面を一緒に糊付けすることまたはデバイスを湿潤表面に取り付けることなどには、縫合またはステープリングよりも利点がある。主に液体または湿潤ヒドロゲルの形態の既存の組織接着剤は、弱い結合、低い生体適合性、組織との不十分な機械的一致、および遅い接着形成を含む多くの制限に直面している。特に、図１Ａ～１Ｂに示されるように、そのような既存の組織接着剤は、結合に際して、組織のポリマーネットワークへのそれらの分子（例えば、モノマー／マクロマーまたはポリマー）の拡散に依存しており、これは、かなりの時間を要し、かつ弱い接着をもたらす場合があり、接着剤と組織との間に界面液体が存在することによって、接着プロセスがさらに妨害される。

例えば、市販の接着剤（例えば、フィブリン糊、アルブミン系接着剤、ポリエチレングリコール系接着剤）、ナノ粒子溶液、およびムール貝に着想を得た接着剤は、湿潤表面上で、遅い接着形成（１分超）および弱い接着（２０Ｊｍ^－２未満の界面靭性）を呈する（Ｖａｋａｌｏｐｏｕｌｏｓ，Ｋ．Ａ．ｅｔ ａｌ．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒｅｎｇｔｈ ａｎｄ ｒｈｅｏｌｏｇｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ｗｉｔｈ ｒｅｇａｒｄ ｔｏ ｃｏｌｏｒｅｃｔａｌ ａｎａｓｔｏｍｏｓｉｓ：ａｎ ｅｘ ｖｉｖｏ ｓｔｕｄｙ．Ａｎｎａｌｓ ｏｆ Ｓｕｒｇｅｒｙ ２６１，３２３－３３１（２０１５）；Ｒｏｓｅ，Ｓ．ｅｔ ａｌ．Ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅ ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ ａｓ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ｆｏｒ ｇｅｌｓ ａｎｄ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｔｉｓｓｕｅｓ．Ｎａｔｕｒｅ ５０５，３８２－３８５（２０１４）；Ｌｅｅ，Ｂ．Ｐ．，Ｍｅｓｓｅｒｓｍｉｔｈ，Ｐ．Ｂ．，Ｉｓｒａｅｌａｃｈｖｉｌｉ，Ｊ．Ｎ．＆Ｗａｉｔｅ，Ｊ．Ｈ．Ｍｕｓｓｅｌ－ｉｎｓｐｉｒｅｄ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ａｎｄ ｃｏａｔｉｎｇｓ．Ａｎｎｕａｌ Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ４１，９９－１３２（２０１１）を参照）。シアノアクリレート接着剤は、硬化後に高い細胞毒性および不可撓性をさらに被ることが分かっている（Ａｎｎａｂｉ，Ｎ．，Ｙｕｅ，Ｋ．，Ｔａｍａｙｏｌ，Ａ．＆Ｋｈａｄｅｍｈｏｓｓｅｉｎｉ，Ａ．Ｅｌａｓｔｉｃ ｓｅａｌａｎｔｓ ｆｏｒ ｓｕｒｇｉｃａｌ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ ａｎｄ Ｂｉｏｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ ９５，２７－３９（２０１５）；Ｋａｒｐ，Ｊ．Ｍ．Ａ Ｓｌｉｃｋ ａｎｄ Ｓｔｒｅｔｃｈａｂｌｅ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ａｄｈｅｓｉｖｅ．Ｎｅｗ Ｅｎｇｌａｎｄ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ３７７，２０９２－２０９４（２０１７）を参照）。１００～１，０００Ｊｍ^－２オーダーの界面靭性を有する組織へのバルクヒドロゲルの接着が報告されているが、そのようなヒドロゲルは、接着を形成するために、少なくとも１０分～３０分までの長時間の圧力付加を必要とする（Ｌｉ，Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｔｏｕｇｈ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ｆｏｒ ｄｉｖｅｒｓｅ ｗｅｔ ｓｕｒｆａｃｅｓ．Ｓｃｉｅｎｃｅ ３５７，３７８－３８１（２０１７）を参照）。さらに、そのようなバルクヒドロゲル接着剤は、組織を一緒に保持することができるだけであり（図１Ｂを参照）、組織表面間で直接的に接着を達成することはできない。言い換えるなら、バルクヒドロゲルは、組織表面を一緒に保持するために、２つの組織表面の間に存在しなければならない。そのため、ヒドロゲルを取り外すと、組織表面が分離される。

したがって、拡散に基づくメカニズムおよびその結果として生じる既存の組織接着剤の制限は、成功および用途の範囲を大幅に阻害してきた。組織接着剤の大きな可能性を考慮すると、改善が大いに必要とされている。

一態様によると、本発明は、１つ以上の湿潤表面を接着するための乾燥接着剤材料であって、（ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、（ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基、および（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤を含む、乾燥接着剤材料を提供する。乾燥接着剤材料は、上面および下面を有するフィルムまたはテープの形態にある。乾燥接着剤材料は、乾燥接着剤材料の上面および／または下面のうちの１つ以上を１つ以上の湿潤表面と接触させて置くことで、乾燥接着剤材料が１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、膨潤して乾燥接着剤材料と湿潤表面との間に一時的架橋を形成し、１つ以上のアミンカップリング基と１つ以上の湿潤表面との間に共有結合架橋を形成するように、液体内容物を有する。

この態様による実施形態は、以下の特徴のうちの１つ以上を含み得る。（ｉ）１つ以上の親水性ポリマーは、ポリアクリル酸、ポリアクリルアミド、ポリビニルアルコール、ポリヒドロキシエチルメタクリレート、ポリエチレングリコール、ポリビニルピロリドン、ポリスチレンスルホネート、カゼイン、アルブミン、ゼラチン、コラーゲン、キトサン、ヒアルロン酸、アルギン酸、酸化アルギン酸塩、ペクチン、およびそれらの組み合わせから選択され得る。（ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基は、Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステル、Ｎ－ヒドロキシスルホスクシンイミドエステル、アルデヒド、イミドエステル、エポキシド、イソシアネート、カテコール、およびそれらの組み合わせから選択され得る。（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤は、ゼラチンメタクリレート、ヒアルロン酸メタクリレート、酸化メタクリルアルギン酸塩、ポリカプロラクトンジアクリレート、Ｎ，Ｎ’－ビス（アクリロイル）シスタミン、Ｎ，Ｎ’－メチレンビス（アクリルアミド）、ポリエチレングリコールジアクリレート、ポリエチレングリコールジメタクリレート、およびそれらの組み合わせから選択され得る。乾燥接着剤材料は、Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステルでグラフト化された生分解性ゼラチンメタクリレートによって架橋されたポリ（アクリル酸）を含み得、１つ以上の生分解性バイオポリマーをさらに含み得る。１つ以上の生分解性バイオポリマーは、ゼラチン、キトサン、およびそれらの組み合わせから選択され得る。Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステルでグラフト化されたポリ（アクリル酸）中の負電荷カルボン酸基は、液体の吸収および乾燥接着剤材料の膨潤を促進し、乾燥接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間の接触後６０秒未満以内に、１つ以上の湿潤組織表面との分子間結合をさらに形成することができる。ポリ（アクリル酸）においてグラフト化されたＮ－ヒドロキシスクシンイミドエステルは、１つ以上の湿潤表面上に存在する一級アミン基と共有結合を形成することができる。共有結合架橋が１つ以上のアミンカップリング基と１つ以上の湿潤表面との間に形成された後に、膨潤した乾燥接着剤材料はヒドロゲルの層に変換することができる。ヒドロゲルは、少なくとも１，０００Ｊｍ^－２の破壊靭性を有し得る。乾燥接着剤材料は、平らなシート、有孔シート、両面テープまたはフィルム、および有孔両面テープまたはフィルムの形態にあり得る。乾燥接着剤材料は、上面および下面を有し得、上面および下面のうちの少なくとも１つに配置された１つ以上のバッキング材料層をさらに含み得る。バッキング材料は、ポリエチレン、疎水性ポリマーコート紙、ポリ（メチルメタクリレート）、疎水性ポリマーフィルム、またはそれらの組み合わせで製作された取り外し可能なバッキング材料であり得る。バッキング材料は、シリコーンエラストマー、熱可塑性ポリウレタン、ヒドロゲル、湿潤組織に対して非接着性である生体適合性材料、またはそれらの組み合わせで製作された取り外し不可能な材料層であってもよい。乾燥接着剤材料は、乾燥接着剤材料の１つ以上の表面に接着された１つ以上の工学的固体（ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｓｏｌｉｄｓ）、および／またはデバイスをさらに含み得る。１つ以上の工学的固体は、ヒドロゲル、シリコン、チタン、ポリジメチルシロキサン、ポリイミド、ポリカーボネート、およびそれらの組み合わせから選択され得る。乾燥接着剤材料は、生分解性であり得る。（ｉ）１つ以上のポリマーおよび／または（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤は、生分解性特性を改変するように選択され得る。

別の態様によると、本発明は、１つ以上の湿潤組織表面に取り付けるための、かつ１つ以上の治療薬をターゲット部位に放出するための治療薬送達デバイスであって、（ｉ）上面および下面を有する乾燥接着剤材料と、（ｉｉ）乾燥接着剤材料の上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上の治療薬充填パッチと、を含む、治療薬送達デバイスを提供する。１つ以上の親水性ポリマー、１つ以上のアミンカップリング基、および１つ以上の架橋剤を含む、乾燥接着剤材料層であって、乾燥接着剤材料が、上面および下面を有するフィルムまたはテープの形態にある、乾燥接着剤材料層。さらに、乾燥接着剤材料は、乾燥接着剤材料の上面および／または下面のうちの１つ以上を１つ以上の湿潤表面と接触させて置くことで、乾燥接着剤材料が１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、膨潤して乾燥接着剤材料と湿潤表面との間に一時的架橋を形成し、１つ以上のアミンカップリング基と１つ以上の湿潤表面との間に共有結合架橋を形成するように、液体内容物を有する。

別の態様によると、本発明は、心臓の動きの電気的測定を提供するためのデバイスであって、（ｉ）上面および下面を有する乾燥接着剤材料層と、（ｉｉ）乾燥接着剤材料の上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上のひずみセンサと、を含む、デバイスを提供する。１つ以上の親水性ポリマー、１つ以上のアミンカップリング基、および１つ以上の架橋剤を含む、乾燥接着剤材料層であって、乾燥接着剤材料が、上面および下面を有するフィルムまたはテープの形態にある、乾燥接着剤材料層。乾燥接着剤材料は、乾燥接着剤材料の上面および／または下面のうちの１つ以上を１つ以上の湿潤表面と接触させて置くことで、乾燥接着剤材料が１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、膨潤して乾燥接着剤材料と湿潤表面との間に一時的架橋を形成し、１つ以上のアミンカップリング基と１つ以上の湿潤表面との間に共有結合架橋を形成するように、液体内容物を有する。

別の態様によると、本発明は、湿潤組織を一緒に接着する方法であって、（ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、（ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基、および（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤を含む乾燥接着剤材料を提供すること、乾燥接着剤材料を１つ以上の湿潤組織表面と接触させて置くこと、乾燥接着剤材料に１つ以上の湿潤表面から液体を吸収させ、それによって接着剤材料を膨潤させること、接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間の分子間相互作用によって瞬時に架橋させること、および接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間で迅速に共有結合架橋させることを含む、方法を提供する。

別の態様によると、本発明は、治療薬をターゲット部位に送達するための方法であって、（ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、１つ以上のアミンカップリング基、および１つ以上の架橋剤を含む乾燥接着剤材料と、（ｉｉ）乾燥接着剤材料の上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上の治療薬充填パッチと、を含む治療薬送達デバイスを提供すること、乾燥接着剤材料の上面および下面のうちの１つ以上を１つ以上の湿潤組織表面と接触させて置くこと、乾燥接着剤材料に１つ以上の湿潤表面から液体を吸収させ、それによって接着剤材料を膨潤させること、接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間の分子間相互作用によって瞬時に架橋させること、接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間で迅速に共有結合架橋させること、および１つ以上の治療薬充填パッチに治療薬を放出させてターゲット部位に送ることを含む、方法を提供する。

別の態様によると、本発明は、心臓の動きの電気的測定を提供するための方法であって、（ｉ）上面および下面を有する乾燥接着剤材料層であって、１つ以上の親水性ポリマー、１つ以上のアミンカップリング基、および１つ以上の架橋剤を含む、乾燥接着剤材料層と、（ｉｉ）乾燥接着剤材料の上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上のひずみセンサと、を含む電気的測定デバイスを提供すること、乾燥接着剤材料の上面および下面のうちの１つ以上を１つ以上の湿潤組織表面と接触させて置くこと、乾燥接着剤材料に１つ以上の湿潤表面から液体を吸収させ、それによって接着剤材料を膨潤させること、接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間の分子間相互作用によって瞬時に架橋させること、接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間で迅速に共有結合架橋させること、および１つ以上のひずみセンサに心臓の動きを電気的に測定させることを含む、方法を提供する。

本発明の他のシステム、方法および特徴は、以下の図面および詳細な説明を検討する当業者には明らかであるか明らかになるであろう。そのような追加のシステム、方法、および特徴はすべて、本明細書に含まれ、本発明の範囲内にあり、添付の特許請求の範囲によって保護されることが意図されている。

添付図面は、本発明のさらなる理解を提供するために含まれており、本明細書に組み込まれ、本明細書の一部を構成する。図面中の構成要素は、必ずしも縮尺通りである必要はなく、代わりに、本発明の原理を明確に示すことに重点が置かれている。図面は、本発明の実施形態を示し、説明とともに、本発明の原理を説明するのに役立つ。

従来技術による組織接着剤を概略的に例示し、図１Ａは、液体の形態の既存の組織接着剤を描き、図１Ｂは、湿潤ヒドロゲルの形態の既存の組織接着剤を描き、図１Ｃは、結合に際して、組織のポリマーネットワークへのモノマーまたはポリマーの拡散に依存する既存の組織接着剤のメカニズムの概略図を描く。 本発明の実施形態によるテープの形態の乾燥両面材料を概略的に例示し、図２Ａは、本発明の実施形態による、２つの湿潤組織間での乾燥両面テープ（以下、「ＤＳＴ」と呼ばれることもある）の配置（左）、ならびに本発明の実施形態によるＤＳＴを使用した湿潤組織表面へのヒドロゲルおよび／または他の様々な材料の取り付け（右）を描き、図２Ｂは、ＤＳＴの膨潤による界面液体（例えば、水）の乾燥、瞬時の一時的架橋、および高速共有結合架橋を統合する本発明の実施形態によるＤＳＴの乾燥架橋メカニズムを描く。 本発明の実施形態によるＤＳＴの様々な特徴を概略的に例示し、図３Ａは、製造における柔軟性の高さに基づいて、ＤＳＴの様々な形状を描き、図３Ｂは、（吸水によって）膨潤した状態における視覚化のために赤い食用色素で着色され、元々の伸ばされていない長さの９倍および１６倍に伸ばされたＤＳＴを例示し、図３Ｃは、元々の伸ばされていない長さの１６倍以上に伸ばされた図３ＢにおけるＤＳＴについての公称応力対伸びの曲線を示し、図３Ｄは、２４時間培養後のマウス胚性線維芽細胞（ｍＥＦ）のＬｉｖｅ／Ｄｅａｄアッセイに基づくＤＳＴのインビトロ生体適合性の写真（左）およびそのグラフ（右）であり、図３Ｅは、コラゲナーゼを用いたＤＰＢＳ中でのゼラチン系ＤＳＴのインビトロ生分解をグラフで例示する。 本発明の一実施形態によるＤＳＴの写真であり、図４Ａは、薄いテープの形態で乾燥状態にて最初に調製されたＤＳＴ（約１００μｍの乾燥厚さ）を例示し、図４Ｂは、バッキング材料を一緒に有するＤＳＴの使用を例示する。 ＤＳＴが２つの湿潤表面間の接着を提供する、本発明の実施形態によるＤＳＴの適用を概略的に例示する。 本発明の実施形態によるキトサン系ＤＳＴの特性および接着性能をグラフで示し、図６Ａは、膨潤したキトサン系ＤＳＴについての公称応力対伸びの曲線を示し、図６Ｂは、破壊靭性測定について、ノッチなしのキトサン系ＤＳＴおよびノッチありのキトサン系ＤＳＴのクランプ間の力対変位の曲線を示し、図６Ｃは、キトサン系ＤＳＴによって接着された湿潤したブタの皮膚間の界面靭性ならびにせん断および引張強度を示し、図６Ｄは、コラゲナーゼ、リゾチーム、およびＮＡＧアーゼを用いたダルベッコＰＢＳ（ＤＰＢＳ）中でのキトサン系ＤＳＴのインビトロ生分解を示す。 本発明の一実施形態による、ゼラチン系ＤＳＴについての破壊靭性をグラフで例示する。 本発明の実施形態によるＤＳＴの接着性能を評価するための機械的試験のセットアップを概略的に例示し、図８Ａは、標準１８０度剥離試験（ＡＳＴＭ Ｆ２２５６）に基づく界面靭性測定の試験のセットアップを示し、図８Ｂは、標準重ねせん断試験（ＡＳＴＭ Ｆ２２５５）に基づくせん断強度測定の試験のセットアップを示し、図８Ｃは、標準引張試験（ＡＳＴＭ Ｆ２２５８）に基づく引張強度測定の試験のセットアップを示す。 本発明の実施形態によるＤＳＴの接着性能をグラフで例示し、図９Ａは、ＮＨＳエステルを有するＤＳＴによって接着された湿潤したブタの皮膚についての界面靭性ならびにせん断および引張強度対押圧時間を示し、図９Ｂは、ＮＨＳエステルを有するＤＳＴによって接着された湿潤したブタの皮膚についての界面靭性ならびにせん断および引張強度対押圧後の時間を示し、図９Ｃは、ＮＨＳエステルを有しないＤＳＴによって接着された湿潤したブタの皮膚についての界面靭性ならびにせん断および引張強度対押圧時間を示し、図９Ｄは、ＮＨＳエステルを有しないＤＳＴによって接着された湿潤したブタの皮膚についての界面靭性ならびにせん断および引張強度対押圧後の時間を示し、図９Ｅは、ＤＳＴと市販の組織接着剤との間の接着性能の比較を示す。図９Ａ～Ｅにおける値は、平均および標準偏差を表す（ｎ＝３～５）。 本発明の実施形態による、接着された組織間のＤＳＴを例示し、図１０Ａは、適用直後のＤＳＴによって接着されたブタの皮膚の緑色蛍光顕微鏡画像でオーバーレイされた暗視野および明視野を示し、図１０Ｂは、適用の２４時間後のＤＳＴによって接着されたブタの皮膚の緑色蛍光顕微鏡画像でオーバーレイされた暗視野および明視野を示す。 本発明の一実施形態によるＤＳＴの接着性能における厚さ依存性をグラフで示す。値は、平均および標準偏差を表す（ｎ＝３～５）。 本発明の一実施形態によるＤＳＴといくつかの既存の組織接着剤との間の接着性能をグラフで比較している。値は、平均および標準偏差を表す（ｎ＝３～５）。 本発明の実施形態によるＤＳＴによる様々な湿潤組織および工学的固体の瞬時の強力な接着を例示し、図１３Ａは、ＤＳＴによって接着された様々な組織間の界面靭性ならびにせん断および引張強度をグラフで示し、図１３Ｂ～Ｇは、ＤＳＴによって接着された様々な組織の写真を示し、図１３Ｈは、ＤＳＴによる、ブタの皮膚と様々な工学的固体との間の界面靭性ならびにせん断および引張強度をグラフで示し、図１３Ｉ～Ｎは、ＤＳＴによって接着されたブタの皮膚および様々な工学的固体の写真を示す。 本発明の実施形態によるＤＳＴによって接着された様々な組織の機械的試験の代表的な曲線をグラフで例示し、図１４Ａは、ＤＳＴによって接着された様々な組織の１８０度剥離試験についての、力／幅対変位の曲線を示し、図１４Ｂは、ＤＳＴによって接着された様々な組織の重ねせん断試験についての、せん断応力対変位の曲線を示し、図１４Ｃは、ＤＳＴによって接着された様々な組織の引張試験についての、引張応力対変位の曲線を示す。 工学的固体の表面官能化を概略的に描き、図１図５Ａは、シリコン、チタン、およびＰＤＭＳの一級アミン官能化、ならびに一級アミン基と本発明の実施形態によるＤＳＴ中のＮＨＳエステル基との間のその後の共有結合についての概略図であり、図１５Ｂは、ポリカーボネートの一級アミン官能化、および一級アミン基と本発明の実施形態によるＤＳＴ中のＮＨＳエステル基との間のその後の共有結合の概略図であり、図１図５Ｃは、ポリイミドの一級アミン官能化、および一級アミン基と本発明の実施形態によるＤＳＴ中のＮＨＳエステル基との間のその後の共有結合の概略図を示す。 本発明の実施形態によるＤＳＴによって接着されたブタの皮膚および様々な工学的固体の機械的試験の代表的な曲線をグラフで例示し、図１６Ａは、ＤＳＴによって接着されたブタの皮膚および様々な工学的固体の１８０度剥離試験および９０度剥離試験（シリコンの場合）についての、力／幅対変位の曲線を示し、図１６Ｂは、ＤＳＴによって接着されたブタの皮膚および様々な工学的固体の重ねせん断試験についての、せん断応力対変位の曲線を示し、図１６Ｃは、ＤＳＴによって接着されたブタの皮膚および様々な工学的固体の引張試験についての、引張応力対変位の曲線を示す。 本発明の実施形態によるＤＳＴによって可能になる外科的密封の用途を概略的に例示し、図１７Ａは、空気漏れしている裂傷したブタの気管を密封することを例示し、図１７Ｂは、空気漏れしている裂傷したブタの肺葉を密封することを例示し、図１７Ｃは、液漏れしているブタの胃を密封することを例示し、図１７Ｄは、ＤＳＴで吻合を形成することによって、損傷したブタの小腸を密封することを例示する。 本発明の実施形態によるＤＳＴによって可能になる湿潤組織への様々なデバイスの統合を概略的に例示し、図１８Ａは、切り傷のある鼓動しているブタの心臓への薬物充填パッチの接着を例示し、図１８Ｂは、ＤＳＴで接着された図１８Ａの薬物パッチからの心臓組織への模擬薬物（フルオレセイン）の拡散を経時的にグラフで示し、図１８Ｃは、鼓動しているブタの心臓へのＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体の接着を例示し、図１８Ｄは、鼓動している心臓の変形を測定するために、図１８ＣのＤＳＴ－接着ひずみセンサの正規化された電気抵抗を経時的に例示する。 本発明の実施形態によるＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体の製造を概略的に例示する。 ２週間までの長期保存中の本発明の実施形態によるＤＳＴの接着性能をグラフで示す。値は、平均および標準偏差を表す（ｎ＝３～５）。

以下の定義は、本明細書に開示される実施形態の特徴に適用される用語を解釈するのに有用であり、本開示内の要素を定義することのみを意味する。

本明細書で使用される場合、本発明の両面材料を説明するときの「乾燥」という用語は、使用される材料の平衡含水量よりも低い材料を指す。したがって、本発明の乾燥両面材料が、これが接着する湿潤組織または他の湿潤もしくは濡らされた（例えば、生理食塩水で濡らされた）表面と接触させて置かれると、この材料は、水、生理食塩水、水分、ならびに血漿、間質液、リンパ液、脳脊髄液、および胃腸液などの生理学的体液を湿潤または濡らされた表面から吸収するであろう。一般に、乾燥接着剤材料は、乾燥接着剤材料の総重量に基づいて、約５０重量％未満の液体成分を有するであろう。

本明細書で使用される場合、乾燥両面材料が、これが接触させて置かれる湿潤表面から、水、生理食塩水、水分、ならびに血漿、間質液、リンパ液、脳脊髄液、および胃腸液などの生理学的体液を吸収するメカニズムを説明するときの「吸収する」という用語は、湿潤表面の液体からの原子または分子が、乾燥両面材料の表面を横切って入ることを指す。

本明細書で使用される場合、本発明の両面材料を説明するときの「テープ」または「フィルム」という用語は、厚さに比べて比較的大きな面積を有する構造を指す。このような構造は、柔軟性を提供する。

本明細書で使用される場合、本発明の接着剤材料を説明するときの「両面」という用語は、接着剤の上面および下面の両方に接着特性を提供する接着テープまたはフィルムを指す。接着剤材料は両面と呼ばれ得るが、接着剤材料の片面または両面の接着特性が所与の用途で利用され得ることに留意されたい。例えば、使用中、接着剤材料の片面のみの接着特性を利用することが望ましい場合があり、第２の側面の接着特性は、例えば、使用中に第２の側面上に配置された材料層またはバッキング材料を維持してその第２の側面の接着特性を遮断することによって、利用ができなくなる。そのような例では、材料層またはバッキング材料は、最初に第１および第２の側面の両方に配置され得、材料層またはバッキング材料は、適用前に第１の側面のみから取り外されて、第１の側面の接着特性の使用だけが可能になる。

本明細書で使用される場合、「湿潤組織」という用語は、水、生理食塩水、水分、ならびに血漿、間質液、リンパ液、脳脊髄液、および胃腸液などの生理学的体液を含む水性媒体を含有するか、またはこれらで覆われた生体組織を指す。

本明細書で使用される場合、両面材料と１つ以上の湿潤表面との間の瞬時の一時的架橋を説明するために使用されるときの「瞬時」という用語は、両面材料が１つ以上の湿潤表面と接触した瞬間からの経過時間が、ゼロ秒超～約１分までまたは以内、より好ましくは約５０秒以下、より好ましくは約４０秒以下、より好ましくは約３０秒以下、より好ましくは約２０秒以下、より好ましくは約１５秒以下、より好ましくは約１０秒以下、より好ましくは約９秒以下、より好ましくは約８秒以下秒、より好ましくは約７秒以下、より好ましくは約６秒以下、より好ましくは約５秒以下であることを指す。

本明細書で使用される場合、両面材料と１つ以上の湿潤表面との間の瞬時の一時的架橋を説明するために使用されるときの「一時的」という用語は、瞬時の一時的架橋が形成された時間から、一時的架橋が形成されて２４時間以上などの十分に長い時間までにわたる時間範囲を指す。

本明細書で使用される場合、両面材料と１つ以上の湿潤表面との間の高速共有結合架橋を説明するために使用されるときの「高速」または「迅速」とは、両面材料が１つ以上の湿潤表面と接触した瞬間からの経過時間が、ゼロ秒超～５分まで（５分を含む）、より好ましくは約４．５分以下、より好ましくは約４分以下、より好ましくは約３．５分以下、より好ましくは約３分以下、より好ましくは約２．５分以下、より好ましくは約２分以下、より好ましくは約１．５分以下、より好ましくは約１分以下であることを指す。

本明細書で使用される場合、１つ以上の湿潤表面との接触時の乾燥接着剤材料の吸収および膨潤を説明するために使用されるときの「膨潤」とは、一般に、乾燥接着剤材料によるサイズの増加を指す。乾燥接着剤材料は、一般に、テープまたはフィルムの形態にあり、液体を取り込むとより厚くなる。

本明細書で使用される場合、乾燥接着剤材料を説明するために使用されるときの「生分解性」とは、動物内の内因性酵素および／または水による、生きている動物内の移植された材料の一部または全体の分解および／またはその後の除去を指す。

本明細書で使用される場合、「工学的固体」とは、プラスチック、金属、ガラス、セラミック、およびエラストマーなどの合成材料、ならびに天然源から処理された生体材料を含む、生体組織ではない固体材料を指す。

本発明は、一般に、湿潤表面に接着することができ、かつ湿潤表面、特に湿潤組織表面を一緒に接着することができる接着剤材料を提供する。接着剤材料は、湿潤表面を瞬時に強力に接着するための新たな乾燥架橋メカニズムを提供するように製作された乾燥接着剤材料である。特に、乾燥接着剤材料は、１つ以上の湿潤表面と接触させて置かれると、１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、それによって接着剤材料が膨潤するように製作される。界面液体のこの吸収によって、接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間の分子間相互作用による瞬時の架橋、続いて、接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間の迅速な共有結合架橋が可能になる（図２Ａ～Ｂを参照）。

それによって、本発明の乾燥接着剤材料は、（図１Ａ～Ｃにさらに描かれるように）既存の接着剤材料の上記の制限を克服する。本乾燥接着剤材料は、既存の接着剤で必要とされるように組織に向かって分子を拡散させるのではなく、乾燥接着剤材料の膨潤による界面液体の乾燥、瞬時の一時的架橋、および接着剤材料と１つ以上の湿潤表面との間の高速共有結合架橋を相乗的に組み合わせることによって、湿潤表面への瞬時の強力な接着を達成する。

以下でさらに説明されるように、エクスビボおよびインビトロモデルは、本乾燥接着剤材料が、多様な湿潤動的組織（例えば、皮膚、腱、胃、筋肉、心臓、および肝臓）と工学的固体（例えば、ヒドロゲル、シリコン、チタン、ポリジメチルシロキサン、ポリイミド、およびポリカーボネート）との間の強力な接着を、５秒以内に、約１，１５０Ｊｍ^－２オーダーの界面靭性ならびに約１６０ｋＰａオーダーのせん断および引張強度を伴って達成し、それでいて、生体組織に見られる特性と同様の低いせん断弾性率（約１０ｋＰａ）および高い伸縮性（１０倍超）、高い生体適合性、ならびに制御可能な生分解を提供することができることを証明している。したがって、本乾燥接着剤材料は、湿潤接着における新たなパラダイムを提供するのみならず、組織接着剤、生体足場、薬物送達、ならびにウェアラブルおよび埋め込み型デバイスなどの多様な用途における新たな機会を可能にする。

ここで、本発明の実施形態を詳細に述べ、その例を添付の図面に示す。可能な限り、同一または類似の部品を参照するために、図面および説明では同じ参照番号が使用されている。

一態様によると、本発明は、（ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、（ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基、および（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤の組み合わせを含む、接着剤材料を提供する。接着剤材料は、湿潤組織などの１つ以上の湿潤表面と接触させて置かれるときに、１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、接着剤材料と湿潤表面との間に存在する界面液体を除去するという点で、乾燥材料の形態にある。この液体吸収によって、乾燥材料が膨潤する。液体吸収および乾燥接着剤材料の膨潤によって、接着剤材料（特に、接着剤中のカルボン酸基、ヒドロキシル基、スルホン酸基、アミン基、およびカテコール基）と湿潤表面との間に瞬時に一時的架橋が提供され、さらに、１つ以上の湿潤表面において天然に存在するアミン基を介した、１つ以上のアミンカップリング基（例えば、ＮＨＳエステル基、スルホ－ＮＨＳエステル基、アルデヒド基、イミドエステル基、エポキシド基）と１つ以上の湿潤表面との間の高速のその後の共有結合または架橋が可能になる。

本発明の実施形態によると、（ｉ）１つ以上の親水性ポリマーは、ポリアクリル酸、ポリアクリルアミド、ポリビニルアルコール、ポリヒドロキシエチルメタクリレート、ポリエチレングリコール、ポリビニルピロリドン、ポリスチレンスルホネート、カゼイン、アルブミン、ゼラチン、コラーゲン、キトサン、ヒアルロン酸、アルギン酸、酸化アルギン酸塩、ペクチン、およびそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない、乾燥状態で水を吸収する任意の従来の親水性ポリマーから選択される。本接着剤材料は多種多様な生物医学的用途に使用することができるため、（非生物医学的用途の場合、生体適合性ポリマー材料のみを利用する必要はないものの）本発明で使用されるポリマーは、好ましくは生体適合性である。好ましい実施形態によると、１つ以上の親水性ポリマーは、ポリ（アクリル酸）、カゼイン、アルブミン、およびアルギン酸などの１つ以上の負電荷基を含み、これらの負電荷基は、湿潤表面上の界面液体の素早い吸収および除去にとって望ましい吸湿特性を付与する。

本発明の実施形態によると、（ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基は、Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステル、Ａ－ヒドロキシスルホスクシンイミドエステル、アルデヒド、イミドエステル、エポキシド、イソシアネート、カテコール、およびそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない従来のアミンカップリング基から選択される。本接着剤材料は多種多様な生物医学的用途に使用することができるため、（非生物医学的用途の場合、生体適合性アミンカップリング基のみを利用する必要はないものの）本発明で使用されるアミンカップリング基は、好ましくは生体適合性である。そのようなアミンカップリング基は、１つ以上の親水性ポリマーが１つ以上のアミンカップリング基でグラフト化可能であり、その後に、１つ以上のアミンカップリング基が、接着剤材料が使用される湿潤表面と共有結合架橋を形成するように、構成されている。

本発明の実施形態によると、（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤は、ゼラチンメタクリレート、ヒアルロン酸メタクリレート、酸化メタクリルアルギン酸塩、ポリカプロラクトンジアクリレート、Ｎ，Ｎ’－ビス（アクリロイル）シスタミン、Ｎ，Ｎ’－メチレンビス（アクリルアミド）、ポリエチレングリコールジアクリレート、ポリエチレングリコールジメタクリレート、およびそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない従来の架橋剤から選択される。本接着剤材料は多種多様な生物医学的用途に使用することができるため、（非生物医学的用途の場合、生体適合性架橋剤のみを利用する必要はないものの）本発明で使用される架橋剤は、好ましくは生体適合性である。

好ましい実施形態によると、接着剤材料は、ゼラチン系接着剤材料である。本発明の実施形態によるゼラチン系接着剤材料は、その調製されたままの（乾燥前の）形態で、好ましくは、約２０ｗ／ｗ％～約４０ｗ／ｗ％、より好ましくは約２５ｗ／ｗ％～約３５ｗ／ｗ％、さらにより好ましくは約３０ｗ／ｗ％のポリアクリル酸、約５ｗ／ｗ％～約１５ｗ／ｗ％、より好ましくは約１０ｗ／ｗ％のゼラチン、約０．５ｗ／ｗ％～約１．５ｗ／ｗ％のＰＡＡｃ－ＮＨＳエステル、より好ましくは約１ｗ／ｗ％のＰＡＡｃ－ＮＨＳエステル、約０．０５ｗ／ｗ％～約０．１５ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、より好ましくは約０．１ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、および残分の脱イオン水を含む。

例示的な実施形態によると、ゼラチン系ＤＳＴは、その調製されたままの（乾燥前の）形態で、約３０ｗ／ｗ％のポリアクリル酸、約１０ｗ／ｗ％のゼラチン、約１ｗ／ｗ％のＰＡＡｃ－ＮＨＳエステル、約０．１ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、および残分の脱イオン水を含む。

好ましい実施形態によると、接着剤材料は、キトサン系接着剤材料である。本発明の実施形態によるキトサン系接着剤材料は、その調製されたままの（乾燥前の）形態で、好ましくは、約２０ｗ／ｗ％～約４０ｗ／ｗ％、より好ましくは約２５ｗ／ｗ％～約３５ｗ／ｗ％、さらにより好ましくは約３０ｗ／ｗ％のポリアクリル酸、約１ｗ／ｗ％～約３ｗ／ｗ％、より好ましくは約２ｗ／ｗ％のキトサン、約０．５ｗ／ｗ％～約１．５ｗ／ｗ％のＰＡＡｃ－ＮＨＳエステル、より好ましくは約１ｗ／ｗ％のＰＡＡｃ－ＮＨＳエステル、約０．０５ｗ／ｗ％～約０．１５ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、より好ましくは約０．１ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、および残分の脱イオン水を含む。

例示的な実施形態によると、キトサン系ＤＳＴは、その調製されたままの（乾燥前の）形態で、約３０ｗ／ｗ％のポリ（アクリル酸）、約２ｗ／ｗ％のキトサン、約１ｗ／ｗ％のＰＡＡｃ－ＮＨＳエステル、約０．１ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、および残分の脱イオン水を含む。

好ましい実施形態によると、接着剤材料は、その調製されたままの（乾燥前の）形態で、（ｉ）約２０ｗ／ｗ％～約５５ｗ／ｗ％の１つ以上の親水性ポリマー、（ｉｉ）約０．５ｗ／ｗ％～約１．５ｗ／ｗ％の１つ以上のアミンカップリング基、および（ｉｉｉ）約０．０５ｗ／ｗ％～約０．１５ｗ／ｗ％の１つ以上の架橋剤、ならびに残分の脱イオン水を含む。

提示されているメカニズムの特定の実施形態では、乾燥接着剤材料は、（ｉ）ポリ（アクリル酸）、（ｉｉ）Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステル（ＰＡＡｃ－ｃｏ－ＮＨＳエステル）でグラフト化され、（ｉｉｉ）生分解性ゼラチンメタクリレートによって架橋されたものと、（ｉ）１つ以上の生分解性バイオポリマー（例えば、ゼラチンまたはキトサン）と、を含む。この乾燥接着剤材料は、好ましくはフィルムまたはテープの形態にある。ＰＡＡｃ－ｃｏ－ＮＨＳエステル中の負電荷カルボン酸基は、乾燥接着剤材料の迅速な膨潤を促進し、様々な組織の湿潤表面を迅速に乾燥させる。同時に、ＰＡＡｃ－ＮＨＳ中のカルボン酸基は、短時間（例えば、５秒未満）の穏やかな押圧（例えば、１ｋＰａの圧力）下で、組織表面と瞬時の分子間結合（例えば、水素結合および静電相互作用）を形成する（図２Ｂおよび５）。ＰＡＡｃ－ｃｏ－ＮＨＳエステル中のグラフトされたＮＨＳエステル基は、さらなる押圧なしで数分以内に、様々な組織上に存在する一級アミン基と共有結合をさらに形成し、強力な長期接着を提供する（図２Ｂおよび５）。組織表面上に接着した後に、膨潤した乾燥接着剤材料は、伸縮性のＰＡＡｃ－ｃｏ－ＮＨＳエステルネットワークとバイオポリマーネットワークとの間に形成された二重ネットワーク構造に基づいて、１，０００Ｊｍ^－２超の破壊靭性を有するヒドロゲルの薄層になる（図６および７）。

本発明の実施形態によると、接着剤材料は、上面および下面を有する。好ましくは、接着剤材料は、一般に、上面および下面を有するシート、テープ、またはフィルムの形態にある（これらはすべて、有孔、部分的に有孔、または無孔であり得る）。好ましい実施形態では、接着剤材料は、１つ以上の接着表面上に配置された取り外し可能なバッキング層または一体型の（取り外し不可能な）材料層を備えている。例えば、１つ以上の取り外し可能なバッキング材料層を１つ以上の接着剤表面上に配置して、特に、接着剤材料の取り扱いを補助し、水分に対する保護を提供することができる。必要に応じて、１つ以上の一体型の材料層を１つ以上の接着表面上に配置して、特に、片面使用または部分的な側面使用のための１つ以上の非接着側面または側面部分を提供することができる。

例えば、接着剤材料の上面全体に、取り外し可能なバッキング層が配置され得、その一方で、下面全体に、一体型の材料層が配置され得る。したがって、接着剤材料の上面の接着特性のみを、使用前にバッキング層を取り外すことによって用途において使用することができる。同様に、上面および下面の両方に、取り外し可能なバッキング層が配置されてもよく、それにより、接着剤材料の上面および下面の両方の接着特性を、使用前にバッキング層を取り外すことによって用途において使用することができる。いくつかの用途では、接着剤材料は、単一の表面（例えば、上面）上に配置された１つ以上の取り外し可能なバッキング層と、同様に同じ単一の表面（例えば、上面）上に配置された１つ以上の一体型の材料層との組み合わせを有することが望ましい場合があり、それにより、取り外し可能なバッキング層が配置された表面（例えば、上面）の部分のみの接着特性を、それらの部分からバッキング層を取り外すことによって使用することができ、その一方で、一体型のバッキング材料層が配置された表面（例えば、上面）の部分の接着特性は利用されない。例えば、接着剤材料の上面の中央部分に、一体型の材料層が配置され得、その一方で、中央部分を取り囲む上面の部分に、１つ以上の取り外し可能なバッキング層が配置され得る。これは、接着剤材料の上面が、取り外し可能なバッキング層の取り外すときに接着剤材料の外側部分または周囲に沿って湿潤表面に接着し、その一方で、接着剤材料の中央部分が、取り外されていない一体型の材料層を理由に接着しない、構成を提供する。

一体型の材料層または取り外し可能なバッキング層は、意図された使用時間の前の材料の接着を防止するために提供される。したがって、取り外し可能なバッキング層または一体型の材料層は、材料の接着特性を遮断するものである。一体型の材料層または取り外し可能なバッキング層は、湿潤組織への適用中およびその後に、非ターゲット組織への材料の接着を防止するために提供される。したがって、一体型の材料層または取り外し可能なバッキング層は、湿潤生体組織に対して非接着性のものである。取り外し可能なバッキング層または一体型の材料層は、接着剤材料の１つ以上の表面上に直接（すなわち、間に何も配置されることなく）配置され得る。いくつかの実施形態では、材料を一緒に貼り付けるために使用される層または糊または他の物質が、接着剤材料の１つ以上の表面と、一体型の材料層または取り外し可能なバッキング層との間に配置される。取り外し可能なバッキング層または一体型の材料層は、接着剤材料が湿潤表面に接着するのを防止する任意の物質で製作され得る。一体型の材料層または取り外し可能なバッキング層は、湿潤生体組織に対して非接着性の任意の物質で製作され得る。特に、本明細書に記載されるように、接着剤材料は、湿潤表面と接触させて置かれたときに湿潤表面から液体を吸収する乾燥材料の形態にあり、それによって、乾燥材料は膨潤する。この液体吸収および乾燥接着剤材料の膨潤によって、接着剤材料と湿潤表面との間の瞬時の一時的架橋が提供され、さらに、接着剤材料と湿潤表面との間の高速のその後の共有結合または架橋が可能になる。したがって、取り外し可能なバッキング層または一体型の材料層は、一般に、液体が接着剤材料の表面と接触するのを防止する任意の材料で製作され得る。したがって、一体型の材料層またはバッキング材料層は、一般に、湿潤生体組織との接着界面を形成しない任意の材料で製作され得る。本発明の接着剤材料の使用を理由に、取り外し可能なバッキング層または一体型の材料層は、生体適合性材料で製作されるべきである。本発明の実施形態によると、取り外し可能なバッキング層は、ポリエチレンまたは任意の疎水性ポリマーコート紙およびポリ（メチルメタクリレート）または任意の疎水性ポリマーフィルムで製作される。そのような取り外し可能なバッキング層は、接着剤材料の１つ以上の表面に直接接着することができるか、または糊もしくはアクリル接着剤などの他の接着剤の層と一緒に接着することができる。本発明の実施形態によると、一体型の材料層は、シリコーンエラストマー、熱可塑性ポリウレタン、ヒドロゲル、または湿潤組織への接着性のない他の任意の生体適合性材料で製作される。そのような一体型の材料層は、接着剤材料の１つ以上の表面に直接接着することができる。

ひずみセンサを瞬時に強力に接着するために、ＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体を、バッキングを取り外した後に、鼓動しているブタの心臓に接着した。鼓動しているブタの心臓に接着されたひずみセンサを、室温で１２時間保持し、次いで、デジタルマルチメータに接続して、鼓動している心臓の変形を監視した。

図５に示されるように、乾燥両面テープ（ＤＳＴ）の形態の接着剤材料は、他の調製プロセスなしでＤＳＴの１つ以上の表面上に提供された取り外し可能な材料層またはバッキング材料層を取り外した後に、対象の湿潤組織表面上に直接適用することができる（ステップ３～４）。湿潤表面と接触すると、乾燥接着剤材料は、界面液体（例えば、水）を吸収することによって迅速に膨潤し、湿潤表面を乾燥させる（ステップ５）。同時に、ＤＳＴ中のカルボン酸基が、組織表面と瞬時に分子間結合を形成し（ステップ６）、続いて、接着剤中のＮＨＳエステル基（アミンカップリング基）と組織上のアミン基との間で高速共有結合が形成される（ステップ７）。

組織に接着した後に、膨潤した接着剤材料（ＤＳＴ）は、ヒドロゲルの薄層になり、それによって、表面間に強力な接着を提供する（ステップ８）。

図６Ａ～Ｄにグラフで示されるように、キトサン系乾燥接着剤材料のこの実施形態は、優れた特性および接着性能を呈する。図６Ａに示されるように、膨潤したキトサン系ＤＳＴについての公称応力対伸びの曲線は、キトサン系ＤＳＴも、柔らかい生体組織と同等の低いせん断弾性率（約３０ｋＰａ）および高い伸縮性（＞６倍）を呈することを示す。キトサン系乾燥接着剤材料は、図６Ｂで、ノッチなしのキトサン系ＤＳＴおよびノッチありのキトサン系ＤＳＴのクランプ間の力対変位の曲線に描かれるように、１，７００Ｊｍ^－２の優れた破壊靭性の測定値を示した。さらに、図６Ｃに描かれるように、本発明のキトサン系材料によって接着された湿潤したブタの皮膚間で、優れた界面靭性ならびにせん断および引張強度が測定された。図６Ｄは、コラゲナーゼ、リゾチーム、およびＮＡＧアーゼを用いたＤＰＢＳ中でのキトサン系乾燥接着剤材料の望ましいインビトロ生分解が達成されたことをさらに実証している。図６Ｃ～Ｄにおける値は、平均および標準偏差を表す（ｎ＝３～５）。

図７は、ゼラチン系乾燥接着剤材料のこの実施形態の破壊靭性をグラフでさらに例示する。示されるように、破壊靭性測定についての、ノッチなしのゼラチン系接着剤材料およびノッチありのゼラチン系接着剤材料のクランプ間の力対変位は、１，１２０Ｊｍ^－２のゼラチン系接着剤材料の破壊靭性を提供した。図６Ｂおよび７の破壊靭性測定の場合、Ｆは、サンプルに加えられる力を示し、Ｌは、クランプ間の変位を示し、Ｌ_ｃは、ノッチありのゲルが破壊されるクランプ間の臨界変位を示し、ａ_０は、ノッチなしのサンプルの幅であり、ｂ_０は、ノッチなしのサンプルの厚さであり、Ｕ（Ｌ_ｃ）は、

として計算されるクランプＬ_Ｃ間の臨界変位におけるノッチなしのサンプルに蓄積された弾性エネルギーであり、Γは、サンプルの破壊靭性の計算値を示す。

乾燥接着剤材料の高い加工性によって、平らなシート、有孔シート、テープ状ロールなどの様々な形状への柔軟な製造が可能になり、様々なニーズに対応することができる（図３Ａを参照）。乾燥接着剤材料はまた、生物学的用途についてのいくつかの好ましい特性を有する。特に、膨潤状態の乾燥接着剤材料は、約２．５～約５ｋＰａのせん断弾性率およびその元々の膨潤していない長さの１６倍超の伸縮性を呈し、柔らかい組織のこれらの特性に機械的に一致する（図３Ｂ～Ｃ）。乾燥接着剤材料は、その組成に基づいて、高度に生体適合性かつ生分解性である（図３Ｄ～Ｅ）。乾燥接着剤材料馴化培地の生体適合性は、対照組織培養培地（ダルベッコ改変イーグル培地（ＤＭＥＭ））と同じであり、２４時間培養後のマウス胚性線維芽細胞（ｍＥＦ）に対して、観察可能なインビトロ細胞毒性を示さない（図３Ｄ）。図３Ｄ～Ｅにおける値は、平均および標準偏差を表す（ｎ＝３～５）。

さらに、本乾燥両面材料で利用される（ｉ）１つ以上のポリマーおよび／または（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤は、所望の生分解性特性を提供するように選択され得る。例えば、図３Ｅおよび６Ｄに示されるように、ＰＡＡｃ－ｃｏ－ＮＨＳエステルのための架橋剤（すなわち、ゼラチンメタクリレート）および接着剤中のバイオポリマー（すなわち、ゼラチンまたはキトサン）は、内因性酵素（例えば、コラゲナーゼ、リゾチーム、ＮＡＧアーゼ）によって様々な速度で生分解性である。示されるように、ゼラチンは、典型的には、生理学的条件においてキトサンよりもはるかに速く分解する。したがって、接着剤の生分解速度は、図３Ｅおよび６Ｄに示されるように、その組成を調整することによって、例えば１週間（ゼラチン系ＤＳＴの場合）～数ヶ月（キトサン系ＤＳＴの場合）まで、望ましいように制御することができる。

乾燥接着剤の接着性能を評価するために、組織接着剤の試験規格（剥離試験についてはＡＳＴＭ Ｆ２２５６、重ねせん断試験についてはＡＳＴＭ Ｆ２２５５、引張試験についてはＡＳＴＭ Ｆ２２５８）に従って、３種類の異なる機械的試験を実施し、界面靭性（剥離試験による）、せん断強度（重ねせん断試験による）、および引張強度（引張試験による）をそれぞれ測定した（図８Ａ～Ｃ）。これらの試験では、人間の皮膚に非常に類似しており、かつ機械的堅牢性があるため、接着性能評価のモデル組織として湿潤したブタの皮膚を選択した。本発明の接着剤材料は、５秒未満の穏やかな押圧による接触後に、湿潤したブタの皮膚間で、強靭（７１０Ｊｍ^－２超の界面靭性）かつ強力（１２０ｋＰａ超のせん断および引張強度）な高速接着を確立することができる（例えば、最大接着強度を、３０～６０秒以内、さらにはそれ未満で達成することができる）（図９Ａ）。接着剤材料によって接着された組織は、図９Ｂおよび１０に示されるように、安定した長期の強力な接着（最初に５秒間穏やかに押圧した後に２４時間超）を呈し、測定された界面靭性および強度の減少は、無視できるほどである。特に、図１０Ａ～Ｂは、本発明の実施形態による、接着された組織間の両面テープ（ＤＳＴ）の形態の乾燥接着剤材料を例示する。図１０Ａは、適用直後のＤＳＴによって接着されたブタの皮膚の緑色蛍光顕微鏡画像でオーバーレイされた暗視野および明視野を示し、図１０Ｂは、適用の２４時間後の画像を示す。示されるように、ＤＳＴは、２つの湿潤したブタの皮膚間で強力かつコンフォーマルな接着を維持しながら、湿潤組織から水分を吸収することによって、２４時間後にさらに膨張した。

乾燥接着剤材料の接着性能は、乾燥接着剤材料の厚さに影響を受ける。図１１のグラフに示されるように、より厚い乾燥接着剤材料は、その調製されたままの乾燥接着剤材料の厚さが２１０μｍ超であると、約８００Ｊｍ^－２のプラトー値に達するまで、湿潤ブタの皮膚間で、比較的高い界面靭性を提供する傾向がある。

本発明の乾燥接着剤材料は、乾燥接着剤材料の膨潤による界面液体の乾燥、瞬時の一時的架橋、および高速共有結合架橋を相乗的に組み合わせることに基づいて、湿潤組織の優れた接着を形成する。したがって、乾燥、膨潤、瞬時の一時的架橋、および高速共有結合架橋を提供する乾燥接着剤材料の成分は、接着特性を提供する上で重要である。例えば、乾燥接着剤材料の接着性能における瞬時の分子間結合後の高速共有結合は、ＰＡＡｃ中のグラフト化されたＮＨＳエステルなしで形成された乾燥接着剤材料の接着性能を分析することによって試験した。この組成物は、図９Ｃ～Ｄに示されるように、湿潤組織と共有結合を形成しなかった。ＮＨＳエステルを有しない乾燥接着剤材料は、湿潤したブタの皮膚間で適用されると、瞬時に強靭（５００Ｊｍ^－２超の界面靭性）かつ強力（８０ｋＰａ超のせん断および引張強度）な接着を提供することができるが（図９Ｃ）、接着性能は、経時的に著しい悪化を示す（図９Ｄ）。この悪化は、湿潤環境での瞬時の分子間結合の不安定かつ一時的な性質によるものと考えられている。したがって、本乾燥接着剤材料は、瞬時の一時的接着およびその後の高速共有結合の両方を提供する材料を含めることおよびそのメカニズムの使用を通じて、湿潤表面に安定した強力な接着を提供することができる（図２Ｂ）。

本発明の乾燥接着剤材料は、市販のシアノアクリレート接着剤（例えば、Ｈｉｓｔｏａｃｒｙｌ Ｆｌｅｘ（商標）、Ｄｅｒｍａｂｏｎｄ（商標））、アルブミン系接着剤（例えば、Ｂｉｏｇｌｕｅ（商標））、ポリエチレングリコール系接着剤（例えば、ＣｏＳｅａｌ（商標）、ＤｕｒａＳｅａｌ（商標））、フィブリン糊（例えば、Ｔｉｓｓｅｅｌ（商標））、ならびにナノ粒子溶液およびＵＶ硬化性外科用糊を含む既存の組織接着剤に比べて、より優れた接着性能をさらに提供する。これらの既存の組織接着剤は、接着を形成するのに比較的長い時間（１分以上）を必要とし、湿潤組織上で限られた接着性能を呈する（２０Ｊｍ^－２未満の界面靭性および１０ｋＰａ未満のせん断／引張強度）（図９Ｅおよび１２を参照）。図９Ｅでは、市販の組織接着剤のデータが文献から得られる（Ｖａｋａｌｏｐｏｕｌｏｓ，Ｋ．Ａ．ｅｔ ａｌ．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒｅｎｇｔｈ ａｎｄ ｒｈｅｏｌｏｇｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ｗｉｔｈ ｒｅｇａｒｄ ｔｏ ｃｏｌｏｒｅｃｔａｌ ａｎａｓｔｏｍｏｓｉｓ：ａｎ ｅｘ ｖｉｖｏ ｓｔｕｄｙ．Ａｎｎａｌｓ ｏｆ Ｓｕｒｇｅｒｙ ２６１，３２３－３３１（２０１５）を参照）。図１２では、界面靭性、せん断および引張強度、ならびに接着形成のための適用時間についての典型的な値が、（ヒドロゲルとブタの皮膚との間の）乾燥接着剤材料と様々な既存の組織接着剤との間で比較されている。図１２の市販の接着剤（Ｈｉｓｔｏａｃｒｙｌ Ｆｌｅｘ（商標）、Ｄｅｒｍａ－ｂｏｎｄ（商標）、ＣｏＳｅａｌ（商標）、ＤｕｒａＳｅａｌ（商標）、Ｔｉｓｓｅｅｌ（商標）、およびＢｉｏｇｌｕｅ（商標））、ＵＶ硬化性外科用糊、ナノ粒子溶液、および強靭なヒドロゲル接着剤のデータは、（市販の組織接着剤についての）文献および適用マニュアルから得られる（Ｖａｋａｌｏｐｏｕｌｏｓ，Ｋ．Ａ．ｅｔ ａｌ．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒｅｎｇｔｈ ａｎｄ ｒｈｅｏｌｏｇｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ｗｉｔｈ ｒｅｇａｒｄ ｔｏ ｃｏｌｏｒｅｃｔａｌ ａｎａｓｔｏｍｏｓｉｓ：ａｎ ｅｘ ｖｉｖｏ ｓｔｕｄｙ．Ａｎｎａｌｓ ｏｆ Ｓｕｒｇｅｒｙ ２６１，３２３－３３１（２０１５）；Ｒｏｃｈｅ，Ｅ．Ｔ．ｅｔ ａｌ．Ｓｏｆｔ ｒｏｂｏｔｉｃ ｓｌｅｅｖｅ ｓｕｐｐｏｒｔｓ ｈｅａｒｔ ｆｕｎｃｔｉｏｎ．Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ９，ｅａａｆ３９２５（２０１７）；Ｒｏｓｅ，Ｓ．ｅｔ ａｌ．Ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅ ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ ａｓ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ｆｏｒ ｇｅｌｓ ａｎｄ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｔｉｓｓｕｅｓ．Ｎａｔｕｒｅ ５０５，３８２－３８５（２０１４）；Ｌｉ，Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｔｏｕｇｈ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ ｆｏｒ ｄｉｖｅｒｓｅ ｗｅｔ ｓｕｒｆａｃｅｓ．Ｓｃｉｅｎｃｅ ３５７，３７８－３８１（２０１７）；Ｒｅｅｃｅ，Ｔ．Ｂ．，Ｍａｘｅｙ，Ｔ．Ｓ．＆Ｋｒｏｎ，Ｉ．Ｌ．Ａ ｐｒｏｓｐｅｃｔｕｓ ｏｎ ｔｉｓｓｕｅ ａｄｈｅｓｉｖｅｓ．Ｔｈｅ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｓｕｒｇｅｒｙ １８２，Ｓ４０－Ｓ４４（２００１）を参照）。Ｎ／Ｒは、報告されていないことを示す。示されるように、本発明の乾燥接着剤材料は、５秒未満以内に、既存の組織接着剤よりもはるかに高い界面靭性（最大１，１５０Ｊｍ^－２）、せん断および引張強度（最大１６０ｋＰａ）を提供する（図８Ｅおよび１２を参照）。

本発明の乾燥接着剤材料は、皮膚、腱、胃、筋肉、心臓、および肝臓を含む広範囲の湿潤組織に適用可能である。特に、図１３Ａ～Ｇは、本乾燥接着剤材料による様々な湿潤組織の瞬時の強力な接着を例示する。例えば、図１３Ａは、乾燥接着剤材料によって接着された様々な組織間の界面靭性ならびにせん断および引張強度をグラフで示し、図１３Ｂ～Ｇは、ブタの皮膚１３Ｂ、腱１３Ｃ、胃１３Ｄ、筋肉１３Ｅ、心臓１３Ｆ、および肝臓１３Ｇについて、乾燥接着剤材料によって接着された様々な組織の写真を示す。

本意図の乾燥接着剤材料の顕著な汎用性によって、湿潤組織と、ヒドロゲル、シリコン、チタン、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリイミド、およびポリカーボネートを含む様々な工学的固体との間の瞬時の強靭な接着も提供することができ、これは、既存の組織接着剤では達成することができない（図１３Ｈ～Ｎ）。言い換えるなら、本乾燥接着剤材料を使用して、１つ以上の様々な工学的固体を１つ以上の湿潤組織表面に取り付けることができる（図１３Ｉ～Ｎを参照）。示されるように、１つ以上の湿潤組織表面へのそのような取り付けによって、ブタの皮膚と様々な工学的固体との間で、高い界面靭性ならびにせん断および引張強度が提供される（図１３Ｈ）。

図１４Ａ～Ｃは、本発明の実施形態による乾燥接着剤材料によって接着された様々な組織の機械的試験についての代表的な曲線をグラフでさらに例示し、図１４Ａは、ＤＳＴによって接着された様々な組織の１８０度剥離試験についての、力／幅対変位の曲線を示し、図１４Ｂは、ＤＳＴによって接着された様々な組織の重ねせん断試験についての、せん断応力対変位の曲線を示し、図１４Ｃは、ＤＳＴによって接着された様々な組織の引張試験についての、引張応力対変位の曲線を示す。示されるように、本乾燥接着剤材料は、高い界面靭性（皮膚については７１０Ｊｍ^－２、腱については８２０Ｊｍ^－２、胃については４５０Ｊｍ^－２、筋肉については５７０Ｊｍ^－２、心臓については３４０Ｊｍ^－２、肝臓については１９０Ｊｍ^－２を上回る）ならびに高いせん断および引張強度（皮膚については１２０ｋＰａ、腱については１４０ｋＰａ、胃については７０ｋＰａ、筋肉については８０ｋＰａ、心臓については７０ｋＰａ、肝臓については２０ｋＰａを上回る）を提供する（図１３Ａおよび１４）。

図１５Ａ～Ｃに示されるように、本乾燥接着剤材料を使用して湿潤組織に様々な工学的固体を取り付けることは、最初に工学的固体の１つ以上の表面を一級アミンで官能化して、乾燥接着剤材料との高速共有結合を提供することによって達成された。その後、乾燥接着剤材料は、本明細書に記載されるように、所望の湿潤組織表面に接着される。特に、図１５Ａは、シリコン、チタン、およびＰＤＭＳの一級アミン官能化、ならびに一級アミン基と本発明の実施形態によるＤＳＴ中のＮＨＳエステル基との間のその後の共有結合の概略図を描く。図１５Ｂは、ポリカーボネートの一級アミン官能化、ならびに一級アミン基と本発明の実施形態によるＤＳＴ中のＮＨＳエステル基との間のその後の共有結合の概略図を示す。図１５Ｃは、ポリイミドの一級アミン官能化、ならびに一級アミン基と本発明の実施形態によるＤＳＴ中のＮＨＳエステル基との間のその後の共有結合の概略図を示す。したがって、本材料および方法は、湿潤表面への様々な工学的固体の取り付けをもたらす。

そのような複合材料（ここで、複合材料とは、１つ以上の工学的固体が取り付けられた本発明の乾燥接着剤材料を指す）の接着性能を、複合材料を湿潤したブタの皮膚に接着することによって評価した（図１６）。乾燥接着剤材料による湿潤組織と様々な工学的固体との間の接着は、高い界面靭性（ヒドロゲルについては１，１５０Ｊｍ^－２、シリコンについては８００Ｊｍ^－２、チタンについては６８０Ｊｍ^－２、ＰＤＭＳについては４８０Ｊｍ^－２、ポリイミドについては７２０Ｊｍ^－２、ポリカーボネートについては４１０Ｊｍ^－２を上回る）ならびに高いせん断および引張強度（ヒドロゲルについては８０ｋＰａ、シリコンについては１６０ｋＰａ、チタンについては１５０ｋＰａ、ＰＤＭＳについては１００ｋＰａ、ポリイミドについては１００ｋＰａ、ポリカーボネートについては７０ｋＰａを上回る）を提供する（図１３Ｈを参照）。

したがって、本発明の乾燥接着剤材料の能力および汎用性は、損傷組織の瞬時の密封および湿潤動的組織への様々なデバイスの取り付けなどの前例のない広範囲の機能を可能にすることができる（図１７）。エクスビボ試験では、空気漏れしているブタの気管および切り傷のある肺葉を、ヒドロゲルパッチが接着された本発明の乾燥接着剤材料（ヒドロゲルパッチが配置および接着された複合乾燥接着剤材料）によって１分以内に迅速に密封すると、それによって、空気漏れしているブタの気管の機能が、空気漏れなく回復された（図１７Ａ～Ｂ）。同様に、直径１ｃｍの穴を有する液体漏れしているブタの胃を、ヒドロゲルパッチが接着された本発明の乾燥接着剤材料（ヒドロゲルパッチが配置および接着された複合乾燥接着剤材料）によって１分以内に迅速に密封すると、流れる水の漏れが容易に止められた（図１７Ｃ）。さらに、ＤＳＴの瞬時の強力な接着能力によって、損傷したブタの腸を簡単に修復することが可能になり、液密の吻合が形成される（図１７Ｄ）。したがって、本発明の乾燥接着剤材料による損傷組織のこの迅速な密封は、縫合またはステープリングの有望な代替手段として、外科的修復または創傷閉鎖において特定の有用性を見出すことができる。

乾燥接着剤材料の迅速かつ強力な接着特性は、皮膚、腱、および心臓を含むがこれらに限定されない動的かつ変形可能な組織への様々な機能的デバイスの取り付けにも非常に望ましい。例えば、乾燥接着剤材料を使用して、フルオレセイン充填ヒドロゲルを、１つ以上の切り傷を有する鼓動しているブタの心臓に接着して、動的湿潤組織に薬物送達デバイスを取り付ける機能を実証することができる（図１８Ａ）。これは、乾燥接着剤材料の１つ以上の側面に取り付けられた薬物送達デバイス（複数可）を有する乾燥接着剤材料を含む複合体を形成し、続いて、この複合材料を動的湿潤組織に接着することによって達成された。この例では、加圧空気投入物をエクスビボのブタの心臓に投入し、心臓の鼓動を模倣した。乾燥接着剤材料の製造における柔軟性は、薬物送達デバイス（複数可）から乾燥接着剤材料が接着されている湿潤組織（例えば、図１８Ａに示されるような心臓組織）に向かって１つ以上の材料（図１８Ａに示されるように、模擬薬物フルオレセイン）の送達を容易にするための有孔乾燥接着剤材料の使用について、さらに遅くなる。とりわけ、乾燥接着剤材料の高い伸縮性および迅速な接着性は、ＤＳＴパッチを伸ばして、ターゲットの湿潤組織（例えば、図１８Ａの鼓動しているブタの心臓）における切り傷のサイズおよび形状に厳密に一致または対応させることによって、薬物デバイス（例えば、薬物パッチ）を適応的に適用することを可能にする。示されるように、接着されたＤＳＴパッチは、鼓動している心臓上で１２時間以上にわたって剥離することなく接着を維持し、心臓組織への薬物の漸進的な送達を達成することができた（図１８Ｂ）。

別の例として、伸縮性のひずみセンサを、鼓動しているブタの心臓に接着した（図１８Ｃ）。ＤＳＴ（乾燥両面テープ）の形態の乾燥接着剤材料による迅速かつ強力な接着によって、鼓動しているブタの心臓の動的かつ湾曲した表面上にひずみセンサを簡単に取り付けること、および心臓の動きを長期で電気的に測定することが可能になる（図１８Ｃ）。とりわけ、伸縮性のＤＳＴ－センサハイブリッド体は、ＤＳＴ－Ｅｃｏｆｌｅｘハイブリッド基材上に導電性インクを印刷することによって調製され（図１９）、それによって、すぐに使用可能な特性に基づく、適用時の利便性がもたらされた（図１８Ｃ）。特に、図１９に示されるように、ＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体は、ヒドロゲル－エラストマーハイブリッド体の技術を使用することによって調製することができ、ひずみセンサは、導電性インク（Ｅｃｏ－ｆｌｅｘ（商標）樹脂およびカーボンブラック（ＣＢ）に基づくインクなど）を印刷することによって製作される。得られたＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体は、湿潤組織に容易に接着することができ、ひずみセンサの電気抵抗の変化を監視することによって変形を測定することができる（図１８Ｄ）。そのようなＤＳＴデバイスハイブリッド体は、人体の様々な部分に接着するためのウェアラブルおよび埋め込み型デバイスの汎用プラットフォームとして機能することができる。

したがって、本発明は、乾燥接着剤材料の形態で、好ましくは、様々な湿潤組織およびデバイスを迅速かつ強力に接着する新たな乾燥架橋メカニズムに基づく乾燥両面フィルムまたはテープ（ＤＳＴ）などの乾燥フィルムまたはテープの形態で、改善された組織接着剤を提供する。接着剤材料の乾燥保存可能かつすぐに使用可能な性質によって、性能を損なうことなく、長期間（例えば、２週間超）にわたって、保存、配布、および使用が容易になる。これは図２０に示されており、図２０は、湿潤したブタの皮膚と、様々な期間にわたって乾燥状態で－２０℃で保存された乾燥接着剤材料との間の接着性能（接着された材料の界面靭性）をグラフで示す：調製されたまま、調製後１日、調製後３日、調製後１週間、および調製後２週間。

したがって、本発明の乾燥接着剤材料によって、既存の組織接着剤に一般的である、腐敗しやすい液体または湿潤ゲルの保存、ならびに各使用の直前の試薬の混合における困難が排除される。さらに、あらかじめ設定されたこの乾燥接着剤材料は、独自の薄いテープ形状を有する、製造の柔軟性が高い単純な組成物である。したがって、これは、実質的な経済的利点を提供することができ、資料の迅速かつ広範囲にわたる普及および翻訳を促進し得る。理論的な接着剤材料のこれらの新たな機能は、既存の組織接着剤の一連の長期的な課題に対処しており、組織工学、薬物送達、および生体統合デバイスにおける将来の開発に新たな機会を提供する可能性がある。湿潤接着のための新たな乾燥架橋メカニズムは、湿潤および水中環境での将来の接着剤の設計をさらに刺激するであろう。

実験データのための材料および方法
材料。すべての化学物質を、特に明記しない限りＳｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈから入手し、さらなる精製なしで使用した。両面テープ（ＤＳＴ）を調製するために、アクリル酸、ゼラチンメタクリレート（６０％置換のブタの皮膚からのタイプＡブルーム９０－１００）、アクリル酸Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステル（ＡＡｃ－ＮＨＳ）、α－ケトグルタル酸、ゼラチン（ブタの皮膚からのタイプＡブルーム３００）、およびキトサン（７５～８５％脱アセチル化）を使用した。例では、α－ケトグルタル酸は、調製中にモノマーをポリマー形態に重合するために使用される光開始剤である。ＤＳＴを視覚化するために、写真および顕微鏡画像について、赤色の食用色素（ＭｃＣｏｒｍｉｃｋ）およびＦＩＴＣ－ゼラチン（Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）をそれぞれ使用した。インビトロ生分解試験には、ダルベッコリン酸緩衝生理食塩水（ＤＰＢＳ；カルシウムおよびマグネシウムを含む、Ｇｉｂｃｏ）、コラゲナーゼ、リゾチーム、およびＮＡＧアーゼを使用した。ヒドロゲルの調製には、アクリルアミドおよび光開始剤Ｉｒｇａｃｕｒｅ ２９５９（Ｉ２９５９）を使用した。工学的固体の表面官能化には、（３－アミノプロピル）トリエトキシシラン（ＡＰＴＥＳ）およびヘキサメチルジアミン（ＨＭＤＡ）を使用した。伸縮性のひずみセンサの調製には、Ｅｃｏｆｌｅｘ ００－３０（Ｓｍｏｏｔｈ－Ｏｎ）、シリコーン硬化遅延剤（ＳＬＯ－ＪＯ、Ｓｍｏｏｔｈ－Ｏｎ）、およびカーボンブラック（Ａｌｆａ Ａｅｓａｒ）を使用した。すべての工学的固体は、特に明記しない限りＭｃＭａｓｔｅｒ Ｃａｒｒから入手した。ブタの皮膚、腱、胃、筋肉、心臓、肝臓、および血液は地元の食料品店から購入した。

乾燥両面テープ（ＤＳＴ）の調製。乾燥ＤＳＴは、ゼラチンまたはキトサンのいずれかをベースとして調製した。ゼラチン系ＤＳＴを調製するために、３０ｗ／ｗ％のアクリル酸、１０ｗ／ｗ％のゼラチン、１ｗ／ｗ％のＡＡｃ－ＮＨＳ、０．１ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、および０．２ｗ／ｗ％のα－ケトグルタル酸を脱イオン水に溶解させた。次いで、この混合物を０．２μｍの滅菌シリンジフィルタで濾過し、スペーサを有するガラス型に注いだ。ＤＳＴをＵＶチャンバ（２８４ｎｍ、出力１０Ｗ）内で２０分間硬化させ、窒素流下で完全に乾燥させた。乾燥ＤＳＴをエタノール中に１２時間さらに浸して未反応の試薬を浸出させ、真空チャンバ内で完全に乾燥させてエタノールを除去した。最終的な乾燥ＤＳＴをビニール袋内に密封し、使用前に－２０℃で保存した。キトサン系ＤＳＴは、１０ｗ／ｗ％のゼラチンを２ｗ／ｗ％のキトサンに置き換えることによって調製した。実験では、特に明記しない限り、調製時の厚さが２１０μｍのゼラチン系ＤＳＴを使用した。様々な形状のＤＳＴを調製するために、レーザーカッター（Ｅｐｉｌｏｇ）を使用して、乾燥ＤＳＴの大きなシートを各設計にカットした。ＤＳＴのバッキングには、ポリエチレンコート紙を使用した。ＤＳＴの視覚化を補助するために、硬化前に０．５ｗ／ｗ％の赤色の食用色素（写真の場合）または０．２ｗ／ｗ％のＦＩＴＣ－ゼラチン（蛍光顕微鏡画像の場合）をＤＳＴの前駆体溶液に添加した。

機械的試験。機械的試験の前に１時間より長く保存された組織サンプルについて、ＤＳＴを適用した後に、サンプルの表面に０．１ｗ／ｗ％のアジ化ナトリウム水溶液を噴霧し、ビニール袋に密封して、組織の分解および脱水を防止した。表面を水で洗い流した後に、すべての組織および工学的固体をＤＳＴで接着し、続いて、５秒間押圧した。界面靭性を測定するために、幅２．５ｃｍの接着サンプルを調製し、機械的試験機（２．５ｋＮロードセル、Ｚｗｉｃｋ／Ｒｏｅｌｌ Ｚ２．５）を用いて、標準１８０度剥離試験（ＡＳＴＭ Ｆ２２５６）または９０度剥離試験（ＡＳＴＭ Ｄ２８６１）（シリコンなどの硬質基材の場合）で試験した。すべての試験を５０ｍｍ ｍｉｎ^－１の一定の剥離速度で実施した。剥離プロセスが定常状態に入ったら、測定された力はプラトーに達した。界面靭性は、（１８０度剥離試験についての）プラトー力または（９０度剥離試験についての）プラトー力の２倍を組織サンプルの幅で割ることによって決定した。ポリ（メチルメタクリレート）フィルム（厚さ５０μｍ、Ｇｏｏｄｆｅｌｌｏｗ）を、組織およびヒドロゲルのための堅いバッキングとしてシアノアクリレート糊（Ｋｒａｚｙ Ｇｌｕｅ）を使用して適用した。

引張強度を測定するために、幅２．５ｃｍおよび長さ１ｃｍの接着領域を有する接着サンプルを調製し、機械的試験機を用いて、標準重ねせん断試験（ＡＳＴＭ Ｆ２２５５）で試験した。すべての試験を５０ｍｍ ｍｉｎ^－１の一定の引張速度で実施した。せん断強度は、最大力を接着面積で割ることによって決定した。ポリ（メチルメタクリレート）フィルムを、組織およびヒドロゲルのための堅いバッキングとしてシアノアクリレート糊を使用して適用した。

引張強度を測定するために、幅２．５ｃｍおよび長さ２．５ｃｍの接着領域を有する接着サンプルを調製し、機械的試験機を用いて、標準引張試験（ＡＳＴＭ Ｆ２２５８）で試験した。すべての試験を５０ｍｍ ｍｉｎ^－１の一定の引張速度で実施した。引張強度は、最大力を接着面積で割ることによって決定した。シアノアクリレート糊を使用することでアルミニウム固定具を適用し、引張試験のためにグリップを設けた。

ＤＳＴの機械的特性を明らかにするために、ＤＳＴを試験の前にＤＰＢＳ中で平衡化させた。ＤＳＴの引張特性および破壊靭性は、機械的試験機（２０Ｎロードセル、Ｚｗｉｃｋ／Ｒｏｅｌｌ Ｚ２．５）を用いて、薄い長方形のサンプル（長さ１０ｍｍ、幅３０ｍｍ、および厚さ０．５ｍｍ）の純せん断引張試験によって測定した。すべての試験を５０ｍｍ ｍｉｎ^－１の一定の引張速度で実施した。ＤＳＴの破壊靭性は、ノッチなしのサンプルおよびノッチ長１ｃｍのノッチありのサンプルの引張試験に基づいて、以前に報告された方法に従って計算した。

工学的固体の調製。工学的固体の接着試験のためのヒドロゲルを調製するために、２０ｗ／ｗ％のアクリルアミド、１０ｗ／ｗ％のゼラチン、０．２ｗ／ｗ％のゼラチンメタクリレート、および０．５ｗ／ｗ％のＩ２９５９を脱イオン水に溶解させた。次いで、この混合物を０．２μｍの滅菌シリンジフィルタで濾過し、スペーサを有するガラス型に注いだ。ヒドロゲルをＵＶチャンバ（２８４ｎｍ、出力１０Ｗ）内で６０分間硬化させた。ＤＳＴとの共有結合を促進するために、ヒドロゲル以外の工学的固体を一級アミンで官能化させた。シリコン、チタン、およびＰＤＭＳについては、最初に基材を酸素プラズマで２分間処理し（出力３０Ｗ、Ｈａｒｒｉｃｋ Ｐｌａｓｍａ）、表面を活性化させた。続いて、プラズマ処理された基材をＡＰＴＥＳ溶液（５０％のエタノール中に入った１ｗ／ｗ％のＡＰＴＥＳ）で覆い、室温で３時間インキュベートした。次いで、基材をイソプロピルアルコールで入念に洗浄し、窒素流で乾燥させた。ポリイミドおよびポリカーボネートについては、基材をＨＭＤＡ溶液（脱イオン水中に１０ｖ／ｖ％）に室温で２４時間浸漬した。次いで、基材を脱イオン水で入念に洗浄し、窒素流で乾燥させた。

インビトロ生分解試験。ＤＳＴのインビトロ生分解試験を、以前に報告されたプロトコルに従って、酵素分解培地に基づいて実施した（Ｂｏｕｔｒｙ，Ｃ．Ｍ．ｅｔ ａｌ．Ａ ｓｔｒｅｔｃｈａｂｌｅ ａｎｄ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｓｔｒａｉｎ ａｎｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｓｅｎｓｏｒ ｆｏｒ ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｃ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ．Ｎａｔｕｒｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ １，３１４－３２１（２０１８）を参照）。ゼラチン系ＤＳＴのためのインビトロ酵素生分解培地を調製するために、５ｍｇのコラゲナーゼを１００ｍＬのＤＰＢＳに添加した。キトサン系ＤＳＴのためのインビトロ酵素生分解培地を調製するために、５ｍｇのコラゲナーゼ、５ｍｇのリゾチーム、および１ｍｇ ｍＬ^－１のＮＡＧアーゼ水溶液１０μＬを１００ｍＬのＤＰＢＳに添加した。乾燥ＤＳＴを小さなサンプル（幅１０ｍｍおよび長さ１０ｍｍ）にカットし、正確に計量した。酵素培地に浸漬する前に、サンプルを７５％のエタノールで１５分間滅菌し、ＤＰＢＳで３回洗浄した。次いで、各サンプルをガラスシンチレーションバイアル内で１５ｍＬの酵素培地に浸漬し、６０ｒｐｍで振とうしながら３７℃でインキュベートした。試験中に微生物が増殖することを防止するために、約０．０１ｗ／ｖ％のアジ化ナトリウムを酵素培地に添加した。各時間間隔で、ＤＳＴをインキュベーション培地から除去し、脱イオン水で徹底的に洗浄し、凍結乾燥させた。重量損失は、元々のサンプルの乾燥質量によって正規化された各時間間隔での凍結乾燥サンプルの質量のパーセント比として決定した。

インビトロ生体適合性試験。細胞培養のためのＤＳＴ馴化培地を使用して、インビトロ生体適合性試験を実施した（Ｄａｒｎｅｌｌ，Ｍ．Ｃ．ｅｔ ａｌ．Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ａｎｄ ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｅｘｔｒｅｍｅｌｙ ｔｏｕｇｈ ａｌｇｉｎａｔｅ／ｐｏｌｙａｃｒｙｌａｍｉｄｅ ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ３４，８０４２－８０４８（２０１３）を参照）。インビトロ生体適合性試験のためのＤＳＴ馴化培地を調製するために、２０ｍｇのＤＳＴを１ｍＬのダルベッコ改変イーグル培地（ＤＭＥＭ）中で３７℃で２４時間インキュベートした。新品の状態のＤＭＥＭを対照として使用した。野生型マウス胚性線維芽細胞（ｍＥＦ）を９６ウェルプレートにプレーティングした（各場合でＮ＝１０）。次いで、細胞をＤＳＴ馴化培地で処理し、５％のＣＯ_２中で３７℃で２４時間インキュベートした。細胞生存率は、４μＭのカルセインおよびエチジウムホモダイマー－１を培養培地に添加することによって、哺乳類細胞用のＬｉｖｅ／Ｄｅａｄ生存率／細胞毒性キット（Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）を用いて決定した。共焦点顕微鏡（ＳＰ ８、Ｌｅｉｃａ）を使用して、４９５ｎｍ／５１５ｎｍで励起／発光を伴う生細胞と、４９５ｎｍ／６３５ｎｍで死んだ細胞をそれぞれ画像化した。

ＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体の調製。ＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体は、導電性インクをＤＳＴ－エラストマーのハイブリッド基材上に印刷することによって調製した。最初に、Ｅｃｏｆｌｅｘ ００－３０樹脂をレーザーカットされたアクリル型に流し込むことによってエラストマー基材を調製した。続いて、以前に報告されたヒドロゲル－エラストマーハイブリッド体のプロトコルに従って、ＤＳＴの薄層（乾燥厚さ１００μｍ）をＥｃｏｆｌｅｘ基材の下側に導入した（Ｙａｍａｇｉｓｈｉ，Ｋ．ｅｔ ａｌ．Ｔｉｓｓｕｅ－ａｄｈｅｓｉｖｅ ｗｉｒｅｌｅｓｓｌｙ ｐｏｗｅｒｅｄ ｏｐｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ ｍｅｔｒｏｎｏｍｉｃ ｐｈｏｔｏｄｙｎａｍｉｃ ｃａｎｃｅｒ ｔｈｅｒａｐｙ．Ｎａｔｕｒｅ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ３，２７－３６（２０１９）を参照）。ひずみセンサは、カスタムダイレクトインクライティング（ＤＩＷ）３Ｄプリンタを使用することによって、導電性インクをＤＳＴ－Ｅｃｏｆｌｅｘのハイブリッド基材上に印刷することで製作した（Ｙｕｋ，Ｈ．＆Ｚｈａｏ，Ｘ．Ａ ｎｅｗ ３ｄ ｐｒｉｎｔｉｎｇ ｓｔｒａｔｅｇｙ ｂｙ ｈａｒｎｅｓｓｉｎｇ ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ， ｉｎｓｔａｂｉｌｉｔｙ，ａｎｄ ｆｒａｃｔｕｒｅ ｏｆ ｖｉｓｃｏｅｌａｓｔｉｃ ｉｎｋｓ．Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ３０，１７０４０２８（２０１８）を参照）。簡潔に言うと、導電性インクは、プラネタリミキサ（ＡＲ－１００、Ｔｈｉｎｋｙ）によって、１０ｗ／ｗ％のカーボンブラックおよび１ｗ／ｗ％のシリコーン硬化遅延剤をＥｃｏｆｌｅｘ ００－３０樹脂に混合することによって調製した。印刷パスは、ロボットガントリー（Ａｅｒｏｔｅｃｈ）のＸＹＺモーションを制御するＧコードを作成することによって生成された。圧力ベースのマイクロディスペンサ（Ｕｌｔｉｍｕｓ Ｖ、Ｎｏｒｄｓｏｎ ＥＦＤ）を使用して、カスタムＬａｂ ＶＩＥＷインターフェース（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）を介して、直径２００μｍのノズル（Ｓｍｏｏｔｈｆｌｏｗテーパーチップ、Ｎｏｒｄｓｏｎ ＥＦＤ）で導電性インクを基材上に印刷した。変形によって生じる、ひずみセンサの電気抵抗の変化は、デジタルマルチメータ（３４４５０Ａ、Ｋｅｙｓｉｇｈｔ）によって監視した。

ブタの肺の瞬時の密封。このエクスビボ実験は、地元の食料品店から購入した新鮮なブタの肺を使用して実施した。かみそりの刃でブタの気管および肺葉に切り込みを入れた。次いで、チューブをブタの気管に接続して、ブタの肺を膨張および収縮させた（３ｋＰａまたは２２．５ｍｍＨｇの圧力）。ヒドロゲルパッチ（幅２．５ｃｍおよび長さ５ｃｍ）を、損傷したブタの気管および肺葉にＤＳＴで接着し、５秒間押圧して、切り込みを瞬時に密封した。ＤＳＴに基づく瞬時の密封の堅牢性を長期間監視するために、密封されたブタの肺を室温で１２時間保持した。

ブタの胃の瞬時の密封。このエクスビボ実験は、地元の食料品店から購入した新鮮なブタの胃を使用して実施した。ブタの胃に直径１０ｍｍの穴を開けた。次いで、水が流れるチューブをブタの胃に接続して、穴を通して水が連続的に流れるようにした。直径４０ｍｍのヒドロゲルパッチを、損傷したブタの胃にＤＳＴで接着し、５秒間押圧して、穴を瞬時に密封した。ＤＳＴに基づく瞬時の密封の堅牢性を長期間監視するために、密封されたブタの胃を室温で１２時間保持した。

鼓動しているブタの心臓へのデバイスの瞬時の接着。これらのエクスビボ実験は、地元の食料品店から購入した新鮮なブタの心臓を使用して実施した。マイクロディスペンサを使用することによって、プログラムされた加圧空気投入物をブタの心臓に導入し、心拍を模倣した。表面を水で洗い流した後に、すべてのデバイスを鼓動しているブタの心臓に接着し、続いて、５秒間押圧した。周囲条件で１時間超の実験の場合、脱水および分解を防止するために、０．１ｗ／ｗ％のアジ化ナトリウム水溶液に浸した濡れたタオルで、鼓動しているブタの心臓を覆った。薬物送達デバイスを瞬時に強力に接着するために、ブタの心臓に切り込みを入れておいた。薬物送達デバイスを調製するために、０．５ｗ／ｗ％のフルオレセインナトリウム塩を模擬薬物としてヒドロゲルパッチ（幅２．５ｃｍおよび長さ５ｃｍ）に添加した。次いで、薬物充填ヒドロゲルパッチを、切り傷に合うように伸ばし、鼓動しているブタの心臓に有孔ＤＳＴで接着した。鼓動しているブタの心臓に接着された薬物パッチを室温で１２時間保持して、模擬薬物を心臓組織に拡散させた。模擬薬物の拡散は、蛍光顕微鏡（ＬＶ１００ＮＤ、Ｎｉｋｏｎ）を使用して画像化した。ひずみセンサを瞬時に強力に接着するために、ＤＳＴ－ひずみセンサハイブリッド体を、バッキングを取り外した後に、鼓動しているブタの心臓に接着した。鼓動しているブタの心臓に接着されたひずみセンサを、室温で１２時間保持し、次いで、デジタルマルチメータに接続して、鼓動している心臓の変形を監視した。

本発明は、組織を接着するための、およびデバイスを組織に取り付けるための現在利用可能な材料および方法の制限に対処するために、乾燥両面テープ（ＤＳＴ）の形態の新たな種類の組織接着剤を提供する。本発明の乾燥接着剤材料は、その乾燥架橋メカニズムとともに、生物学的組織の本質的湿潤性と、外科的プロセス（例えば、水での洗い流しまたは洗浄）中の組織表面への水の頻繁な導入とを理由に、様々な組織の瞬時の接着に特に望ましい。結果として、様々な湿潤組織（皮膚、腱、胃、筋肉、心臓、および肝臓）と工学的固体（ヒドロゲル、シリコン、チタン、ポリジメチルシロキサン、ポリイミド、およびポリカーボネート）との間の接着形成が、既存の材料およびメカニズムよりもはるかに迅速（例えば、１分未満、さらには５秒未満もの速さ）に、優れた界面靭性（例えば、最大１，１５０Ｊｍ^－２オーダー）ならびに改善されたせん断および引張強度（例えば、最大１６０ｋＰａオーダー）を伴って生じる。さらに、実証されているように、本乾燥接着剤材料は、柔らかい組織と同様のせん断弾性率および伸縮性を有する。さらに、乾燥接着剤馴化培地の生体適合性は、対照培地の生体適合性と同等であり、乾燥接着剤材料の生分解速度は、その特性を目に見えて低下させることなく、その組成を調整することによって制御可能である。当乾燥接着剤材料は、空気漏れしているブタの肺および液体漏れしているブタの胃を密封すること、ならびに鼓動しているブタの心臓に薬物パッチおよびひずみセンサを接着することを含む、エクスビボ実験における前例のない機能をさらに実証した。

Claims (23)

1. １つ以上の湿潤表面を接着するための乾燥接着剤材料であって、
   （ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、
   （ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基、および
   （ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤、
   を含み、
   前記乾燥接着剤材料が、上面および下面を有するフィルムまたはテープの形態にあり、
   前記乾燥接着剤材料が、前記乾燥接着剤材料の前記上面および／または下面のうちの１つ以上を前記１つ以上の湿潤表面と接触させて置くことで、前記乾燥接着剤材料が前記１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、膨潤して前記乾燥接着剤材料と前記湿潤表面との間に一時的架橋を形成し、前記１つ以上のアミンカップリング基と前記１つ以上の湿潤表面との間に共有結合架橋を形成するように、液体内容物を有する、
   乾燥接着剤材料。
2. 前記（ｉ）１つ以上の親水性ポリマーが、ポリアクリル酸、ポリアクリルアミド、ポリビニルアルコール、ポリヒドロキシエチルメタクリレート、ポリエチレングリコール、ポリビニルピロリドン、ポリスチレンスルホネート、カゼイン、アルブミン、ゼラチン、コラーゲン、キトサン、ヒアルロン酸、アルギン酸、酸化アルギン酸塩、ペクチン、およびそれらの組み合わせから選択される、
   請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
3. 前記（ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基が、Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステル、Ｎ－ヒドロキシスルホスクシンイミドエステル、アルデヒド、イミドエステル、エポキシド、イソシアネート、カテコール、およびそれらの組み合わせから選択される、
   請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
4. 前記（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤が、ゼラチンメタクリレート、ヒアルロン酸メタクリレート、酸化メタクリルアルギン酸塩、ポリカプロラクトンジアクリレート、Ｎ，Ｎ’－ビス（アクリロイル）シスタミン、Ｎ，Ｎ’－メチレンビス（アクリルアミド）、ポリエチレングリコールジアクリレート、ポリエチレングリコールジメタクリレート、およびそれらの組み合わせから選択される、
   請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
5. Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステルでグラフト化された生分解性ゼラチンメタクリレートによって架橋されたポリ（アクリル酸）を含み、１つ以上の生分解性バイオポリマーをさらに含む、
   請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
6. 前記１つ以上の生分解性バイオポリマーが、ゼラチン、キトサン、およびそれらの組み合わせから選択される、
   請求項５に記載の乾燥接着剤材料。
7. Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステルでグラフト化された前記ポリ（アクリル酸）中の負電荷カルボン酸基が、液体の吸収および前記乾燥接着剤材料の膨潤を促進し、前記乾燥接着剤材料と前記１つ以上の湿潤表面との間の接触後６０秒未満以内に、前記１つ以上の湿潤組織表面との分子間結合をさらに形成する、
   請求項５に記載の乾燥接着剤材料。
8. 前記ポリ（アクリル酸）においてグラフト化された前記Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステルが、前記１つ以上の湿潤表面上に存在する一級アミン基と共有結合を形成する、
   請求項５に記載の乾燥接着剤材料。
9. 前記共有結合架橋が前記１つ以上のアミンカップリング基と前記１つ以上の湿潤表面との間に形成された後に、前記膨潤した乾燥接着剤材料がヒドロゲルの層に変換する、
   請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
10. 前記ヒドロゲルが、少なくとも１，０００Ｊｍ^－２の破壊靭性を有する、
    請求項９に記載の乾燥接着剤材料。
11. 平らなシート、有孔シート、両面テープまたはフィルム、および有孔両面テープまたはフィルムの形態にある、
    請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
12. 前記乾燥接着剤材料が、上面および下面を含み、接着剤材料が、前記上面および下面のうちの少なくとも１つに配置された１つ以上のバッキング材料層をさらに含む、
    請求項１１に記載の乾燥接着剤材料。
13. 前記バッキング材料層が、取り外し可能なバッキング材料層であり、ポリエチレン、疎水性ポリマーコート紙、ポリ（メチルメタクリレート）、疎水性ポリマーフィルム、またはそれらの組み合わせで製作される、
    請求項１２に記載の乾燥接着剤材料。
14. 前記バッキング材料層が、取り外し不可能な材料層であり、シリコーンエラストマー、熱可塑性ポリウレタン、ヒドロゲル、湿潤組織に対して非接着性である生体適合性材料、またはそれらの組み合わせで製作される、
    請求項１２に記載の乾燥接着剤材料。
15. 前記乾燥接着剤材料の１つ以上の表面に接着された１つ以上の工学的固体、および／またはデバイスをさらに含む、
    請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
16. 前記１つ以上の工学的固体が、ヒドロゲル、シリコン、チタン、ポリジメチルシロキサン、ポリイミド、ポリカーボネート、およびそれらの組み合わせから選択される、
    請求項１５に記載の乾燥接着剤材料。
17. 前記乾燥接着剤材料が、生分解性である、
    請求項１に記載の乾燥接着剤材料。
18. 前記（ｉ）１つ以上のポリマーおよび／または前記（ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤が、生分解性特性を改変するように選択される、
    請求項１７に記載の乾燥接着剤材料。
19. １つ以上の湿潤組織表面に取り付けるための、かつ１つ以上の治療薬をターゲット部位に放出するための治療薬送達デバイスであって、
    （ｉ）上面および下面を有する乾燥接着剤材料層であって、
    １つ以上の親水性ポリマー、
    １つ以上のアミンカップリング基、および
    １つ以上の架橋剤を含み、
    前記乾燥接着剤材料層が、上面および下面を有するフィルムまたはテープの形態にあり、前記乾燥接着剤材料層が、前記乾燥接着剤材料層の前記上面および／または下面のうちの１つ以上を前記１つ以上の湿潤表面と接触させて置くことで、前記乾燥接着剤材料層が前記１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、膨潤して前記乾燥接着剤材料層と前記湿潤表面との間に一時的架橋を形成し、前記１つ以上のアミンカップリング基と前記１つ以上の湿潤表面との間に共有結合架橋を形成するように、液体内容物を有する、乾燥接着剤材料層と、
    （ｉｉ）前記乾燥接着剤材料層の前記上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上の治療薬充填パッチと、
    を含む治療薬送達デバイス。
20. 心臓の動きの電気的測定を提供するためのデバイスであって、
    （ｉ）上面および下面を有する乾燥接着剤材料層であって、
    １つ以上の親水性ポリマー、
    １つ以上のアミンカップリング基、および
    １つ以上の架橋剤を含み、
    前記乾燥接着剤材料層が、上面および下面を有するフィルムまたはテープの形態にあり、前記乾燥接着剤材料層が、前記乾燥接着剤材料層の前記上面および／または下面のうちの１つ以上を前記１つ以上の湿潤表面と接触させて置くことで、前記乾燥接着剤材料層が前記１つ以上の湿潤表面から液体を吸収し、膨潤して前記乾燥接着剤材料層と前記湿潤表面との間に一時的架橋を形成し、前記１つ以上のアミンカップリング基と前記１つ以上の湿潤表面との間に共有結合架橋を形成するように、液体内容物を有する、乾燥接着剤材料層と、
    （ｉｉ）前記乾燥接着剤材料層の前記上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上のひずみセンサと、
    を含むデバイス。
21. 湿潤組織を一緒に接着する方法であって、
    （ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、
    （ｉｉ）１つ以上のアミンカップリング基、および
    （ｉｉｉ）１つ以上の架橋剤を含む乾燥接着剤材料を提供すること、
    前記乾燥接着剤材料を１つ以上の湿潤組織表面と接触させて置くこと、
    前記乾燥接着剤材料に前記１つ以上の湿潤表面から液体を吸収させ、それによって前記乾燥接着剤材料を膨潤させること、
    前記乾燥接着剤材料と前記１つ以上の湿潤表面との間の分子間相互作用によって瞬時に架橋させること、および
    前記乾燥接着剤材料と前記１つ以上の湿潤表面との間で迅速に共有結合架橋させることを含む、
    方法。
22. 治療薬をターゲット部位に送達するための方法であって、
    （ｉ）１つ以上の親水性ポリマー、１つ以上のアミンカップリング基、および１つ以上の架橋剤を含む乾燥接着剤材料と、（ｉｉ）前記乾燥接着剤材料の前記上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上の治療薬充填パッチと、を含む治療薬送達デバイスを提供すること、
    前記乾燥接着剤材料の前記上面および下面のうちの１つ以上を１つ以上の湿潤組織表面と接触させて置くこと、
    前記乾燥接着剤材料に前記１つ以上の湿潤表面から液体を吸収させ、それによって前記乾燥接着剤材料を膨潤させること、
    前記乾燥接着剤材料と前記１つ以上の湿潤表面との間の分子間相互作用によって瞬時に架橋させること、
    前記乾燥接着剤材料と前記１つ以上の湿潤表面との間で迅速に共有結合架橋させること、および
    前記１つ以上の治療薬充填パッチに治療薬を放出させて前記ターゲット部位に送ることを含む、
    方法。
23. 心臓の動きの電気的測定を提供するための方法であって、
    （ｉ）上面および下面を有する乾燥接着剤材料層であって、１つ以上の親水性ポリマー、１つ以上のアミンカップリング基、および１つ以上の架橋剤を含む、乾燥接着剤材料層と、（ｉｉ）前記乾燥接着剤材料の前記上面および下面のうちの１つ以上に配置された１つ以上のひずみセンサと、を含む電気的測定デバイスを提供すること、
    前記乾燥接着剤材料の前記上面および下面のうちの１つ以上を１つ以上の湿潤組織表面と接触させて置くこと、
    前記乾燥接着剤材料に前記１つ以上の湿潤表面から液体を吸収させ、それによって前記乾燥接着剤材料を膨潤させること、
    前記乾燥接着剤材料と前記１つ以上の湿潤表面との間の分子間相互作用によって瞬時に架橋させること、
    前記乾燥接着剤材料と前記１つ以上の湿潤表面との間で迅速に共有結合架橋させること、および
    前記１つ以上のひずみセンサに心臓の動きを電気的に測定させることを含む、
    方法。
    

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