生体適合材料を作製するための方法であって、2つの組成物の重合が可能となる条件下で該生体適合材料の2つまたはそれ以上の前駆組成物を化合させる段階を含み、求核付加による強い求核試薬と共役不飽和結合または共役不飽和基との間の自己選択的反応によって該重合が生じ、各組成物の官能価functionalityが少なくとも2であり、該生体適合材料が、処理されていないunprocessedアルブミンを含まず、該共役不飽和結合または共役不飽和基がマレイミドまたはビニルスルホンではない方法。組成物が、オリゴマー、ポリマー、生合成タンパク質またはペプチド、天然のペプチドまたはタンパク質、処理された天然のペプチドまたはタンパク質および多糖類からなる群より選択される、請求項1記載の方法。組成物が、強い求核試薬または共役不飽和基もしくは共役不飽和結合を含むように官能性を付与された、請求項2記載の方法。強い求核試薬がチオールまたはチオールを含む基からなる群より選択される、請求項1記載の方法。生体適合材料を作製するための方法であって、2つの組成物の重合が可能となる条件下で該生体適合材料の2つまたはそれ以上の前駆組成物を化合させる段階を含み、求核付加によるアミンと共役不飽和結合または共役不飽和基との間の自己選択的反応によって該重合が生じ、各組成物の官能価functionalityが少なくとも2であり、該生体適合材料が、処理されていないunprocessedアルブミンを含まず、該共役不飽和結合または共役不飽和基がマレイミドまたはビニルスルホンではない方法。共役不飽和基がアクリル酸エステル、アクリルアミド、キノンまたは2ビニルピリジニウムもしくは4ビニルピリジニウムである、請求項1記載の方法。ポリマーが、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリおよびポリコポリブロック共重合体からなる群より選択される、請求項2記載の方法。1つの組成物の官能価が少なくとも3である、請求項1記載の方法。ペプチドが接着部位、増殖因子結合部位またはプロテアーゼ結合部位を含む、請求項2記載の方法。前駆組成物を、接着部位、増殖因子結合部位またはヘパリン結合部位を含み、また、強い求核試薬または共役不飽和結合もしくは共役不飽和基のいずれかを含む分子と化合させる段階をさらに含む、請求項1記載の方法。強い求核試薬がチオールである、または共役不飽和結合もしくは共役不飽和基がアクリル酸エステル、アクリルアミド、キノンもしくはビニルピリジニウムである、請求項10記載の方法。生体適合材料がヒドロゲルである、請求項1記載の方法。生体適合材料が分解性である、請求項1記載の方法。生体適合材料が感受性生体分子の存在下で作製される、請求項1記載の方法。生体適合材料が細胞または組織の存在下で作製される、請求項1記載の方法。生体適合材料が動物の体の内部又は表面で作製される、請求項1記載の方法。重合の前に前駆組成物を促進剤と化合させることをさらに含む、請求項1記載の方法。前駆組成物を、少なくとも1つの共役不飽和結合または共役不飽和基および少なくとも1つのアミン反応性基を含む組成物と混合する段階をさらに含む、請求項1記載の方法。細胞または組織表面に付加的な組成物を適用する段階をさらに含み、付加的組成物が少なくとも1つの共役不飽和結合または共役不飽和基および少なくとも1つのアミン反応性基を含む、請求項15記載の方法。生体適合材料の2つまたはそれ以上の前駆組成物を2つの組成物の重合が可能となる条件下で化合させることによって作製される生体適合材料であって、求核付加による強い求核試薬と共役不飽和結合または共役不飽和基との間の自己選択的反応によって該重合が生じ、各組成物の官能価が少なくとも2であり、該生体適合材料が処理されていないアルブミンを含まず、該共役不飽和結合または共役不飽和基がマレイミドまたはビニルスルホンではない生体適合材料。組成物が、オリゴマー、ポリマー、生合成タンパク質またはペプチド、天然のペプチドまたはタンパク質、処理された天然のペプチドまたはタンパク質および多糖類からなる群より選択される、請求項20記載の生体適合材料。組成物が、強い求核試薬または共役不飽和基もしくは共役不飽和結合を含むように官能性を付与される、請求項21記載の生体適合材料。強い求核試薬がチオールまたはチオールを含む基からなる群より選択される、請求項20記載の生体適合材料。生体適合材料の2つまたはそれ以上の前駆組成物を2つの組成物の重合が可能となる条件下で化合させることによって作製される生体適合材料であって、求核付加によるアミンと共役不飽和結合または共役不飽和基との間の自己選択的反応によって該重合が生じ、各組成物の官能価が少なくとも2であり、該生体適合材料が処理されていないアルブミンを含まず、該共役不飽和結合または共役不飽和基がマレイミドまたはビニルスルホンではない生体適合材料。不飽和基がアクリル酸エステル、アクリルアミド、キノンまたはビニルピリジニウムである、請求項20記載の生体適合材料。ポリマーがポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ。ポリ、ポリ、ポリ、ポリおよびポリコポリブロック共重合体からなる群より選択される、請求項21記載の生体適合材料。1つの組成物の官能価が少なくとも3である、請求項20記載の生体適合材料。ペプチドが接着部位、増殖因子結合部位またはプロテアーゼ結合部位を含む、請求項21記載の生体適合材料。接着部位、増殖因子結合部位またはヘパリン結合部位を含み、強い求核試薬または共役不飽和結合もしくは共役不飽和基のいずれかをも含む分子をさらに含む、請求項20記載の生体適合材料。強い求核試薬がチオールである、または共役不飽和結合もしくは共役不飽和基がアクリル酸エステル、キノンもしくはビニルピリジニウムである、請求項29記載の方法。ヒドロゲルである、請求項20記載の生体適合材料。分解性である、請求項20記載の生体適合材料。感受性生体分子の存在下で作製される、請求項20記載の生体適合材料。細胞または組織の存在下で作製される、請求項20記載の生体適合材料。動物の体の内部又は表面で作製される、請求項20記載の生体適合材料。促進剤をさらに含む、請求項20記載の生体適合材料。少なくとも1つの共役不飽和結合または共役不飽和基および少なくとも1つのアミン反応性基を含む組成物をさらに含む、請求項20記載の生体適合材料。細胞または組織の表面に結合する付加的な組成物を適用することをさらに含み、付加的組成物が少なくとも1つの共役不飽和結合または共役不飽和基および少なくとも1つのアミン反応性基を含む、請求項34記載の生体適合材料。治療用物質を動物の細胞、組織、器官、器官系または身体に送達するための方法であって、細胞、組織、器官、器官系または身体を請求項20または請求項24のいずれか一項記載の生体適合材料と接触させる段階を含み、該生体適合材料が治療用物質を含み、それによって該治療用物質が動物の該細胞、組織、器官、器官系または身体へ送達されるような方法。治療用物質がタンパク質、天然有機分子または合成有機分子、ウイルス粒子および核酸分子からなる群より選択される、請求項39記載の方法。治療用物質がプロドラッグである、請求項39記載の方法。核酸分子がDNAまたはRNAである、請求項40記載の方法。核酸分子がアンチセンス核酸分子である、請求項40記載の方法。組織を再生させるための方法であって、細胞内殖cellingrowthを許容する条件下で部位に足場を導入する段階を含み、該足場が請求項20または請求項24のいずれか一項記載の生体適合材料を含む方法。足場が細胞にあらかじめ播種される、請求項44記載の方法。組織が、骨、皮膚、神経、血管および軟骨からなる群より選択される、請求項44記載の方法。癒着、血栓症または再狭窄を防止するための方法であって、部位を請求項20または請求項24のいずれか一項記載の生体適合材料前駆組成物と接触させる段階;および該部位において該組成物を重合する段階を含む方法。液体または気体の流れを封鎖する方法であって、動物の体内の部位を請求項20、請求項24または請求項37のいずれか一項記載の生体適合材料前駆組成物と接触させる段階;および該部位において該組成物を重合する段階を含む方法。部位が、肺、血管、皮膚、硬膜障壁および腸である、請求項48記載の方法。細胞または組織を封入する方法であって、生体適合材料の前駆組成物を細胞または組織と化合させる段階;および該組成物を重合する段階を含み、該重合が強い求核試薬と共役不飽和結合または共役不飽和基との間の自己選択的反応によって生じ、該細胞または組織が該重合生体適合材料によって封入されるような方法。詳細な説明I.生体適合材料のインビボ合成または適用生体適合材料の作製のために用いた化学反応系生体適合材料の2つまたはそれ以上の前駆組成物をインサイチューまたは感受性生体物質の存在下で自己選択性の高い方法で重合または架橋この2つの用語を本明細書では同義語として用いるさせるための新規化学反応スキームを開発した。一般には2つの前駆組成物を混合する。これらの2つの前駆組成物は反応速度において自己選択的であるすなわち、第1の前駆組成物は感受性生体物質における他の組成物よりも第2の前駆組成物とはるかに速く反応し、しかも、第2の前駆組成物は感受性生体物質における他の組成物よりも第1の前駆組成物とはるかに速く反応する。これらの前駆組成物の官能価がいずれも少なくとも2であってその一方の官能価が2を上回る場合には、その系は自己選択的に反応して架橋性生体適合材料を作製すると考えられる。官能価という用語は本明細書では、ポリマー科学で用いられる意味すなわち、反応部位の数で用いられる。したがって、官能価がそれぞれ2である2つの組成物を混合すると直線状の重合性生体適合材料が生じると考えられ、官能価がそれぞれ少なくとも2であって組成物の一方の官能価が2を上回る2つの組成物を混合すると架橋性生体適合材料が生じると考えられる。どちらの前駆組成物の官能価も2である場合には、直線状の重合性生体適合材料が生じると考えられる。いずれの状況も有用と考えられる。架橋性生体適合材料の場合には、組成物が極めて親水性であっても全材料は完全な固体として存続し、体内全体には分散しないことが可能である。このような非分散系が直線状の重合性生体適合材料に望まれる場合には、結果として得られる生体適合材料も水または体液に不溶性であるように、少なくとも1つの前駆組成物が疎水性であると有用である。例えば、2つの前駆組成物が別の方法で相互作用して不溶性となる場合、または前駆物質の一方もしくは両方がpH、温度もしくは他の刺激に反応して溶解性が上昇もしくは低下する場合、または一方の前駆組成物がポリカチオンで他方の前駆組成物がポリアニオンである場合、または一方の前駆組成物が他方と強い水素結合を生じる場合に、他のアプローチも可能である。本発明の化学反応系では、一方の組成物が強い求核試薬を有し、他方の組成物が共役不飽和物または共役不飽和物を有する付加反応を利用する。本発明において強い求核試薬として特に関心対象であるのはチオールである。好ましくは、この系ではチオールと共役不飽和物例えば、アクリル酸エステルまたはキノンとの間の共役付加反応を利用する。この反応系は自己選択的なものにすることができ、すなわち、関心対象の大半の感受性生体化合物大半の薬剤、ペプチド、タンパク質、DNA、細胞、細胞集塊および組織において見い出される他の化学基とは実質的に反応しない。これは、これらの組成物の一方または両方がポリマーまたはオリゴマーである場合に特に有用であるが、他の可能性も本明細書に示している。タンパク質は、側鎖の末端にチオールが存在するアミノ酸であるシステインを含んでいる。しかし、タンパク質に存在する遊離チオールの数は極めて少なく、ほとんどのタンパク質は偶数のシステイン残基を含み、これらは後に対になってタンパク質の種々の領域との間にジスルフィド架橋を形成する。タンパク質の中には奇数のシステイン残基を含むものもあるが、これらの大部分はジスルフィド結合性二量体として存在し、そのうえ天然のタンパク質には遊離チオール残基は存在しない。このため、タンパク質に存在する遊離チオールの数は極めて少ない。グルタチオンなどのいくつかの重要な電子伝達分子は遊離チオールを含むが、これらの分子の細胞内での空間的配置は一般に限られている。したがって、細胞外に存在する共役不飽和構造は生理的条件に近い条件ではほとんどのタンパク質と実質的に反応しないと考えられる。アミンも求核試薬であるが、求核試薬としてはチオールほど優れてはいない。反応環境のpHはこれを考慮すると重要である。特に、非プロトン化アミンは一般にプロトン化アミンよりも優れた求核試薬である。生理的pHでは、リジン側鎖上のアミンはほぼ完全にプロトン化されており、このため反応性はそれほど高くない。ペプチドおよびタンパク質のN末端のαアミンは側鎖εアミンよりもpKがはるかに低く、このため、生理的pHでは、これはリジン側鎖のεアミンよりも共役付加に対する反応性が高い。しかしながら、チオールは実質的にプロトン化アミンよりも反応性が高い。上記のようにpHはこれを考慮すると重要であり、脱プロトン化チオールは実質的にプロトン化チオールよりもかなり反応性が高い。以上から、アクリル酸エステルまたはキノンなどの共役不飽和物とチオールとの反応によって2つの前駆組成物を生体適合材料へと変換させる付加反応は、関心対象のチオールのほとんどが脱プロトン化されこのため反応性がより高くなり、しかも関心対象のアミンのほとんどはプロトン化された状態に保たれるこのため反応性が低い、ほぼpH8ですなわち最も速く、最も自己選択的に行われることがしばしばであると考えられる。チオールを第1の組成物として用いる場合には、アミンと比べてチオールとの反応性に対して選択的である共役構造が非常に望ましい。共役構造が細胞外で保たれる場合には、反応し、その結果毒性を誘発する反応性求核試薬の数は極めて少ない。この空間的制限は一般に、共役組成物を高分子量にすること、親水性にすること、またはその両方によって実現可能である。ポリエチレングリコールPEGは極めて好都合な構成単位を提供する。直線状末端が2つあることを意味するまたは分枝状末端が2つを上回ることを意味するのPEGは容易に購入または合成でき、続いてPEG末端基に官能性を付与してチオールなどの強い求核試薬またはアクリル酸エステルもしくはキノンなどの共役構造を導入することができる。これらの組成物を互いに混合すると、または対応する組成物と混合すると、ヒドロゲル材料が作製されると考えられる。PEG組成物を非PEG組成物と反応させて、結果として得られる生体適合材料の物理的特性、透過性および含水量を操作するために、いずれかの組成物の分子量または親水性を調節することもできる。これらの材料は一般に、以下にさらに詳細に述べる医療用インプラントに有用である。生体適合材料、特にインビボで分解することが望ましい生体適合材料の形成においては、ペプチドが非常に好都合な構成単位を提供する。2つまたはそれ以上のシステイン残基を含むペプチドを合成することは簡単であり、続いてこの組成物を生体適合材料、特にヒドロゲル生体適合材料の求核性前駆組成物として容易に利用することができる。例えば、2つの遊離システイン残基を有するペプチドは、生理的pHまたはそれよりもわずかに高いpH例えば8~9;ゲル化はさらに高いpHでも進行すると考えられるが、自己選択性が損失するおそれがあるの下でPEGトリアクリル酸エステルと混合すると、容易にヒドロゲルを作製すると考えられる。2つの液体前駆組成物を混合すると、それらは数分間にわたって反応し、網目構造の結節点を有するPEG鎖の網目構造からなり、ペプチドが結合部として存在する弾性ゲルを作製する。タンパク質をベースとする網目構造の場合と同じように網目構造が細胞による浸潤および分解を受けるように、ペプチドをプロテアーゼ基質として選択することができる。このゲル化は自己選択的であり、すなわちペプチドはほとんど他の組成物ではなくPEG組成物と反応し、PEG組成物はほとんど他の組成物ではなくペプチドと反応する。必要に応じて、他種のもの例えば、組織表面との化学結合を提供するように生体機能性物質を設計して組み込むことも可能である。これらのゲルは操作的には作製が容易であり、一方がペプチドを含み、他方が官能性を付与されたPEGを含む、2つの液体前駆物質を混合する。この例では、生理食塩水を溶媒として利用することができ、反応によって生じる熱が極めてわずかである上、PEGトリアクリル酸エステルもペプチドも容易に細胞内には拡散しないため、ゲル化は組織と直接接触した状態で有害な毒性を引き起こすことなく、インビボまたはインビトロで行うことができる。テレケリック的に修飾された、または側基が修飾された、PEG以外のポリマーも用いうることは明らかである。プロテアーゼ部位本発明の化学架橋スキームの1つの特別な特徴は、それが自己選択的であること、すなわちそれがペプチドまたはタンパク質上の他の特徴となるものとは反応しないことである。したがって、上記の通りに、ペプチド上のシステイン残基以外の側基とは化学的に反応しないペプチドを1つの組成物として用いることができる。このことは、結果として得られる生体適合材料構造に種々の生体活性ペプチドを組み込むことができることを意味する。例えば、架橋用のジチオールとして用いるペプチドを、組織移動時および組織再編成時に細胞が用いる酵素の基質であるように設計することができる例えば、プラスミン、エラスターゼ、またはコラゲナーゼなどのマトリックスメタロプロテイナーゼMMPの基質のような。ゲルの分解特性は、架橋結節点として利用するペプチドの細部を変更することによって操作可能である。コラゲナーゼによって分解されるがプラスミンによっては分解されないゲル、またはプラスミンによって分解されるがコラゲナーゼによっては分解されないゲルを作製することができる。さらに、酵素反応のKmもしくはkcatまたはその両方が変化するようにアミノ酸配列を単に変更することのみによって、このような酵素との反応によるゲルの分解を速くまたは遅くすることもできる。このため、細胞の通常の再編成特性による再編成されうるという点で生体模倣的な生体適合材料を作製することが可能である。接着部位細胞接着のためのペプチド部位、すなわち細胞表面の接着促進受容体と結合するペプチドを本発明の生体適合材料に組み込むことができる。フィブロネクチン由来のRGD配列またはラミニン由来のYIGSR配列などの、このような種々の接着促進ペプチドを組み込むことは容易である。上記の通り、これは例えば、残りのチオール含有前駆組成物と混合する数分前に、システイン含有ペプチドをPEGジアクリル酸エステルもしくはトリアクリル酸エステル、PEGジアクリルアミドもしくはトリアクリルアミドまたはPEGジキノンもしくはトリキノンと単に混合することによって行える。この最初の段階の間に、接着促進ペプチドは共役不飽和物による多数の官能性を付与されたPEGの一端に組み込まれると考えられ、残りの多価チオールを系に加えると架橋網目構造が作製されると考えられる。このため、例えば、システイン1つを含む接着性ペプチドをPEGトリアクリル酸エステルと混合し例えば、アクリル酸エステル末端基1モル当たり01モルのペプチドの割合で、続いてシステイン残基2つを含むプロテアーゼ基質ペプチドを添加して三次元網目構造を作製させると例えば、アクリル酸エステル末端基1モル当たり等モルより01モル少ないペプチドの割合で、結果として得られる材料は高い生体模倣性を有すると考えられる。すなわち、組み込まれた接着部位およびプロテアーゼ部位が共存することにより、細胞がインビボで細胞外基質において通常行っているのと全く同じように、細胞が移動用の経路を分解しながら作成する際に材料において牽引摩擦力を成立させることが可能となる。この場合には、接着部位は側基として材料に組み込まれる。また、接着部位を材料の骨格に直接組み込むことも可能である。これを行える方法は1つにとどまらない。1つの方法は、接着性ペプチドまたはタンパク質に2つまたはそれ以上のチオール例えば、システインを含めることである。または、PEGなどのポリマー上に接着性ペプチドを直接合成し例えば、液相化学を用いて、1つの鎖末端当たり少なくとも1つのチオール例えば、システインまたは共役不飽和物を含めることも可能と考えられる。増殖因子結合部位本発明の生体適合材料の生体模倣性は、特にそれらをヒドロゲルとなるように水溶性組成物から作製する場合には、増殖因子結合ドメインを組み込むことによってさらに高めることが可能である。例えば、ヘパリンを結合させるためにヘパリン結合性ペプチドを用いることができ、続いてこのヘパリンを用いて、bFGF、VEGF、BMPまたはTGFβなどのヘパリン結合性増殖因子を結合させることができる。このため、ヘパリン結合性増殖因子、ヘパリンおよび活性化ヘパリン結合性ペプチドを活性化PEG前の項に述べたものと同様のものを混合する場合には、その結果得られるゲルは、浸潤細胞がゲルの分解によって増殖因子を放出させるまでその大半を保持しながら、増殖因子を徐々に放出すると考えられる。増殖因子の貯蔵所としての役割を果たし、損傷時に局所的細胞活動によってそれを放出することは、細胞外基質のインビボでの通常の機能の一つである。ヘパリン結合性増殖因子を隔離するためのもう1つの類似した方法は、より直接的に、増殖因子と直接結合する共有結合的に組み込まれたヘパリン模倣物、例えば負に荷電した側鎖を有するペプチドなどを用いることによるものであると考えられる。さらに、生体適合材料はそれ自体が網目構造であるため、それを用いて、単に物理的に組み込まれた、分解もしくは拡散、またはその組み合わせによってによって徐々に放出される、増殖因子を放出させることもできる。ゲル化化学作用は自己選択的であるため、増殖因子それ自体および他の生体活性ペプチドはその生物活性が消失するような化学的修飾を受けないことを理解する必要がある。自己選択性のこの重要な様相により、例えば、増殖因子をポリマー粒子内に封入する必要性ゲル化化学作用が、タンパク質中のリジン側鎖上に存在するεアミンのように増殖因子上に遊離した形で存在する側基と反応させるものである場合に、それをゲル化化学作用から保護するためにはなくなる。共役付加反応によって作製されるヒドロゲルからの薬物送達ヒドロゲルはタンパク質医薬の送達には特に有用である。ヒドロゲルは生体適合性があり、タンパク質の変性を最小限に抑えるタンパク質に対して穏和な環境を提供する。チオールとの共役付加反応はタンパク質の存在下でゲルを作製するために用いられるが、これはこれらの反応の自己選択性が求核性置換反応、フリーラジカル反応または反応性を得るためにアミンを含む反応に比べて高いためである。このため、タンパク質はゲル中に物理的に埋め込まれる。さらに、ヒドロゲルを構成するポリマーの内部に分解性部分を組み込むこともでき、この際にはゲル内部の部分の分解により、ゲルの分解に伴ってタンパク質が放出されると考えられる。本発明の1つの特に有用な態様は、共役付加反応それ自体によって特に加水分解を受けやすい構造が得られる場合に生じる。大半の場合には、タンパク質医薬、またはアンチセンスオリゴヌクレオチドもしくは遺伝子などの高分子医薬は、ポリ乳酸などの分解性疎水性材料から送達される。しかし、本発明者らは、チオール、共役不飽和物またはその両方による官能性が付与された架橋性ポリエチレングリコールなどの、より親水性の高い材料を記載する。光架橋性ポリエチレングリコールPathakら、JournaloftheAmericanChemicalSociety114:8311~8312、1992、および求核性置換反応によって架橋されたポリエチレングリコールZhaoら、PolymerPreprints38:526~527、1997;国際公開公報第992270;国際公開公報第9934833号および国際公開公報第9914259号を含む他の例も存在する。チオールとの共役付加反応を介した架橋は、タンパク質中の共役基とアミンなどの他の基との間の反応が極めて遅いという点で優れた自己選択性を示す。組み込もうとするタンパク質が遊離チオールを含む場合には、別の方法で保護または反応させない限り、これは生体適合材料系と反応すると考えられる。タンパク質の封入および放出を目的としてチオールとの共役付加によって作製される生体適合材料を用いるほかの利点には、共役付加架橋によって生じる基の化学的性質によるものがある。共役基がアクリル酸エステルである場合には、比較的不安定なエステルが系に存在する。アクリル酸エステルにフリーラジカル架橋を行うと、この種のゲルはpH74および37°Cでは分解が極めて遅く、ゲルが分解するのに約1年間かかることが明らかになっている。しかし、アクリル酸エステル基をチオールと反応させると、アクリル酸エステル基エステル加水分解による半減期は約3週間であり、約3週間で分解するゲルが生じる以下に述べる。フリーラジカル架橋の場合には、ゲルの分解を促進させるためにポリエチレングリコールとアクリル酸エステルとの間に特別な基を含める必要があるがポリ乳酸オリゴマーなど;Pathak、前記、一方、共役付加架橋の場合にはアクリル酸エステルとポリエチレングリコールとの間に特別な基は必要でない。共役不飽和物とポリマーとの間により安定なリンカーを用い、続いてグリコール酸、乳酸、εカプロラクトンまたはトリメチレン炭酸エステルのオリゴマーなどの加水分解によって分解されるドメインをポリマーと共役不飽和物との間に組み込むことにより、これらのドメインの分解による生体適合材料の分解を得ることができる。ヒドロゲルの生物医学的応用ヒドロゲルは水によって大きく膨潤する重合性材料である。ヒドロゲルは多くの用途に対して特に有用である。ヒドロゲルは極めて多くの生物医学的応用に対して関心がもたれている。これらには、障壁用途癒着予防薬、密封剤、薬物送達装置、組織工学用および創傷治癒用の足場、細胞封入および移植用の材料、組織の外科的補強用の材料、および密封剤および接着剤としての材料が非制限的に含まれる。生物医学におけるヒドロゲルの応用に関して不完全ながらも例示的なリストを以下に示す。1.接着予防用のヒドロゲルは、術後またはその他の外傷後の望ましくない接着を最小限に抑えるために望まれる。このような接着はタンパク質性もしくは細胞性またはその両方でありうる。例えば、術後腹骨盤癒着は慢性痛、腸閉塞および不妊につながるおそれがある。第2の例として、血管系におけるバルーン血管形成術後の血小板と血管壁表面との望ましくない接着は血栓症および再狭窄につながるおそれがある。外科手術部位でインサイチューで治癒した材料は術後癒着の予防に、特にこれらの材料が数日から数週間かけて分解する場合に有用と考えられる。損傷動脈の表面でインサイチューで治癒した材料は、カテーテル介在、ステント配置または外科手術に伴う血管外傷部位での血栓症の予防に有用と考えられる。2.接着剤または密封剤としてのヒドロゲルは、気相または液相液体含有腔を分離している組織における漏出を封止するために望ましい。いくつかの例に血管、皮膚、肺、硬膜障壁および腸がある。この材料は内用として例えば肺の空気漏出の封止にも有用であり、外用として例えば皮膚の切開部の閉鎖にも有用と考えられる。3.ヒドロゲルは局所的な薬物送達装置としても有用と考えられる。薬物は任意の生物活性分子、例えば、天然物、合成薬、タンパク質増殖因子または酵素など、または遺伝物質であってよい。このような薬物の機能特性はその担体によって保持される必要がある。薬物の放出は、拡散機構、種々の機構によるゲル担体の分解加水分解または酵素的分解などまたは他の感知機構例えば、pH誘導性の膨潤によるものでよい。多くの薬物は反応基を含むことから、担体としての役割を果たす材料は本材料と望ましくない様式では反応しないことが重要である。このため、共役不飽和物とチオールとの間の反応の自己選択性の高さは薬物封入において極めて有用である。4.足場としてのヒドロゲルは、組織工学および創傷治癒の用途、すなわち神経再生、血管新生ならびに皮膚、骨および軟骨の修復および再生のために望ましい。このような足場は細胞をあらかじめ播種した体内に導入してもよく、材料の外側から移植した生体適合材料の付近の組織中への細胞侵入に依存してもよい。このような足場は、接着性ペプチドおよび増殖因子などの細胞相互作用性分子を共有結合または非共有結合によって含んでもよい。5.ヒドロゲルには細胞移植装置としての生物医学的用途もある。このような装置は、細胞例えば、同種移植片または異種移植片を宿主の防御系から分離しつつ免疫防御、酸素、二酸化炭素、グルコース、ホルモンおよびインスリンならびに他の増殖因子などの分子の選択的送達を可能にし、これによって封入された細胞が正常な機能を保持し、免疫防御性ヒドロゲル膜を介したレシピエントへの拡散可能な治療用タンパク質を放出するといった望ましい利点が得られるという役割を果たす。6.ヒドロゲルをその環境に対して反応性にすることができる。最初に注入された際に組成物は水を含む上に水溶性であるため、ゲルと組織との間の網目構造の形成が増加し、それによって付着性が高まるようにそれらを設計することができる。活性刺激例えば、温度またはpHが遷移すると、前駆物質の一方または両方が水不溶性となって平均含水量が減少し、結果として得られるゲルの剛性の増加および力学特性の改善がもたらされる。上記で引用されたこれらの例の一部においては、治療用ヒドロゲルを体内の最終的目標部位で作製させることが望ましい。このため、液相として標的部位に注入し、そこで固体材料に変換することができる移植可能な材料には関心がもたれる。このようなインプラントの形状は組織の形態に適合させることができ、侵襲性が非常に低い方法によって比較的大きなインプラントを送達することが可能である。しばしば、基盤となる組織基質との良好な接着は、例えば、組織表面の構造への液体前駆物質の直接浸透により、または生体適合材料ポリマー網目構造と同じくポリマー網目構造である天然組織細胞外材料との間に相互浸透ポリマー網目構造を作製させる相相互浸透によって得ることができる。また、接着性を高めるためのカップリング剤としての役割を果たす付加的な材料を設計することも可能である。例えば、活性化エステルNスクシンイミジル活性化エステル誘導体のようなまたはエポキシド基を一方の端に有し、アミンと緩徐に反応する共役構造をもう一方の端に有するヘテロ二官能カップリング剤を設計することができる。このような薬剤は組織表面に適用すると組織表面上のタンパク質と反応し、続いて重合または架橋の際に化学的組み込み用の共役基を生体適合材料の網目構造に固定すると考えられる。この前処理段階によって、最終的な前駆物質溶液の2つの組成物間の自己選択的架橋に関与しうると考えられる化学基が組織表面に導入されると考えられる。ヒドロゲルを含む生体適合材料を作製させる方法は数多くある。しかし、細胞または組織を含む感受性生体物質と接触した状態で作製される材料、または移植もしくは身体との他の接触を意図している材料には特別な制約が課せられる。以下の本文では、生体適合材料ヒドロゲルの特殊な有用性のために、生体適合材料ヒドロゲルの作製状況を考察する。非ヒドロゲル材料についてもアプローチは一般に同じであり、以下に述べるアプローチは一般化が可能であると理解される必要がある。網目構造の形成過程は、溶媒系、温度および発熱性ならびにpHに関して比較的穏和な条件で進行する必要がある。前駆物質およびゲル化化学作用およびゲル分解の作製物は実質的に無毒性である必要があり、ここで毒性は医学的に関連のある文脈で医学的に関連のある組織反応を誘発することと定義される。生体適合材料の作製のためにチオールとの共役付加反応を用いる本明細書に述べるアプローチによって、ゲル形成の方法は容易になり光および温度の変更が必要ない、自己選択的であることによって有用性が大きく高まるバイオ医薬品として組み込まれたタンパク質、または細胞および組織表面に存在するタンパク質とは一般に反応しない。さらに、自己選択性があるために、例えば、プロテアーゼ切断部位分解のため、細胞接着部位またはヘパリンもしくは増殖因子の結合部位として、生体適合材料それ自体にペプチドをはるかに柔軟な形で組み込むことが可能である。インサイチュー架橋が望ましいがヒドロゲルは望ましくない医療分野において、数多くの用途が存在する。これらには、強度の高い材料が望ましい用途が含まれうる。強度の高いヒドロゲルは作製可能であるが、一般に非ヒドロゲル材料の方が強度は高い。これらの材料は、酢酸エチル、低分子量PEGなどの低毒性非水性溶媒の存在下で本発明のスキームを用いる架橋によって、または溶媒を用いずに液体前駆物質からの適切な架橋によって入手可能である。例えば、加水分解によって分解される強度の高い材料は、疎水性組成物として低分子量ポリジアクリル酸エステルこれは液体であるから作製しうると考えられる。このような材料は直線状の重合性生体適合材料でもよく架橋性の重合性生体適合材料でもよい。また、これをpH、温度または他の操作可能な刺激に対する感受性を示す前駆物質を用いて成し遂げてもよい。これにより、前駆物質は適用の後間に可溶性形態から不溶性形態への変換を生じると考えられる。これによって取り扱いが容易となり、非ヒドロゲル含水量が少ない材料を用いることによって力学特性の改善が可能となる。チオールとの共役付加を用いて、インサイチューでかなりの力学強度を有する構造材料を調製することが可能である。高い架橋密度およびまたは少ない含水量を用いた場合には、高い力学強度を有するゲルまたは材料を得ることができる。水溶性が低いまたは非水溶性の多官能性低分子量前駆物質を化合させることにより、強度の高い架橋材料を作製させることが可能である。これらの不溶性またはわずかに可溶性の前駆物質は、それらが液体である場合には、乳化剤の存在下または非存在下で水相において分散させることによって化合させることができる。この乳化剤はソルビタンモノオレイン酸エステルなどの無毒性または毒性が極めて低い界面活性剤でもよく、アルブミンなどのタンパク質でもよい。無機粒子もこのような前駆物質の水中分散を補助しうる。この方法によって得られる構造ゲルの力学特性は、無機粒子、親水性または疎水性添加剤の添加によって、または多様な分子量の前駆物質多数の分子量が小さい前駆物質の使用によって改変可能である。無機粒子の添加によって架橋材料の剛性が高まり、材料の極限強さおよび耐疲労性を高めることができる。親水性添加剤の添加によって含水量を高め、材料を軟化させることができる。化学的組成によっては、疎水性添加剤の添加によってゲルの含水量を減らし、材料の硬度およびまたは強度を高めることができる。これを弾性を高めるために用いることもできる。架橋密度は最初の前駆物質の分子量によって影響を受けさせることができる。分子量が増すと架橋密度を低下することができ、これを利用して最終的な生体適合材料の力学特性を調節することができる。II.架橋化学作用本明細書で用いる場合、記号Pは2つの反応部位の間に位置するテレケリックの意味で、または反応部位が接合したグラフトの意味で分子の部分を示すために用いられる。テレケリックポリマーの場合、Pは2つのチオールなどの2つの強い求核試薬の間、または2つの共役不飽和物の間に位置すると考えられる例えば、PEGジアクリル酸エステルまたはPEGジチオールの場合には、PはPEG鎖である。PEGトリキノンまたはトリチオールの場合には、Pは3つの分枝を有する分枝状PEGである。ブロック共重合体性のアクリル酸エステルPEGアクリル酸エステルまたはキノンPEGキノンの場合、PはPEGブロック共重合体である。共役不飽和物または強い求核試薬のいずれかが、剛毛が先端にある瓶洗いブラシのような構造をポリマーが有するグラフト共重合体の場合には例えば、ポリリジングラフトまたはポリリジングラフトまたはポリリジングラフト、Pはポリリジングラフトである。Pは側鎖内に反応性基を提示することもできる:側鎖内にアルコールまたはアミンを有するすべてのポリマーは、例えば、共役付加反応のための多数の共役不飽和基を提示させるために、容易にアクリル酸エステル化することができる。カルボン酸を含むポリマーは誘導体化して、例えばキニン基を露出させることができる。Pは用語の通常の意味で重合性である必要はない。例えば、エチレングリコールジアクリル酸エステルまたはジキノンの場合、Pはエチレン単位である。例えばYCXXXXXXCY配列番号:1またはCXXXXXXC配列番号:2配列中、Cはアミノ酸システインであり、XおよびYは、XXXXXX配列番号:3がコラゲナーゼなどのプロテアーゼの基質として作用する配列となるような他のアミノ酸であるなどのペプチドの場合、PはXXXXXXである。XXXXXXの長さまたはXの数例えば、Xnは任意の長さまたは数n=0でありうる。12エチレンジチオールの場合、Pはエチレンである。このように、Pは前駆組成物にある2つまたはそれ以上の反応性基の間に介在する前駆組成物の分子部分である。これがポリマー性またはオリゴマー性である場合にはしばしば好都合であるが、いずれの場合も必ずしも必要ではなく、低分子も関心がもたれる上に有用である。用いうる低分子の例には、完全または部分的にアクリル酸エステル化しうる、またはβメルカプトプロピオン酸と反応してチオールを生じうる、マンニトール、エリスリトール、ペンタエリスリトール、トリメチロールプロパンおよびグリセロールなどの還元糖または類似の化合物が非制限的に含まれる。EDTA、クエン酸、コハク酸およびセバシン酸などの多カルボン酸はキノンに変換可能である。マイケル型反応の定義共役不飽和系に対する求核試薬の14付加反応はマイケル型反応と呼ばれる。付加機序は純粋に極性的であってもよく、ラジカル様中間状態を介して進行してもよく、ルイス酸または適切に設計された水素結合種は触媒として作用しうる。共役という用語は炭素炭素、炭素ヘテロ原子もしくはヘテロ原子ヘテロ原子多重結合と単結合が交互に存在するもの、または官能基の合成ポリマーもしくはタンパク質などの高分子との結合のいずれをも意味する。CHまたはCH2単位によって隔てられた二重結合はホモ共役二重結合と呼ばれる。共役不飽和基に対するマイケル型付加は、種々の求核試薬により、室温または体温において穏和な条件下で定量的収量が得られる程度に良好に起こるPathak、前記;Mathurら、JournalofMacromolecularScienceReviewsInMacromolecularChemistryandPhysics、C36:405~430、1996;Moghaddamら、JournalofPolymerScience:PartA:PolymerChemistry31:1589~1597、1993;およびZhoa、前記。アミノまたはメルカプト基によるマイケル型反応によってPEGまたは多糖類をタンパク質と結合させるために、ビニルスルホンPathak、前記またはアクリルアミドMathur、前記などの共役不飽和基が用いられている。本発明の革新性は、生体適合材料前駆物質の生体適合性のあるゲル化による生体適合材料の作製が、自己選択的な様式でチオールと反応する種々の共役不飽和化合物の使用によって迅速に得られることにある。ゲル作製反応速度ならびに作製物の力学特性および送達特性は用途の必要性に応じて調整される。主としてタンパク質分解的に分解される材料を得るために、またはその内部での特異的認識過程のために、タンパク質性もしくはペプチド性材料を組み込む可能性も想定されるが、これは主として意図的に組み込まれたシステイン残基との反応によるものである。純粋なタンパク質のPEG化は本発明の範囲に含まれないが、これはそれによって生体適合材料を生じないためである。マレイミドおよびビニルスルホンなどの基はこれらの架橋反応に有用であるが、これらは他の求核試薬と比べて、例えば以下に述べる共役系のいくつかと比べてアミンとの反応速度が相対的に高いため、他のものよりは有用性が低い傾向がある。このため、キノンおよびアクリル酸エステルを含む、全体的反応性が低い共役不飽和物の使用。共役不飽和構造種々の共役不飽和化合物に対してマイケル型付加反応を行うことができる。以下に示す構造では、オリゴマー性またはポリマー性の構造をPとして示している。Pの具体的実体に関する種々の可能性については本明細書でさらに考察する。Pは1~20の番号を付したものなどの構造における反応共役不飽和基とのカップリングが可能である。図面中、Pの末端にはCH2、CHまたはC基があるものとする。反応性二重結合は、直線状ケトン、エステルまたはアミド構造中の1つもしくは複数のカルボニル基1、2、またはマレイン酸もしくはパラキノイド誘導体におけるように環状系と共役させることができる3、4、5、6、7、8、9、10。後者の場合には環を融合させてナフトキノン6、7、10または47ベンズイミダゾールジオン8を生じさせることができPathak、前記、カルボニル基をオキシムに変換することが可能である9、10。二重結合をスルホン11、スルホキシド12、スルホネートまたはスルホンアミド13、ホスホン酸エステルまたはホスホンアミド14などのヘテロ原子ヘテロ原子二重結合と共役させることもできる。最終的には、二重結合を4ビニルピリジニウムイオン15などの電子欠乏性芳香族系と共役させることもできる。カルボニルまたはヘテロ原子に基づく多重結合と共役した三重結合も用いられうる16、17、18、19、20。化学構造は以下の通りである。1および2などの構造は、炭素炭素二重結合の一電子または二電子求引基との共役に基づく。それらの1つは常にカルボニルであり、アミドからエステルへ、さらにフェノン構造への反応性を高める。求核付加は立体障害を軽減すること、またはα位における電子求引力を高めることによって容易になる。すなわちCH3<H<COOH<CNの順である。後者の2つの構造を用いることによって得られる比較的高い反応性は、求核攻撃が起こるβ位での置換基の嵩高性を変化させることによって調節しうる。この際、反応性はP<W<Ph<Hの順となる。このため、Pの位置によって求核試薬に対する反応性を調整することも可能である。このファミリーには、毒性に関する詳細が知られており、医療に用いられているいくつかの化合物も含まれる。例えば、末端にアクリル酸エステルおよびメタクリル酸エステルがある水溶性ポリマーは、それぞれヒドロゲル密封剤および骨の役目をするセメントにおいてインビボで重合を生じるフリーラジカル機序による。このため、アクリル酸エステルおよびメタクリル酸エステルを含むポリマーはすでに臨床用製品において体内に認められているが、用いる化学反応スキームは大きく異なる。構造3~構造10は、二重結合がシス配置であって二電子求引基が存在するという双方の理由により、求核試薬に対する反応性が極めて高い。不飽和ケトンはこれらのカルボニル基の電気陰性度が大きいためにアミドまたはイミドよりも反応速度が高い。このため、共役範囲が長いためにシクロペンタジオン誘導体はマレイミド誘導体3よりも速く反応し、パラキノンはマレインヒドラジド4よりも同じくシクロヘキサノンよりも速く反応する。最も高い反応性が認められるのはナフトキノン7である。Pは、環の対側部分3、5、別の環7、8またはパラキノンモノオキシムを介してO結合した9、10、不飽和基の反応性を低下させない位置に配置することができる。また、求核付加速度を低下させたい場合にはPを反応性二重結合と結合させてもよい6、8。二重結合の求核付加に対する活性化を、ヘテロ原子に基づく電子求引基を用いて得ることもできる。実際、ヘテロ原子を含むケトン11、12、エステルおよびアミド13、14の類似体は類似した電子挙動を示している。構造13および14を、迅速なゲル分解を促進しうる易加水分解性基として用いることもできる。求核付加に対する反応性は基の電気陰性度が大きいほど高く、すなわち11>12>13>14の順となり、芳香環との結合によって高くなる。芳香環に基づく電子求引基を用いて二重結合の強い活性化を得ることもできる。ピリジニウム様カチオンを含む任意の芳香族構造例えば、キノリン、イミダゾール、ピラジン、ピリミジン、ピリダジンおよび類似のsp2窒素含有化合物の誘導体は二重結合に強い極性を与え、迅速なマイケル型付加を可能にする。炭素またはヘテロ原子に基づく電子求引基と共役した炭素炭素三重結合は含硫求核試薬と容易に反応し、単付加および二重付加による作製物を生じる。二重結合を含む類似化合物に関しては、反応性は置換基によって影響される。水分環境における規則的凝集体リポソーム、ミセルの形成または単相分離により、不飽和基の局所濃度は高くなり、このために反応速度も上昇する。この場合、後者は求核試薬の分配係数にも依存し、これは親油的特性が増大された分子ほど高くなる。求核試薬有用な求核試薬は、付加反応による共役不飽和基との反応性を有するものである。求核試薬の反応性は不飽和基の実体に依存し、これについては本明細書の別項でより詳細に考察するが、不飽和基の実体はまず生理的pHでの水との反応によって制限される。このため、有用な求核試薬は一般に生理的pHではH2Oよりも求核性が高いと考えられる。好ましい求核試薬は、毒性の理由から生体系に一般において見い出されるものの、細胞外の生体系では一般に遊離した状態では見い出されるないものと考えられる。このため、アミンを有効な求核試薬として用いうる例もあるが、最も好ましい求核試薬はチオールである。チオールは細胞外の生体系ではジスルフィド結合による対形態として存在する。最も高い程度の自己選択性が求められる場合例えば、治療用タンパク質を組み込む場合、ゲル化化学作用が組織の存在下で行われ、その組織の化学修飾が望ましくない場合などには、チオールがえり抜きの強い求核試薬であると考えられる。しかし、最も高いレベルの自己選択性は必要ではないと考えられる他の状況もある。これには、治療用タンパク質を組み込まない場合、およびゲル化化学作用はインサイチューで行われるが組織との化学結合は望ましいか有害ではない場合といった状況が含まれると考えられる。これらの場合には、アミンは適切な求核試薬として役立つと考えられる。ここで、脱プロトン化アミンはプロトン化アミンよりもはるかに強い求核試薬であるという点で、pHには特に注意を払う必要がある。このため、例えば、典型的なアミノ酸にあるαアミンpKはアスパラギンの場合は88と低く、プロリンを除く20種の一般的アミノ酸すべての平均は90であるのpKはリジンの側鎖εアミンよりもはるかに低いpK1080。このため、強い求核試薬として用いるアミンのpKに特に注意を払う場合には、かなりの自己選択性を得ることができる。タンパク質にはαアミンは1つしかないN末端にある。低pKのアミンを選択し、pHがそのpK付近となるように最終的な前駆物質溶液を処方することにより、提供された不飽和物と提供されたアミンとの反応を、系に存在する他のアミンよりも優先的に行わせることができる。自己選択性が全く要求されない場合には、求核試薬として用いるアミンのpKにそれほど注意を払う必要はないが、許容される程度に高い反応速度を得るためには、適切な数のこれらのアミンが脱プロトン化されるように最終的な前駆物質溶液のpHを調整する必要がある。概略すると、前駆物質溶液のpHおよび最も高い自己選択性という理由から、チオールは好ましい本発明の強い求核試薬であるが、アミンが有用な強い求核試薬として有用であると考えられる状況もある。特定の求核試薬の有用性は、想定される状況および求められる自己選択性の程度に依存する。求核基の概念は本明細書において、この用語が時に官能基それ自体例えば、チオールまたはアミンだけでなく、官能基を含む分子例えば、システインもしくはシスチル残基、またはリジンもしくはリジル残基も含むものとして用いられるように拡張される。求核基は全体的構造が極めて柔軟な分子に含まれてもよい。例えば、二官能性求核試薬がNucPNuc式中、Pは本明細書に述べた意味で用いられ、Nucは求核試薬を指すの形態として存在することが可能である。同様に、分枝状ポリマーPを多数の求核試薬によって誘導体化してPiを作製することもでき、この場合にはi=2が有用と考えられる。NucはPの鎖端に提示される必要はなく、例えば、反復構造を想定することもできる:PNuci、この場合にはi=2が有用と考えられる。明らかに、このような構造内部のPまたはNucのすべてが同一である必要はない。必要とされるのは、1つの求核性前駆物質がこのようなNuc基を2つまたはそれ以上含むことのみである。同様に、Pおよび上記に詳細に述べた共役不飽和基の類似の構造を作製させてもよい。必要とされるのは、1つの共役不飽和前駆物質がこのような共役不飽和基を2つまたはそれ以上含むことのみである。2つの前駆組成物の両方、例えば、求核性前駆組成物および共役不飽和前駆組成物の両方が、実際に用語の通常の意味で重合性である必要はないことに注意が必要であり、理解される必要がある。これはその官能価のみに関することである。実際には、少なくとも1つの組成物が用語の通常の意味で重合性である場合には、好都合であるが、これは絶対的に必要ではない。例えば、有用な材料はPEGトリアクリル酸エステルとジシステインとの反応によって生じ、同様に有用な材料はPEGトリチオールと低分子量ジアクリル酸エステルとの反応によっても生じる。最終的には、一部の用途のための有用な材料はジシステインと低分子ジアクリル酸エステルとの反応によっても得られる。実際には、1つまたは複数の前駆組成物が用語の通常の意味で重合性である場合は、好都合かつ有用である。これらの場合には、Pは合成親水性ポリマー、合成疎水性重合液体、想定される用途に対して許容される毒性もしくは生物的影響を有する溶媒に溶解しうる合成疎水性ポリマー、生合成タンパク質もしくはペプチド、天然のタンパク質もしくは処理された天然のタンパク質、または多糖類でありうる。親水性ポリマー好ましい態様において、合成ポリマーPはポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリ、ポリまたはポリコポリブロック共重合体でありうる。これは網羅的なリストではなく、他の親水性ポリマーを用いることもできる。Pは共重合体、ブロック共重合体、グラフト共重合体またはランダム共重合体であってもよい。親水性ポリマーの両端で重合したブロックは、例えば、加水分解または酵素的手段による分解性を付与するために、例えば、乳酸、グリコール酸、εカプロラクトン、乳酸コグリコール酸オリゴマー、トリメチチレン炭酸エステル、無水物およびアミノ酸などで構成することができる。このリストは網羅的ではなく、他のオリゴマーもブロック共重合体に用いうる。ランダム共重合体は、ポリまたはポリnCOOH基による官能性を付与することができる。その結果得られるポリマーまたはアクリル酸もしくはメタクリル酸共重合体はキノン基の付加に用いることができる。コモノマー組成および官能性付与の程度は、それらが溶解性または相転移を決定している場合を除き、反応速度に劇的な影響を及ぼすことはない。一方、それらは最終的な力学特性を決定する。1つの組成物Pは、求核試薬または共役不飽和物の部位が存在するコロイド粒子などの固体でもよいことに注意しなければならない。タンパク質および生合成タンパク質Pはタンパク質でもよい。タンパク質は天然タンパク質または組換えタンパク質でありうる。一般的な用語として、組換えタンパク質とは組換えDNA技術によって作製される任意の長さのアミノ酸材料のことである。これらの組成物の例には、プロテアーゼによる分解部位をコードするペプチド配列、他の生物シグナルに関するペプチド配列および非生体相互作用性配列が含まれる。任意の天然のタンパク質がPであってもよい。より詳細には、天然のタンパク質は求核試薬によって隔てられた複数のPsを含む。例えば、584アミノ酸からなるタンパク質である血清アルブミンは、57システイン、99リジンおよび31チロシンを含む。例えば、システイン、チロシンおよびリジンの間にあるアミノ酸配列は異なるPsを構成する。アルブミンは天然の状態では共役不飽和物とタンパク質上のチオールとの間の共役付加反応による架橋の目的にはそれほど有用ではないが、アルブミンはシステイン残基の一部またはすべてが遊離状態にあるポリを作製するために還元によって容易に処理することができ、または多数のチオール基を導入するために化学的に誘導体化することができる。ペプチド場合によっては、Pは、求核試薬がアミノ酸のシステインであって、1つの態様においてはH2NCXXXXXCXXXXXCCOOH配列番号:4またはH2NCXXXXXCCOOH配列番号:5配列中、Cはシステインの一文字表記であり、Xはシステイン以外の任意のアミノ酸を表すに、もう1つの態様においてはアセチルNHYXXXXXYXXXXXYCOOH配列番号:6配列中、Yはチロシンの一文字表記であり、Xはシステインおよびチロシン以外の任意のアミノ酸を表すに類似した構造のペプチドを生じる、ペプチドまたはポリペプチドであってもよい。XXXXX配列番号:7の長さまたはXの数例えば、Xnは任意の長さまたは数n=0でありうる。上記にXXXXXとして示したドメイン内部の配列が細胞移動に関与する酵素の基質例えば、コラゲナーゼ、プラスミンまたはエラスターゼなどの酵素の基質である場合には特に有用であるが、ドメインがこれらに限定される必要はない。酵素プラスミンの基質として特に有用なこのような配列の一つが実施例の項に記載されている。これらの酵素に関する文献を調査することによって種々のこのようなペプチドを学ぶことができる。例えば、このような調査により、重要なプロテアーゼであるプラスミンの基質部位表1;配列番号:8~配列番号:24が示される。フィブリンにおいて見い出されたプラスミン基質部位参照1:TakagiTおよびRFDoolittle、Biochemistry14:5149~5156、1975;参照2:HantganRRら、うっ血および血栓症:基本原理および臨床実践HemostasisandThrombosis:BasicPrinciplesandClinicalPractice、第3版、RWColmanら編、LBLippincottCompany:Philadelphia1994;参照3:TakagiTおよびRFDoolittle、前記;参照4:NomuraSらElectrophoresis14:1318~1321、1993;参照5:StandkerLら、BiochemicalandBiophysicalResearchCommunications215:896~9021995。疎水性アミノ酸を示す;陽イオン性または陰イオン性の荷電側鎖を示す。一文字アミノ酸記号;A、アラニン;C、システイン;D、アスパラギン酸;E、グルタミン酸;F、フェニルアラニン;G、グリシン;H、ヒスチジン;I、イソロイシン;K、リジン;M、メチオニン;N、アスパラギン;P、プロリン;Q、グルタミン;R、アルギニン;S、セリン;T、トレオニン;V、バリン;W、トリプトファン;Y、チロシン。プラスミンは細胞移動および組織凝血塊再編成に重要な酵素であると仮定すると、これらの基質またはこれらの基質の部分は、PにおけるXXXXXとして上記に示した部位の内部の有用な配列である。同様に、コラゲナーゼは細胞移動および組織再編成に重要な酵素である。同じくコラゲナーゼに関する文献調査により、PにおけるXXXXXの有用な実体である種々の基質部位が示されている表2;配列番号:25~配列番号:31。コラーゲンにおいて見い出されるコラゲナーゼ基質部位参照6:NetzelArnettSらTheJournalofBiologicalChemistry266:6747~6755、1991:参照7:UpadhyeSおよびVSAnanthanarayananBiochemicalandBiophysicalResearchCommunications215:474~482、1995;参照8:LikoZら、BiochemBiophysResCommun227:351~35、1996。求核試薬前駆組成物求核試薬としてのチオールを提供するために配列中のシステインを用いうるため最も容易であるまたは共役不飽和前駆組成物のいずれかとしてP内部の酵素的分解部位を用いることは、生体適合材料の吸収または再編成の速度が例えば細胞侵入によって示される治癒の速度と相関する可能性があるということである。基質部位のKmおよびkcatが変化するようにオリゴペプチド配列を調整することによって生体適合材料の吸収速度を調節しうることを指摘することは特に有意義である。例えば、コラゲナーゼ基質部位の酵素学に関する文献の検討により、基質上の配列の設計によって基質の分解速度を調整しうることが示されている表3:配列番号:32~配列番号:38。コラゲナーゼマトリックスメタロプロテイナーゼ1感受性ペプチド配列の設計NetzelArnettSら、TheJournalofBiologicalChemistry266:6747~6755、1991。促進剤反応性に乏しい求核試薬とは、pH5よりも高く9よりも低いpHと一般に定義されるpHおよび25°Cよりも高く40°Cよりも低い温度の下での擬一次半減期が約15分を上回るものをいう過剰量の共役不飽和基が存在する場合;一部の医療環境では比較的遅い反応が有用と考えられる。ラジカル開始剤とは、自発的、熱的または光化学的に誘発される炭素ヘテロ原子またはヘテロ原子ヘテロ原子結合の均一切断によって炭素またはヘテロ原子に基づくラジカルを生じる有機分子または水溶性分子のことをいう。このようなラジカル開始剤を促進剤として用いることは、好ましくはないが、用いるフリーラジカルの濃度をはるかに低くできるという点で重合よりも優れていることを理解する必要がある。共役不飽和基に対する反応性に乏しい求核試薬の付加速度は加速物質の存在によって高めることができる。これらはラジカル開始剤、光増感剤単独またはラジカル開始剤との併用による;Pathak、前記、低分子量ルイス酸Pathak、前記、ルイス酸性もしくは第四アンモニウムイオンの存在を特徴とするアンバーリストAmberlyst樹脂Pathak、前記もしくはモンモリロナイト粘土Pathak、前記などの固体触媒、またはNN二置換尿素もしくはペプチド構造に基づく水素結合性受容体Pathak、前記であってよい。最後の場合には、加速機序は、共役オレフィン上の求核試薬の攻撃に続いてのエノラート様遷移状態の水素結合による安定化に基づく。適合させた抗体をこの目的に用いることができるPathak、前記。1つの典型的な実験では、P残基1つ当たり1つを上回る数の共役不飽和基を含むP誘導体の高濃度の一般的には10ww以上であるが、簡便には望ましい挙動を得るのに十分に高い濃度の溶液を、求核性化学種の数が2を上回るチオール含有性または適したアミノ含有性化合物最も高度の自己選択性が必要でないと考えられる用途では、特にチオールの高濃度の10であるが、簡便には望ましい挙動を得るのに十分に高い濃度の溶液と直ちに混合する。触媒量1~2wwの促進性化学種を混合段階で導入することができる。混合後には架橋反応を活性化するために比較的高い温度最大60°Cを短期間用いることができる。材料を体内に注入した後にインサイチューで反応させて最終的な生体適合材料を作製させようとする状況では、最大約50°Cまでの注入温度が許容されると考えられる。III.ポリマー網目構造の形成官能価ポリマー科学の専門用語を用いると、ポリマーは官能価が2のモノマーの反応によって作製可能である。ポリマーの架橋網目構造はモノマーの一部またはすべての官能価が2を上回る場合に生じうる。本明細書では、互いに反応して架橋網目構造を形成できる場合に分子の官能価は2またはそれ以上であると記載しモノマーまたはマクロマー、官能価は付加反応の局面から定義される。本明細書で用いる場合、重合とは官能価が2であるモノマーまたはマクロマーの反応を意味し、架橋とはその一部またはすべての官能価が2を上回るモノマーまたはマクロマーの反応を意味する。モノマーという用語は本明細書において低分子には限定されず、ポリマーおよび生体高分子も指すものとする。記載されるモノマーは2つのクラスからなり、互いに反応すると直線状または架橋性の生体適合材料を作製する。架橋が起こるためには両方のクラスのモノマーを混合することが必要である混合のための異なるアプローチをすぐ後に述べる。一方のクラスのモノマーは2つまたはそれ以上の共役不飽和基を含みこのため、官能価は2またはそれ以上である、好ましくは共役性である。他方のクラスのモノマーは2つまたはそれ以上の求核試薬を含みこのため、官能価は2またはそれ以上である、これは好ましくは系の他の組成物として存在する他のものよりも強い求核試薬、例えば、望ましくは系の非反応性組成物として存在すると考えられるアミンと比較した際にはチオールである。水溶性前駆物質モノマーを混合すると最終的な前駆物質溶液と呼ぶ、直線状または架橋性のゲルまたは網目構造が作製されるが、このような反応は生理的または生理的に近い塩濃度およびpHの水中で進行しうる。モノマーが完全に水溶性である必要はなく、実際には水溶性でないことが有益である場合もある。このような場合にはゲルが最終材料として得られず、むしろより疎水性が高く水膨潤性の低い材料が得られると考えられる。これらは疎水性薬剤の送達および構造強度の高い材料の作製に特に有用な可能性がある。必要とされるのは、おそらくは乳化剤の存在下で、2つの組成物が互いに溶解性であること、または少なくとも互いに微細に分散しうることである。これにより、2つの組成物は、反応して直線状または架橋性の材料を作製する程度に互いに十分に接近することができる。また、水以外の溶液中で形成されるモノマーの溶液を用いて作用させることも可能である。例えば、注射可能な生体適合材料系における溶媒としてのNメチルピロリドンNMPの使用が知られており、このため、溶液中にある前駆組成物を用いて作用させたいが、その前駆組成物が水に溶けにくい場合には、検討対象の感受性生体物質との使用が許容される特定の有機溶媒を用いることができる。薬剤を実験室または作製ラインで組み込む場合には、インプラントを対象に提供する前に少なくともその大部分は除去されると考えられるため、この有機溶媒の選択には大きな自由度がある。材料を皮膚表面で作製させる場合にも、NMP、アセトン、エタノール、イソプロパノールおよび酢酸エチルを含む多くの溶媒の皮膚毒性は低いため、大きな自由度がある。材料を体内で作製させる場合には、許容される溶媒の範囲はかなり狭くなり、これは毒性面での懸念によって決まる。このような場合にはNMPが特に好ましい有機溶媒である。有機溶媒および水を含む混合溶媒系を用いて、有機溶媒の全体的濃度を下げながら混合溶媒系における優れた溶解性または分散性を維持することによって溶媒系の毒性を調節することも可能である。最終的な前駆物質溶液を作製させるための混合はいくつかの手段によって行うことができる。最も簡便な場合には、一方の溶液が求核性前駆組成物を含み、もう一方の溶液が共役不飽和前駆組成物を含む。混合後に得られるpHおよび濃度が化学反応の進行に適切となるように、これらの2つの組成物を溶媒および緩衝系中に処方する。このような混合は、例えば、2つのシリンジの作用で静止型混合器において行うことができる。その他の混合方法も想起されうる。例えば、エアスプレーにおいて2つの前駆物質溶液のそれぞれの微粒子の間で混合が起こりうる。例えば、反応が進行しない、または緩徐にしか進行しないpHで、1つの溶液を両方の前駆組成物から調製することもできる。あらかじめ混合しておいた前駆物質溶液を配置した後に、pHを調製し例えば、温度の変化、または酸もしくは塩基との混合、または酸もしくは塩基が生じる化学反応、または酸もしくは塩基の拡散による、最終的な前駆物質溶液において化学反応の進行に適した最終条件を得ることができると考えられる。もう1つの方法は、反応の活性化エネルギーもしくは温度感受性のある緩衝液またはその両方に関係して、反応が進行しない、または緩徐にしか進行しないような温度で最終的な前駆物質溶液を調製することである。最終的な適用温度へと例えば、注射後に体温へと加温または冷却を行うと加温が最も有用である、最終的な前駆物質溶液における条件は化学反応の進行に適切なものになると考えられる。医学的応用本生体適合材料はヒトにおける医用インプラントまたは装置として、または薬物送達のために有用であるため、前駆物質溶液に用いる分子系はある種の基準を満たす必要がある。これらには以下が含まれる。1.マイケル型反応の速度は臨床的に意味のある期間にわたって臨床的に意味のある温度およびpHでみられる必要がある。一般的には、一般に7よりも高く9よりも低いpHおよび25°Cよりも高く40°Cよりも低い温度での約15分未満のゲル化が望ましい。2.反応は十分に自己選択的である必要があり、自己選択性の検討事項には以下が含まれる。アミンを含む薬剤の存在下でのゲルの作製の場合、または細胞および組織組成物との反応が望ましくない場合には、最終的な前駆物質溶液の適用pHでの共役不飽和物のアミンとの反応は極めて緩徐である必要がある。好ましくは、反応性を意図した求核試薬に対する共役不飽和物の反応性とアミン、この場合には反応性が意図されないまたは望ましくない求核試薬に対するものとの比は、10またはそれを上回ること、好ましくははるかに上回ることが望ましい。一般に、共役不飽和物とチオールとの間のマイケル型付加によるアプローチは、それ自体が共役不飽和物またはチオールを含む薬剤には有用でないと考えられる。その例外には、薬剤にある基の反応性が生体適合材料前駆物質における対応する基の反応性よりもかなり低い場合、およびこの種の反応が有害でない場合、例えば、生体適合材料網目構造に対するグラフト形成が有害でない場合が含まれる。3.前駆物質溶液を水相中に調製する場合には、反応物は水中で安定である必要がある。安定であるとは緩徐に反応することと定義され、緩徐であるとは2つの組成物の間の反応が進行する程度に十分に緩徐であり、それでもなお望ましい生体適合材料の作製が得られることと定義される。4.最終的な前駆物質溶液における付加反応は、組織損傷、薬剤分解または検討対象の生体物質に他の有害な結果を引き起こす程度に発熱性であってはならない。ゲル化溶液の温度は一般にゲル化の間は60°Cを超えない必要があり、好ましくは最高反応温度はさらに低いことが望ましい。5.前駆物質溶液の組成物は、最終的な前駆物質溶液が適用された際に拡散する濃度で有毒であってはならず、ここで毒性という用語は医学的に関連する文脈で医学的に許容されない組織反応を誘発することと定義される。この項で上記に定義した基準は、架橋に用いられる化学基の実体を限定することにより、前駆物質溶液において有用と考えられる分子の実体を限定する。更なる生体機能性本明細書に述べる付加反応の使用による1つの大きな利点は、例えば、細胞表面の接着促進受容体の結合のための部位、または増殖因子の結合のための部位を提供するために、生体活性のある他の生体機能性基を生体適合材料に組み込むことができることにある。接着性ペプチド種々の接着促進ペプチドが、フィブロネクチン、ビトロネクチン、ラミニン、コラーゲン、フォンビルブランド因子、オステオネクチンなどの接着促進タンパク質の活性ドメインとして同定されている。これらのペプチドは、ペプチド鎖においてシステインなどの強い求核試薬とともに設計すれば、生体適合材料に容易に組み込むことができる。このような一例が実施例に示されている。関心がもたれると考えられるペプチドの一部のリストを以下に示す表4;配列番号:39~配列番号:49。細胞外基質タンパク質の細胞結合ドメイン配列YamadaYおよびKleinmanHK、CurrOpinCellBiol4:819、1992による。これらのペプチドは、材料表面での細胞の接着、移動および異常増殖特に材料が分解性でない場合、または緩徐に分解される場合、材料を経た細胞移動特に2つの前駆組成物の一方にプロテアーゼ基質を組み込むことによって材料がより容易に分解される場合および特定の細胞表現型の誘導例えば、異物巨細胞を形成せずに有益な増殖因子を放出するようにマクロファージを刺激することなどの種々の細胞反応の制御に有用な可能性がある。表5に示したペプチド配列番号:50~配列番号:57は、糖タンパク質である細胞表面受容体と結合する。ヘパリン結合性ペプチドファミリーと呼ばれる、細胞表面ヘパラン硫酸およびコンドロイチン硫酸を含むプロテオグリカンと結合する他のこのようなペプチド配列もある。このような細胞表面組成物との結合を介した細胞接着性を付与するためにこれらを組み込むこともできる。細胞外基質タンパク質のプロテオグリカン結合ドメイン配列最初の5つに関する参照はMassiaSP、およびHubbellJAJBiolChem267:10133~10141、1992である;抗トロンビンIIIの配列はTylerCrossRら、ProteinSci3:620~627、1994による;神経細胞接着分子の配列はKallapurSGおよびAkesonRA、JNeurosciRes33:538~548.1992による;血小板第4因子の配列はZuckerMB、およびKatzIR、ProcSocExpBiolMed198、693~702.1991による。xは疎水性アミノ酸を示す。塩基性アミノ酸は下線を付して示している。本発明の方法による接着性ペプチドの組み込みのための実践的方法は、現時点の最高技術水準よりもはるかに容易であることに留意されるべきであるPathak、前記。先行技術に用いられるこのような方法ではペプチドPEGアクリル酸エステルの作製を一例に挙げると、一方の端に活性化エステルがあって他方の端にアクリル酸エステルがあるヘテロ二官能性PEGを合成しなければならない。これはペプチドに対してグラフト処理を行って精製する必要がある。この作用物質は、本発明の方法またはアクリル酸エステル末端基の重合による、例えばハッベルHubbellらによって教示されたPEGジアクリル酸エステルへの組み込みのために有用である。これに対して、本方法によるペプチド組み込みははるかに容易である。ペプチドを含む求核試薬例えば、遊離チオールを有するシステインをPEGジアクリル酸エステルまたは多官能性PEG共役不飽和構造と単に混合して短期間反応させ、残りの異なる多価求核試薬を添加するか、系を光重合させる。ヘテロ二官能性物質を合成する必要はなく、カップリング後の精製も必要ない。これが可能なのは系の自己選択性のためである。増殖因子結合ペプチド生体適合材料において有用な第2の種類の生体機能性は、増殖因子と結合する構造である。これらは増殖因子の調節的送達および放出に用いることができる。その優れた一例は、aFGF、bFGF、VEGFTGFβおよびBMPを含むヘパリン結合性増殖因子に関して見い出される。ヘパリンと結合するペプチドを組み込むことは容易である上記の通り、以下でも述べる。この混合物に増殖因子とともにヘパリンを添加することができる。系が自己選択的であるため、ヘパリンおよび増殖因子との化学反応は起こらないと考えられる。このため、システイン残基の箇所に単一の遊離チオールを含むヘパリン結合性ペプチドをヘパリンおよびヘパリン結合性増殖因子と混合し、これらの組成物を例えば、PEGトリアクリル酸エステルと混合して、これを2つのシステイン残基それぞれ基質ドメインの両端に位置するの組み込みによって2つのチオールを有するプロテアーゼ基質ペプチドと混合する場合に、以下の生体模倣性生体適合材料が生じると考えられる。すなわち、この生体適合材料は細胞に伴うプロテアーゼによって分解されると考えられ、増殖因子はヘパリンとの非共有結合によって生体適合材料の内部に結合し、このヘパリンはヘパリン結合性ペプチドと非共有的に結合し、さらにこれがヒドロゲル生体適合材料と共有結合すると考えられる。または、ヘパリンに直接、それが単一の強い求核試薬を含み、ポリマー網目構造と直接化学的に結合するように官能性を付与することも可能と考えられる。ヘパリン結合性増殖因子を隔離するための関連したもう1つの方法は、より直接的に、増殖因子と直接結合する共有結合的に組み込んだヘパリン模倣物例えば、負に荷電した側鎖を有するペプチドを用いることであると考えられる。本発明の組成物の調製および本発明の方法を説明した個別の実施例を以下に示す。これらの実施例は本発明の例示を目的として提供されるものであり、これを制限するものとみなされるべきではない。実施例1:基本試薬の調製ポリエチレングリコールジオールのアクリル化ポリエチレングリコール、分子量800050g、625mmol、125mmol水酸基、Aldrich、Milwaukee、WI、USAをトルエン500mlに加え、共沸蒸留によって乾燥させた。混合物を0°Cまで冷却し、100mlの無水ジクロロメタンAldrichを加えた。トリエチルアミン261ml、1875mmol、水酸基に対して15当量、Aldrichを加え、次いで、塩化アクリロイルacryloylchloride203ml、1875mmol、15当量、Aldrichを一滴づつ加えた。反応をアルゴン雰囲気下で一晩、暗黒下で行った。作製物をろ過した後、ヘキサン中で撹拌することにより沈殿として回収した。作製物を75mlのジクロロメタンに再溶解させ、再度、ヘキサン中で撹拌することにより沈殿させた。作製物を25gのNaClを含む水500mlに溶解させ、pHをpH6に調節した。溶液はジクロロメタンAldrichで3回抽出したエマルジョンの形成を避けるため、最初のジクロロメタンの抽出では、激しく振るべきでない。ジクロロメタン画分を全て回収し、撹拌しながらヘキサンを加えた。作製物をろ過により回収し、真空下で一晩乾燥した。1HNMRによって、ポリエチレングリコールの80のアルコールがアクリル化された作製物を、ポリエチレングリコールジアクリレートと呼ぶ。ポリエチレングリコールトリオールのアクリル化PEGトリアクリレートPEG3Aはグリセロール核を持つ、3本の枝のPEGである。分子量の記号PEG25003A、PEG35003Aは総平均分子量を指し、単一の枝の分子量を指したものではない。アクリル化は、PEGジオールに関して記載された反応物のモル分率と全く同じ比率を用いることで行われた。ポリエチレングリコールジオールのクロトニル化とジメチルアクリル化クロトニルPEG8000PEG80002Cクロトニル、OOCCHCHCH3とジメチルアクリロイルPEG8000PEG80002DMAジメチルアクリロイル、OOCCHC2を、並行した反応で同時に合成した。27gのPEG80003375mmol、675mmol水酸基、Aldrichをベンゼンに溶解させ、蒸留液が透明になるまで共沸させた。PEGベンゼン溶液を室温まで放冷した。そして溶液の100mlを無水的に丸底フラスコに移した。トリエチルアミン100mlの試料に対し11ml、またはより大量150mlの試料に対しては17ml、水酸基に対して3当量、Aldrichをそれぞれのフラスコに加えた。クロトニルCl12ml、水酸基に対して3当量、Fulkaを一滴づつ150mlの試料へ加えた。ジメチルアクリロイルCl09ml、水酸基に対して3当量、Fulkaを一滴づつ100mlの試料へ加えた。反応を暗黒下で20時間続けた。溶液を紙でろ過し、ヘキサンで沈殿させた。両方の沈殿を真空中で乾燥させた。修飾の程度は、1HNMRによってエステル化の程度によりPEG80002Cに対しては85、PEG80002DMAに対しては89と決定された。ビスベンゾキノンPEGの調製段階AビスカルボニルPEGの調製17g5mmolの3400PEGジオールを500mlのトルエンに溶解させ、共沸蒸留で乾燥させる。カリウムtertブチルオキサイド15mmolの1MTHF溶液を加え、反応混合物を10分間環流した後、室温まで冷却する。次に54ml50mmolのエチル2ブロモアセトンを加え、溶液を40°Cで24時間撹拌し、臭化カリウムを除去するためにろ過した後、ロータリーエバポレーターで濃縮し、冷ジエチルエーテル内で沈殿させる。その後、固体を250mlの02NNaOH4NNaOHの滴下によってpH12を維持するに溶解させ、溶液を12時間撹拌し、濃塩酸の滴下によりpHを4まで低下させた後、ジクロロメタンで抽出する。有機層を硫酸ナトリウムで乾燥させ、冷ジエチルエーテル内で沈殿させる。修飾の程度は1HNMRによって決定される。段階Bビスカルボニル25ジメトキシアニリドPEGの調製10g28mmol、52ミリ当量の3400ビスカルボニルPEGを、20g6mmolの25ジメトキシアニリドヘキサンからの再結晶を3回行ったものを含むTHF200mlに溶解させ、次に073g58mmolのジイソプロピルカルボジイミドを加え、溶液を室温で24時間撹拌する。沈殿したジイソプロピル尿素をろ過して除き、THFはロータリーエバポレーターで蒸発させる。その後、重合物をトルエンに再溶解し、溶液をろ過後、冷ジエチルエーテル内で沈殿させる。この操作を2回繰り返す。修飾の程度は1HNMRによって決定される。段階Cビスカルボニル25ヒドロキシアニリドPEGの調製5g14mmol、57ミリ当量の3400ビスカルボニル25ジメトキシアニリドPEGを乾燥窒素雰囲気下で50mlの乾燥ジクロロメタンに溶解させる。次に12g6mmol、082mlのヨウ化トリメチルシランを加え、溶液を24時間室温で撹拌する。ジクロロエタン溶液を中性になるまで水で洗浄し、硫酸ナトリウムで乾燥させ、ヘキサンで沈殿させる。反応収率は1HNMRによって決定される。段階Dビスカルボキサミド25ベンゾキノンPEGの調製5g14mmol、56ミリ当量の3400ビスカルボニル25ヒドロキシアニリドPEGを50mlのエタノールに溶解させ、12g74mmolの塩化第三鉄を加える。溶液を24時間室温で撹拌し、その後150mlのジクロロメタンと150mlの水を加えて二層に分離させる。ジクロロメタン層を水で3回洗浄し、その後濃縮して冷ジエチルエーテルで沈殿させる。反応収率は1HNMRによって決定される。αωビスベンゾキノンポリ乳酸PEGポリ乳酸ブロック共重合体の調製PEG末端当たり乳酸の25単量体ユニットを用いた例段階Aポリ乳酸PEGポリ乳酸ブロック共重合体の調製17g5mmolの乾燥3400PEGジオール、360g0025molのdlラクチド及び15mlのオクチル酸スズを共に乾燥窒素雰囲気下で混合する。反応混合物を200°Cで2時間撹拌し、160°Cで2時間撹拌し、その後室温まで冷却する。得られた固体をジクロロメタンに溶解させ冷ジエチルエーテル内で沈殿させる。段階Bから段階E段階Bから段階EはビスベンゾキノンPEGの調製における段階Aから段階Dに類似している。ポリエチレンコビニルアルコールコ2オキシビニル25ベンゾキノンアセトアミドの調製段階Aから段階Dポリエチレンコビニルアルコールコ2オキシビニル酢酸の調製これらの調製はビスベンゾキノンPEGの調製における段階Aから段階Dに類似している。ビス4ビニルピリジルPEGの調製30mlの乾燥したNMPの中で、10g27mmolの新たに調製された3400PEGトリフレートを24時間0°Cで075g8mmolの4ビニルピリジンと反応させた。溶液を冷ジエチルエーテル内で沈殿させ、固体をジクロロメタンに再溶解し、再び冷ジエチルエーテル内で沈殿させた。ペプチド合成ペプチドを、パーセプティブバイオシステムズPerseptiveBiosystemsFramingham、MA、USAのパイオニアペプチド合成機により、標準的なFmoc保護法を用いて合成した。樹脂から樹脂1g当たり88mlのトリフルオロ酢酸パーセプティブバイオシステムズ、05mlの水、05mlのフェノールAldrich及び02mlのトリイソプロピルシランAldrichを用いて、室温で2時間ペプチドを切り出した。溶液をエーテル内で沈殿させ、反応物をろ過で回収し、真空中で乾燥させた。ペプチドをC18クロマトグラフィーで精製し、作製物を含む画分をMALDITOF質量分析計で同定した。ペプチドをアルゴン雰囲気下20°Cで保存した。使用の前に、できるだけ酸化を防ぐために、システイン含有ペプチドを酸性溶液及びもしくは脱気した溶液で湿らせて取り扱い、または真空もしくはアルゴン下で乾燥させた。実施例2:共役付加反応によるゲルの形成低分子量トリチオールとPEG結合不飽和物との共役付加によって形成されたゲル:トリメチルオールプロパントリス3メルカプトプロピオン酸及びPEGジアクリル酸50mgのPEG80002Aを、01gmlで50mM炭酸水素塩緩衝液pH84とアセトニトリルを41で混合した溶液500μlに溶解させた。11μlのトリメチルオールプロパントリス3メルカプトプロピオン酸アクリレートを基準として125当量を加え、溶液をボルテックスにより混合させた。トリメチルオールプロパントリス3メルカプトプロピオン酸は溶液の中で完全には混和せず、水層の中で小さな液滴の懸濁物を形成した。試料は2時間ではゲル化せず、一晩静置された。トリメチルオールプロパントリス3メルカプトプロピオン酸添加後約12時間で、架橋された材料が形成された。材料に水を加えると、水によって膨潤するが、溶解しなかった時間尺度:不純物のために最終的にゲルが捨てられるまでの数週間。同様に、より高いPEG濃度でより強い機械的性質を有するゲルが、最初に02gのPEG80002Aを750μlの緩衝作用のない水及び250μlのアセトンに溶解させることにより形成された。44μlのトリメチルオールプロパントリス3メルカプトプロピオン酸アクリル酸塩基を基準として125当量が加えられた。トリメチルオールプロパントリス3メルカプトプロピオン酸はこれらの濃度44μlのトリメチルオールプロパントリス3メルカプトプロピオン酸250μlのアセトンではアセトンに可溶であるが、ボルテックスによりPEG溶液中で未だ視覚的に不溶な懸濁液を形成した。2時間~4時間後、高度に架橋された水に不溶な材料が形成された。ペプチド結合求核剤とPEG結合共役不飽和物との共役付加反応によって形成されたゲルペプチドGCYKNRDCG配列番号58は酵素プラスミンによる加水分解感受性で、共役した不飽和基との付加反応のため1個以上のチオールシステインを含み、水に非常に溶け易いように設計された。ペプチドは前述の方法に従って合成された。ペプチドは、少なくとも120mgmlまでは非常に水に溶けやすい。ゲルは、PEG25003A及びGCYKNRDCGから、PEG35003A及びGCYKNRDCGからと同様に形成された。ゲルは、スルフヒドリル基に対するアクリレートの3種類の比11、111、1251において形成された。ゲルは、pH試験紙で調べたように、pH80からpH90に調整するためにトリエタノールアミンを含む10mMリン酸緩衝生理食塩水中で形成されたゲル形成反応は50μlか、それ以下のスケールで実行された。ゲルは以下のように作製された:ペプチドを予め溶解させておき、その後、ペプチド溶液にPEG3Aを加える。または、PEG3Aを予め溶解させておき、その溶液にペプチドを加える。または、両方を予め溶解させておき、その後、両者を適当な割合で混合する。以下の方法は、40μlスケールでのゲル形成のために使われた。エッペンドルフに量り取られるPEG25003Aの量は、材料の粘性のために変化し、これにより制御が多少困難になる。しかし、PEG25003Aへ加えられる緩衝液の体積は、質量体積を基準とした最終濃度を同一とするために常に調整される。25mgのGCYKNRDCGをエッペンドルフチューブに量り取った。70mgのPEG25003Aを別のエッペンドルフチューブに量り取った。62μlのリン酸緩衝生理食塩水PBSTEA1mlあたり13μlのトリエタノールアミンを含む10mMPBSをPEG25003Aに加え、45mg40μlの溶液とした。PEG溶液をPEG3Aが溶解するまで5分未満静置させた。40μlのPEG3A溶液をペプチドに加え、非常に早く溶解させた。移動に用いたピペットチップを、約3秒間混合物を撹拌するのに用いた。試験紙pH範囲1~11によるpHの試験のために、1μlの試料を除いた。およそpH80であった。20分~30分後、ゲルが形成された。求核剤たとえばチオール近傍の電荷の調節によるゲル化速度の制御2種類のコラゲナーゼMMP1感受性ペプチド:GCDDGPQGIWGQDDCG配列番号59およびGCRDGPQGIWGQDRCG配列番号60が、実施例1で記載された標準的なFmoc技法を用いて合成された。一つのペプチドにおいて、関心対象のpHである中性のpH付近ではシステイン、Cにおけるチオール基は負電荷をもった残基アスパラギン酸、Dの近傍に位置していた。もう一方のペプチドにおいては、中性pH付近で、チオール基は正電荷をもつ残基アルギニン、Rの近傍に存在した。pH8で、それぞれのペプチドはPEGのポリマーを含むアクリレートと別々に反応した。共役付加の速度は、エルマン試薬、DTNBによるチオールの消費より遅かった。結果を図1に示す。チオール基に隣接したDからR負電荷から正電荷への交換は反応速度を増加させ、ゲル形成のチオール消費の半減期を約3分の1に減少させた。これは、チオールが共役付加に関与するS型で存在する可能性が増大し、よって、反応及びゲル化の速度が増加するように設計されたことにより、達成された。共役付加によって作られたゲルの膨潤水の含量ゲルは、20μlスケールで01gml、015gml、及び02gmlのPEG25003Aで作製された。ゲルはペプチド求核剤組成物、GCYKNRDCGにおいてスルフヒドリル当たり11のアクリレートを含んだ。ゲル形成のために、高濃度のゲルにおける余分なペプチドの付加的な酸性度を考慮して、pH80~pH85で反応するようにPBS緩衝液が調整された。ゲルが4通り作製された。膨潤調査のための共役付加ゲルゲルは、最初の湿潤重量測定の前に10mMPBSpH73で48時間膨潤された。ゲルは連続した3日間にわたって4回、湿潤重量を測定され、この期間の間、湿潤重量において有意な増加はみられなかった。乾燥重量を得るために凍結乾燥された後、ゲルは4日間脱イオン水に浸漬されて液相が交換された。実際の乾燥重量における可変性による最大可能乾燥重量を基準とした水含量は、全て湿潤ゲルの質量の95である。2種の粉末組成物の混合によって形成されるゲル材料の前駆体もまた、乾燥状態で組織に送達されうる。例えば、2種の粉末組成物が混合され、水、生理食塩水または生理的な液体中に溶解されたとき、たとえばpH8など2種の前駆組成物の反応がおこるようなpHで溶液が形成されるように、緩衝組成物を含む一方またはもう一方の組成物、しかし好ましくは両方の組成物、つまり、PEGジチオールは粉末として調製されることができ、PEGテトラアクリレートも粉末として調製されうる。これらの粉末組成物は、水流とともに、又はそれなしで組織表面に噴霧されうる。水流とともに、あるいはそれなしで粉末が噴霧された場合。粉末が水流とともに噴霧された場合、組織表面の生物学的液体biomaterialの層に沿って重合体組成物は水流に溶解し、その後反応して最終的な生体適合材料の移植片を形成する。粉末組成物を組織表面に適用する場合、重合体の前駆体と緩衝液組成物は生物学的な液体に溶解し、最終的な生体適合材料の移植片を形成する反応する能力を持つ前駆体溶液を形成する。生物学的な液体が重合体の前駆体組成物の溶解のための水分を供給する場所である場合、重合体の前駆体組成物の濃度は高くてよく、強固な生体適合材料の移植片及び組織への良好な接着をもたらす。粉末の流れの応用において、粉末は一緒に混合されうり、その後、単一の粉末混合物として湿潤した組織表面に適用されうるか、または2種の組成物由来の噴霧中で混合されうる。粉末組成物は、沈殿、磨砕、粉砕、凍結乾燥、噴霧乾燥などの粉末技術の当業者に既知の方法により形成されうる。小さい粒子は水流中や組織表面の水分中のいずれかで、より効率的で迅速な溶解をもたらす。2種の重合体の前駆体組成物は、アクリレート1モル当たりチオール1モルベースにおいて、チオール組成物とアクリレート組成物がほぼ等当量となる割合で共に混合されねばならない。さらに、生体適合材料の移植片の性質は、前記の水溶液又はガスへ溶解するのが遅い粒子などの他の薬剤を前駆体粉末に混合することによって、制御されうり、どちらも回復後、移植材料中での小孔形成をもたらす。実施例3:ペプチドを固定化し、培養物中の細胞で活性を試験するための一般的プロトコールペプチドが共役付加により固定化され、ゲルが共役付加によって形成されるようなゲルにおけるペプチドの固定化139mgのPEG25003Aを695μl50mg25μlのGCGYGRGDSPG配列番号61を32mgGCGYGRGDSPGmlの濃度で含むPBSTEA1ml当たり13μlのトリエタノールアミンを含む10mMPBSに溶解させた。70mgのGCYKNRDCGを、65μlのPBSTEA27mg25μlに溶解させた。GCYKNRDCGを、022ミクロンのフィルターを通してろ過した。9分間の反応時間後、PEG25003AGCGYGRGDSPG溶液を別々に022ミクロンのフィルターを通してろ過した。ろ過が完了したらすぐに、等体積25μlの二種の溶液をコーニングCorning平底組織培養処理用ポリスチレン96ウェルプレートのウェルに加えた。二つの前駆体溶液のうち2番目を加える時、ピペットのチップを、混合物を2秒~3秒撹拌するために用いた。その後、ゲルを37°Cで静置させた。組み込まれた接着ペプチドが欠如した共役付加によって作られたゲルの細胞耐性共役付加ゲルは、GCYKNRDCG中の01gmlのPEG25003Aおよびスルフヒドリル基当たり11当量のアクリレートで作製された。ゲルを24時間、1の抗生物質と抗真菌剤を含むダルベッコ改変イーグル培地幾つかは血清なしの条件下でまた幾つかは10ウシ胎仔血清を含むで膨潤された。ヒト包皮線維芽細胞継代後7代目;トリプシンEDTA継代をゲルに播種した。2時間から40時間の時点では、細胞は球状のままで、広がらなかった。細胞が次第に凝集していった。細胞の挙動は培地中の血清に依存しなかった。組織培養処理ポリスチレンに播種された対照細胞は通常通り広がった。組み込まれた接着ペプチドを含む共役付加によって作製されたゲルとの、細胞の相互作用共役付加ゲルはPEG25003A、GCYKNRDG及びペンダント型で挿入されたRGD含有ペプチドGCGYGRGDSPGで作製された。ゲルは、GCYKNRDCG中の01gのPEG25003Aml及びスルフヒドリル基当たり11当量のアクリレートで作製された。ゲルは36時間以上、1の抗生物質と抗真菌剤を含むダルベッコ改変イーグル培地幾つかは血清なしの条件下でまた幾つかは10ウシ胎仔血清を含むで膨潤された。RGDペプチドがPEG25003Aの12個のアクリレート当たり一つ組み込まれた時、血清を含まない条件下での膨潤と血清を含む培地中での膨潤のいずれの場合もヒト包皮線維芽細胞継代後8代目トリプシンEDTA継代はゲルに接着した。播種から6時間後、いずれの培地条件においても細胞はゲルの表面に均一に分布し、播種された細胞の約50が広がった。ポリエチレングリコールネットワークとの細胞の相互作用ポリエチレングリコールネットワークと細胞の相互作用は標準的な組織培養方法を用いてゲルにヒト細胞を播種することによって試験された。ヒト包皮線維芽細胞またはヒト臍静脈内皮細胞を、クローンティクスCloneticsを加え混合した。15分後、溶液の吸光度を412nmで測定した。モル吸光係数は14150とした。アミノ酸であるシステインを用いて、エルマン試薬がpH10で室温下30分以内に検出可能なジスルフィド結合を形成しないことを示した。同じ条件でシステインを過剰量の分子量8000のPEGジアクリレートに加えたところ、チオールの濃度は数秒のうちに元の値の02まで低下して以後30分間減少せず、PEGジアクリレートの存在下でのチオールの急速な消失を示した。PEGジアクリレート及びアミノ酸であるシステイン間の共役付加反応を図2に示す。アミノ酸配列AcGCGYGRGDSPNH2配列番号62を持つペプチドも同様に試験された。PEGジアクリレートを、1ml中25μmolの濃度でpH8リン酸緩衝液中に溶解させた。ペプチド1μmolはPEGジアクリレート溶液に加えられ、チオールの消失はエルマン試薬を用いることによりモニターされた図3を参照のこと。反応は異なったpHで行われ、更にジスルフィド結合の形成は、同じ濃度ではあるがPEGジアクリレートの非存在下でペプチドを溶かすことによって評価された。室温で、反応の半減期はpH74で約3分、pH8でわずか数秒であった。チオールとPEGジアクリレートの間の反応をオンラインでモニターできるもう一つの方法は、反応混合物の223nmの吸光度をモニターすることである。この波長では、吸光度は原則として4種の基質、チオール組成物、チオール組成物中のジスルフィド不純物、アクリレート、及び作製物βアルキルチオプロピオン酸エステルによる。実験は、20°Cから37°Cの間の種々の温度の102MPBS緩衝液において行われた。反応基の総モル濃度を一定にしながら、反応物の比を変えて実験を行ない図4、反応前後の吸光度をあわせることで、すべての種の吸光係数が計算されうる。この方法は、反応物と作製物の濃度の時間変化を別々に追跡することを可能にした。つまり、PEGDA及びシステインは同様の反応速度定数をもつ単一の指数関数的な挙動を示し、これは、全ての反応物に関する反応が1次であることを証明した。半減期が2分から10分の間で、温度に依存し、反応物の濃度が記録された。表7においては、速度定数が列挙されている。異なったPEGDA含量における、25×103Mの総累積濃度でのPEGDAシステインの反応の一次反応速度定数PEGジアクリレートと1級アミンとの反応もまた評価された。PEGジアクリレートは、ペプチドのアミノ末端にわずか一つの1級アミンを含むアミノ酸配列GDGSGYGRGDSPG配列番号:63を持つペプチドと混合された。アミンの存在はフルオレスカミン分析によって測定された。フルオレスカミンSigmaを乾燥アセトンに15mgmlで溶解させた。ペプチド1mgを100μlのpH8、01Mリン酸緩衝液に加えた。PEGジアクリレート、分子量8000100mgを900μlのpH8、01Mリン酸緩衝液に溶解させ、ペプチド溶液と混合させた。試料を反応物から取り出し、15mgのフルオレスカミンを溶かした乾燥アセトン溶液100μlに加え、pH9の50mMホウ酸溶液で1mlにした。蛍光強度は蛍光分光光度計を用いて測定され、アミノ酸であるグリシンを用いて作製した検量線との比較により濃度が測定された。アミンとアクリレートとの反応の半減期は、pH8、37°Cで、約90分である。ゲル濾過sizeexclusionクロマトグラフィーを用いて評価されたPEGペプチド付加物の作製水溶性ゲル濾過クロマトグラフィーは、ショーデクスオーパックShodexOHpakSB803カラム昭和電工、東京、日本、UV検出、及び200nm~400nmの吸光度測定により行われた。溶出液はリン酸緩衝生理食塩水10mMリン酸ナトリウム、140mMNaCl、pH74であった。PEGジアクリレートは極大吸収を205nmにもち、一方、使用されたペプチドGCGYGRGDS配列番号64はアミド結合及びチロシンの存在のため、吸収極大を220nm及び270nmにもつ。PEGジアクリレートを1ml中に25μmolの濃度で、pH8の01Mリン酸緩衝液に溶解させた。溶液の試料はゲル濾過カラムクロマトグラフィーを用いて分離され、吸収極大を205nmにもち、220nmや270nmには吸光度をもたないポリエチレングリコールは単一のピークとして溶出した。次に、ペプチド125μmolをPEGジアクリレート溶液に加え、室温で5分間反応させた。その後試料をゲル濾過クロマトグラフィーで分離し、吸収極大を205nm、220nm、270nmにもち、PEGジアクリレートと同じ保持時間を有する単一のピークを検出した。これによりペプチドがPEGジアクリレートと反応することが示された。同様の研究が、C18クロマトグラフィーを用いて01のトリフルオロ酢酸、5のアセトニトリルを含む95の水から、01のトリフルオロ酢酸、60のアセトニトリルを含む40の水グへの勾配を用いて行なわれた。ペプチドAcGCGYGRGDSPNH2は約20のアセトニトリルで溶出し、一方、PEGまたはPEG3400ジアクリレートは約40アセトニトリルで溶出した。2molのPEG3400ジアクリレート当たり1molのペプチドを、pH8で緩衝された水中でインキュベートすると、20アセトニトリルで溶出するペプチド関連のピークが消失し、40アセトニトリルでPEGのピークと共溶出した、220nmと270nmの吸光度バンドが現れた。ピークを回収し、MALDITOF質量分析計で分析することにより、PEG関連のピークは未修飾のPEG3400ジアクリレートの混合物ならびにPEG3400ジアクリレート及びペプチドの分子量の合計である分子量をもつ新たな化学種を含むことが示された。アクリレート、クロトニレート、及びジメチルアクリレート末端化PEGとシステインとの反応速度論の分析チオール及び共役不飽和基が最初に等モル濃度20μmolになるように、アミノ酸であるシステインを溶液01Mリン酸、pH8中で、官能基の結合したPEGPEG80002A、PEG80002C、及びPEG80002DMAと混合させた。ジメタクリロイル基の存在下では、その後の時間尺度10分間において、チオールの消費速度は本質的に0であった。より立体障害の小さなクロトニル基二重結合においてひとつのメチル基の置換の存在下では、チオールの消費速度は増加した。もっと立体障害の小さなアクリレートにおいては、チオールの濃度の減少はもっと迅速であったが、以下の時間経過内では完了しなかった。図5参照のこと。共役した不飽和基の濃度がチオール基の10倍である実験においては、アクリレートによるチオールの消費は極端に速かった。反応は、1分後に最初の試料を取り出したことにより終了したデータは示していない。実施例5:システイン含有ペプチドとアクリル化ポリマーとの間に形成された結合の加水分解の証明溶液中での加水分解ペプチドAcGCGYGRGDSPNH2を脱イオン水に溶解させ、PEG8000ジアクリレートを10mMHEPESと115mMトリエタノールアミンでpH8に緩衝された脱イオン水に溶解させた。2molのPEG8000ジアクリレート当たり1molのペプチドを混合した後、C18クロマトグラフィーで01のトリフルオロ酢酸及び5のアセトニトリルを含む95の水から、01のトリフルオロ酢酸及び60のアセトニトリルを含む40の水への勾配を用いて反応を追跡した。ペプチドAcGCGYGRGDSPNH2は約20アセトニトリルで溶出し、一方PEGまたはPEG8000ジアクリレートは約40アセトニトリルで溶出した。20アセトニトリルにおける遊離ペプチドのピークが迅速に消失し、ペプチドはその後、40アセトニトリルでPEGのピークと共溶出した。PEGペプチド付加物を含む溶液をその後、37°Cでインキュベートし、ポリマーからのペプチドの加水分解を検出するために、後の時点で、C18クロマトグラフィーへの注入を行った。これは、PEGのピークと共溶出した273nmでのシグナルにおける減少と、約20アセトニトリルでの遊離ペプチドのピークの再出現を観察することによって測定された。約20アセトニトリルで溶出する新たなピークのMALDITOFF質量分析は、もとのペプチドの分子量72質量ユニットに相当する分子量をもつ作製物を明らかにした。これは、新たなピークはプロピオン酸で修飾されたペプチドを含んでおり、このペプチドは、ペプチド上のシステイン残基及びアクリレート基との間に期待される以下の共役付加の作製物で、その後に修飾されたアクリレートのエステルが加水分解される。ペプチドとPEGの間のエステルの加水分解の半減期は486日であることが見出された。これは、加水分解の半減期がpH74で3週間であることに対応する。チオールを含むペプチドとアクリレートとの反応によって形成されるゲルの分解PEG3400トリアクリレートを濃度20WVで、50mMHEPES緩衝生理食塩水pH80に溶解させた。PEG3400ジチオールShearwaterPolymersHuntsvilleALUSAを、1mMMES緩衝生理食塩水pH56に濃度20WVで溶解させた。溶液は、アクリレート1:チオール1の割合で混合された。37°Cで数分後にゲルが形成され、その後ゲルを10mMHEPES緩衝食塩水pH74を含む試験管に移し、37°Cでインキュベートした。最初の一週間、HEPES緩衝生理食塩水を毎日交換し、試験管内に残存しているゲルの存在を毎日評価した。架橋後18日から24日の間で試験管からなくなるゲルを用いて、固体のゲルが約3週間後には試験管内からなくなることが見出された。これは、遊離基架橋Pathak、前記によってPEG8000ジアクリレートから形成されるゲルに匹敵し、これはpH74、37°Cにおいて4ヵ月後もまだ存在している。チオールを含む分子とアクリレートとの反応によって形成されたゲルの分解139mgのPEG25003Aを、695μl50mg25μlのPBSTEA1ml当たり13μlのトリエタノールアミンを含む10mMPBSに溶解させた。70mgのGCYKNRDCGは65μlのPBSTEA27mg25μlに溶解させた。等体積25μlの二つの溶液を、コーニング平底組織培養処理ポリスチレン96ウェルプレートのウェルに加えた。二つの前駆体溶液を加える時、ピペットのチップを、混合物を2、3秒撹拌するために使用した。その後、ゲルを37°Cで静置した。次にゲルを10mMHEPES緩衝生理食塩水pH74を含む試験管に移した。ゲルを37°Cでインキュベートし、固体のゲルの消失がその後目視された。14日から21日の間ですべての固体ゲルは消失し、それらがペプチドとPEGとの間のエステル結合の加水分解によって分解されたことが示された。局所的な環境における変化を通じた加水分解速度の制御139mgのPEG25003Aを、695μl50mg25μlのPBSTEA1ml当たり13μlのトリエタノールアミンを含む10mMPBSに溶解させた。70mgのGKKKKGCYKNRDCG配列番号65を65μlのPBSTEA27mg25μlに溶解させた。等体積25μlの二つの溶液を、コーニング平底組織培養処理ポリスチレン96ウェルプレートのウェルに加えた。二つの前駆体溶液を加える時、ピペットのチップを、混合物を2、3秒撹拌するために使用した。その後、ゲルを37°Cで静置した。次にゲルを10mMHEPES緩衝生理食塩水pH74を含む試験管に移した。ゲルを37°Cでインキュベートし、固体のゲルの消失がその後目視された。ペプチドにおいて見出された余分なリジンGKKKK...が、エステル結合の局所的環境への更なる求核試薬を供給するために添加された。さらに、この基のカチオン性の性質はまた、局所的なpHの上昇をもたらす。これらの2つの効果の組み合わせがペプチド及びポリマーの間のエステル結合の加水分解速度を増大させると期待される。実施例6:2個のシステイン残基を含むペプチドと、その間のプラスミン基質配列との共役付加によって形成されたゲルのプラスミン加水分解及び置換ペプチドの加水分解の欠如の証明共役付加によるゲルの合成酵素やペプチドはキラルchiralであるので、GCYKNRDCGの立体化学が、共役付加によって作製されたゲルに対する、プラスミンに安定な求核剤を作製するために変更された。このプラスミンに安定なペプチドは、GCYDLysNDArgDCG配列番号66であった。GCYKNRDCGの非常に良好な水溶性の性質を維持するため、他の点では配列は変えられなかった。分析的なC18HPLC水中のTFA01以上の直線状アセトニトリル勾配を、GCYDLysNDArgDCGの相対的なプラスミン安定性を確認するために使用した。以下の試料を用いた:プラスミン;GCYKNRDCG;プラスミンGCYKNRDCG;GCYDLysNDArgDCG;及びプラスミンGCYDLysNDArgDCG。マイクロモルのプラスミンは、ミリモルのペプチドの11000の濃度で存在しており、それゆえ、クロマトグラムの重なった吸光度に影響を与えなかった。ペプチドの溶出のトレース220nmまたは278nmの吸光度に対してペプチドプラスミンのトレースを重ねることにより、GCYKNRDCGペプチドの大部分が37°Cにおいて約一時間で分解されたことが示された。GCYDLysNDArgDCGペプチドはしかし、24時間後でもプラスミンによって影響を受けず、試料中のプラスミンの寿命を超えて、影響を受けないままであった試料はC18に二週間注入された。プラスミン感受性及びプラスミン耐性の証明上述の40μlプロトコールに従ってゲルが作製された。幾つかはL配置のLysとArgをもつGCYKNRDCGペプチドを含んだ。もう一方はその代わりにGCYDLysNDArgDCGを含んだ。全てが200μl中の02ユニットのプラスミンに曝露され、37°Cでインキュベートされた。ペプチドのLLys、LArg配置は酵素によって容易に分解された。ある場合には、6時間後にはゲルが残っていなかった。DLys、DArg配置のゲルはプラスミン分解による分解が示されなかった。実施例7:光重合化によって形成されたポリエチレングリコールゲルへのペプチドの組み込みゲルの合成分子量8000のポリエチレングリコールジアクリレート230mgmlを、HEPES緩衝生理食塩水に一時間溶かした。トリエタノールアミンAldrich、153μlmlを加え、溶液のpHを6NHClでpH8に調製した。システイン含有ペプチドを1165μlのHEPES緩衝生理食塩水に溶かし、870μlのPEG溶液をボルテックスしながら加えた。5分後、35μlのNビニルピロリドン及び10mMのエオシンEosinY溶液10μlを加え、続いてボルテックスした。ゲルを、75mWcm2の光CermaxXenonLightsource、470nmから520nmの間の光を透過ILCTechnology、SunnyvaleCAUSAに一時間さらすことによって形成した。ゲルをpH74のトリス緩衝生理食塩水1L当たり436gTrisHCl、064gTrizmabase、8gNaCl、02gKCl、全てSigmaから購入の中で36時間膨潤させた。光重合化によってゲルが形成される共役付加によって挿入されたペプチドを含むPEGゲルと細胞の相互作用PEGゲルはペプチドGCGYGRGDSPGを用いて、上述のように調製された。大部分の細胞はGRGDSPG配列を認識する受容体をもっており、細胞は、ペプチドを含む固定化されたRGDを示している表面と相互作用すると考えられる。共役付加によって組み込まれたペプチドを含むPEGゲルと細胞との細胞相互作用を試験するためにゲルが形成され、ヒト臍静脈内皮細胞はゲルに播種された。表面で細胞がペプチドと相互作用していることを示す、表面上の細胞の形の変化が観察された。形の変化は広がりと呼ばれ、表面での球状から平面状及び多面体状の細胞の形の変化のことを指す。ペプチドのないPEGゲル上では細胞の広がりが起こらず、また、GCGYGRGDSPGペプチドの特異性は、同じアミノ酸残基を含むが異なった配列であり、生物学的な活性を持たないGCGYGRDGSPGペプチドを含むゲルとの比較によって確認された。細胞がゲル上に1mm2当たり400細胞の割合で播種され、面積当たりの広がった細胞の数を数回にわたって計測した図6参照。実験は、通常の細胞培養培地を用いて行われた。共役付加反応を用いてゲル中に組み込まれたペプチドGCGYGRGDSPGを含むゲルの上だけで、細胞は広がることができた。実施例8:共役付加反応を用いたpH感受性ゲルの形成ペプチドGCCGHHHHHGCCG配列番号67が、上述のように合成された。ペプチド10mgを、15μlの10mMリン酸緩衝生理食塩水pH74及び25μlのエタノールに溶解させた。溶液のpHを1NNaOHを用いてpH58に調製し、その後、分子量400のPEGジアクリレート75μl、Aldrichを加えた。混合物は37°Cで5分間インキュベートされた。ヒドロゲルが形成され、pHを74から58に変えることにより直径が約50増加することが示された。37°Cで10分間ボルテックスさせながら上記のゲル化溶液に94mgのハイパーマーHypermerB239ICISurfactantsWilmingtonDEUSAを含む1mlのシクロヘキサンに加えることにより、ゲルが球状に重合化された。直径2μmから20μmの範囲の球が作製され、pHを74から58に変えることで直径が約50増加することが示された。実施例9:タンパク質送達への応用のための粒子の形成PEG3400トリアクリレートを、2のアルブミンを含む50mMHEPES緩衝生理食塩水pH8に、20wvの濃度で溶解させる。PEG3400ジチオールSharwaterPolymersHuntsvilleALUSAを、1mMMES緩衝生理食塩水pH56に20の濃度で溶解させる。溶液を、アクリレート1:チオール1の割合で混合する。液体溶液50μlに、100mgのハイパーマーB239を含む1mlのシクロヘキサンを急速に攪拌しながら迅速に加える。混合物を37°Cで30分間加熱する。その後、重合化したタンパク質を含む球を余分のシクロヘキサンで洗浄して界面活性剤を除き、続いてシクロヘキサンを除くために真空中で乾燥させる。次に粒子をHEPES緩衝生理食塩水pH74に再懸濁させる。微粒子からのタンパク質の放出を、毎日再懸濁培地を変えることにより測定し、再懸濁培地中のタンパク質を、280nmでのUV検出と組み合わせたゲル濾過クロマトグラフィーを用いて評価する。再懸濁培地中のタンパク質濃度は、280nmにおけるアルブミンの濃度検量線から決定される。実施例10:共役付加によって組み込まれたペプチドを用いた細胞及び組織に対する標的化PEGトリアクリレート微粒子実施例7で示されたように微粒子はPEGトリアクリレート及びペプチドGCYdKNdRDCG配列番号68との共役付加架橋によって形成されるが、GCGYGRGDSPG1に対してGCYdKNdRDCG8の割合で、付加的にペプチドGCGYGRGDSPGも反応混合物に含まれる。生物活性なペプチドが、生物活性なペプチドを含まない微粒子と比較して、細胞の表面に微粒子を局在化させる能力を試験される。実施例11:共役付加によって形成されたゲルによる薬剤カプセル化及び送達共役付加によりPEGゲルを形成するための条件は非常に穏和室温から37°C、pHは約80、水溶性の溶媒中であるので、タンパク質薬剤のような薬剤は送達のためゲル中に組み込まれる。そのような穏和な条件はほとんどのタンパク質を変性させない。薬剤はいろいろな様式で挿入される。一つの方法において、タンパク質またはその他の薬剤PEG感受的及び酵素感受的なペプチドの両方のために、水、エタノール、アセトニトリルまたは他の溶媒に可溶な薬剤で、水性緩衝液に交換されうるはゲル形成の間にゲルの小孔の空間に包括される。遊離システインは天然のタンパク質において相対的に稀であるので、ゲルと架橋するタンパク質が問題となる場合は僅かである。また、共役した不飽和化合物の、タンパク質中の他の求核剤水酸基及びアミノ基への添加はスルフヒドリル基に比べ非常に遅いので、反応の選択性は非常に良い。膨潤状態におけるゲルの小孔空間よりも薬剤が大きい時は、分子量や前駆体の濃度による制御のため、薬剤は適当な速度でゲルの外へ拡散するのではなく、むしろゲルの表面の酵素的分解によって放出される。タンパク質放出の拡散及び分解制御:ゲル小孔空間に閉じ込められたミオグロビンの放出タンパク質であるミオグロビン17000Daは、チオール及びアクリレートの間の共役付加によって作製されたヒドロゲルから放出された。PBS、pH74中の02gmlPEG35003Aは、チオールとアクリレートの濃度が同じでPEG35003Aの最終濃度が10前駆体溶液になるように、プラスミン感受性ペプチドGCYKNRDCGの溶液と混合された。幾つかの前駆体溶液に対して、ミオグロビンが加えられた195μlの前駆体溶液あたり52μlの98mgmlのミオグロビン溶液。ミオグロビンは、大きさが同じであることから、BMP2のような成長因子のためのモデルタンパク質として選択された。ミオグロビンを含む又は含まない200μlアリコートの前駆体溶液は、止血用コラーゲンスポンジ上に作製された。幾つかの対照スポンジに、52μlの98mgmlのミオグロビン溶液がゲル前駆体なしに加えられた。幾つかのスポンジに、ミオグロビンの代わりにPBSが加えられた。スポンジの中でゲルが固形化した後、各試料はが細菌や真菌の混入を防ぐため、01のアジ化ナトリウムを含む4mlの10mMPBSpH74でインキュベートされた。6時間、12時間、24時間後及び、2日、3日、7日、13日後、それぞれの試料から液層が除去され、01のアジ化ナトリウムを含む新鮮なPBSで置換された。13日後、溶液が4mlPBSの008ユニットのプラスミンで置換され、図7の垂直線で示された不連続性が現れた。溶液をBIORADBradfordタンパク質微量分析法を用いて展開し、既知の濃度のミオグロビン溶液から作製された検量線と比較した。ヒドロゲル材料中のミオグロビンを含む試料がミオグロビンを遅れて放出拡散律速することが示されるが、酵素であるプラスミンによってヒドロゲルが分解されると、放出されるタンパク質の総量はスポンジだけヒドロゲルなしから放出される総量と変わらないデータは示していない。組み込まれた親和性部位を用いた放出もう一つの方法において、ヘパリン結合成長因子のような薬剤は、ゲルの中へ静電的に隔離される。本方法は、特に膨潤状態のゲルで、さもなくば小孔を通ってゲルの外へ拡散してしまうような、比較的低分子量の化合物を閉じ込めるのに効果的である。隔離は、種々の方法で行われる。最初の試みにおいて、共役付加によるゲル形成の間、一つ又は複数のシステインを含むヘパリン結合ペプチドつまり、ペプチドが付加物あるいは架橋用となりうる、ヘパリン、及びヘパリン結合成長因子が含まれる。第2番目の試みにおいて、以前全く存在していなかったあるいは、ごく親和性の低い部位しかなかったヘパリン結合領域における分子生物学的技術や遺伝子工学によって、人為的なタンパク質が作製される。第3の試みにおいては、対になっていないシステインを含む、人為的なタンパク質を作製する。その後ゲル形成段階の間に、このシステインリンカーを通じてタンパク質を共有結合させる。第4の試みにおいて、対になっていないシステイン及び酵素感受性領域の両方を人為的タンパク質中に導入する。このタンパク質はまた、ゲル形成において共役付加ゲル内に共有結合的に組み込まれるが、該タンパク質は適当なプロテアーゼの存在下で放出され、これは、バルクのゲルまたは特異的な酵素が劣化することと同じでありうる。第5の場合において、成長因子を静電的に隔離するために、チオール、たとえばシステイン残基において、又は共役不飽和を含むヘパリン類似物を作製し、ヘパリン結合成長因子の存在下で、材料の中へ共有的に組み込んだ。成長因子の親和性の組み込みと持続性放出のための成長因子の隔離ヘパリン結合成長因子を含むヘパリン結合タンパク質は、材料形成において非共有結合的に材料に結合される。もし、結合されるタンパク質が天然のヘパリン結合配列を含んでいないならば、天然のタンパク質配列及び合成ヘパリン結合ドメインを含むように融合タンパク質が構築される分子生物学的技法を用い、DNAレベルから開始する。たとえば、神経成長因子NGFは、タンパク質がN末端にヘパリン結合ドメインを、該タンパク質のC末端にNGFの配列を含むような融合タンパク質として大腸菌内で発現する。これは、所望の融合タンパク質をコードするDNAを含む合成遺伝子を構築することで達成される。発現されるタンパク質配列は、以下の通りである。ここで、斜体の領域は発現ベクター由来のヒスチジンタグで、下線の領域はトロンビン切断部位である。太字で示されたアミノ酸は、ヘパリン結合配列を示している。遺伝子を組み立てるために使われるクローニングプラスミドはpUC18である。遺伝子のDNA配列は以下の5末端から3末端である。この遺伝子は、pUC18のポリリンカークローニング部位のEcoRI部位とHindIII部位の間に挿入されている。組み立て後、この遺伝子は発現ベクターに挿入される。その後発現と精製が行われる。上記実施例1に記載された標準的なFmocペプチド合成を用いて、GCGFAKLAARLYRKA配列番号71;表5参照のようなヘパリン結合ペプチドが合成される。材料形成のため、ペプチドは共役した不飽和前駆体とあらかじめインキュベートされ、融合タンパク質はヘパリンとあらかじめインキュベートされる。その後ペプチドが共役した不飽和物と共有結合し、同時に、ヘパリンがペプチドとタンパク質の間に非共有結合的な架橋を形成するように、融合タンパク質ヘパリン複合体がペプチド不飽和物に加えられる。そして、架橋する前駆体を含むチオールが加えられ、ヘパリン結合タンパク質を全体にわたって含む材料が形成される。タンパク質の共有結合的な組み込みと酵素的に制御された放出の可能性融合タンパク質が、関心対象のタンパク質、及び、一方の末端にプラスミンのような酵素によって分解可能な短いペプチド配列、及び、タンパク質分解のための部位から遠位にシステインを含むように構築される。システインは、材料形成の際に、材料の中にタンパク質が共有結合的に組み込まれることを可能にする。タンパク質分解のための部位は、細胞活性、たとえば、細胞の移動において用いられるプラスミン又はコラーゲンのようなプロテアーゼの活性化によって決定された速度で、その天然型におけるタンパク質の放出を可能にする。タンパク質の放出は、材料それ自身を分解するだけでなく、同じまたは異なった酵素によって制御されうる。酵素的な放出なしで、タンパク質と材料との共有結合が望ましい場合もある。このような場合には、タンパク質はたとえば、タンパク質の一方の末端における対になっていないシステインを含むが新たなタンパク質分解部位を含まないように、DNAレベルから開始して操作される。たとえば、血管内皮成長因子VEGFは、タンパク質のN末端近くにシステインを導入するように部位特異的突然変異導入を行うことで、改変される。分子生物学的方法が、タンパク質の合成、精製、折り畳みのために使われる。タンパク質はタンパク質中のチオールに対して過剰量のアクリレートを含むPEGトリアクリレートとインキュベートされる。2個のチオールを含むプラスミン感受性ペプチドGCYKNRDCGが全体にわたって組み込まれた成長因子を含む材料と架橋するために加えられる。実施例12:タンパク質分解によって薬剤として放出されうる共有結合的に結合されたプロドラッグによる材料からの薬剤非タンパク質薬剤を含むの送達材料内へのプロドラッグの共有結合的な組み込みのためのもう一つの方法が記載されている。材料が可溶性である場合、材料からプロドラッグを送達できる。薬剤の大きな分子量の改変は、循環時間、プロドラッグの標的化、免疫耐性及び細胞取り込みの様式を調節するために用いられる。安定な担体薬剤結合が送達のために望ましい。しかしながら、望ましい部位に到着すると切断されることができる結合が、関心対象である。結合の一つの組成物がタンパク質分解酵素に認識されるLアミノ酸であるようなアミド結合が適当である。コペセックKopecekらPatoJMAzoriKKUlbrichJKopecekMakromolChem誌185巻:231~2371984年はこのような酵素的分解可能な可溶性の高分子量薬剤担体に関して多くの文献を公開してきた。しかしながら、ヒドロゲルのような固体材料からの酵素的に制御された薬剤送達についてはほとんど研究されていない。固体材料からの送達は、所望の部位、たとえば、材料形成の部位に薬剤送達を局在化させることに役立つ。薬剤放出がタンパク質分解酵素の発現のような細胞活性によって行われる固体材料からの送達は、細胞活性たとえば、細胞の移動が放出の速度を決定するように、放出の速度を制御する。抗がん剤ドキソルビシンまたはダウノルビシンのような薬剤の官能基は、アミノ官能基以外が保護される。薬剤のアミン基は、アミド結合の形成によってアミノ酸またはペプチドと結合する。それゆえ、アミノ末端をリジンやアルギニンに切断するプラスミンのようなタンパク質分解酵素によって、アミノ酸またはペプチドと薬剤が結合しているアミド結合において、アミノ酸またはペプチドは、アミノ末端がアミノ酸YまたはペプチドXXXXY;配列番号72に分解可能なように選択される。チオールたとえばシステインは、結合したペプチドに含まれるか、または、ペプチド薬剤共役部分のアミノ酸もしくはペプチド部分の隣に結合されるかのどちらかである。SHXXXXY薬剤を与えるため薬剤及びペプチドの官能基は脱保護されている。材料形成の際には、チオールペプチド薬剤の共役は、材料前駆体内の共役不飽和物におけるチオールの共役付加によって、材料と共有結合する。薬剤は、薬剤を材料へ結合しているアミド結合Y薬剤を切断するプラスミン分解のような酵素的活性によって、材料から放出される。あるいは、プロスタグランジンのアンタゴニストであるジクロフェナックのような薬剤の官能基は、カルボキシル官能基以外が保護される。カルボキシル基はペプチドのアミノ末端においてアミド結合を形成することにより活性化され、ペプチドと結合する。それゆえ、このペプチドはカルボキシル末端を特定のアミノ酸Yになるように切断するタンパク質分解酵素によって、ペプチドと薬剤を結合しているアミド結合においてチオールたとえばシステインを含み、カルボキシル末端がペプチドに分解されうるように設計される。薬剤及びペプチドの官能基は脱保護されている。材料形成の際には、チオールペプチド薬剤の共役薬剤YXXXXSHは、材料前駆体内の共役不飽和物においてチオールの共役付加によって材料と共有結合する。薬剤は、薬剤を材料へ結合しているアミド結合薬剤Yを切断する酵素的活性によって、材料から放出される。実施例13:組織の再生ラットにおける異所性皮下の骨形成本質的に実施例3に従って、しかし滅菌条件下、ならびにPEG35003A、1:1のアクリレート:チオールのモル比、及び112のGCGYGRGDSPG:アクリレートのモル比を用いて材料を作製した。ゲル形成時には、骨形成を誘導する組み換えヒト成長因子、BMP2を、前駆体溶液の濃度250μlmlで前駆体溶液に加えた。前駆体溶液を止血用コラーゲンスポンジHelistat、直径8mm、高さ約35mmに加えた。前駆体溶液を、スポンジがそれ以上溶液を吸収できなくなるまで約160μl加えた。ゲルは、スポンジ中で固体化された。ゲルを簡単にPBSで洗浄し、その後、ラットの皮下に移植するまで、最低限に湿った状態にしておいた。移植片を2週間後に除去し、固定し、ヘマトキシリン及びエオシン染色をした。材料に非常に少量の残余の材料が残っていて、細胞によりよく浸潤されており、骨形成石灰化及び髄形成及び血管新生が促進されていた。このことは、材料が活性な生体分子たとえば、成長因子を送達することができ、インビボで細胞によって浸潤されうることを示している。骨再生ヒドロゲル材料は、多様な治療の状況、たとえば、外傷後、腫瘍の除去、または脊椎の融合などにおける骨再生において有用である。一つの例において、例えば上述のヒドロゲル材料は脊椎融合ケージ中の空間に適用され、材料内にBMP2、TGFβ、またはBMP7などの骨形態形成タンパク質を含む。この生物活性な製剤は、症例における脊椎融合の成功の確率の増大において有用である。このような材料の使用は、ケージ内の空間を疾病の感染や高い費用を伴うアモルファス骨同種移植片で充填すること及び、たとえば、腸骨隆線から得られた付加的な罹患率や入院のコストを伴う骨自家移植片で空間を充填することといった現在の外科的方法におけるいくつかの困難を回避することができる。皮膚再生ヒドロゲル材料は、皮膚の治療及び再生、たとえば、糖尿病性足潰瘍、圧迫びらん、及び静脈機能不全潰瘍の閉塞に有用である。たとえば、前述のヒドロゲルはたとえば、血管内皮細胞成長因子、TGFβ、アクチビン、ケラチノサイト成長因子、血小板由来成長因子、上皮成長因子、または他の多くの成長因子など、これらの傷の閉鎖を増強する成長因子を送達することに使われうる。これらの成長因子は包括又は生物特異的親和性たとえば、ヘパリンに対する親和性などのどちらかによってヒドロゲル内に組み込まれうる。実施例14:構造的負荷をもつためのヒドロゲル及び非ヒドロゲル材料共役付加反応によって形成された構造材料ペンタエリトリトールテトラキス3メルカプトプロピオン酸QT424mg及び997mgのポリエチレングリコールジアクリレート570PEGDAを適切に化合させ、ボルテックスにより、よく混合させた。空気の泡を超音波処理によって除去した。PH90で調製されたPBS001M溶液1NNaOHでpH9に調整された等体積の10mMPBSと混合されたトリエタノールアミンEtOH3Nにより、pH9に調整された10mMPBS473mgを、混合された前駆体に加えた。混合物をよく混合するために再度約2分間ボルテックスし、水性溶液内の前駆体を分散させた。ボルテックスに続いて、空気の泡を除去するために、混合物を再度超音波処理した。材料は室温で、約20分~30分内でゲル化した。得られたゲルは、約2MPaの極限強度を示し、圧縮において、約35の変形に耐えた図8。疎水性による機械的特性の制御ペンタエリトリトールトリアクリレートQT及びペンタエリトリトールトリアクリレートを489mg対596mgの割合で適切に混合した混合物1。QT及びPEGDA570を、上記で示した比率で混合した混合物2。100mgの混合物1を650mgの溶液2と化合させて250mgのPBSpH90を加え、混合のため全混合物をボルテックスした。同様なゲルを、200mg、300mg、及び400mgの混合物1に対して調製した。これらに対しては、550mg、450mg、及び350mgの混合物2をそれぞれ加えた。これら全てに対して250mgの活性化緩衝液を加えた。得られたゲルは、疎水性共前駆体を添加することで、機械的特性の変化を示した。疎水的なTA含量の増加は、得られたゲルの硬度を増加させた図9。チオールのアクリレートに対する比の変化QT及びPEGDA570を、適当量のQTを1000mgのPEGDA570に加え、75重量の固体ゲルを作製するために大量のPBS90を加え、チオールのアクリレートに対する比率が、08、09、10、11、13であるように適切に化合させた。一つの例として、チオールのアクリレートに対する比率08に関しては、343mgのQTを1000mgのPEGDAに加えた。2つの組成物をボルテックスにより混合し、その後、448mgのPBS90を加えた。混合物を再度ボルテックスし、その後、ゲル化させた。1以上のチオールとアクリレートの比において、得られたゲルは極限強度における有意な減少を示した。10から13の比において、チオールアクリレートの比の変化に対するゲルの感受性が減少した。以下の表表8は、それぞれのチオールアクリレートの比で得られた極限強度を示している。種々のチオールアクリレートの比に対するゲルの極限強度粒子の添加による機械的特性の制御前駆体であるQT及びPEGDA570を、上記で概述したように化合させた。活性化緩衝液PBS、pH90を加える前に、10重量のBaSO4粒子であるbalancefixe08μmを、混合された前駆体に加えた。活性化緩衝液を加えて全混合物をボルテックスし、その後、ゲル化させた。上記の実施例で記されたものと同量の前駆体が使われた。BaSO4を加えることによって得られたゲルは、多少の極限強度の増加及びかなりの硬度の増加を示した図10及び図11。QT及びPEGDA570ゲルもまた、いぶしたシリカ粒子14nmに添加されることで調整される。424mgのQTを997mgのPEGDAと化合させた。PBSpH90緩衝液を加える前に、緩衝液を10のいぶしたシリカ粒子に添加した。250mgのPBSいぶしたシリカの混合物をQTPEGDA混合物に加え、その後、混合するためにボルテックスした。いぶしたシリカの添加により得られたゲルは、極限強度における有意な増加を示した。図12は、準破壊圧縮におけるいぶしたシリカゲルの圧縮負荷曲線を示している。4MPaの圧縮においても、これらのゲルは破壊されなかった。乳化剤の使用による機械的特性の改善緩衝液を、混合された前駆体であるQT及びPEGDA570に加える前に、ソルビタンモノオレイン酸を4重量でPBS90緩衝液に加えることによる乳化によりゲルが調製された。その後、界面活性剤pH90緩衝液混合物を、混合された前駆体に加えた。他の点においては、上記と同じように、同じ量と方法が使用された。無機的粒子を加えたゲルと比較して、得られたゲルは極限強度において同様の増加を示したが、それに伴う硬度の増大を示さなかった図10及び図11。有機溶媒を含む溶媒中での材料の調製QT及びPEGDAを、前述の比率で化合させた。次に、これらの前駆体を10重量のNメチルピロリジノンNMPに溶解させ、その後ゲル化させた。ゲルを24時間固めた後、溶媒を交換するために、脱イオン化した水の中に置いた。溶媒を交換する間に、ゲルの体積は60縮小し、新たな平衡体積に達した。得られた平衡化ゲルは、低負荷の圧縮に対する柔らかい弾性反応及び圧縮における高度な変形に対する硬度において増加を示した。図13はこの材料の典型的な圧縮負荷曲線を示している。親水性添加物の添加による機械的特性の調節QT及びPEGDAを上述の比率で化合させた。ポリビニルピロリドン分子量40000PVPを、PBS90緩衝液に、1、7、及び13の濃度で溶解させた。上記で示したように、同量の前駆体混合物と緩衝液PVP溶液を混合した。混合物をボルテックスし、ゲル化させた。これらのゲルにより、親水性添加物の添加による機械的特性の操作が示された。PVPの添加はゲルの平衡膨潤を増加させ、PVP含量の増加は、さらに膨潤を増加させた。PVPの添加はまた、より弱く柔らかいゲルをもたらした。QT及びPEGDA570のゲル化の速度論QT及びPEGDAを上述の比率で化合させた。ボルテックスによりQTPEGDA570を混合させた後、緩衝液を加える代わりに、室温で100μmの隙間を有するCVO120流量計の20mmのプレートの間に100μlの混合物を置いた。弾性係数、複素complex係数、及び粘度を、歪幅が03である1Hzの剪断応力を用いて経時変化を追跡する間、混合物を室温で維持した。反応の進行にしたがって、化合した2つの前駆体は、弾性係数が複素係数よりも大きくなった時間で定義されるゲル化点を約14時間で示した。図14は、化合した前駆体の2つの係数を時間とともに示している。次に、上記のように、2種類以上の前駆体を化合させ、上記のように、PBS90を加えた。前駆体と緩衝液を混合した後、混合物は37°Cで流量計のプレートの間に置かれた。周波数と振幅は、前述の方法と同様であった。緩衝液を加えることにより、ゲル化の速度は劇的に増加した。37°Cにおいて、ゲル化点は約11分に生じた。図15は、pH90の緩衝液によって活性化された前駆体の係数を示している。組織中でのゲルの生体互換性前駆体、QT及びPEGDA570、緩衝液、ならびにソルビタンモノオレイン酸を全てフィルターで滅菌した。BlancFixe粒子をオートクレーブにより滅菌した。ゲルのピンは前駆体、BlancFixe、及びソルビタンモノオレイン酸を用いて調製された。他のピンは2つの前駆体のみを用いて調製された。2つの前駆体からのみ調製されたゲルのピンはゲル化に先立って活性化され、ボルテックスされた混合物がピンを形成するため鋳型に置かれる点以外、上述された同じ方法で調製され、無機粒子を含むゲルのピン及び界面活性剤を上述の方法を組み合わせることにより調製された。ピンは、ウサギの左右の背筋に埋め込まれた。ポリエチレンの参照用ピンも使用された。4週間後、移植片と周辺の組織の組織学的切開が行われた。テストしたどちらのゲルも、参照用の材料に比較して、有意な差は現れなかった。稀なマクロファージ、線維芽細胞、及び新生血管が、移植されたゲルのピンに結合していた。ネクローシス、変質、または他の局所的拒絶反応の兆候はこれらのゲル組成によって誘導されなかった。低分子量前駆体の毒性と生体互換性は、官能基を残している高分子量の前駆体をもたらす大量の前駆体をあらかじめ反応させることによって改善される。QTは、10倍の過剰量のPEGDA570で官能基が導入された。この過程の結果は、末端のアクリレートがフリーのままであるジアクリレートでキャップされたQTのそれぞれのチオールからなる4個の官能基を持ったアクリレートである。QTが過剰である同様な反応では、6個の官能基を持つ3個のフリーのチオールでそれぞれの末端がキャップされたPEGを生じる。チオールとアクリレートの比1:1で化合されたこれらの前駆体は、QT及びPEGD570をの直接の使用によって得られるゲルと同様なゲルを生じる図10及び図11を参照のこと、HT及びQTの値に注目されたい。混合した分子量の前駆体からの材料の調製による機械的特性の制御末端官能基ポリマー架橋システムは、機械的特性が多様な分子量の分布を用いることで、操作を可能にすることを示してきた。低分子量系のなかで、高分子量の前駆体の低いモルを含むことは、どちらかの分子量の前駆体だけで達成されるよりは、より改善された機械的特性を与える協同的な効果を有している。短い鎖だけを含むネットワークはもろく、そしてより長い組成物だけを含むネットワークは非常に低い極限強度しか持たない。一方、短い鎖が支配的で、より長い組成物を小さなモル比率で含む2つの様式を持つシステムは、大きな分子量系に比べて高い極限強度を持ち、短い鎖からなる1組モデルシステムに比べ、改善された展性を持ったネットワークを示すPathak上記、LlorenteMA他、JPolymSciPolymPhysEd196211981。高分子量の前駆体たとえば、PEGDA20000またはPEVAL20000の低いモル含量を、2つの様式を持つシステムを作製するために、ある割合でPEGDA570と置き替えることができる。3つの前駆体システム例えばQT、PEGDA570、及びPEGDA20000は、十分な反応速度を与えるpHで水溶液中で化合されることができる。その結果、より強靭なゲルとなる。第3組成物高分子量前駆体の親水性疎水性バランスもまた、さらに特性を調節するために活用されうる。実施例15:環境条件に対応した材料の調製前駆体の温度感受性もし、前駆体が温度感受性たとえば、37°C以下の臨界温度以下で可溶及びその温度以上で不溶であり、更にチオールや共役不飽和な基を有するならば、それらは、混合中の取り扱いが容易なゲルに調製することに使うことができるが、疎水性前駆体で得られたゲルによって示される改善された特性を示す。この目的のために、テレキレリックもしくはポリNイソプロピルアクリルアミド、ポリプロピレングリコールコエチレングリコールに接合された官能基、または他の温度感受性ポリマーを使うことができる。前駆体を臨界温度以下の温度の水に溶解させることができる。前駆体溶液を化合させ、ゲル化する。もし、ゲルが臨界温度以上の温度にさらされると、ゲルは、より疎水的な状態へと転移をすると考えられる。転移が温度感受性前駆体の設計や当初の濃度に依存した離液現象に関連する場合もあるし、そうでない場合もある。前駆体のpH感受性もし、前駆体がpH感受性たとえば、臨界pHより高い又は低いときに可溶であって、さらにチオールや共役不飽和基を有するならば、それらは、それらは、混合中の取り扱いが容易なゲルに調製することに使うことができるが、疎水性前駆体で得られたゲルによって示される改善された特性を示す。この目的のために、テレキレリックもしくはポリNイソプロピルアクリルアミドコアクリル酸、ポリイソプロピルアクリルアミドコジメチルアミノエチルメタクリレートあるいはポリアクリル酸に接合された官能基、または他のpH感受性ポリマーを使うことができる。これらの材料の溶解度は、pHにより変化しうる。前駆体溶液は化合し、ゲル化する。環境におけるpHの変化は、ゲルのプロトン化または脱プロトン化によって、ゲルの疎水性を変化させる。転移はpH感受性前駆体の設計や当初の濃度に依存した離液現象を伴う場合もあるし、そうでない場合もある。他の態様前述の記載から、種々の使用法や条件に合わせるために、本明細書に記載された発明に対して変形や改変が行われうることは明らかであると考えられる。このような態様もまた、添付の特許請求の範囲内である。更に、生体適合材料前駆体組成物としてのアミンの使用は、添付の特許請求の範囲内の態様である。本明細書内の全ての出版物及び特許は、それぞれ個々の出版物または特許が特異的かつ独立して参照として組み入れられることが示されるのと同程度に、本明細書において参照として組み入れられる。