(57)【要約】【課題】本発明は、生体軟組織に適合可能な柔軟性を備えた生分解性共重合体及びその製造方法を提供する。また、本発明は、該生分解性共重合体にさらに弾性的な力学的特性（弾性変形）を付与した分解性共重合体架橋物を提供する。さらに、これらの生分解性共重合体及び分解性共重合体架橋物を用いた医療用材料を提供する。【解決手段】反応性官能基を有する環状デプシペプチドとε−カプロラクトンとを共重合して得られる生分解性共重合体、並びに、該生分解性共重合体を架橋剤で処理して得られる生分解性共重合体架橋物。【選択図】図１
2008120888.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
反応性官能基を有する環状デプシペプチドとε−カプロラクトンとを共重合して得られる生分解性共重合体。
【請求項２】
前記反応性官能基がアミノ基である請求項１に記載の生分解性共重合体。
【請求項３】
一般式（Ａ）：
【化１】
2008120888.tif 000016
（式中、Ｒ１は水素原子又はメチル基を示し、ｎは１〜１０の整数を示し、ｘは２〜１００を示し、ｙは１０〜１０００を示し、ｘ／（ｘ＋ｙ）が０．０１〜０．９０であり、ｘ及びｙの各ユニットの配列は上記配列の順に限定されない。）
で表される請求項２に記載の生分解性共重合体。
【請求項４】
前記一般式（Ａ）におけるＲ１が水素原子を示し、ｎが４を示し、ｘが５〜５０を示し、ｙが５０〜８００を示し、ｘ／（ｘ＋ｙ）が０．０２〜０．３０である請求項３に記載の生分解性共重合体。
【請求項５】
数平均分子量（Ｍｎ）が１，０００〜１００，０００である請求項１〜４のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【請求項６】
数平均分子量に対する重量平均分子量の比（Ｍｗ／Ｍｎ）が１．０〜５．０である請求項１〜５のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【請求項７】
ガラス転移温度が−６０〜−１０℃である請求項１〜６のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【請求項８】
融点が３０〜８０℃である請求項１〜７のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【請求項９】
融解熱量が−７０〜０Ｊ/ｇである請求項１〜８のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【請求項１０】
生分解挙動が、37℃のリン酸緩衝溶液(PBS)中で浸績した場合に、２８日で数平均分子量が２０〜９０％減少する請求項１〜９のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【請求項１１】
前記生分解性共重合体を試験部位の厚さが０．２〜０．５ｍｍ，幅が２．２ｍｍ，長さが１８ｍｍ，試験片全長が４０ｍｍのダンベル状に切り抜き、これを引っ張り試験したときの破断強度が５〜２０ＭＰａ、ヤング率が５０〜３５０ＭＰａ、破断時ひずみが１００〜６００％である請求項１〜１０のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【請求項１２】
請求項１〜１１のいずれかに記載の生分解性共重合体を架橋剤で処理して得られる生分解性共重合体架橋物。
【請求項１３】
前記架橋剤がポリイソシアネート類である請求項１２に記載の生分解性共重合体架橋物。
【請求項１４】
前記架橋剤が、脂肪族ポリイソシアネート類及び／又は脂環族ポリイソシアネート類である請求項１２に記載の生分解性共重合体架橋物。
【請求項１５】
請求項１〜１１のいずれかに記載の生分解性共重合体を含む医療用材料。
【請求項１６】
請求項１２〜１４のいずれかに記載の生分解性共重合体架橋物を含む医療用材料。
【請求項１７】
一般式（Ａ）：
【化２】
2008120888.tif 000017
（式中、Ｒ１は水素原子又はメチル基、ｎは１〜１０の整数を示し、ｘは２〜１００を示し、ｙは１０〜１０００を示し、ｘ／（ｘ＋ｙ）が０．０１〜０．９０であり、ｘ及びｙの各ユニットの配列は上記配列の順に限定されない。）
で表される生分解性共重合体の製造方法であって、一般式（３）：
【化３】
2008120888.tif 000018
（式中、Ｚはベンジルオキシカルボニル基を示し、Ｒ１、ｎ、ｘ及びｙは前記に同じ。）
で表される化合物を、脱ベンジルオキシカルボニル剤と反応させることを特徴とする製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体適合性に優れ高い柔軟性を有する生分解性共重合体及びその製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療技術の革新や多様化に伴って、医療分野における生分解性高分子の重要性はますます高まってきており、分解制御型のドラッグデリバリーデバイスや縫合糸、骨固定材、体内での止血・接着剤、癒着防止膜など、役割を果たした後に生体内で無毒な成分に分解し、代謝・吸収される生体内分解吸収性高分子が望まれる用途が増加している。中でも、近年特に注目を集めているのが組織工学（再生医学）用の材料である。組織工学の一手法であるＧＴＲ（ｇｕｉｄｅｄ  ｔｉｓｓｕｅ  ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ）法では、生分解性材料を足場として細胞を培養し、細胞の増殖・組織形成に伴い、足場を提供していた分解性高分子が消失し、正常組織へと置換されることを目指している。（非特許文献１）
【０００３】
このように、一口に医療用生分解性高分子材料といってもその用途は多岐にわたっており、それぞれの用途において要求される物性（生分解速度、力学的特性、生体接着性など）は異なっている。例えば、骨などの硬組織の一時的代替品では、骨組織と同等の力学的特性（硬さや粘り強さ）が要求されるのに対し、臓器などの軟組織と接触して使用される材料では、応力を受けたときに臓器を傷つけない柔軟性が要求される。また、癒着防止膜と組織接着剤とでは、細胞接着性における要求はまったく正反対である。さらに、組織工学用材料では対象とする組織によって異なる細胞増殖速度に見合った分解プロファイルを示すことが要求される。
【０００４】
さらに、特異的な相互作用による細胞の側からの認識を可能にするためには、細胞親和性リガンドの固定化などの化学修飾が可能であることも重要な要求のひとつである。つまり、生体適合性や安全性に優れるだけでなく、生分解速度や力学的・生化学的特性および化学反応性において、種々異なる要求を満足させる生分解性材料のバリエーションが供給できることが望まれている。
【０００５】
一方、これまでに医療用材料としてコラーゲンやゼラチン、フィブリンなど、生体由来の物質が多く使用されてきたが、近年ウシ海綿状脳症（ＢＳＥ）やクロイツフェルトヤコブ病、エイズや肝炎などの感染症の問題が発生し、天然由来物が必ずしも安全ではないことが明らかとなってきている。医療用材料を提供するメーカーでは、原料によるばらつきがなく品質の管理が容易で、生体由来の危険因子を含まない材料として、合成高分子が理想的であるとする声も高い。これまで医療用材料として最も頻繁に研究・使用されてきた生分解性合成高分子は、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリ−Ｄ−乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリ−ＤＬ−乳酸（ＰＤＬＬＡ）とその共重合体であるポリ乳酸系高分子である。
【０００６】
ポリ乳酸は、その構成成分である乳酸が体内代謝物質であり、安全性に優れ、生体適合性も比較的高く、高結晶性で力学的強度を高く設定できることから、早くから生分解性医用材料としての利用が検討されてきた。最も一般的なポリ乳酸であるＰＬＬＡは、Ｌ−ラクチドの開環重合あるいはＬ−乳酸の直接縮合によって合成され、結晶性が高く高強度が得られることから、骨支持プレートや骨固定ねじとして実用化されている。（非特許文献２）しかし、ＰＬＬＡは高い結晶性を有するがゆえに、使用目的によっては分解速度が遅すぎることや、固く柔軟性に欠けるため軟組織に対する適合性に乏しいといった難点も有している。
【０００７】
そこで、例えば、特許文献１には、約20〜35wt%のε−カプロラクトンと約65〜80 wt%のグリコリドに基づくシーケンスからなり且つ少なくとも30,000 psiの引張強度と350,000 psi未満のヤング率を有するポリマー成型体からなる滅菌した手術用製品、及び該ポリマーの製造方法が開示されている。該特許文献１に開示されたグリコリド−カプロラクトン共重合体及び該共重合体から成型された手術用製品は、優れた柔軟性と機械的強度を有するため、モノフィラメントの形態で手術用縫合糸として利用できる利点がある。しかし、それらは加水分解速度が早過ぎ、生体内において速やかに分解する。そのため、治癒期間が長い患部の手術用縫合糸又はその資材としては満足し得るものではない。
【０００８】
また、ラクチド−カプロラクトン共重合体として、例えば、特許文献２には、乳酸単位を95〜65 mol%、カプロラクトン単位を5〜35 mol%含有する共重合体から形成される生体分解性の医療用成形物及びその製造法が開示されている。特許文献２に開示された共重合体及び医療用成形物は、柔軟性を有するため、モノフィラメントの形態で手術用縫合糸として利用できる利点がある。しかし、機械的強度が低い上に、生体内における分解速度が遅すぎるため、必要以上に生体内に長く存在するので好ましくない。生体内に長く残る材料は、炎症、発ガンなど多くの２次的な疾患を引き起こすことが既にわかっている。
【０００９】
さらに、今までに開発されてきた材料は、引っ張りや圧縮などの変形を回復する能力が全くないと言ってよいほど伸縮性が低く、この性質を改質することが今日的課題となっている。特に、医療分野では、生体内の組織や臓器と同様の力学的な特性を有する材料の開発が期待されている。生体内の臓器と全く異なる力学的な特性を有する人工材料を埋植すると、生体内で伸縮に対する追従性の違いに起因する生体反応が起こることがわかっている。例えば、人工血管の場合、生体内の血管は血圧によって、血管が伸縮するが、従来の人工血管では、伸縮性が無い材料では、人工血管と血管との間の吻合部で生ずるひずみが２次的な反応を惹起することがわかっており、生分解性材料を用いた血管再生用足場においても血管と同様の伸縮性を有する材料の開発が切望されている。その他の臓器でも同様な現象が起こるために、伸縮性のある性質を有する生分解性の材料の開発が期待されている。
【００１０】
ところで、ＰＬＬＡなどのポリ乳酸系高分子の優れた特性を維持あるいは向上させながら、化学修飾による用途の拡張と物性の制御を行う試みがなされている。例えば、非特許文献３〜６には、官能基を有する環状コモノマーとのランダムおよびブロック共重合や、ヒドロキシル基を有する機能分子を開始種として用いた重合反応、グラフト重合といった高分子合成の手法を活用して、様々な分子形態（ランダム、ブロック、グラフト、分岐構造）および化学的性質（反応性官能基、親疎水性）を有する乳酸共重合体の合成がなされている。
【００１１】
具体的には、１）側鎖に反応性官能基を有するデプシペプチド−乳酸・ランダム共重合体（非特許文献７〜１０）、２）側鎖に反応性官能基を有するデプシペプチド−乳酸・ブロック共重合体（非特許文献１１〜１２）、３）櫛型ポリ乳酸（非特許文献１３〜１４）、４）ハイパーブランチポリ乳酸（非特許文献１５）、５）ポリ乳酸グラフト化多糖（非特許文献１６〜１７）などが合成されている。
【００１２】
このように、様々なポリ乳酸系高分子が開発されてきているが、生体適合性を有し、化学修飾が容易で必要に応じた生分解挙動の制御が可能であり、しかも軟組織に適合できる程度の柔軟性や伸縮性を有する材料はいまだ得られていないのが現状である。
【００１３】
例えば、手術用の縫合糸は、体内での毒性がないこと、適度な平滑性を有すること及び結節強力が高いことなどが求められている。これらの性質を付与するために、例えば、ラクチド又はグリコリドの単独重合体又は共重合体等の生体吸収性ポリマーからなる縫合糸をポリカプロラクトン、エチレンオキシド重合体などのフィルム形成性重合体からなる組成物（特許文献３及び４）等で被覆した縫合糸が提案されている。しかしながら、ポリ乳酸とポリカプロラクトンの共重合体の分解期間を例に取ると、ポリ乳酸単独では１年近くかかり、ポリカプロラクトンでは２年以上かかるため、両者の共重合体では生体内で完全に分解するまでに１年以上かかるという問題点があった。それにより、通常創傷が治癒するまでに必要な期間よりも余分に異物が残存するという問題点もあった。さらには、ポリ乳酸もポリカプロラクトンも反応性の官能基を持たないため、両者の共重合体のみでは化学修飾によるポリマー機能の改質が困難であるといった問題点もあった。
【００１４】
他の例として、組織工学用足場材料としての使用を目的としたポリ（デプシペプチド−ラクチド）を挙げる。非特許文献１８及び１９では、カルボキシル側鎖やアミノ側鎖のデプシペプチドと乳酸の共重合体が材料として提案されている。これらの極性官能基の効果によって帯電化による細胞の接着性や３次元的な細胞の接着性が検討されている。しかしながら、ポリ乳酸を使用しているため、柔軟性や伸縮性に欠けるという性質も少なからず兼ね備えており、十分な軟組織適合性を獲得するには至っていないという問題点もあった。
【００１５】
一方，生分解性と弾性を併せ持つ化合物の合成例としては，非特許文献２０にあるグリセリンとセバシン酸の脱水重縮合物が挙げられる。該非特許文献２０では，グリセリンとセバシン酸の脱水重縮合物がゴム弾性を示すことと同時にその細胞接着性，組織適合性，生分解性が検討されている。しかしながら，このポリマーの製造には高温・減圧条件下での脱水反応が必要であり，モノマーから直接架橋体を作成するため，架橋度の調節は困難であり，また，架橋体のキャラクタリゼーションや残存モノマーについての情報がほとんど得られていない。６０日後の分解率は約１７％であり，生分解性に優れているとは言いがたい。
【特許文献１】特開昭59-82865号公報
【特許文献２】特開昭64−56055号公報
【特許文献３】特公平２−１２１０６号公報
【特許文献４】特公平５−５３１３７号公報
【非特許文献１】Ｌａｎｇｅｒ Ｒ，ｅｔ  ａｌ：Ｔｉｓｓｕｅ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｓｃｉｅｎｃｅ  １９９３，２６０：９２０−９２６、Ｆｒｅｅｄ  ＬＥ，ｅｔ  ａｌ：Ｊ  Ｂｉｏｍｅｄ  Ｍａｔｅｒ  Ｒｅｓ  １９９３，２７：１１−２３
【非特許文献２】辻  秀人ら：ポリ乳酸−医療・製剤・環境のために．京都，高分子刊行会，１９９７，１４９−１６０、生分解性フプラスチック研究会編：生分解性プラスチックハンドブック．東京，エヌ．ティー・エス，１９９５，２７９−２９１，６６６−７３０．
【非特許文献３】大矢裕一：生分解性高分子の現状と新展開．人工臓器  １９９９，２８：５８２−５８９
【非特許文献４】大矢裕一，大内辰郎：生分解性バイオマテリアルとしての新しいポリ乳酸系高分子．高分子加工  １９９９，４８：５３０
【非特許文献５】大矢裕一：ポリ乳酸をベースとした新規な生分解性高分子の合成とバイオマテリアルとしての応用．高分子論文集  ２００２，５９：４８４−４９８
【非特許文献６】大内辰郎，大矢裕一：新規なポリ乳酸系医用材料．未来材料  ２００２，２：３０−３５．
【非特許文献７】Ｏｕｃｈｉ Ｔ，ｅｔ  ａｌ：Ｍａｃｒｏｍｏｌ  Ｃｈｅｍ  Ｒａｐｉｄ  Ｃｏｍｍｕｎ  １９９３，１４：８２５−８３１
【非特許文献８】Ｏｕｃｈｉ Ｔ，ｅｔ  ａｌ：Ｍａｃｒｏｍｏｌ  Ｃｈｅｍ  Ｐｈｙｓ  １９９６，１９７：１８２３−１８３３
【非特許文献９】Ｏｕｃｈｉ Ｔ，ｅｔ  ａｌ：Ｊ  Ｐｏｌｙｍ  Ｓｃｉ  Ｐａｒｔ  Ａ：Ｐｏｌｙｍ  Ｃｈｅｍ  １９９７，３５：３７７−３８３
【非特許文献１０】Ｏｕｃｈｉ Ｔ，ｅｔ  ａｌ：Ｊ  Ｐｏｌｙｍ  Ｓｃｉ  Ｐａｒｔ  Ａ：Ｐｏｌｙｍ  Ｃｈｅｍ  １９９８，３６：１２８３−１２９０．
【非特許文献１１】Ｏｕｃｈｉ Ｔ，ｅｔ  ａｌ：Ｄｅｓｉｇｎｅｄ  Ｍｏｎｏｍ  Ｐｏｌｙｍ  ２０００，３：２７９−２８７
【非特許文献１２】Ｏｕｃｈｉ Ｔ，ｅｔ  ａｌ：Ｊ  Ｐｏｌｙｍ  Ｓｃｉ  Ｐａｒｔ  Ａ：Ｐｏｌｙｍ  Ｃｈｅｍ  ２００２，４０：１２１８−１２２５．
【非特許文献１３】Ｔａｓａｋａ  Ｆ，ｅｔ  ａｌ：Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ  １９９９，３２：６３８６−６３８９
【非特許文献１４】Ｔａｓａｋａ  Ｆ，ｅｔ  ａｌ：Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ  ２００１，３４：５４９４−５５００．
【非特許文献１５】Ｔａｓａｋａ  Ｆ，ｅｔ  ａｌ：Ｍａｃｒｏｍｏｌ  Ｒａｐｉｄ  Ｃｏｍｍｕｎ  ２００１，２２：８２０−８２４．
【非特許文献１６】Ｏｈｙａ  Ｙ，ｅｔ  ａｌ：Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ  １９９８，３１：４６６２−４６６５
【非特許文献１７】Ｏｈｙａ  Ｙ，ｅｔ  ａｌ：Ｍａｃｒｏｍｏｌ  Ｃｈｅｍ  Ｐｈｙｓ  １９９８，１９９：２０１７−２０２２．
【非特許文献１８】Ｏｈｙａ  Ｙ，ｅｔ  ａｌ：Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．，６５Ａ，７９（２００３）
【非特許文献１９】Ｏｈｙａ  Ｙ，ｅｔ  ａｌ：Ｊ．Ｂｉｏｍａｔ．Ｓｃｉ．Ｐｏｌｙｍ．Ｅｄｕ．，１５，１１１（２００４）
【非特許文献２０】Ｗａｎｇ  Ｙ，ｅｔ  ａｌ：Ｎａｔｕｒｅ  Ｂｉｏｔｅｃｈ．２０，６０２（２００２）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
本発明は、生体軟組織に適合可能な柔軟性を備えた生分解性共重合体及びその製造方法を提供することを目的とする。また、本発明は、該生分解性共重合体にさらに弾性的な力学的特性（弾性変形）を付与した生分解性共重合体架橋物を提供することを目的とする。さらに、これらの生分解性共重合体及び生分解性共重合体架橋物を用いた医療用材料を提供することをも目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
本発明者は、上記の課題を解決するため鋭意検討を行った結果、アミノ基、カルボキシル基、水酸基等の反応性官能基を有する環状デプシペプチドとε−カプロラクトンとを共重合して得られる生分解性共重合体が、優れた生体適合性及び生分解性はもとより、高い柔軟性を有することを見出した。また、該生分解性共重合体を所定の架橋剤で処理することにより、弾性的な力学的特性が付与された生分解性共重合体架橋物が得られることを見出した。かかる知見に基づきさらにこれを発展させて本発明を完成するに至った。
【００１８】
即ち、本発明は以下の分解性共重合体及び分解性共重合体架橋物を提供する。
【００１９】
項１．  反応性官能基を有する環状デプシペプチドとε−カプロラクトンとを共重合して得られる生分解性共重合体。
【００２０】
項２．  前記反応性官能基がアミノ基である項１に記載の生分解性共重合体。
【００２１】
項３．  一般式（Ａ）：
【００２２】
【化１】
2008120888.tif 000003
【００２３】
（式中、Ｒ１は水素原子又はメチル基を示し、ｎは１〜１０の整数を示し、ｘは２〜１００を示し、ｙは１０〜１０００を示し、ｘ／（ｘ＋ｙ）が０．０１〜０．９０であり、ｘ及びｙの各ユニットの配列は上記配列の順に限定されない。）
で表される項２に記載の生分解性共重合体。
【００２４】
項４．  前記一般式（Ａ）におけるＲ１が水素原子を示し、ｎが４を示し、ｘが５〜５０を示し、ｙが５０〜８００を示し、ｘ／（ｘ＋ｙ）が０．０２〜０．３０である項３に記載の生分解性共重合体。
【００２５】
項５．  数平均分子量（Ｍｎ）が１，０００〜１００，０００である項１〜４のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【００２６】
項６．  数平均分子量に対する重量平均分子量の比（Ｍｗ／Ｍｎ）が１．０〜５．０である項１〜５のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【００２７】
項７．  ガラス転移温度が−６０〜−１０℃である項１〜６のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【００２８】
項８．  融点が３０〜８０℃である項１〜７のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【００２９】
項９．  融解熱量が−７０〜０Ｊ/ｇである項１〜８のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【００３０】
項１０．  生分解挙動が、37℃のリン酸緩衝溶液(PBS)中で浸績した場合に、２８日で数平均分子量が２０〜９０％減少する項１〜９のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【００３１】
項１１．  前記生分解性共重合体を試験部位の厚さが０．２〜０．５ｍｍ，幅が２．２ｍｍ，長さが１８ｍｍ，試験片全長が４０ｍｍのダンベル状に切り抜き、これを引っ張り試験したときの破断強度が５〜２０ＭＰａ、ヤング率が５０〜３５０ＭＰａ、破断時ひずみが１００〜６００％である項１〜１０のいずれかに記載の生分解性共重合体。
【００３２】
項１２．  項１〜１１のいずれかに記載の生分解性共重合体を架橋剤で処理して得られる生分解性共重合体架橋物。
【００３３】
項１３．  前記架橋剤がポリイソシアネート類である項１２に記載の生分解性共重合体架橋物。
【００３４】
項１４．  前記架橋剤が、脂肪族ポリイソシアネート類及び／又は脂環族ポリイソシアネート類である項１２に記載の生分解性共重合体架橋物。
【００３５】
項１５．  項１〜１１のいずれかに記載の生分解性共重合体を含む医療用材料。
【００３６】
項１６．  項１２〜１４のいずれかに記載の生分解性共重合体架橋物を含む医療用材料。
【００３７】
項１７．  一般式（Ａ）：
【００３８】
【化２】
2008120888.tif 000004
【００３９】
（式中、Ｒ１は水素原子又はメチル基、ｎは１〜１０の整数を示し、ｘは２〜１００を示し、ｙは１０〜１０００を示し、ｘ／（ｘ＋ｙ）が０．０１〜０．９０であり、ｘ及びｙの各ユニットの配列は上記配列の順に限定されない。）
で表される生分解性共重合体の製造方法であって、一般式（３）：
【００４０】
【化３】
2008120888.tif 000005
【００４１】
（式中、Ｚはベンジルオキシカルボニル基を示し、Ｒ１、ｎ、ｘ及びｙは前記に同じ。）
で表される化合物を、脱ベンジルオキシカルボニル剤と反応させることを特徴とする製造方法。
【発明の効果】
【００４２】
本発明の生分解性共重合体は、アミノ酸成分に由来する反応性官能基を有する環状デプシペプチドとε-カプロラクトンを特定の組成比で共重合させることによって得られる。これにより、従来生分解速度の遅かったポリカプロラクトンの分解速度を改善することができると共に、ポリデプシペプチドにはない高い柔軟性が付与される。この柔軟性を生かして、組織再生用足場材料などの医療用素材としても有用である。
【００４３】
また、該生分解性共重合体には反応性官能基が導入されているため化学修飾が可能となり、架橋処理することにより弾性に富む架橋体を得ることができる。該架橋体は、特に弾性が要求される組織再生用足場材料などの医療用素材として用いられる。
【００４４】
さらに、環状デプシペプチドとε-カプロラクトンを特定の組成比で共重合させることにより、分解速度を容易に調節することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４５】
１．生分解性共重合体
本発明の生分解性共重合体は、アミノ基、カルボキシル基、水酸基等の反応性官能基を有する環状デプシペプチドとε−カプロラクトンとを共重合して得られる。
【００４６】
デプシペプチドとは、総称的に、α−アミノ酸とα−ヒドロキシ酸の共重合体を意味する。α−アミノ酸としては側鎖に反応性官能基を有するものであり、該反応性官能基としては、カルボキシル基、アミノ基、水酸基、チオール基などが挙げられ、特にアミノ基が好ましい。ポリデプシペプチドとしては、該α−アミノ酸とα−ヒドロキシ酸（例えば、乳酸、グリコール酸等）とのランダムおよびブロック共重合体や、該α−アミノ酸とα−ヒドロキシ酸（例えば、乳酸、グリコール酸等）との交互共重合体等が挙げられる。
【００４７】
具体的には、一般式（Ａ）：
【００４８】
【化４】
2008120888.tif 000006
【００４９】
（式中、Ｒ１は水素原子又はメチル基を示し、ｎは１〜１０の整数を示し、ｘは２〜１００を示し、ｙは１０〜１，０００を示し、ｘ／（ｘ＋ｙ）が０．０１〜０．９０であり、ｘ及びｙの各ユニットの配列は上記配列の順に限定されない。）で表される生分解性共重合体が挙げられる。
【００５０】
Ｒ１は水素原子又はメチル基を示すが、好ましくは水素原子である。なお、Ｒ１がメチル基の場合、メチル基が結合する炭素原子は不斉炭素となり得る。本発明の共重合体においては、該不斉炭素の立体配置は（Ｒ）体、（Ｓ）体或いはそれらの混合物のいずれであってもよい。
【００５１】
ｎは１〜１０の整数を示すが、好ましくは１〜５の整数、より好ましくは４である。
【００５２】
一般式（Ａ）において、ｘ及びｙは共重合体中の各ユニットの平均個数を表し、１ＨＮＭＲ及びＧＰＣから求められる。例えば、一般式（Ａ）においてｎ＝４の共重合体では、環状デプシペプチド単位の側鎖部分に起因するNMRピークδ(ppm)：2.95-3.17 (2H,-CH2CH2CH2CH2NH2)と，カプロラクトン単位に起因するNMRピークδ(ppm)：2.25-2.34 (2H,-COCH2CH2CH2CH2CH2OH)の面積比より主鎖中の各重合度割合を算出し，この値とGPCで得られた主鎖の分子量から各ｘ，ｙが求められる。
【００５３】
また、上記したようにｘ及びｙの各ユニットの配列はランダムでもブロックでもよい。
【００５４】
ｘは２〜１００であり、好ましくは５〜５０であり、より好ましくは１０〜３０である。
【００５５】
ｙは１０〜１，０００であり、好ましくは５０〜８００であり、より好ましくは１００〜５００である。
【００５６】
ｘ／（ｘ＋ｙ）は０．０１〜０．９０、好ましくは０．０２〜０．３０、より好ましくは０．０４〜０．２０である。ｘがこの範囲にあることにより、本発明の共重合体に生分解性及び組織適合性が付与されると共に、柔軟性が付与される。
【００５７】
本発明の共重合体の数平均分子量（Ｍｎ）は１，０００〜１００，０００、好ましくは５，０００〜１００，０００、より好ましくは１０，０００〜５０，０００であり、重量平均分子量（Ｍｗ）は１，０００〜３００，０００、好ましくは５，０００〜３００，０００、より好ましくは１０，０００〜１５０，０００である。また、分子量分布の指標である数平均分子量に対する重量平均分子量の比（Ｍｗ／Ｍｎ）が１．０〜５．０、好ましくは、１．０〜４．０、より好ましくは１．０〜３．８である。数平均分子量及び重量平均分子量は、例えばＧＰＣ（溶媒：ジメチルホルムアミド）等の公知の方法を用いて測定できる。
【００５８】
本発明の共重合体のガラス転移温度は−６０〜−１０℃、好ましくは−５０〜−３０℃である。融点は３０〜８０℃、好ましくは３０〜５０℃である。融解熱量は−７０〜０Ｊ/ｇ、好ましくは−５５〜０Ｊ/ｇである。
【００５９】
本発明の共重合体の生分解挙動として、37℃のリン酸緩衝水溶液(PBS)中で浸積した場合に、２８日における数平均分子量の減少割合が２０〜９０％、好ましくは６０〜９０％である。なお、数平均分子量の測定はGPCを用いる。
【００６０】
本発明の共重合体の試験部位の厚さが０．２〜０．５ｍｍ，幅が２．２ｍｍ，長さが１８ｍｍ，試験片全長が４０ｍｍのダンベル状に切り抜き、これを引っ張り試験したときの破断強度は５〜２０ＭＰａ、好ましくは５〜１０ＭＰａであり、ヤング率は５０〜３５０ＭＰａ、好ましくは５０〜１００ＭＰａであり、破断時ひずみは１００〜６００％、好ましくは３００〜６００％である。
【００６１】
本発明の生分解性共重合体は、例えば、次のようにして製造することができる。
【００６２】
【化５】
2008120888.tif 000007
【００６３】
（式中、Ｚはベンジルオキシカルボニル基を示し、Ｒ１、ｎ、ｘ及びｙは前記に同じ。）
上記（１）で表される化合物は、例えば、T. Ouchi, et. al., Macromol. Chem. Phys. 197, 1823-1833 (1996)等に準じて製造することができ、また上記（２）で表されるカプロラクトンは市販されている。
【００６４】
上記（１）及び（２）で表される化合物を触媒（スズ 2-エチルヘキサノエート等）を用いて開環重合させて上記（３）で表される化合物とし、これを脱ベンジルオキシカルボニル剤（例えば、ＨＢｒ／酢酸等）により、フリーのアミノ基に変換して上記（Ａ）で表される生分解性共重合体を得ることができる。本反応の各ステップは慣用の方法を用いて実施することができる。
【００６５】
２．生分解性共重合体架橋物
更に、上記の生分解性共重合体を架橋剤で処理することにより、弾性を有する生分解性共重合体架橋物を製造することができる。
【００６６】
生分解性共重合体の反応性官能基がアミノ基の場合は、架橋剤としてポリイソシアネート類、ポリカルボン酸活性エステル類等が例示される。
【００６７】
ポリイソシアネート類としては、脂肪族ポリイソシアネート、脂環族ポリイソシアネート等が挙げられる。
【００６８】
脂肪族ポリイソシアネートとしては、例えば、ジイソシアネート［トリメチレンジイソシアネート、テトラメチレンジイソシアネート、１，６−ジイソシアナトヘキサン（ヘキサメチレンジイソシアネート，ＨＤＩ）、ペンタメチレンジイソシアネート、１，２−プロピレンジイソシアネート、１，２−ブチレンジイソシアネート、２，３−ブチレンジイソシアネート、１，３−ブチレンジイソシアネート、２，４，４−又は２，２，４−トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート、２，６−ジイソシアネートメチルカプトロエートなど］、ポリイソシアネート［リジンエステルトリイソシアネート、１，４，８−トリイソシアネートオクタン、１，６，１１−トリイソシアネートウンデカン、１，８−ジイソシアネート−４−イソシアネートメチルオクタン、１，３，６−トリイソシアネートヘキサン、２，５，７−トリメチル−１，８−ジイソシアネート−５−イソシアネートメチルオクタンなど］が例示できる。
【００６９】
脂環族ポリイソシアネートとしては、例えば、ジイソシアネート［１，３−シクロペンテンジイソシアネート、１，４−シクロヘキサンジイソシアネート、１，３−シクロヘキサンジイソシアネート、１−イソシアナト−３，３，５−トリメチル−５−イソシアナトメチル−シクロヘキサン（イソホロンジイソシアネート，ＩＰＤＩ）、４，４′−メチレンビス（シクロヘキシルイソシアネート）、メチル−２，４−シクロヘキサンジイソシアネート、メチル−２，６−シクロヘキサンジイソシアネート、１，３−又は１，４−ビス（イソシアネートメチル）シクロヘキサンなど］、ポリイソシアネート［１，３，５−トリイソシアネートシクロヘキサン、１，３，５−トリメチルイソシアネートシクロヘキサン、２−（３−イソシアネートプロピル）−２，５−ジ（イソシアネートメチル）−ビシクロ（２．２．１）ヘプタン、２−（３−イソシアネートプロピル）−２，６−ジ（イソシアネートメチル）−ビシクロ（２．２．１）ヘプタン、３−（３−イソシアネートプロピル）−２，５−ジ（イソシアネートメチル）−ビシクロ（２．２．１）ヘプタン、５−（２−イソシアネートエチル）−２−イソシアネートメチル−３−（３−イソシアネートプロピル）−ビシクロ（２．２．１）ヘプタン、６−（２−イソシアネートエチル）−２−イソシアネートメチル−３−（３−イソシアネートプロピル）−ビシクロ（２．２．１）ヘプタン、５−（２−イソシアネートエチル）−２−イソシアネートメチル−２−（３−イソシアネートプロピル）−ビシクロ（２．２．１）−ヘプタン、６−（２−イソシアネートエチル）−２−イソシアネートメチル−２−（３−イソシアネートプロピル）−ビシクロ（２．２．１）ヘプタンなど］が例示できる。これらのポリイソシアネートは単独で又は二種以上組合せて使用できる。
【００７０】
ポリカルボン酸活性エステル類としては、分子内に下記式：
【００７１】
【化６】
2008120888.tif 000008
【００７２】
で表される活性エステルを少なくとも２以上有する化合物が例示される。
【００７３】
具体的には、下記式で表されるN-ヒドロキシコハク酸イミド（NHS）で両末端が活性化されたジカルボキシオリゴおよびポリエチレングリコール等が例示される。
【００７４】
【化７】
2008120888.tif 000009
【００７５】
（式中、ｐは1-5の整数、ｑは1〜1000の整数を示す。）
架橋反応は、生分解性共重合体と架橋剤を溶媒中で反応させることにより進行する。架橋剤と生分解性共重合体との割合は、生分解性共重合体中のアミノ基１当量に対して、架橋剤の活性部位（例えば、ポリイソシアネートのイソシアネート基）が０．５〜１．５当量、好ましくは１．０〜１．２当量の範囲となるようにすればよい。
【００７６】
反応溶媒としては、例えば、ＤＭＦ、ＤＭＳＯ、クロロホルム等が用いられる。反応温度は通常室温であり、反応時間は通常１２〜４８ｈ程度である。
【００７７】
反応終了後、サンプルを溶媒（例えばメタノール、クロロホルム等）で洗浄した後、乾燥して架橋物を得る。
【００７８】
本発明の架橋体のガラス転移温度は−５０〜−２０℃、好ましくは−４５〜−３０℃である。また融点は３０〜５０℃であればよいが、融点を示さないものが好ましい。融解熱量は−５０〜０Ｊ/ｇ、好ましくは−１０〜０Ｊ/ｇである。
【００７９】
本発明の架橋体の生分解挙動として、37℃のリン酸緩衝溶液(ＰＢＳ)中で浸漬した場合に、２８日における試験片重量の減少割合が１０〜６０％、好ましくは３０〜５０％である。
【００８０】
本発明の架橋体の試験部位の厚さが０．２〜０．５ｍｍ，幅が２．２ｍｍ，長さが１８ｍｍ，試験片全長が４０ｍｍのダンベル状に切り抜き、それを引っ張り試験したときの破断強度は１〜３０ＭＰａ、好ましくは１〜１２ＭＰａであり、ヤング率は１〜１５０ＭＰａ、好ましくは１〜５ＭＰａであり、破断時ひずみは１００〜１０００％、好ましくは２５０〜８００％である。
【００８１】
３．用途
本発明の生分解性共重合体は生分解性及び柔軟性を有しており、共重合組成を制御することで生分解速度の調節ができる。また、本発明の生分解性共重合体架橋物は生分解性、伸縮性、柔軟性及び弾性を有している。
【００８２】
本発明によって得られる素材は、フィルム状、糸状、スポンジ状に成型加工でき、柔軟性や弾性を有する生分解性材料の開発が可能となる。特に、架橋体ではゴム弾性を有する生分解性材料の開発が可能となる。これらは例えば、医療材料および医療製品、電化製品、家具に代表される一般的な造形物、プラスチックボトル、惣菜用容器に代表される一般的な飲食業界に関わる容器などとして応用できる。
【００８３】
本発明の素材は、医療用素材（材料）として好適に用いることができる。例えば、軟組織や、血管や筋肉（心筋、骨格筋、平滑筋等）などの弾性が要求される組織に対して高い力学的適合性を示すため、このような組織の再生に用いる生体内留置物として有用である。例えば、生分解性埋込材料、組織再生用足場材料、可動部位周辺の創傷被覆等が挙げられる。
【実施例】
【００８４】
以下、本発明を実施例により更に具体的に説明するが、本発明はこれらに限定されるものではない。
【００８５】
なお、下記において「Ｇ」はグリコール酸を、「Ｋ」はリジンを、「ＣＬ」はε−カプロラクトンを、「ｒ」はランダムを示す。
［実施例１］
ポリ(ε-カプロラクトン−デプシペプチド)・ランダム共重合体の合成
（１）100 mlのナス型フラスコに1000 mg(3.12 mmol)のcyclo[Glc-Lys(Z)]を入れ、液体窒素を用いて凍結乾燥を行った。115℃のオイルバスにてcyclo[Glc-Lys(Z)]をいったん融解し、続いて6,778 mg(59.4 mmol)のε-カプロラクトンと、25.3 mg (62.5 μmol、M/I=1,000)の2-エチルヘキサン酸スズを加え、脱気及びアルゴン置換を20セット程繰り返した後に、6時間重合反応を行なった。ここでは、シクロデプシペプチドcyclo[Glc-Lys(Z)]導入率15 mol%を想定している。
【００８６】
所定時間後、反応混合物を少量のクロロホルムに溶解し、大量のジエチルエーテル/メタノール混合溶媒(9/1)中に沈殿させた。沈殿物を回収し、24時間減圧乾燥させて7,250 mgの白色固体[PGK(Z)-r-CL]を得た。
【００８７】
化合物[PGK(Z)-r-CL]（Before deprotection）の1H NMR (CDCl3)を図１に示す。
（２）上記（１）で得た2,000 mgの化合物[PGK(Z)-r-CL]を5 mlのトリフルオロ酢酸に溶解させ、氷冷下で2.20 ml(保護基に対して3当量)の25 %-HBr/CH3COOHを加えて１時間撹拌した。反応混合液を冷ジエチルエーテル中で沈殿させ、回収した沈殿物を24時間減圧乾燥し、褐色固体を得た。得られたポリマーを5 mlのクロロホルムに溶解させた後、1.22 ml(保護基に対し3当量)のトリエチルアミンで脱塩し、冷ジエチルエーテル/メタノール混合溶媒(9/1)中に沈殿させた。沈殿物を回収し、24時間減圧乾燥させて1,530 mgの白色固体 [PGK-r-CL] を得た。化合物[PGK-r-CL]（After deprotection）の1H NMR (CDCl3)を図１に示す。
【００８８】
図１より、ｘ＝19、ｙ＝408であった。
【００８９】
1H NMR (CDCl3)、δ(ppm); 1.38 (2H,-COCH2CH2CH2CH2CH2OH)、1.57-1.72 (4H, -COCH2CH2CH2CH2CH2OH)、1.78-1.92 (6H,-CH2CH2CH2CH2NH2)、2.25-2.34 (2H,-COCH2CH2CH2CH2CH2OH)、2.95-3.17 (2H,-CH2CH2CH2CH2NH2)、3.95-4.07 (2H,-COCH2CH2CH2CH2CH2OH)、4.08-4.16 (1H,-COCH(CH2)3NHCOCH2O−)、4.48-4.75 (2H,-COCH(CH2)3NHCOCH2O-)。
【００９０】
【化８】
2008120888.tif 000010
【００９１】
［実施例２〜４］
シクロデプシペプチドcyclo[Glc-Lys(Z)]導入率を10, 15, 20 mol%と変化すること以外は実施例１と同様に反応させてそれぞれ共重合体を得た。その場合の（ｘ，ｙ）の値はそれぞれ，(21,230),(29,177),(21,127)であった。
【００９２】
［比較例１］
シクロデプシペプチドcyclo[Glc-Lys(Z)]導入率を0 mol%とすること以外は実施例１と同様に反応させてポリカプロラクトン(PCL)を得た。
【００９３】
［試験例１］
分子量測定
実施例１〜４の共重合体（PGK-r-CL）及び比較例１のPCLの数平均分子量（Ｍｎ）と分子量分布（Ｍｗ/Ｍｎ）をゲルろ過クロマトグラフィー（TOSOH製、Tosoh GPC-8020 series system）により測定した。その結果を表１に示す。ポリマー3mgをDMF0.5mlに溶かし，これを0.2μm孔のフィルターに通すことでゴミ等の固体を除去し，その後装置にシリンジを用いて打ち込んだ。
【００９４】
【表１】
2008120888.tif 000011
【００９５】
［試験例２］
熱分析試験（DSC）
実施例１〜４の共重合体[PGK-r-CL]及び比較例１のPCLの熱分析を次のようにして行った。ポリマー5mgを秤量してアルミパンに入れ，これをＤＳＣ装置に設置して測定を行った。測定温度範囲−１００〜１００℃，昇温速度１０℃/min，冷却は液体窒素を用いた
融解熱量：ΔH(J/g)は、融点ピークの面積より算出した。また、結晶化度：Ｘｃ(mol%)は、式：Xc=ΔH/ΔHtheo.×100 (ΔHtheo.=142[J/g])により求めた。
【００９６】
その結果を表２及び図２に示す。
【００９７】
【表２】
2008120888.tif 000012
【００９８】
この結果よりCyclodepsipeptide ユニットの導入率が増えるとガラス転移点および融点が低下し，融解熱量が減少し，結晶化度が低下することが分かった
【００９９】
［試験例３］
PGK-r-CL及びPCLの生分解性試験
PGK-r-CL及びPCLから調製したキャストフィルムを20mm×5mmに切り抜き，重量を測定し，これらのフィルムの小片をあらかじめ37℃に調製したPBS(pH=7.4, I=0.14)中に浸漬した。所定時間後(1，2，4，7，14，28日)にフィルムを取り出し，超純水で洗浄して凍結乾燥を行い，その後フィルムの重量を測定し重量減少率を算出した。また，このフィルムを溶解し，ＧＰＣにより分子量減少率(溶媒：DMF)を測定し，生分解挙動を確認した。
【０１００】
これより，デプシペプチド導入率を上げると生分解性速度が早くなることが確認できた。これは，主鎖中に存在する親水性で生分解速度の速いデプシペプチド部分の割合が大きくなったことと，先に示している結晶化度の減少にも起因しており，これら双方の要因によるものであると考えられる。結果を図３に示す。
【０１０１】
［試験例４］
PGK-r-CL及びPCLの引っ張り試験
実施例１及び２で得られた共重合体の引張試験を行った。具体的には、PGK-r-CLフィルム及びPCLフィルムを試験部位の厚さが０．２〜０．５ｍｍ，幅が２．２ｍｍ，長さが１８ｍｍ，試験片全長が４０ｍｍのダンベル状に切り抜き、5 mm/minで引っ張り試験を行った。
【０１０２】
その結果を表３及び図４に示す。
【０１０３】
【表３】
2008120888.tif 000013
【０１０４】
これによれば、分子鎖中にデプシペプチドを導入しても，PCLの柔軟性は失われておらず，むしろ変形しやすくなっていることが分かる。
【０１０５】
［実施例５］
ポリ(ε-カプロラクトン−デプシペプチド)・ランダム共重合体を用いた架橋体の調製
架橋反応は主鎖中に含まれている全アミノ基を反応させるように架橋剤の仕込み量を調整した。PGKCL(GK/CL=4/96)の場合、まず300 mgのPGKCLを20 wt%となるように脱水DMFに溶解した後、16.0μlのヘキサメチレンジイソシアナート(アミノ基に対して0.5当量)を加え、30分間超音波照射した後、常温で架橋反応を進行させた。DMFからクロロホルム、そしてメタノールに溶媒を置換した後に、48時間減圧乾燥させることで架橋体を得た。架橋体の模式図を図５に示す。
【０１０６】
［実施例６及び７］
実施例２及び３で得られたPGKCL(GK/CL=9/91)及びPGKCL(GK/CL=14/86)について、実施例５と同様に反応させてそれぞれ共重合体架橋体（実施例６及び７）を得た。
【０１０７】
［試験例５］
熱分析試験（DSC）
実施例５〜７の架橋体について、上記試験例２と同様にして熱分析試験を行った。その結果を表４に示す。また、各サンプルの外観を示す写真を図６に示す。
【０１０８】
融解熱量：ΔH(J/g)及び結晶化度：Ｘｃ(mol%)は、試験例２と同様にして求めた。
【０１０９】
【表４】
2008120888.tif 000014
【０１１０】
これによれば，架橋前のポリマー（表２の実施例１，２，３）と比較して，ガラス転移点にはあまり変化は無いが，融点はやや低下し，融解熱は大幅に低下することが分かった。特にデプシペプチドユニットの導入率の高い実施例７においては，融点が消失し非結晶性を示すことが分かった。
【０１１１】
［試験例６］
引っ張り試験
実施例５〜７で得られた架橋体について、以下のように引っ張り試験を行った。
【０１１２】
500mgのpoly{(Glc-Lys)-random-CL}を5 mlのDMFに溶解し、テフロン（登録商標）シャーレにキャストした。そこに16μlのヘキサメチレンジイソシアナートを加え、24時間室温で架橋反応を進行させた。DMFからクロロホルム、そしてメタノールに溶媒を置換した後に、48時間減圧乾燥させることで、厚さが250μmの架橋体フィルムを得た。
【０１１３】
調製した架橋体フィルムを試験部位の厚さが０．２〜０．５ｍｍ，幅が２．２ｍｍ，長さが１８ｍｍ，試験片全長が４０ｍｍのダンベル型に切り抜き、1mm/minで引っ張り試験を行った。
【０１１４】
その結果を表５および図７の応力−歪み曲線に示す。実施例６および７の架橋体フィルムは降伏点がなく、弾性変形を示した。またその破断伸びは255〜711%を示し、ヤング率は2-5MPaと低いことから、柔軟で粘り強いフィルムであることが示された。
【０１１５】
【表５】
2008120888.tif 000015
【０１１６】
また、架橋体フィルムは引っ張りや、捻るなどの応力を加えた後も、ほぼ元通りの形状に回復する（形状回復率91.6%）ことから、この架橋体フィルムは広範囲で伸縮可能な力学特性を有することが示された。その挙動を図８に示す。得られる架橋体にエラストマーとしての機能(弾性変形)が発現することがわかった。
【０１１７】
［試験例７］
架橋体の生分解性試験
cross-linked PGKCL (14/86)をフィルム状に調製し，このフィルムを20mm×5mmに切り抜き，重量を測定し，これらのフィルムの小片をあらかじめ37℃に調製したPBS(pH=7.4, I=0.14)中に浸漬した。所定時間後(1，2，4，7，14，28，42日)にフィルムを取り出し，超純水で洗浄して凍結乾燥を行い，その後フィルムの重量を測定し重量減少率を算出した。結果を図９に示す。
【０１１８】
同様にして、未架橋のPGKCL(14/86)フィルム及びポリカプロラクトン（PCL）フィルムについても試験を行った。その結果を図９に示す。
【０１１９】
図９より架橋体では，未架橋のポリマーよりも分解速度が遅いことが解ったが，これは架橋による影響であり，水溶性低分子オリゴマーとしての溶出が阻害されているためである事が分かった。
【図面の簡単な説明】
【０１２０】
【図１】化合物[PGK(Z)-r-CL]及び化合物[PGK-r-CL]の1H NMR (CDCl3)を示す。
【図２】実施例１〜４の共重合体[PGK-r-CL]及び比較例１のPCLの熱分析試験の結果を示す。
【図３】PGK-r-CL及びPCLの生分解性試験の結果を示す。
【図４】PGK-r-CL及びPCLの引っ張り試験の結果を示す。
【図５】実施例５の架橋体の模式図を示す。
【図６】実施例５〜７の架橋体の外観写真を示す。
【図７】架橋体の引っ張り試験の結果を示す。
【図８】架橋体フィルムが伸縮可能な力学特性を有することを示す写真である。
【図９】架橋体フィルム、未架橋体フィルム及びPCLフィルムの生分解性試験の結果を示す。
【図１】
2008120888.tif 000019
【図２】
2008120888.tif 000020
【図３】
2008120888.tif 000021
【図４】
2008120888.tif 000022
【図５】
2008120888.tif 000023
【図６】
2008120888.tif 000024
【図７】
2008120888.tif 000025
【図８】
2008120888.tif 000026
【図９】
2008120888.tif 000027