"カプロラクトン単位とフマレート単位からなる二元共重合体を含む架橋性生分解性生体適合性材料。前記共重合体は、3,000~4,000の範囲の数平均分子量を有する、請求項1に記載の共重合体。前記共重合体は、2~4の範囲の多分散性指数を有する、請求項1に記載の共重合体。前記共重合体は、50°C~70°Cの範囲の融点を有する、請求項1に記載の共重合体。前記共重合体は、前記融点より高い温度で注射可能である、請求項4に記載の共重合体。前記共重合体は、30°C~40°Cの範囲の硬化点を有する、請求項1に記載の共重合体。iカプロラクトンと、iiフマル酸またはその塩とを反応させることにより調製される、請求項1に記載の共重合体。前記共重合体は、ポリε-カプロラクトンとフマル酸クロライドとを反応させることにより調製される、請求項7に記載の共重合体。前記ポリカプロラクトンは、500ダルトン~10,000ダルトンの範囲の分子量を有する、請求項8に記載の共重合体。本発明に従って、得られる共重合体が架橋剤なしで自己架橋し得るように、insituでの架橋に用いられ得る不飽和炭素-炭素二重結合を含有するフマリルハライド例えば、フマル酸クロライドまたはフマル酸が、柔軟な骨格を有する生分解性マクロマーと共重合化される。ポリε-カプロラクトンは、米国食品医薬品局によって承認された、吸収性縫合に使用するための分解性重合体であり、優れた生体適合性を有する。ポリε-カプロラクトンに基づく構築物は、誘導骨再生に使用されてきておりElfick,一時的な関節スペーサーに有力な材料としてのポリε-カプロラクトンasapotentialmaterialforatemporaryjointspacer,Biomaterials,Vol23,pp44634467,2002を参照、したがってこれは柔軟性マクロマーとしてフマル酸クロライドとの共重合化に適している。本発明は、組織工学用の、生体適合性、生体吸収性、注射可能、かつ自己架橋性重合体としてのポリε-カプロラクトン-フマレートの合成を提供する。本発明の1つの実施の態様において、生体材料は、縮重合法を用いてフマル酸クロライドまたはフマル酸を500~10,000ダルトンの範囲の低分子量のポリε-カプロラクトンと反応させてポリε-カプロラクトン-フマレートを生成させることにより、合成される。低分子量ポリε-カプロラクトンは、溶融または溶媒鋳造によりスカフォードに組み立てられ得るが、これは硬組織の再生用スカフォードとして適した機械特性を有さない。本発明の対象であるポリε-カプロラクトン-フマレートは、ポリε-カプロラクトン-フマレートの分子量に依存して50~70°Cの間の融点を有する、吸収性かつ半結晶性の重合体である。その融点より上では、ポリε-カプロラクトン-フマレートは、不定形または封入された形で、細孔形成剤、開始剤、架橋剤、促進剤、希釈剤、発泡剤、緩衝剤、阻害剤触媒、成長因子、粒子状および繊維状補強材料、ならびに安定剤などの他の配合成分と物理的に混合可能な自由な流動体であり、そしてポリε-カプロラクトン-フマレートはシリンジを介して注射されて、生体組織の再生に用いられるスカフォードを組み立てることができる。融点より下は、例えば、ヒトの生物学的温度である37°C98.6°Fでは、ポリε-カプロラクトン-フマレートは、化学的架橋だけでなく物理的に固化して硬くなる。物理的架橋は、ポリε-カプロラクトン-フマレート鎖のポリε-カプロラクトンセグメントの部分的結晶化により起こる。化学的架橋は適した開始剤、促進剤、または架橋剤の存在下、ポリε-カプロラクトン-フマレート鎖のフマレート基の二重結合の架橋により生じる。しかしながら、架橋剤は、通常は必要ない。物理的架橋および化学的架橋の程度は、ポリε-カプロラクトンの分子量、ポリε-カプロラクトン-フマレートマクロマーの分子量、およびポリε-カプロラクトン-フマレートマクロマー中のフマレート対ポリε-カプロラクトンの比により、独立して制御され得る。ポリε-カプロラクトン-フマレートマクロマーの分解挙動もまた、ポリε-カプロラクトンの分子量、ポリε-カプロラクトン-フマレートマクロマーの分子量、およびポリε-カプロラクトン-フマレートマクロマー中のフマレート対ポリε-カプロラクトンの比により、制御され得る。本発明による生体適合性かつ生体吸収性ポリカプロラクトン-フマレート生体材料は、50~70°Cの間の融点、および30~40°Cの間の硬化点を有する。この独特の特性は、この生体材料を、骨格再構築に適用するための注射可能かつin-situで硬化するスカフォードの組み立てに対して有用にしている。本発明の適用は、分解挙動が制御された、注射可能な生体吸収性合成代用骨として、または注射可能な生体吸収性骨セメントとしてであり得る。本発明によれば、注射されてinsituで硬化してスカフォードを形成することができる、組織および/または骨格再構築用の、架橋性生分解性の重合体材料が提供される。本発明のこれらおよび他の特徴、態様、および利点は、以下の詳細な説明、図面、および添付の請求項を考慮することでより良く理解されるだろう。本発明は、以下:のカプロラクトン単位、ならびに以下:および/またはのフマレート単位からなる、生体適合性、生体吸収性、注射可能、かつ自己架橋性共重合体であるポリカプロラクトン-フマレートを提供する。1つの態様において、共重合体は、3,000~4,000の範囲の数平均分子量、および2~4の範囲の多分散性指数を有する。共重合体は、50°C~70°Cの範囲の融点を有し、そして融点より高い温度で注射可能である。共重合体を調製する1つの方法において、得られる共重合体が架橋剤なしで自己架橋し得るように、insituでの架橋に用いられ得る不飽和炭素-炭素二重結合を含有する、フマリルハライド例えば、フマル酸クロライドなどのフマル酸塩またはフマル酸が、柔軟な骨格を有するポリカプロラクトンマクロマー例えば、500~10,000ダルトンの範囲の分子量を有するポリε-カプロラクトンと共重合化される。別の態様において、本発明は、カプロラクトン単位およびフマレート単位を有する本発明による共重合体、およびフリーラジカル開始剤例えば、過酸化ベンゾイルを含む自己架橋性生分解性材料を提供する。自己架橋性生分解性材料は、注射可能な代用骨または注射可能な骨セメントとして用いられ得る。1つの態様において、自己架橋性生分解性材料は、塩化ナトリウム結晶などの細孔形成剤を含む。自己架橋性生分解性材料はまた、ジメチルトルイジンなどの促進剤も含んでも良い。生分解性材料は自己架橋性であるため、架橋剤を含む必要がない。別の態様において、自己架橋性生分解性材料は、粒子状または繊維状補強材料を含む。好ましくは、粒子状または繊維状補強材料は、ヒドロキシアパタイトなどの生体活性セラミックスを含む。自己架橋性生分解性材料は、組織再生用のスカフォードを調製するのに用いられ得る。スカフォードは、カプロラクトン単位およびフマレート単位を含む本発明による共重合体から形成された生分解性マトリクッスを含む。マトリクッスは、ヒドロキシアパタイトなどの粒子状または繊維状補強材料を含んでもよい。スカフォードは、細孔形成剤が重合性スカフォードに封入され、かつ材料の固体化の際、溶解して多孔質のスカフォードを形成する塩化ナトリウム塩の結晶などの細孔形成剤とともに形成されてもよい。本明細書中で使用される場合、生体適合性材料は、重篤または増大する応答と対照的に、穏やかで、しばしば一時的な、移植応答のみを刺激するものである。本明細書中で使用される場合、生分解性材料は、通常のinvivo生理学的条件下で、代謝または排泄可能な成分に分解されるものである。本明細書中で使用される場合、生体吸収性材料は、身体の化学的/生物学的作用のため、限られた範囲の時間で崩壊するものである。注射可能により、共重合体が医療用シリンジによりある部位に送達され得ることを意味する。自己架橋性により、本発明による重合体の官能基と、同一の重合体または本発明による別の重合体の官能基との間の架橋を形成する架橋剤なしに、本発明による重合体の官能基が同一の重合体または本発明による別の重合体の官能基と架橋し得ることを意味する。本明細書中の分子量という用語は、重量平均分子量Mw=ΣiNiMi2/ΣiNiMiを示す。用いられた方法に応じて結果が異なる場合があるが、重量平均分子量Mwは様々な方法で決定可能であるものの、ゲル浸透クロマトグラフィーをもちいることが簡便である。本明細書中で使用される場合、数平均分子量Mnという用語は、重合体試料中の全分子の合計重量を、そこに含まれるモル数の合計で割ったものを示すMn=ΣiNiMi/ΣiNi。用いられた方法に応じて結果が異なる場合があるが、数平均分子量は様々な方法で決定可能であるものの、ゲル浸透クロマトグラフィーをもちいることが簡便である。本明細書中で使用される場合、多分散性という用語は、材料の重量平均分子量をその数平均分子量で割ったものMw/Mnを示す。以下の実施例は、本発明をさらに例示するために示され、いかなる方法でも本発明を制限することを意図しない。A.ポリカプロラクトン-フマレートマクロマーの合成塩化メチレン中、触媒としてトリエチルアミンを用いて、ポリε-カプロラクトンとフマル酸クロライドとの縮重合によりポリカプロラクトン-フマレートマクロマーを合成した。全ての化学薬品は、Aldrichから購入した。塩化メチレンおよびトリエチルアミンは、反応前に水素化カルシウムで乾燥および蒸留した。フマル酸クロライドは、161°Cで蒸留して精製した。340ダルトン、760ダルトン、1200ダルトンの数平均分子量Mnを有する3種のポリε-カプロラクトンの試料を用いた。3種のポリε-カプロラクトンの試料の多分散性指数は、ゲル浸透クロマトグラフィーGPCで求めたところ、それぞれ、1.7、1.8、および1.8であった。ポリε-カプロラクトンの試料は、反応前に、5mmHg未満の減圧下、60°Cで、少なくとも12時間乾燥させた。フマル酸クロライド対ポリε-カプロラクトンのモル比は0.9であった。760のMnを有するポリε-カプロラクトンの代表的な反応は以下のとおりであった。三つ口反応フラスコ中、窒素雰囲気下、40mmolのポリε-カプロラクトンを300mlの塩化メチレンに溶解した。36mmolのフマル酸クロライドおよび72mmolのトリエチルアミンを25mlの塩化メチレンに溶解させて、反応系に撹拌しながら滴下した。反応容器を氷浴に入れて、発熱反応による温度上昇を抑えた。フマル酸クロライドおよびトリエチルアミンを加えた後、周辺条件下で反応を24時間続けさせた。反応の完了後、溶媒を周辺温度および減圧下でロータリエバポレーションにより除去し、残渣を500mlの無水酢酸エチルに溶解して、副生成物のトリエチルアミン塩酸塩をろ過して除去し、30°Cで減圧蒸留して酢酸エチルを除去した。重合体を塩化メチレンに再溶解して、氷冷したエチルエーテルで2回沈殿させた。重合体を、減圧下5mmHg未満、周辺温度で少なくとも12時間乾燥させ、用いるまで-20°Cで貯蔵した。B.ゲル浸透クロマトグラフィーゲル浸透クロマトグラフィーGPCを用いて、ポリカプロラクトン-フマレートマクロマーの分子量および多分散性を求めた。515型HPLCポンプおよび2410型屈折率検出器と接続したWaters717プラスオートサンプラーGPCシステムでGPCを行った。カラムは、スタイラジェルHR4Eカラム7.8×300MM、Watersと直列に並んだスタイラジェルHTガードカラム7.8×300mm、Watersからなった。重合体試料20μlを、テトラヒドロフラン中20mg/mlの濃度で、1ml/分の流速で溶出させた。0.474kD、6.69kD、18.6kD、および38kDのMnおよび1.1未満の多分散性を有する単分散ポリスチレン標準Polysciences,Warrington,PAを用いて較正曲線を構築した。C.1HNMRおよび13CNMR核磁気共鳴NMRを用いて、マクロマー中のフマレート基の存在を確認した。BrukerAdvance500MHzシステムを用いて周辺温度で1H-NMRスペクトルおよび13C-NMRスペクトルを記録した。1H-NMRについては、パルス角、パルス持続期間、遅延時間、収集時間、分解能、および走査回数は、それぞれ、90°、6μ秒、7秒、3秒、0.17Hz、および32であった。13C-NMRについては、それぞれ90°、4μ秒、5秒、200m秒、2.4Hz、および2048であった。NMR用の重合体溶液は、内部標準として1v/vトリメチルシランTMSを含有する重水素化クロロホルム99.8原子重水素化,Aldrichで、50mg/mlの濃度で調製した。D.フーリエ変換赤外分光法FTS-40フーリエ変換赤外分光光度計FTIRを用いて、1,000~4,000cm1のIR領域で、ポリカプロラクトン-フマレートの吸収を測定した。重合体の薄膜を大きさ3mm×32mmのCaF2ディスクに載せ、そして乾燥窒素雰囲気下、16回の平均走査および4cm1の分解能でスペクトルを収集した。ポリカプロラクトン-フマレートのアセトン溶液1mlのアセトン中50mgのポリカプロラクトン-フマレートの滴をCaF2ディスクに落として周辺条件で30秒間乾燥させた。次いで、これを減圧下周辺温度で30秒間乾燥させ、そして最後に60°Cに加熱してフィルムに残存する全ての溶媒を除去した。E.スカフォード組み立て細孔形成剤として塩化ナトリウム塩粒子を用いて、フリーラジカル重合を介してフマレート炭素-炭素二重結合の自己架橋によりスカフォードを調製した。過酸化ベンゾイルおよびジメチルトルイジンを、それぞれフリーラジカル開始剤および促進剤として用いた。架橋反応に用いた全ての化学薬品は、Aldrichから入手して、そのまま用いた。ふるい分けにより得られた塩粒子の大きさの分布は、平均400μmで、100~700μmの範囲であった。スカフォードの組み立ての代表的な手順は以下のとおりであった。シンチレーションバイアル中、1グラムのポリカプロラクトン-フマレートを75体積の空隙率に相当する5.0gの細孔形成剤と混合した。50μlの開始剤溶液250μlのN-ビニルピロリドン中50mgの過酸化ベンゾイルおよび40μlの促進剤溶液940μlの塩化メチレン中60μlのジメチルトルイジンを加えて、十分に混合した。N-ビニルピロリドンを、ポリカプロラクトン-フマレートの2重量に満たない量で用いて、開始剤を溶解させたが、架橋剤としては使用されなかった。重合性スカフォードを5mm×18mmのTeflon製の型に移し、そして手で押して最大限に詰めた。型を対流式オーブンに1時間入れて、架橋を促進した。架橋後、型を周辺温度に冷却し、スカフォードを型から取り出し、そして直径および長さが5mm×8mmの円筒型標本を、Isomet低速のこぎりで切り取った。スカフォードを蒸留水DW中に3日間置くことで塩を浸出させ、この間、水は12時間ごとに交換した。スカフォードを、制御雰囲気下、周辺温度で1日、そして5mmHg未満の減圧下で少なくとも12時間乾燥させた。F.走査型電子顕微鏡冷陰極電界放射型走査型電子顕微鏡S-4700,HitachiInstrumentsinc,Tokyo,Japanを用いてスカフォードの細孔形態を検査した。各スカフォードを液体窒素温度で割り、スカフォードの平坦な内部断面を露出させた。試料を、Hanid-Takパテを用いてSEMスタブにマウントし、そしてこれにコロイド銀を塗って装置に電気的に接地した。これを、減圧デシケーター中で一晩乾燥させた。装置を、Bio-Rad/PolaronE5400高分解能スパッタコーターを用いて90mAで30秒間、金-パラジウムでスパッタコーティングした。試料を、5kVの加速電圧でSEMで視察した。G.マイクロコンピュータ断層診断マイクロCTスキャナを、MayoClinicの生理学画像研究の研究室で、市販されている部品から自作した。スキャナは、上限10億個の立方体のボクセルからなる三次元画像を作り出す。標本を結晶の近くに配置して、各X線照射源とそれに付随する電荷連動記録デバイスとの間で、等角度で数百回、360°方向で回転させた。総合三次元画像表示分析プログラムを用いて、重合体スカフォードの微小構造を定量的に評価した。異なる密度の領域を表すボクセルを分割するために、オペレータの選択した強度閾値で画像を分断した。画像はそれから診断されて、各材料の体積画分が求められ、内部結合性が測定され、そして孤立した細孔の大きさ分布が求められた。H.細胞毒性評価雑種犬の足から線維芽細胞を単離した。簡単には、無菌条件下、腱を摘出して、0.2コラーゲン分解酵素III型溶液を用いて、オービタルシェーカー上、ダルベッコ変法イーグル培地中37°Cで24時間消化した。細胞懸濁液を、ポリスチレンフラスコの、900mlの蒸留脱イオン水中13.4gのDMEMおよび3.7gの重炭酸ナトリウム、10v/vのウシ胎児血清FBS、5v/vのペニシリン-ストレプトマイシン溶液1mlあたり10,000単位のペニシリンおよび10mgのストレプトマイシンを含有する一次培地に蒔いた。蒔いた後、懸濁液を、5のCO2、95の相対湿度のインキュベーター中37°Cで12時間、インキュベートした。細胞をPBXで2回洗浄し、そして2mlの0.05トリプシン/0.53mMEDTAに5分間曝露することにより、酵素的にリフトした。懸濁液を遠心分離し、そして細胞毒性評価のため一次培地に再懸濁させた。細胞を、滅菌した5mm×0.5mmのポリカプロラクトン-フマレートディスクの存在下、12ウェルプレートに、300μl/cm2の一次培地中2×104個/cm2の密度で蒔いて、細胞毒性評価を行った。細胞の付着および増殖のため、プレートを48時間インキュベートした。細胞を、Axiovert25Zeiss光学顕微鏡で視察した。ポリカプロラクトン-フマレートフィルムを、スカフォード組み立ての段落で記載されるとおりに、過酸化ベンゾイルおよびジメチルトルイジンをそれぞれ開始剤および促進剤として用いて、細孔形成剤としての塩を用いずにポリカプロラクトン-フマレートの自己架橋により調製した。フィルムを作るため、混合物を、40°Cで275Ib/in2の圧力で圧縮した。穿孔器を用いて直径5mmのディスクをフィルムから切り取った。ディスクを過剰な70エタノールに移して一晩震盪させて滅菌し、次いでPBSで少なくとも3回洗浄してから12ウェルプレートに加えた。I.細胞適合性評価ASTMF813-01をポリカプロラクトン-フマレートPCLFスカフォードの細胞直接接触の評価に用いた。ヒト骨芽細胞を用いた。細胞の単離および特性決定は、SAHarris,etal,条件的に不死化したヒト胎児骨芽細胞株の発達および特性決定,J.Bone.Miner.Res,1021995p178186に記載される。冷凍保存した細胞を解凍して、ポリスチレンフラスコの、DMEM/F12および重炭酸ナトリウム、10v/vのウシ胎児血清FBS、ならびに150mgのジェネテシンを含有する培地に蒔いた。蒔いた後、懸濁液を、5のCO2、95の相対湿度のインキュベーター中34°Cで12時間インキュベートした。細胞を、300μlの培地中6.5×104個/cm2の密度で、24ウェルプレートに播種し、48時間インキュベートした。次いで、ディスクを取り出し、細胞をPBSで洗浄し、新しい培地を各ウェルに添加し、そしてさらに24時間インキュベートした。細胞を、トリパンブルー染色を用いて、血球計数器で計数した。PCLFディスクに48時間曝露した後の生存細胞の画分を図5に示す。対照、PCLのMnが760L10、および1200L20である直鎖PCLF、ならびにPCLのMnが340X5、760X10、および1200g/molX20である架橋PCLFについて、生存細胞の画分は、それぞれ、0.85±0.04、0.86±0.04、0.83±0.03、0.84±0.07、0.84±0.06、および0.86±0.02であった。PCLFスカフォードの存在下、ヒト骨芽細胞にたいする副作用は観測されなかった。結果および考察Mnが3,680ダルトンでありポリカプロラクトン数平均分子量が760ダルトンであるポリカプロラクトン-フマレートのFTIRスペクトルを再検討した。図1を参照。2,944cm1および2,865cm1のピーク位置の吸収帯が観測されたが、これらはポリカプロラクトンのメチレン基の非対称伸縮vasCH2および対称伸縮vsCH2によるものである。1,724cm1のピーク位置の吸収帯が観測されたが、これはポリカプロラクトンおよびフマレート基のカルボニルC=O振動によるものである。1,419cm1のピーク位置の弱い吸収帯が観測されたが、これはcis-二置換フマレート基のC-Hゆれ振動によるものであり、ポリカプロラクトンのスペクトルには存在しない。Mnが3,680ダルトンでありポリカプロラクトン数平均分子量が760ダルトンであるポリカプロラクトン-フマレートの1H-NMRスペクトルを再検討した。図2を参照。1.38ppmおよび1.65ppmのピーク位置の化学シフトが観測されたが、これらはそれぞれ、ポリカプロラクトンの、1つのメチレン基および1つの-CH2O基の2つのメチレン-CH2基に付着したメチレン水素、によるものである。2.3ppmのピーク位置の化学シフトが観測されたが、これはポリカプロラクトンの、メチレン-CH2基とカルボキシル-COOR基に付着したメチレン水素によるものである。中心が3.6ppmの化学シフトが観測されたが、これはポリカプロラクトンの、-CH2とヒドロキシル基-OHに付着した末端のメチレン水素によるものである。中心が4.1ppmの化学シフトが観測されたが、これは-CH2と-OCORに付着した、末端ではないメチレン水素によるものである。中心が4.1ppmのピーク対3.6ppmのものの比は、Mnが3,680ダルトンのポリカプロラクトン-フマレートでは3.9に等しく、これはポリカプロラクトンのフマル酸クロライドとの共重合の度合いに関連している。この比はゲル浸透クロマトグラフィーで得られたポリカプロラクトン-フマレートの分子量と一致する。中心が3.1ppmおよび4.35ppmの比較的小さいピークが観測されたが、これらはポリカプロラクトンの、残余のエトキシ基のメチレン水素によるものである。6.8ppmのピーク位置の化学シフトが観測されたが、これはポリカプロラクトン-フマレートのフマレート基の水素によるものであり、ポリカプロラクトンのスペクトルには存在しない。フマレート水素の化学シフトが7.0ppm未満であることから、共重合体中のフマレート基はcis配座にある。6.8ppmの化学シフトの存在は、フマレート基がポリカプロラクトンに組み込まれていることをはっきりと示した。ポリカプロラクトンPCL分子量の関数としてのポリカプロラクトン-フマレートPCLFの分子量を表1に示す。フマル酸クロライド-ポリカプロラクトンFC/PCL比は全ての配合で0.9であった。数平均分子量が340ダルトン、760ダルトン、および1,200ダルトンであるポリカプロラクトンは、それぞれ、分子量が3,150、3,680、および3,870ダルトンであるポリカプロラクトン-フマレート共重合体を生成した。全ての分子量について、ポリカプロラクトン-フマレートの多分散性指数はポリカプロラクトンのものよりも明らかに高かった。スカフォードを、ポリカプロラクトン-フマレート共重合体から、細孔形成剤としての塩、化学開始剤としての過酸化ベンゾイル、促進剤としてのジメチルトルイジンを使用して、組み立てた。Mnが3,680ダルトン、多分散性指数が2.3、そして75体積の塩含量のポリカプロラクトン-フマレートスカフォードの断面のSEM写真を作成した。図3を参照。SEM画像は、非常に多孔質で結合し合った固体スカフォードを示した。同一のスカフォードの縦断面もまた、マイクロ-CTで得て作成した。図4を参照。マイクロコンピュータ断層診断画像は、架橋剤なしで、三次元の多孔質で結合し合ったポリカプロラクトン-フマレートスカフォードが形成されたことを確認した。化学的に開始させて自己架橋したポリカプロラクトン-フマレートのディスクを、培養した線維芽細胞に上限48時間曝露させた。細胞は、ポリカプロラクトン-フマレートディスクの存在下、増殖した。ポリカプロラクトン-フマレートスカフォードの存在下、細胞への副作用は観測されなかった。したがって、自己架橋性かつ生分解性のマクロマーが、誘導骨再生用に開発された。1つの実施態様において、マクロマーは、in-situでの架橋用の二重結合を含むフマル酸クロライドと、自己架橋性を促進するための柔軟な鎖を有するポリε-カプロラクトンとの共重合体である。ポリカプロラクトン-フマレートは、フーリエ変換赤外線分光法、核磁気共鳴分光法、およびゲル浸透クロマトグラフィーで特性決定された。多孔質スカフォードは、細孔形成剤としての塩化ナトリウム粒子および化学開始系を使用して組み立てられた。ポリカプロラクトン-フマレートスカフォードは、走査型電子顕微鏡およびマイクロコンピュータ断層診断で特性決定された。ポリカプロラクトン-フマレート共重合体は、架橋剤を用いることなく、首尾よく自己架橋した。この共重合体は、骨格異常を治療するための注射可能な自己架橋性材料として有用である。本発明は、特定の実施態様を参照してかなり詳細に記載されたものの、当業者は、本発明が、制限としてではなく例示の目的で記載された実施態様と異なって実施され得ることを理解するだろう。したがって、添付の特許請求の範囲は、本明細書中に含まれる実施態様の記載に限定されるべきではない。"