JPH11510837A - 薬物送達のための制御された放出薬剤および組織処置薬剤としての使用のためのマルチブロック生分解性ヒドロゲル - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 少なくとも４つのポリマーのブロックを含み、そのうちの少なくとも２つが疎水性、そして少なくとも１つが親水性であり、そして架橋可能な基を含むゲル形成マクロマーが提供される。これらのマクロマーは、共有的に架橋され、インビボで組織表面上でゲルを形成し得る。これらのマクロマーから形成されるゲルは、感熱性および親油性を含む特性の組合せを有し、そして薬物送達および組織コーティングを含む種々の医学的適用において有用である。

Description

【発明の詳細な説明】 薬物送達のための制御された放出薬剤および組織処置薬剤としての使用のための マルチブロック生分解性ヒドロゲル 発明の背景 本発明は、一般に、薬物送達および生物医学的適用における使用のための生分 解性のポリマーの領域にある。 生分解性ポリマーは、種々の外科的および薬物送達の適用における使用のため に開発されてきた。ポリ（乳酸）の合成および生分解性は、Kulkarniら、Arch． Surg.，93:839(1966)により報告された。不安定な骨格結合を有する生分解性の ポリアンヒドライドおよびポリオルトエステルが開発されてきた。Dombら、Macr omolecules，22:3200(1989);およびHellerら、「薬物送達系としての生分解性ポ リマー」、Chasin，M.およびLanger，R.,編、Dekker，New York，121-161(1990) 、これらの開示は本明細書中で参考として援用される。天然に存在する物質へと 分解するポリマー（例えば、ポリアミノ酸）もまた開発されてきた。乳酸または グリコール酸のようなα-ヒドロキシ酸のポリエステルは、閉鎖器具(closure de vice)（縫合糸、ステープルを含む）から薬物送達系に至る範囲の適用のために 生分解性物質として広く使用されている。Hollandら、Controlled Release，4:1 55-180,(1986); Smithら、の米国特許第4,741,337号；およびSpilizewskiら、J ．Control．Rel.，2:197-203(1985)、これらの開示は本明細書中で参考として援 用される。 水に可溶性のポリマーエレメントを含む分解性ポリマーが記載されている。分 解性ポリマーは、ラクチド、グリコリド、およびε-カプロラクトンのポリエー テル、ポリエチレングリコール（「PEG」）との共重合により形成されて、親水 性および分解速度を増大させる。Sawhneyら、J．Biomed．Mater．Res．24:1397- 1411(1990)。Caseyらの米国特許第4,716,203号は、PGA（ポリ（グリコール酸） ）とPEGのブロックコポリマーの合成を記載する。Caseyらの米国特許第4,71 6,203号は、PGA-PEGジブロックコポリマーの合成を記載する。 架橋可能なモノマーまたはプレポリマーから形成されるポリマーは、先行技術 において開発されている。架橋されたヒアルロン酸は、生物医学的適用のための 分解性膨潤ポリマーとして使用されてきた。Della Valleらの米国特許第4,987,7 44号および同第4,957,744号；およびDella Valleら、Polym．Mater．Sci．Eng. ，62:731-735(1991)。 Hubbellらの米国特許第5,410,016号（この開示は本明細書中で参考として援用 される）は、生物学的に活性な薬剤の送達のためのバリアコーティングおよびマ トリクスを形成するための、生分解性の、水に可溶性のマクロモノマー（「マク ロマー」）のインサイチュ架橋を開示する。薬物送達または他の生物医学的適用 のための他のポリマーは、Dunnの米国特許第4,938,763号、DeLucaの米国特許第5 ,160,745号および同第4,818,542号、Zalipskyの米国特許第5,219,564号、Cohnの 米国特許第4,826,945号、ならびにNairの米国特許第5,078,994号および同第5,42 9,826号に記載されており、これらの開示は本明細書中で参考として援用される 。ポリマー物質の送達方法には、シリンジ（Dunnら、米国特許第4,938,763号） 、スプレー適用（Roweら、によるWO 94/21324）およびカテーテル送達系（Slepi anの米国特許第5,328,471号；および同第5,213,580号）が含まれる。各末端にお けるオリゴマーのヒドロキシ酸、およびヒドロキシ酸オリゴマーの末端における アクリル酸エステルを用いるマクロマー（ポリエチレングリコールの中心鎖を含 む）の合成もまた報告されている。Sawhney A．S.ら、Macromolecules，26: 581 (1993);およびHubbell J．Aら、によるPCT WO 93/17669、これらの開示は本明細 書中で参考として援用される。 ポリマーゲル（例えば、ポリアクリル酸のエステルおよびアミド）の熱容量変 化が記載されている。例えば、ポリ（N-イソプロピルアクリルアミド）ベースの ヒドロゲル（これは、水性系で感熱性である）は、制御された薬物送達および他 の適用のために用いられてきた。Tanakaらの米国特許第5,403,893号；およびHof fman A．S.ら、J．Controlled Release，6:297(1987)、この開示は本明細書中で 参考として援用される。しかし、ポリ（Ｎ-イソプロピルアクリルアミド）は、 非分解性であり、そして生分解性ポリマーが必要とされる場合、適用には適切で ない。薬物送達のための非生分解性ポリマー系は、不利である。なぜなら、これ らは、薬物ポリマーデバイスが移植された後に、それらを除去することを必要と するからである。 薬物送達および外科的適用のような他の生物医学的適用における使用のための 改善されたポリマー系を提供することは、本発明の１つの目的である。生物学的 に活性な薬剤を、予測可能でかつ制御された速度で放出し得る制御された薬物送 達における使用のためのポリマー系を提供することは、本発明のさらなる目的で ある。活性な因子を、それが必要とされる特定の標的部位で局部的に放出する制 御された薬物送達における使用のためのポリマーを提供することは、本発明のさ らなる目的である。pHまたはイオン濃度のような、温度または他のパラメーター により可変である体積および薬物放出を含む特性を有する薬物送達における使用 のためのポリマー系を提供することは、本発明の別の目的である。 発明の要旨 水溶液中でゲル化し得るマクロマーが提供される。１つの実施態様において、 マクロマーは、少なくとも４つのポリマーのブロックを含み、そのうちの少なく とも１つが親水性であり、そしてそのうちの少なくとも２つが疎水性であり、そ して架橋可能な基を含む。このポリマーブロックは、異なる選択された特性を有 するマクロマーを提供するように選択され得る。マクロマーは共有的に架橋され て、インビボで組織表面上でゲルを形成し得る。マクロマーから形成されたゲル は、感熱性、親油性を含む特性の組合せを有し、そして薬物送達および組織被覆 を含む種々の医学的適用において有用である。 図面の簡単な説明 図１は、ポリプロピレンオキシド-ポリエチレンオキシドブロックコポリマー から形成される、熱応答性の生分解性のマクロマーの１つの実施態様の異なるゲ ルの状態および特性を示すスキームである。 図２は、生分解性領域を含むアクリル化されたポリプロピレンオキシド-ポリ エチレンオキシドブロックコポリマーの光重合により形成されたゲルのゲル体積 における温度依存性変化のグラフである。 図３は、アクリル化されたポリプロピレンオキシド-ポリエチレンオキシドブ ロックコポリマーの光重合により形成されたゲルからのデキストラン放出に対す る温度の効果を示すグラフである。 図４は、異なる生分解性領域を組み込んだ、アクリル化されたポリプロピレン オキシド-ポリエチレンオキシドブロックコポリマーの光架橋の速度の変化を例 示するグラフである。 図５は、異なる生分解性領域を組み込んだ、アクリル化されたポリプロピレン オキシド-ポリエチレンオキシドブロックコポリマーの光架橋により形成された ゲルの分解速度のインビボプロフィールを示すグラフである。 図６は、異なる生分解性領域を組み込んだ、アクリル化されたポリプロピレン オキシド-ポリエチレンオキシドブロックコポリマーの光架橋により形成された ゲルの生体適合性を例示するグラフである。 図７は、生分解性リンカーを組み込んだ、アクリル化されたポリプロピレンオ キシド-ポリエチレンオキシドブロックコポリマーの光架橋により形成されたゲ ルからの蛍光性デキストランの放出を例示するグラフを示す。 図８は、生分解性リンカーを含むマクロマーから形成されたゲルの転移温度の グラフを示す。 図９は、生分解性リンカーを組み込んだ、アクリル化されたポリ（プロピレン オキシド）ポリ（エチレンオキシド）ブロックコポリマーからなる生分解性の架 橋可能なマクロマーの化学構造を図示する。 図１０は、組み込まれた疎水性領域を有する生分解性マクロマーの溶液の疎水 性染料（dye）対log（重量％）の吸光度のグラフである。 図１１は、二重層中へ拡散している疎水性の尾を含むマクロマーを有する疎水 性の二重層を含む細胞膜の模式図である。 図１２は、親水性のマクロマーの凝集およびそれに続く重合により形成され得 るナノスフェアまたはマイクロスフェアの模式図である。 図１３は、疎水性のマクロマーから形成されたゲルからの小さい薬物の放出の 速度を示すグラフである。 図１４および図１５は、疎水性のヒドロゲルを通して水にあまり可溶性でない 薬物の拡散性(diffusivity)を示すグラフである。 図１６は、生分解性の領域を含むモノマーから形成されたヒドロゲルからのテ トラサイクリンの放出を示すグラフである。 発明の詳細な説明 架橋可能で、制御薬物送達のマトリックスとして有用なヒドロゲルを形成でき るマクロマーが提供される。好ましい実施態様において、生分解性マクロマーは 、薬学的に受容可能なキャリア中に提供され、そして共有結合的もしくは非共有 結合的に架橋可能であり、熱応答性のヒドロゲルを形成し得る。生物学的に活性 な試剤は、マクロマー溶液中に、または架橋後に得られるヒドロゲル中に取り込 まれ得る。ヒドロゲルは、温度に依存する特性（例えば容積および薬物放出速度 ）を有する。ヒドロゲルは、インサイチュ（例えば、組織部位）で形成され得、 そして生活性物質の制御された送達のために、そして組織コーティングとして使 用され得る。ヒドロゲルを形成するために使用されるマクロマーは、疎水性、親 水性、感熱性もしくは生分解性、およびそれらの組み合わせから選択される特定 の性質を有するドメインを含むように製造され得る。 マクロマー イオン的または共有結合的に架橋可能で、ヒドロゲルを形成するマクロモノマ ー（「マクロマー」）は、好ましくはブロックコポリマーからなる。マクロマー は水溶液から素早く重合され得る。マクロマーは、有利に熱可逆性ゼラチン挙動 をし得、そして好ましくは、溶液状態またはゲル状態で重合され得る。マクロマ ーは、水を吸収し得る親水性ブロック、およびこの親水性ブロックから異なる少 なくとも１つのブロックを含むものとして定義される。これは、生理学的に適合 可能な範囲もしくはその範囲付近の温度（例えば、０〜65℃）で、好ましくは塩 、緩衝剤、薬物もしくは重合試薬を含む水からなる水溶液から沈殿するほど十分 に 疎水性であり、またはそうでなければその間で相が変化する。親水性ブロックは 、必要に応じて、両親媒性ブロックであり得る。マクロマーは、１つより多くの 、同一もしくは異なる親水性領域または疎水性領域を含み得る。好ましくは、マ クロマーは、少なくとも３つのブロックを含み、より好ましくは４つのブロック を含む。 ブロックコポリマーは、直線状（ＡＢ、ＡＢＡ、ＡＢＡＢＡ、またはＡＢＣＢ Ａタイプ）、星型（ＡｎＢまたはＢＡｎＣ、ここでＢは、少なくともｎ-価であ り、そしてｎは３〜６である）、あるいは枝分かれ状（１つのＢに依存する複数 のＡ）である。これらの式において、ＡまたはＢのいずれか一方は、親水性ブロ ックであり得、そして他方は、両親媒性または親水性ブロックであり得、そして 付加的なブロックＣは、いずれであっても良い。 別の実施態様において、マクロマーは、少なくとも４つの共有結合的に結合し たポリマーブロックを含み、ここで：少なくとも１つ（あるいは別の実施態様に おいては少なくとも２つ）のブロックが親水性であり、そして親水性ブロックは それぞれ、少なくとも１グラム／リットルの水溶性を有し；少なくとも２つのブ ロックは、水性連続相において凝集してミセルを形成するほど十分に疎水性であ り；そしてマクロマーはさらに、少なくとも１つの架橋可能な基を含む。架橋可 能な基は、生理学的条件下で分解し得る少なくとも１つの分解可能な結合により 必要に応じて分離され得る。１つの実施態様において、少なくとも１つの疎水性 ブロックは、少なくとも１つの親水性ブロックにより、任意の反応性基から分離 され得る。 マクロマーは、さらに、同一もしくは異なる特性（例えば、感熱性、親水性ま たは疎水性）を有する、合計５つのブロックを含み得る。各ブロックはまた、特 性の組み合わせを有し得る。例えば、ブロックは、親水性かつまた感熱性であり 得る。さらに、マルチブロックマクロマーは、化学的に異なるブロックを含み得 、または１つより多くの同じ同一の（the same identical）ブロックを取り込み 得る。マクロマーは、様々な用途に適切な構造および特性を有するように製造さ れる。例えば、マクロマーは、約30個の炭素原子の炭化水素主鎖および感熱性ポ ロキサマー（例えば、Pluronic L1050）とエステル化される２つの末端カルボキ シ 基を含む、２量体脂肪酸の中心ブロックを含み得る。この中心分子は、各ヒドロ キシ末端において、さらにポリラクテート化され、そしてアクリロイルクロライ ドにより末端キャップ化される。別の実施態様は、各末端で重合されたポリヒド ロキシ基を含むポロキサマーであり、そしてここで、分子は、反応性基（例えば 、アクリレートまたは２級イソシアネート）により各末端において末端キャップ 化される。 マクロマーのコンフィギュレーションは、マクロマーの用途に依存して、予め 選択（preselect）され得る。マクロマーは、親水性ブロックで分割される、少 なくとも２つの疎水性ブロックを含み得る。マクロマーはまた、分解可能な基で 他の任意の架橋可能な基から分割される架橋可能な基を有するように製造され得 る。１つの好ましい実施態様では、乾燥マクロマーは、少なくとも水重量の約10 ％を吸収する。マクロマーの分子量は、好ましくは、少なくとも1000ダルトンで あり、または必要に応じて、少なくとも2000ダルトンであり、または別の実施態 様においては、少なくとも4000ダルトンである。 好ましい実施態様において、マクロマーは、少なくとも１つの感熱性領域を含 み、そしてマクロマーの水溶液は、イオン的にゲル化し得、そして／または共有 結合的架橋によりゲル化し得、温度依存性容積を有するヒドロゲルを生産する。 このことは、ヒドロゲル中に取り込まれる薬物の放出速度を、ヒドロゲルの容積 に応じて変化させることを可能にする。有用なマクロマーは、例えば、少なくと も２重量％の濃度でマクロマーの水溶液が熱可逆的にゲル化し得るものであり、 そしてここで、ゲル化温度は、約０℃と約65℃との間である。マクロマーはまた 、０℃〜100℃の範囲で相転移温度を有し得、そしてここで、転移温度は、マク ロマー水溶液のイオン組成または水溶液中のマクロマー濃度に影響される。 マクロマーは、先行技術に記載の物質および方法の改変により形成され得る。 各末端にオリゴマー性ヒドロキシ酸およびヒドロキシ酸オリゴマーの末端にアク リル酸エステルを有する、ポリエチレングリコールの主鎖（central chain）を 有するマクロマーは、Sawhney A.S.ら、Macromolecules、26:581(1993)；および Hubbell J.A.らのPCT WO93/17669に記載されている。これらの開示は、本明細書 中で参考として援用される。Hubbellらの米国特許第5,410,016号（この開示は、 本明細書中で参考として援用される）は、生分解性の水溶性マクロマーがインサ イチュで架橋し、生物学的に活性な薬剤（例えば、治療剤）の送達のためにバリ アコーティングおよび蓄積所またはマトリクスを形成し得ることを開示している 。米国特許第5,410,016号に記載の物質および方法に加えて、Dunn（米国特許第4 ,938,763号）、DeLuca（米国特許第5,160,745号および第4,818,542号）、Zalips ky（米国特許第5,219,564号）、Cohn（米国特許第4,826,945号）、Nair（米国特 許第5,078,994号および第5,429,826号）（これらの開示は、本明細書中で参考と して援用される）により記載される物質および方法は、本明細書に記載のマクロ マーを形成するのに有用である。 例えば、マクロマーは、疎水性物質で伸長されたポロキサマーバックボーン（ 例えば、オリゴラクテート部分）を含み得る。これは、分子の生分解性セグメン トとして働き、ここで、PEO-PPO-PEO-ラクテートコポリマーはアクリレート部分 により停止される。物質は、結合され、次いで送達され、そしてインサイチュで 標的器官上で光重合され、特定の形状に適合され得る。 そこから形成されたマクロマーおよびヒドロゲルは、好ましくは生体適合性で あり、好ましくは哺乳動物にインプラントまたはさもなければ投与される場合、 生物学的反応を引き起こしもせず促進もしない。マクロマー、ならびにヒドロゲ ルまたはマクロマーの任意の分解（breakdown）生成物は、好ましくは生存細胞 または有機体に対して顕著に毒性でない。ヒドロゲルはまた、例えば、高濃度で 液晶特性を有し得、これは薬剤送達速度を制御するのに有用である。イオン性特 性は、マクロマーのバックボーンに提供され得、マクロマーまたはゲルのイオン 性環境（pHを含む）の制御により、送達および／または物理状態のさらなる制御 特性を与える。１つの実施態様において、重要なイオン組成は、水素イオン濃度 である。例えば、ポロキサミン（例えば、Tetronic界面活性剤）がマクロマーの コアとして使用される場合、次いで得られるマクロマーはコアにイオン性基（ア ミン）を有し、そして温度変化の際のマクロマーのゲル化能力は、溶液のpHによ り影響を受ける。 感熱性領域 マクロマーには、熱応答性である特性を有する１つ以上の領域が提供され得る 。 本明細書中で使用されるように、熱応答性は、ヒドロゲルの特性（例えば、体積 、液体からゲルへの転移、および生物学的に活性な薬剤に対する浸透性）を含む ように定義される。これらの特性は、ヒドロゲルの温度に依存する。１つの実施 態様において、マクロマーは、可逆的にゲル化し得、このゲル化は温度により制 御される。可逆性ゲルは、さらに必要に応じて、インサイチュで不可逆的かつ共 有結合的に架橋したゲルに架橋され得る。これにより、ゲル化または架橋前に体 液により流出することも、洗い流されることもなく、外科適用において特定の組 織領域にマクロマーを確実に適用することが可能となる。 １つの好適な実施態様において、マクロマーは、例えば、ポロキサマー領域の 容量により熱可逆的にゲル化し得る。ゲル化は熱可逆的であるので、ゲルは冷却 すると散逸する。マクロマーは、架橋可能な基をさらに含み得、これにより、ゲ ルが、例えば、光重合によりさらに共有結合的に架橋され得る。架橋後、ゲルは 不可逆的に架橋される。しかし、それらは他の重要な熱応答特性（例えば、体積 変化および浸透性の変化）を保持する。 マクロマー組成を適切に選択することにより、温度に依存する感熱特性（体積 変化および薬剤放出を含む）を有するヒドロゲルはインサイチュで作製され得、 これはヒドロゲルからの薬剤送達を制御するために使用され得る。薬剤送達の制 御は、特性（例えば、ゲル中の両親媒性領域または他の領域の疎水性）の調整に よりさらに制御され得る。ヒドロゲルの体積変化は、温度のエクスカーションの 間に巨視的な抑制されていないサンプルの試験により容易に測定され得る。100 ％を超える体積変化は、約30％のPPO（ポリプロピレンオキシド）容量のアクリ レートキャップ（acrylate-capped）ポリグリコリド誘導体化ポロキサマーのよ うなマクロマーから形成されたヒドロゲルを用いて得られ得る。膨張は、約０℃ から体温（37℃）までの温度変化につれて徐々に起こる。任意の直線寸法の５％ より大きい変化は、高分子薬剤の放出速度の変化に効果的であり得る。 マクロマーは、好ましくは熱ゲル化（thermogelling）マクロマー（すなわち 、「ポロキサマー」、すなわち、ポリ（エチレンオキシド）−ポリ（プロピレン オキシド）−ポリ（エチレンオキシド）（「PEO-PPO-PEO」)ブロックコポリマー ）を含む。ポロキサマーのポリマー性水溶液は、上方臨界溶液温度で微相（mi crophase）転移を行い、特徴的なゲル形成が生じる。この転移は、ブロックコポ リマーの濃度および組成に依存する。Alexandridisら、Macromolecules、27:241 4(1994)。分子のセグメントのポリエーテル部分は、水溶性および感熱性を与え る。物質はまた、生体適合性であることが有利に示されている。 例えば、マクロマーは、疎水性物質で伸長されたポロキサマーバックボーン（ 例えば、オリゴラクテート部分）を含み得る。これは、分子の生分解性セグメン トとして働き、ここで、PEO-PPO-PEO-ラクテートコポリマーはアクリレート部分 により停止される。物質は、生物活性薬剤と結合され、次いで送達され、インサ イチュで光重合され得る。ポロキサマーコアに加えて、メロキサポール（例えば 、「逆の（reversed）Pluronics」（PPO-PEO-PPOコポリマー））およびポロキサ ミン（例えば、Tetronic^TM界面活性剤）が使用され得る。 モノマーに提供され得、温度依存的に体積変化し得る他のポリマーブロックと しては、水溶性ブロック（例えば、ポリビニルアルコール、ポリビニル−ピロリ ドン、ポリアクリル酸、エステルおよびアミド）、可溶性セルロース、ペプチド およびタンパク質、デキストランおよび他のポリサッカリドが挙げられる。さら に、上方臨界点を有するポリマーブロック（例えば、他のポリアルキレンオキシ ド、混合ポリアルキレンオキシドおよびエステル、誘導体化セルロース、ヒドロ キシプロピルメチルセルロース、およびコンニャクグルコマンナンのような天然 ゴム）が使用され得る。 別の実施態様において、マクロマーは、約０℃と65℃との間の温度にて、水溶 液中へのマクロマーの最大溶解度以下での濃度で光学的異方相を有すると定義さ れる。 架橋可能な基 マクロマーは、好ましくは、他の化合物と共有結合を形成し得るが、マクロマ ーの熱依存性ゲル化の後またはマクロマーの熱依存性ゲル化とは別に、水溶液中 でマクロマーが架橋してゲルを形成することを可能にする架橋可能な基を有する 。当該分野で公知の化学的またはイオン的に架橋可能な基がマクロマーに提供さ れ得る。１つの好ましい実施態様における架橋可能な基は、フリーラジカル生成 による光開始により重合可能であり、最も好ましくは、可視または長波長紫外線 照 射において重合可能である。好ましい架橋可能な基は、ビニル基、アリル基、シ ンナメート、アクリレート、ジアクリレート、オリゴアクリレート、メタクリレ ート、ジメタクリレート、オリゴメタクリレート、または他の生物学的に受容可 能な光重合可能な基を含む不飽和基である。 用いられ得る他の重合化学には、例えばアミンまたはアルコールとイソシアネ ートまたはイソチオシアネートとの反応、あるいはアミンまたはチオールとアル デヒド、エポキシド、オキシラン、または環状イミンとの反応が挙げられる；こ こで、アミンまたはチオール、または他の反応物、あるいは両方は、マクロマー に共有結合し得る。共有重合系（covalent polymerization system）の混合物も また包含され得る。スルホン酸基またはカルボン酸基が用いられ得る。 好ましくは、マクロマーの少なくとも一部は、１つより多い架橋可能な反応性 基を有し、マクロマーの架橋の後のコヒーレントな（coherent）ヒドロゲルの形 成を可能にする。100％までのマクロマーは、１つより多い反応性基を有し得る 。代表的には、合成において、百分率は50〜90％（例えば、75〜80％）のオーダ ーである。この百分率は、ただ１つの活性基を含むコモノマーを少量添加するこ とにより、低減され得る。架橋剤濃度の下限は、特定のマクロマーの特性および 全マクロマー濃度に依存するが、反応性基の全モル濃度は、少なくとも約３％で ある。より好ましくは、架橋剤濃度は少なくとも10％であり、50％〜90％のよう なより高い濃度は、多くの薬物を最大に遅延させるのに最適である。必要に応じ て、架橋性官能基の少なくとも一部分は、低分子量架橋剤により提供され得る。 送達されるべき薬物が高分子である場合、多価マクロマーのより高い範囲（すな わち、１つより多い反応性基を有する）が好ましい。ゲルが生分解性である場合 （これは多くの適用において好ましい）、架橋性反応性基は、生分解性結合によ り互いに分離されるはずである。インビボ条件下で生分解性であることが知られ ている任意の結合（例えば、分解性ポリマーブロック）が適切であり得る。化学 的活性および/または光活性である開始剤を用いたフリーラジカル重合により架 橋されたエチレン性不飽和基の使用は、架橋可能な基として好ましい。 マクロマーはまた、マクロマーに共有結合したイオン的に帯電した部分を含み 得、これは必要に応じて、マクロマーのゲル化または架橋を可能にする。 疎水性領域 マクロマーはさらに、疎水性ドメインを含み得る。ゲルの疎水性は改変されて 、薬物送達またはゲルの３次元構造を改変し得る。両親媒性領域がマクロマー中 に供給され得、これは水溶液中で、これらのドメイン（「コア」）の内部で配向 した疎水性領域とともに、凝集してミセルドメインを形成する傾向があり、一方 、親水性ドメインは、外部（「コロナ」）上で配向する。微視的な「コア」は、 疎水性薬物をエントラップ（entrap）し得、これにより維持された薬物放出のた めのミクロレザバー（microreservoir）を提供する。Kataoka K.ら、J Controll ed Release，24:119（1993）。水溶液中の両親媒性ポリマーのこのような分子の 集合における主要なパラメータは、臨界ミセル濃度（CMC）であり、これは溶解 した高分子が自己集合（self-assemble）し始める最も低い濃度であると定義さ れ得る。親水性および他のドメインの選択により、薬物送達が制御および増強さ れ得る。 １つの実施態様では、マクロマーに少なくとも１つの疎水性ゾーンが供給され 、そして疎水性材料が結合する傾向にありそれにより形成したゲルから薬物が逃 げることを低減する傾向がある領域を含むミセルを形成し得る。疎水性区域は、 ポリマーを含む材料（例えば、脂肪酸、炭化水素、脂質、またはステロール）の 添加により増強され得、この材料は、ゲルネットワークの形成には寄与しないが 、このようなゾーンを分離してそれらの特性を増強する。 ミセル疎水性中心を形成するための１つの実施態様におけるマクロモノマーの 性能は、疎水性の生活性化合物の制御された溶解を可能にするだけでなく、ヒド ロゲルが転移温度付近の周辺で選択的に「拡張」および「収縮（contract）」す ることも可能にする。このことは、感熱性の薬物送達を可能にする「オン-オフ 」熱制御スイッチを提供する。 細胞膜は、内部領域が疎水性である二重層からなる。この二重層は、流体およ び動的な構造（すなわち、疎水性分子がこの構造の周囲で動き得る）を有すると 考えられている。マクロマーに組み入れられた疎水性の尾は、この脂質二重層内 へ拡散し得、そしてマクロモノマー（従って、ヒドロゲル）の残りが組織表面に 良好に接着することをもたらす（図11を参照のこと）。疎水性の尾として用いら れるべき分子基の選択は、二重層の脂肪酸組成によりガイドされ、二重層構造の 混乱を最少にすることを確実にする。適切な基の例は、脂肪酸、ジアシルグリセ ロール、ホスファチジルセリンなどの膜由来の分子、および多環式炭化水素およ び誘導体（例えば、コレステロール、コリン酸、ステロイドなど）である。この 目的のために好ましい疎水性基は、人体の一般的な成分である。これらの分子は 、膜中の天然分子と比較して低い濃度で用いられる。 １つより多い疎水性基を有するマクロマーの使用は、脂質二重層中でヒドロゲ ルのセグメントを係留（anchoring）することにより、ヒドロゲルの生物学的材 料への接着性を改善し得る。この係留は、下にある組織に対して引き起こす混乱 が最少である。なぜなら、脂質膜へのマクロマーの脂肪酸末端の挿入は、純粋に 物理的相互作用を含むからである。マクロマーは、これらの分子を用いる表面の プレウォッシュを用いることによって、実際には、これらの脂質貫通分子の混合 物と架橋可能なマクロマーとのカップリングおよび/またはインサイチュ光重合 のための表面を「調製」することによって適用され得る。 疎水性領域には、ヒドロキシ酸（乳酸またはグリコール酸など）のオリゴマー 、あるいはカプロラクトン、アミノ酸、無水物、オルトエステル、ホスファジン 、ホスフェート、ポリヒドロキシ酸のオリゴマーあるいはこれらのサブユニット のコポリマーが挙げられ得る。さらに、疎水性領域は、ポリ（プロピレンオキシ ド）、ポリ（ブチレンオキシド）、または疎水性非ブロック混合ポリ（アルキレ ンオキシド）、あるいはそれらのコポリマーから形成され得る。生分解性疎水性 ポリ無水物は、例えば、米国特許第4,757,128号、同第4,857,311号、同第4,888, 176号、および同第4,789,724号に開示され、それらの開示は、本明細書中で参考 として援用される。例えば、ポリL-ラクチド、またはポリD,L-ラクチドが用いら れ得る。別の実施態様において、疎水性領域は、ポリエステルであり得、これは 、ポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）のコポリマーである。 マクロマーはまた、非共有結合的にマクロマーと会合した疎水性材料を含む混 合物として提供され得、ここで、疎水性材料は、例えば、炭化水素、脂質、脂肪 酸、またはステロールである。 親水性領域 当該分野で有用な水溶性親水性オリゴマーは、生分解性マクロマーに組み入れ られ得る。親水性領域は、例えば、ポリ（エチレングリコール）、ポリ（エチレ ンオキシド）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリ（ビニルピロリドン）、ポリ（ エチルオキサゾリン）のポリマーブロック、あるいは多糖、あるいはヒアルロン 酸、デキストラン、ヘパランスルフェート、コンドロイチンスルフェート、ヘパ リン、またはアルギン酸のような炭水化物、あるいはゼラチン、コラーゲン、ア ルブミン、オボアルブミン、またはポリアミノ酸などのタンパク質であり得る。 生分解性領域 当該分野で有用な生分解性分子またはそのポリマーは、マクロマーに組み入れ られ得る。生分解性領域は、好ましくはインビボ条件で加水分解可能である。い くつかの実施態様では、異なる特性（例えば、生分解性と疎水性または親水性） が、マクロマーの同一の領域に存在し得る。 有用な加水分解可能基には、グリコリド、ラクチド、ε-カプロラクトン、他 のヒドロキシ酸のポリマーおよびオリゴマー、ならびに体内で無毒性であるかま たは一般的な代謝物として存在する材料を産生する他の生分解性ポリマーが挙げ られる。好ましいポリ（α-ヒドロキシ酸）は、ポリ（グリコール酸）、ポリ（D L-乳酸）、およびポリ（L-乳酸）である。他の有用な材料には、ポリ（アミノ酸 ）、ポリカーボネート、ポリ（無水物）、ポリ（オルトエステル）、ポリ（ホス ファジン）、およびポリ（ホスホエステル）が挙げられる。例えば、ポリ（ε- カプロラクトン）、ポリ（σ-カプロラクトン）、ポリ（σ-バレロラクトン）お よびポリ（γ-ブチロラクトン）のようなポリラクトンもまた有用である。生分 解性領域は、１から実質的に水溶性ではない生成物を生成する値までの重合度を 有し得る。従って、モノマー、ダイマー、トリマー、オリゴマー、およびポリマ ー領域が用いられ得る。 生分解性領域は、生分解に感受性である結合（例えば、エステル結合、ペプチ ド結合、無水物、オルトエステル結合、ホスファジン結合、およびホスホエステ ル結合）を用いたポリマーまたはモノマーから構成され得る。ポリマーが分解す るのに必要とされる時間は、適切なモノマーを選択することにより調節され得る 。結晶性の差異はまた、分解速度を変化させる。比較的疎水性であるポリマーに ついては、実際の重量損失は、オリゴマーフラグメントが水溶性になるために十 分小さい場合のみに開始する。従って、最初のポリマーの分子量は、分解速度に 影響を及ぼす。 治療的適用 生分解性で熱応答性であるヒドロゲルは、インサイチュで形成され得、そして 外科手術的適用を含む種々の治療的適用において用いられ得る。１つの実施態様 では、ゲルは皮膚に局所的に塗布されて、すり傷、角化症、炎症性皮膚炎、外科 手術的手順により生じた外傷、および障害をうけた（disturbed）角化症のよう な種々の症状を処置し得る。ヒドロゲルは、異なる皮膚の症状の局所的処置のた めに、抗生物質または抗真菌剤のような治療薬を含み得る。 室温で液状であり、かつ体温でゲル状であるマクロマー（例えば、Pluronic^TM ポロキサマーを含むマクロマー）は、火傷および他の外傷の処置に使用され得る 。ヒドロゲルは火傷への適用に有用である。なぜなら、皮膚上で形成されたヒド ロゲル層は、火傷部分に薬物の局所的または経皮的な送達を供給し；重篤に火傷 を負った部分上で高い湿度レベルを維持して脱水を低減し；損傷を受けた組織に 強力に接着して（これは弾性を有する）ヒドロゲルで手当てした部分（dressing ）の剥離および「ピーリング」を最少化し；そして傷からの滲出液を吸収するか らである。ヒドロゲルは、吸収可能でかつ無毒性である組成物に溶解するように 、治癒を促進するように、かつ必要に応じたさらなる架橋の前に火傷の部分上で 自発的かつ迅速にゲル化（gel）するように選択され得る。 マクロマーはまた、組織または器官の処置のための種々の外科手術的適用にお いて、生物学的組織または医学的デバイスの表面上に塗布されて、ヒドロゲルを 形成し得る。ゲルはまた、組織表面のような２つの表面の間に塗布されて、表面 を接着し得る。ヒドロゲルは、例えば動脈の再狭窄または血管形成手順における 処置のために、血管組織などの組織に塗布され得る。生物学的に活性な物質は、 必要に応じて粒子、微粒子、プロドラッグ結合体、またはリポソームの形態でゲ ル中に供給され得る。マクロマーは、架橋したゲルが温度変化、イオン濃度、ま たはpH変化に応じて透過性を変化させ、それによってヒドロゲルからの薬物放出 速度を変化させるように設計され得る。 薬物送達 マクロマーは可逆的または不可逆的に架橋し、制御された薬物送達用途のゲル を形成し得る。マクロマーの組成および特性は、所望の薬物送達特性を有するヒ ドロゲルを生産するために選択されそして作製され得る。薬物は、マクロマー組 成に依存して、投与の前または後に、そしてゲル形成の前または後のいずれかに マクロマー溶液中に提供され得る。 例えば、ゲルは、１次または０次の薬物放出速度のような薬物放出の選択的速 度を有するように設計され得る。特定の薬物（例えば、ペプチド）については、 ゲルの組成は、最大の薬物効率を得、かつ副作用および耐性の発生を最小にする ために、拍動性または混合波動放出（mixed wave release）特性を生じるように 設計され得る。Baeら、Pharmaceutical Research，8:531(1991)。 薬物放出プロフィールは、超音波、温度、pHまたは電流のような特定の外的刺 激に応答してそれらから形成されるマクロマーおよびゲルを使用して選択され得 る。例えば、これらのヒドロゲルの膨潤の程度およびサイズは調節され得る。膨 潤時に引き起こされる変化は、組み込まれた薬物の放出速度に直接関係する。そ れにもかかわらず、特定の放出プロフィールが得られ得る。投与またはインプラ ント後の除去を必要としないように、好ましくは、ヒドロゲルは生分解性である 。 このゲルは、薬物送達および生物学的な活性剤の放出を、処置されるべき組織 が局在化する場合に、必要とされる標的部位にて局所的に、予測可能かつ制御さ れた様式で制御し得る。他の実施態様においては、ゲルはまた、全身送達に使用 され得る。 種々の治療薬は、このヒドロゲルを用いて送達され得る。その例としては、治 療活性、予防活性または診断活性を有する、合成無機および有機化合物、タンパ ク質およびペプチド、多糖類および他の糖類、脂質、ガングリオシド、ならびに 核酸配列が挙げられる。核酸配列としては、遺伝子、相補的DNAに結合して転写 を阻害するアンチセンス分子、およびリボザイムが挙げられる。組み込まれるべ き薬物は、種々の生物学的活性（例えば、血管作用剤、神経作用剤、ホルモン、 抗凝固剤、免疫調節剤、細胞傷害剤（cytotoxic agent）、抗生物質、抗ウイル ス剤、アンチセンス、抗原、および抗体）を有し得る。タンパク質（抗体または 抗原を含む）もまた送達され得る。タンパク質は100以上のアミノ酸残基から構 成されるものとして定義され；ペプチドは100未満のアミノ酸残基である。他に 言及しない限り、タンパク質という用語は、タンパク質およびペプチドの両方を いう。例として、インシュリンおよび他のホルモンが挙げられる。 特定の材料として以下が挙げられる：抗生物質、抗ウイルス剤、抗炎症剤（ス テロイド系および非ステロイド系）、抗腫瘍剤、抗痙攣剤（チャネルブロッカー を含む）、細胞−細胞外マトリックス相互作用の調節剤（細胞成長インヒビター および抗接着分子を含む）、酵素および酵素インヒビター、抗凝固剤および／ま たは抗血栓剤、成長因子、DNA、RNA，DNA合成、RNA合成またはタンパク質合成の インヒビター、細胞移動、細胞増殖およびまたは細胞成長を調節する化合物、血 管拡張剤、ならびに組織に対する傷害の治療に通常用いられる他の薬物。これら の化合物の特定の例として、以下の化合物が挙げられる：アンジオテンシン変換 酵素インヒビター、プロスタサイクリン、ヘパリン、サリチレート、ナイトレー ト、カルシウムチャネルブロッキング剤、ストレプトキナーゼ、ウロキナーゼ、 組織プラスミノーゲンアクチベーター（TPA）およびアニソイル化（anisoylated ）プラスミノーゲンアクチベーター（TPA）、およびアニソイル化プラスミノー ゲン−ストレプトキナーゼアクチベーター複合体（APSAC）、コルヒチンおよび アルキル化剤、ならびにアプトマー（aptomer）。細胞相互作用の調節剤の特定 の例としては、インターロイキン、血小板由来成長因子、酸性および塩基性繊維 芽細胞成長因子（FGF）、形質転換成長因子β（TGF β）、表皮細胞成長因子（E GF）、インスリン様成長因子、およびそれらの抗体が挙げられる。核酸の特定の 例としては、タンパク質をコードする遺伝子およびcDNA、発現ベクター、アンチ センス、ならびに他のオリゴヌクレオチド（例えば、遺伝子発現を調節または阻 害するために用いられ得るリボザイム）が挙げられる。他の生物活性剤の特定の 例としては、改変細胞外マトリックス成分またはそのレセプターならびに脂質お よびコレステロールの金属イオン封鎖剤が挙げられる。 タンパク質の例として、さらに、インターフェロンおよびインターロイキンの ようなサイトカイン、ポエチン（poetin）、ならびにコロニー刺激因子が挙げら れる。炭水化物として、セレクチンに対するレセプターに結合して炎症を阻害す ることが示されているSialyl Lewis^xが挙げられる。細胞または組織の成長因子 である「送達可能な成長因子等価物」（DGFEと略称される）が用いられ得る。こ れらは広く、次のものを含むと解釈される。つまり、成長因子、サイトカイン、 インターフェロン、インターロイキン、タンパク質、コロニー刺激因子、ジベレ リン、オーキシン、およびビタミンを含み、さらに、上記ペプチドフラグメント または他の活性フラグメントなどを含み；そしてさらに、ベクター（すなわち、 標的細胞中で形質転換または一過性発現によりそのような因子を合成し得る核酸 構築物）を含み；そしてさらに、組織中でこのような因子の合成を刺激または抑 制するエフェクター（天然のシグナル分子、アンチセンスおよび３重鎖の核酸な どを含む）などを含むと解釈される。DGFEの例は、血管内皮成長因子（VEGF）、 内皮細胞成長因子（ECGF）、塩基性繊維芽細胞成長因子（bFGF）、骨形態形成タ ンパク質（bone morphogenetic protein）、および血小板由来成長因子（PDGF） 、ならびにこれらをコードするDNAである。血塊溶解剤の例には、組織プラスミ ノーゲンアクチベーター、ストレプトキナーゼ、ウロキナーゼ、およびヘパリン がある。 抗酸化活性を有する（すなわち、活性酸素を破壊するかまたはその形成を防止 する）薬物は、ヒドロゲル中にて提供され得、これらの薬物は、例えば、接着の 予防に有用である。例として、スーパーオキシドジムスターゼ、または他のタン パク質薬物（カタラーゼ、ペルオキシダーゼ、および一般的なオキシダーゼまた はチトクロームP450のような酸化酵素、グルタチオンペルオキシダーゼ、ならび に他の天然または変性ヘムタンパク質を含む）が挙げられる。 哺乳動物ストレス応答タンパク質もしくは熱ショックタンパク質（例えば、熱 ショックタンパク質70（hsp 70）およびhsp 90）、またはストレス応答タンパク 質または熱ショックタンパク質の発現を阻害もしくは減じるように作用する刺激 （例えば、プラボノイド）は、ヒドロゲル中にて提供され得る。 マクロマーは、当該分野で公知の薬学的に受容可能なキャリア（例えば、生理 食塩水またはリン酸緩衝化生理食塩水）中にて提供される。例えば、非経口投与 に適切なキャリアが使用され得る。 マクロマーの投与 侵襲性が最小の外科用デバイスを用いて種々の器官へのアクセスを提供する現 代の外科手順を使用して、マクロマーを付与し得る。腹腔鏡検査法／内視鏡検査 法のような技術を用いて、マクロマー溶液を局部に配置し、次いで体内で重合さ せることが可能である。この「オンサイト（on-site）」重合法は、特定の器官 との適合および下にある組織への接着などのユニークな利点を提供する。Hill-W est J．L.ら、Obstetrics & Gynecology，83:59(1994)。当該分野で利用可能な カテーテル送達系もまた、例えば、米国特許第5,328,471号および同5,213,580号 （Slepian）に記載されるように用いられ得る。マクロマーはまた、外套針のカ ニューレにより行われる外科手術の間にも付与され得る。 マイクロスフェアの形成 １つの実施態様では、生分解可能なマクロマーは、可逆的または不可逆的に架 橋されて、マイクロスフェアを形成する。本明細書中に使用される用語「マイク ロスフェア」は、一般的にナノメートルの値域から約５mmまでの直径を有する単 一の球状形態または不規則な形状を有する粒子およびマイクロカプセル（これは コアとポリマーの外層とを有する）を含む。好適な実施態様では、マイクロスフ ェアは、生体適合性、生分解性のヒドロゲルマトリックス中に分散する。マイク ロスフェアは、放出の制御および体内における薬物送達の標的化に有用である。 １つの実施態様において、マイクロスフェアは、親水性のような電荷特性に関 して類似であるマクロマー部分の凝集、そしてそれに続く重合により形成される 。これにより、自然発生的に集合した「ノード（node）」から構成されるマトリ ックスとなり、これは、共有結合的に架橋し得、そしてマクロマーの親水的なブ リッジに共有結合的にさらに連結して、ヒドロゲルを形成し得る。 マクロマーが両親媒性であり、そして疎水的ドメインおよび親水的ドメインを 含む場合、特定の濃度またはそれ以上の濃度では、水性環境において、複数の分 子自身が臨界ミセル濃度（CMC）でミセルと呼ばれる組織的構造に変化する。こ れらのミセルは、異なる形状およびサイズであり得るが、一般的には球形または 楕円形である。溶液が水である場合、疎水的部分がミセルの中心に存在し、一方 で、親水性のテールが水に向かって配向する。代表的な界面活性剤の内部コアは 10〜30オングストロームのサイズを有する。生分解性マクロマーをベースとする Pluronic^TMポロキサマー（poloxamer）は、実施例１に記載されるように、水性 環境において、０％〜５％(w/v)の範囲のCMC値でミセル化する。光重合およびゲ ル化の後、ミセル構造は架橋ゲル中に保持される。微視的なレベルでは、ゲルは 、ミセル（共有結合によって組み込まれてゲルを形成する）を含む。これらのミ セルドメインまたはマイクロスフェアは、薬物の放出を制御するかまたは持続さ せるのに用いられ得る。このような物質を模式的に図12に示す。小さい化合物（ 例えば、クロロヘキシジン）の制御された擬０次の放出が、このようなヒドロゲ ルから可能である。 従って、１つの実施態様では、ヒドロゲルは次のように形成される：水溶液（ 薬物を含むまたは含まない）中でマクロマー溶液を提供すること；化学反応によ る化学的架橋により、マクロマーのミセル構造を「凍結」させること；薬物がま だ添加されていなければ、この架橋マクロマーに薬物を添加すること；そして得 られた分散複合体（これは、薬物を引き寄せるミセルコアからなるマイクロスフ ェアを含む）を薬物送達に用いること。 光重合の他に、架橋が、例えば、イソシアネート−アミン化学またはヒドロキ シ−もしくはアルデヒド−アミン化学によって行われてミセル構造を凍結し得る 。例えば、末端がイソシアネート化されたポロキサマーラクテートジオールが水 中で反応して架橋ポリウレタンベースの網目を形成し得る。これは、局所的送達 または全身送達のための薬物送達デバイスを形成するのに有利な方法である。な ぜなら、送達制御マイクロスフェアおよびマイクロスフェアを閉じ込めたゲルの 形成が同時に達成され、そしてそれは光重合により数秒で送達部位にて達成され 得るためである。 １つの実施態様では、マクロマーは、PEOセグメントと、反応性基を有する疎 水性の「端部」とを含み、そしてミセルドメインは疎水的であり、そしてPEGセ グメントによって内部連結されてヒドロゲルを形成する。可逆的にゲル化するマ イクロスフェア形成マクロマーはまた、Pluronics^TM（PEG-PPO-PEG）から作製さ れ、ラクチル化され、そしてアクリレートキャップされ得、そしてこれは、非水 相中でゲル化され、そして反応し得る。次いで、親水性の薬物が添加され得（疎 水性溶媒中で）、これは親水性コアに分配される。ミセルは疎水性環境中で架橋 されているので、これらが親水性環境において通常想定されるコンフォメーショ ンに戻ることは不可能である。次いで、トラップされた親水性薬物分子は、比較 的疎水的な領域を通って拡散して、ナノ粒子から逃避することが必要である。こ れは、マイクロスフェアの形成の際のフレキシビリティーを可能にする。これら は、その中でこれらが重合される溶媒およびマクロマー組成に依存して、親水性 であっても疎水性であってもよい。 他の実施態様では、ヒドロゲル（または、有機ゲル）を形成する物理的または 化学的な架橋は、マトリックスの主要な徐放放出特性を担う領域以外の領域で起 こる。例えば、「単一末端の（single-ended）」物質は、非ミセル末端に別の反 応部位を有し得、これは次いで反応し、ゲルを形成し得る。マトリックス制御薬 物送達は、ミセルからの拡散およびマトリックス分解の両方の機能であるので、 マクロマー骨格の操作もまたマトリックス分解の制御を調節し得る。これは、化 学的および物理的環境による加水分解基の安定化により生じ得る（例えば、水溶 液中では、逆Pluronic^TMゲルをベースとするマクロマーは通常のPluronic^TMゲル よりも安定である）。ラクチドエステル結合環境である増強された疎水性により （隣接するブロックがPEOではなくPPOであるので）結合の加水分解が阻害される 可能性がある。 あるいは、特にゲル形成組成物においては、架橋反応性基または生分解可能な 基は、マクロマーの親水性部分内に存在し得る。従って、疎水性領域において、 疎水性ドメインは局所的に架橋されないが、ミセルはその物質の架橋によりさら に安定化され、そして、マクロマーの特定の疎水性部分は、１つまたはわずか数 個の異なるミセルに立体的に制限される。これらの場合のいずれかにおいては、 疎水性領域は強固には架橋されずに親水性ブロックを介して架橋物に連結し、こ れは非常にフレキシブルであり得る。従って、疎水的ブロックは臨界温度を越え るかまたは下回ると会合し得、そして温度が変化すると解離し得る。これは、例 えば、感熱性ゲル化および薬物拡散速度における感熱性変化の両方を可能にする 。 ヒドロゲルは、ラクチド、グリコリドまたは他の自己分解性の連結基のような 基を組込むことにより、生分解性であるように設計され得る。あるいは、これは 、非ゲル化ナノスフェアが形成される場合には必要でない。なぜなら、非ゲル化 ナノスフェアは、十分小さいためにファゴサイトーシスにより除去されるからで ある。小分子および大分子の両方の送達速度の制御は、両親媒性ヒドロゲルの、 会合する疎水性ドメインの疎水性の制御によって得られ得る。 生物学的活性剤を含有する架橋マイクロスフェアは、ゲル形態または分散形態 のいずれでも、１工程で作製され得る。薬物送達用途の他に、この方法は、非医 療的使用（除草剤および殺虫剤のような農業用材料の送達を含む）および水での 処理おいて適切である。 本発明は以下の非限定的な実施例を参照することによりさらに理解される。 実施例１：F127-(ラクテート)6-アクリレートの合成および熱応答性 ａ）合成。 F127-(ラクテート)0-アクリレート（非乳酸化コントロール）（＝F127A2?）を 、60℃にて10分間、アルゴン雰囲気下で、トリエチルアミンおよびアクリロイル クロリドを用いて、無水トルエン中で、100 gのアクリル化(acrylating)Pluroni c^TMF127（ポリプロピレンオキシド-ポリエチレンオキシドブロックコポリマー、 BASF、分子量12000）（「F127」）により合成した。高温の、濁った反応混合物 を濾過し、そして濾過物を大過剰のヘキサンに加えた。モノマーを真空濾過によ り回収し、そして一定の重量まで真空中で乾燥した。 F127-（ラクテート）6-アクリレートを以下のように合成した。F127を、100℃ にて４時間、真空中で溶融乾燥した。D,L-ラクチド(Boehringer Ingelheim)を窒 素流下で溶融物に加え、その後開環触媒としてスズオクトエート(stannous octo ate)を加えた。４時間の反応時間の後、溶融物をトルエン中に溶解し、そして大 過剰のヘキサンで沈殿させた。F127-（ラクテート）6のアクリル化を、F127-（ ラクテート）0-アクリレートのアクリル化についての上述のように行った。すべ てのマクロモノマーをNMRおよびHPLCによりキャラクタリゼーションした。 マクロマー、熱可逆性（物理的）ゲル、および不可逆性（架橋した）ゲルの間 の関係を図１に示す。 ｂ）濃度および温度の関数としてのゾル-ゲル転移の測定。 所定の転移温度におけるマクロモノマーの水溶液の熱可逆性ゲル形成を実証し た。この転移温度を、温度および濃度の関数として記録した。結果は、ゾル-ゲ ル転移が疎水性のラクチル(lactyl)ユニットの組込みを通して制御され得ること を実証した。 濃度の関数としての転移温度を、ストック溶液としてのF127-（ラクテート）0 -アクリレートおよびF127-（ラクテート）6-アクリレートの20％w/v水溶液の調 製により決定した。ストック溶液の希釈により、スクリューキャップバイアル中 に、15％(w/v)、12.5％(w/v)、10％(w/v)および５％(w/v)マクロモノマー水？溶 液を調製した。この溶液を25℃で平衡化させた。バイアルを逆さにし、そして流 体の流れ(fluid flow)を観察した。流体の流れが観察されない場合の濃度を記録 した（表１を参照）。 温度の関数としての転移温度を、F127-（ラクテート）6-アクリレートおよびF 127-（ラクテート）0-アクリレートの10％w/v水溶液の調製および室温でのそれ らの平衡化により決定した（溶液の濃度は他に述べない限り水溶液におけるwt/v ol％である）。サンプルバイアルを温度制御された浴中に浸漬し、そして流体の 流れを異なる温度で観察した。流体の流れが観察されない場合の温度を記録した （表１を参照）。 ｃ）重合およびヒドロゲルの大きさの測定。 PBS（リン酸緩衝化生理食塩水）中のF127-（ラクテート）6-アクリレートの10 ％溶液を長波UV光を用いて重合した。重合は、円筒形のプラスチックの鋳型中で 行った。Darocur^TM 2959(Ciba Geigy)を光開始剤として用いた。ヒドロゲルを、 室温で24時間、PBS中に浸漬することにより平衡膨潤に到達させた。０〜50℃の 範囲の温度におけるヒドロゲルの大きさの変化を、ノギスを用いて測定し、そし てこれを図２に示す。低温では、ヒドロゲルの疎水性PPO（ポリプロピレンオキ シド）セグメントは溶解および膨潤し得、そしてゲルの大きさを増大する。高温 では、PPOセグメントは疎水性になり得、そしてマイクロミセル疎水性ドメイン へと崩壊する。これは、水を排除して、膨潤の減少およびより小さい大きさを結 果として生じる。 ｄ）分解実験。 ヒドロゲルを、上記のように、10％マクロモノマー溶液を用いて調製し、そし てヒドロゲルの分解を種々の時間間隔において重量測定的にモニターした。実験 をPBS中で37℃にて行った。ラクテートベースの光重合したヒドロゲルは、22日 （PBS中、37℃）で完全に分解した。 従って、マクロマーは光重合して、生理学的条件下で分解する熱応答性ヒドロ ゲルを形成し得る。 マクロマーおよび関連する先行技術の材料を、本明細書中でXXXLLAA型という 。ここで、XXXは先駆体ポリマー（例えば、Pluronic^TM L81 ポロキサマーに対す るL81）の商標名の一部またはベースポリマー（例えば、名目上(nominal)8,000 ダルトンのPEOに対する8K）の別の特性をいうかのいずれかである。LLは末端ブ ロック、代表的には分解可能なヒドロキシ酸（例えば、L5は、ポリマーのアーム あたり５のラクテート残基の平均を示す）を示す。ここで、Ｌ、Ｇ、ＣおよびTM CまたはＴは、それぞれ、ラクテート、グリコレート、ε-カプロレート、および トリメチレンカーボネートを表す。AAは末端基を表す；例えば、Ａはアクリレー トであり、そのためA2は全体としてマクロマーの２アクリレート末端を表す。 実施例２：F127A2によるデキストラン放出 分解可能でない物質である、F127A2を、Pluronic^TMポリマー骨格にヒドロキシ 酸を加えることなく、実施例１に記載のように作製した。分子量71,000ダルトン のデキストラン（フルオレセインで標識された）を、１％の最終濃度でF127A2マ クロマー（最終濃度10％wt/vol、水中）と混合し、そして実施例１に記載のよう に重合した。デキストランの放出を、可視吸収により決定した。放出動力学は、 図３に示されるように温度によって有意に変化した。 実施例３．生分解可能な結合基を用いるマクロマーの合成 ４つのモノマー型を実施例１に記載の一般的な手順により作製した。各々はＬ （ラクテート）、Ｃ（カプロラクトン）、Ｇ（グリコシド）、およびTMC（トリ メチレンカーボネート）により設計される、各々の４つの異なる生分解性リンカ ーのおよそ４ユニットを含有する。感熱性マクロモノマーの合成のパラメーター を表２に列挙する。キャラクタリゼーションされたモノマーの特性を表３に列挙 する。表３は、生分解性セグメントおよびHPLCおよびNMRによる末端基取り込み 、ならびにGPCおよびNMRにより決定されたMnを含む。 モノマーは、それらの重合速度および分解の速度において異なる。長UV光重合 プロフィールを図４に示す。架橋したヒドロゲルのインビトロ分解プロフィール を図５に示す。 マクロマーは、図６に示すようなHFF細胞接着試験により測定されたように、 類似の生体適合性プロフィールを有する。図７では、37℃および0℃における蛍 光デキストランの放出速度が、先行技術の物質(F127A2)に対しておよびラクチド (F127L4A2)、グリコリド(F127G4A2)およびカプロラクトン(F127C4A2)で形成され る分解性疎水性ブロックを有するマクロマーについて示される。最初の崩壊後の 準０次(quasi-zero order)送達のより長い期間、およびより低い温度とより高い 温度との間の流出の速度における明確な差は、先行技術の物質と比較して、分解 性ブロックを含むマクロマーについて得られる。図８では、転移温度（容量変化 およびデキストラン放出速度の変化）は、上記の物質についてゲル中でのマクロ マーの濃度の関数として示され、そしてトリメチレンカーボネートベースの物質 (F127TMC4A2)、ラクチド(25R8L4A2)を有する「逆」マーオキサポル(meroxapol) 物質、および同等の疎水性の「正常」物質(F68L4A2)についてもまた示される。 HFF試験を以下のように行った： ａ）ゲルの調製 0.5グラムの試験物質を4.5mlの標準再構築溶液(Irgacure 1200 ppm，３％Plu ronic F127)中で溶解した。溶液を0.2ミクロンのフィルターを用いて濾過滅菌し た。滅菌フード中で、カバースリップガラス(18 mm sq)を70％エタノールを用い て滅菌し、そして35 mm組織培養ディッシュの６つのウェル中に置いた。200μL の滅菌マクロモノマー溶液を滅菌カバースリップガラス上に広げた。次いで、溶 液を長波長UV光に曝露して(Black Ray，20mW/cm2，1分)ゲルを形成した。 ｃ）細胞懸濁液の調製 ヒト包皮線維芽細胞(HFF)細胞を、ATCCより購入した。細胞を22〜23継代で使 用した。HFF細胞を、５％CO₂含有湿潤雰囲気中で標準的な組織培養製品中で培養 した。細胞を、３mlのトリプシン／EDTA溶液(0.05％／0.53 mm)を用いて培養フ ラスコから分離し、そして遠心分離した(2500 rpm、３分)。細胞ペレット(pilot )を、250000個細胞／mlの濃度で細胞培養培地(DMEM+10％FCS)中に再懸濁した。 ｄ）細胞接着アッセイ ゲルを３mlのDMEM(Dulbecco's Modified Eagles' Medium)溶液で洗浄し、そし て次いで、25000個細胞／cm2の細胞密度で播種した。18時間後、ゲル表面および 組織培養ポリスチレン表面を顕微鏡下でおよび写真を撮って観察した。ゲルをカ バースリップから分離し、そして新しいペトリ皿に移した。ゲルに接着した細胞 を、３mlのトリプシン／EDTA(0.05％／0.53mm)溶液を用いて分離した。Coulter カウンターを用いて細胞密度を決定した。 実施例４：結合基疎水性の小分子送達への効果 ミセル形成生分解性マクロマーが合成され、そしてこれは非感熱性コアを含む と定性された。マクロマーは、小さい疎水性分子についての送達能力において疎 水性の効果を示した。マクロマーは、PEG（分子量8000）とポリカプロラクトン およびポリグリコレートとの異なる組み合わせのコポリマーを合成することによ り形成され、次いでこれはアクリレート部分で末端キャップ化される。構造を図 ９に示す。ここで、ｐはグリコール酸基の数であり、そしてｑはカプロラクトン 基の数である。混合ヒドロキシ酸ブロックの疎水性は、ＡからＤへ増える。これ らのモノマーのモデル疎水性薬物溶解能は、ＣＭＣの研究により、分子プローブ 1,6ジフェニル1,3,5-ヘキサトリエン（DPH）の徐々の溶解により実証された。 薬物のゲルへの取り込みに対する疎水性の効果 ａ）モノマーの合成 モノマーの分子構造を図９に示す。ポリエチレングリコール8000（Union Carb ide）を100〜110℃、真空（10〜15mmHg）で４〜６時間溶融乾燥した。カプロラ クトン（予備蒸留品、Aldrich）およびグリコリドを適切な比でSchlenk型反応容 器に入れ、そして２エチルヘキサン酸第１スズ（Sigma）を開環触媒として添加 した。反応は、180℃、不活性な雰囲気で４時間行った。次いで反応混合物を80 ℃に冷却し、トルエンに溶解し、ヘキサン中に沈殿させ、そして生成物を真空濾 過により回収した。生成物をトルエンに再溶解し、そして共沸蒸留により乾燥し た。 65℃で１時間、窒素でフラッシュしながら、２モル過剰のアクリロイルクロラ イドおよびトリエチルアミンの滴下によりアクリル化を行った。副生塩を真空濾 過により除去した。生成物を、大過剰のヘキサン中に沈殿させ、続いて真空濾過 して単離した。モノマーは、Varian 300MHz核磁気分光計のNMRにより定性された 。 ｂ）臨界ミセル濃度の測定 疎水性染料1、6ジフェニル1,3,5-ヘキサトリエン（Aldrich）（DPH）をこの研 究で使用した。これは、会合相互作用により、増強された吸収（356nm）をＣＭ Ｃで示す。Alexandridisら、Macromolecules、27:2414（1994）。ＤＰＨのスト ック溶液をメタノール中で調製した（0.4mM）。PBS中の溶解および所望の濃度へ の希釈によりモノマー水溶液を調製した。染料溶液の10μlを各バイアルに添加 し、少なくとも１時間平衡化させた。ポリマー／染料／水の溶液の吸収スペクト ルを250〜500nmの範囲で、Hitachi UV-VIS分光計を用いて記録した。 ｃ）光重合 Sawhney A.S.ら、Macromolecules、26：581（1993）；およびHubbell J.A.ら によるPCT WO93/17669に記載のように、ポリマー溶液の光重合を、可視および紫 外光システムの両方で行った。 ｄ）インビトロ分解 10％モノマー溶液の200μlをUV重合してゲルを形成した。ヒドロゲルの分解を 、PBS中、37℃でモニターした。 ｅ）結果 合成において、分子中のカプロエートおよびグリコレート結合の様々な組み合 わせを用いて、モノマーの疎水性セグメントを変化させた。臨界ミセル化点は、 吸収対濃度曲線の最初の反曲点から得られた。曲線を図10に示す。モノマーの濃 度が増大すると、染料の溶解性が増強されることが、この曲線から明らかである 。様々なモノマーについての凝集および光重合の間のＣＭＣ値を表４に列挙する 。 ＣＭＣ値は、モノマーのカプロエート含量の増加に伴って低下した。このこと は、疎水性カプロエート部分のより強固な凝集による可能性がある。これらのモ ノマーのUVおよび可視光下での速いゲル化能は、表４に示される。ゲル化時間の 範囲は４〜12秒である。光重合したヒドロゲルは水条件下で分解する。分解時間 （すなわち実質的に完全に溶解する時間）は、10〜44日間と変化し、cap／gly比 の増加に伴い増加する。これらのモノマーの速いゲル化時間、疎水性溶質を溶解 するこれらの能力、およびこれらの制御された分解速度は、これらを局所薬物送 達のための優れた候補にする。 実施例５：液晶相を形成するマクロマーの合成 ａ）マクロマーの合成 P105L4A2、P84L5A2およびT904L5A2マクロマーを、一般的には実施例１に記載 のように、市販の塩基性ポリマー（P105 Pluronic^TMポロキサマー；T904 Tetron ic 4-アーム性イオン基含有ポラキサマー；P84 Pluronic^TM逆ポロキサマー、ま たはマーオキサポル(meroxapol)）から標準的な手順により合成した。 ｂ）光学的効果および薬物放出特性のキャラクタリゼーション 水溶液を調製し、そして架橋することなしに変則的な光学効果（「Sclieren」 ）について観察した。薬物の放出速度、および実質的な水溶解性、ならびに疎水 性領域を観察した。ここで、この薬物は約500 Dの分子量を有した。 すべての３つのマクロマーの水溶液が、室温にて、55％以上の濃度で、「Scli eren」型の液晶相を形成した。LC相の温度研究は、P84L4A2およびT904L4A2につ いてのLC相が、30〜35℃より高い温度では安定でないことを示した。これらの２ つのポリマーについてのLC相は、Ｔ＞35℃において２つの相へ「相分離」する。 １つは光を透過しない等方性のポリマー相であり、もう一つは水から成ると考え られる相である。対照的に、P105L4A2(75％w/v)の濃縮溶液は、110℃までの温度 に対してその安定性を維持する高度に非等方性のLC相を示す。 P105L4A2の水溶液（高濃度）は、放出の速度低減のための良好な薬物捕捉を生 じる、高度に非等方性の液晶相（LC相）を形成した。P84L5A2およびT904L5A2が 、自己アセンブル特性(LC)において有意に異なることがまた観察された。p105L4 A2/水系の安定で高度に配向したLC相において、薬物が捕捉されることが可能で ある。P84L4A2およびT904L4A2は水でLC相を形成するが、これらの相は30〜35℃ より上では安定でない。より高い温度では、薬物ならびにいくらかの水はポリマ ードメインから排除される。 実施例６．火傷の処置 F127-TMCアクリレートのような、プルロニックポロキサマーベースのマクロモ ノマーは、37℃より高い温度では「ペースト様」の粘稠度を有し、そして低温に て流体特性を有する。必要に応じて適切な薬物（抗生物質のような）を含有する 「冷」処方された溶液を火傷部位に注ぎ、即時の救済を提供する。体温において 、この処方物はペースト様の粘稠度にゲル化する。次いで、このゲルを、好まし くは、光開始剤に含まれる光の作用により架橋する。創傷治癒に影響する治療的 物質のためのキャリアとしての光重合されたヒドロゲルのキャラクタリゼーショ ン は、Sawhneyら、「生物材料学会第21回年会」、1995年３月18日〜22日、San Fra ncisco、CA、要旨（この開示は本明細書中に参考として援用される）に記載され る。 皮膚上のヒドロゲル層は、火傷部位への薬物の経皮送達を提供し；重篤な火傷 部位の高水分レベルを維持し、従って脱水を防ぎ；損傷組織へ強固に接着し、そ してこれは伸縮自在であり、従ってヒドロゲルの剥離および「ピーリング」を防 ぎ；そして創傷からの滲出物を吸収する。適切な時間の後、置かれている基（本 実施例中ではトリエチレンカーボネート、１週間にわたる持続時間を与える）の 性質により制御され、ゲルは、吸収され得るまたは無害である成分中へ溶解され る。関連したゲル処方物（物質8KL5A2（すなわち、アクリレート基で終結した各 末端上に５ラクテート基を有する分子量8,000のPEO）のようなポリエチレングリ コール骨格に基づく）は、ラット皮膚における十分に厚いバイオプシー創傷の治 癒を遅延しないことが、他の実験で実証された。実施例３のペンタブロックポリ マーF127-TMCアクリレートは、先行技術の8KL5A2ポリエチレングリコールベース のトリブロック処方物との比較において、それが火傷部位上で自然にゲル化し、 そして従って光架橋され得る前にこの部位から流れるという傾向がない点で）改 善されている。 実施例７：組織接着を増大するための疎水性マクロマーの使用 １以上の疎水性基を有するマクロマーの使用は、生物学的物質へのヒドロゲル の接着を改善し得る。この特性を有するマクロマーを合成した。ベースポリマー は、エチレンジアミンに基づくTetronic^TM4-アーム性ポリマーであった。この各 アームはPEG-PPO-PEGトリブロックコポリマーである。ベースポリマーを先に実 施例１に記載したようにラクチドで伸長し、そして次いで、アームの約半分をキ ャップするためにポリマー１モルあたり約２モルのパルミトイルクロリドでキャ ップした。残りのヒドロキシルを、実施例１に記載のようにアクロイル(acroyl) クロリドでキャップした。生じたマクロマーを水中に分散し、そして組織と接触 させて重合して頑強に接着した。 実施例８：ミクロスフェアの形成 Pluronic^TMベースの生分解性マクロマーを、約１％〜５％w/vの範囲のCMC値を 有するミセルで形成された水溶液中で、実施例３の物質のように、上述のように 作製した。光重合の後、ミセルの構造は実質的に保存される。 実施例９：F127-二量体イソシアネート-F127ラクテートアクリレートの合成 マクロマージオール(Pluronic F127)の２つの分子は、ジイソシアネート（二 量体イソシアネート）の１分子と結合してより多価のジおよびトリ官能性アルコ ールを生成し、高い弾力性、高い膨張性および高い組織接着性を有するマクロマ ーを提供する。 以下の試薬を用いる：Pluronic F127(BASF lot番号WPMN 581B，Mn=12200)；二 量体イソシアネート(DDI-1410，Henkel Lot番号HL20037，％NCO=14.1％)；およ びジブチルスズジラウレート。 F127-DDI-F127の合成：366gのPluronic F127を100℃で真空下で４時間加熱し て溶融物を生成した。DDI-1410(8.94g)およびジブチルスズジラウレート(0.115g )を溶融物に添加し（溶融温度70℃）そして４時間よく撹拌した。冷却すると、 混合物は容易に結晶化した。生成物は白い、蝋状の、結晶物質であった。理論上 の分子量は24,996ダルトンであった。 F127-DDI-F127 Lactate₅ジオールの合成：100gのF127-DDI-F127を、真空下で1 00℃にて４時間乾燥した。4.67gの(D,L)ラクチドをアルゴンフラッシュ下で反応 容器に満たした。スズ2-エチルヘキサノエート（0.5モルパーセント）を反応物 に添加した。溶融物を、150℃にてアルゴン下で４時間よく撹拌した。生成物を ヘキサン中の沈殿、続く濾過により単離した。生成物は白色の、結晶状の薄片の 物質であった。 F127-DDI-F127 Lactate₅アクリレートの合成:100 gのF127-DDI-F127 Lactate₅ ジオールを、1000mlの三つ口反応容器中に満たした。800mlのトルエン(Aldrich ，0.005％水含有)をフラスコに添加した。50〜75 mlのトルエンを共沸して除き 、無水分反応物を確認した。2.427 mlの予備蒸留したトリエチルアミン、続いて 2.165 mlのアクリロイルクロリドを65℃で反応混合物に添加した。反応時間の１ 時間後、濁った反応混合物を濾過し、そして大過剰のヘキサン中での沈殿により 白色の粉末に単離した。生成物を真空濾過により回収し、そして一定の重量まで 乾燥した。 分子構造決定をNMR，IRにより行った。生成物は水に溶解し、そして可視光お よび紫外光により架橋可能であることが見出された。十分に硬化した10％w/wヒ ドロゲルの水の取り込みパーセントは、22.1％であった。死ウシ組織における10 ％濃度での光重合により形成したヒドロゲルを、一般的に十分な接着性であると 決定した。 P105-DDI-P105ラクテートアクリレートおよびL81-DDI-L81ラクテートアクリレ ートを、各Pluronicポロキサマー出発物質(P105，L81)から、上述の手順により 合成した。これらのマクロマーは水に溶解しなかった。これらを用いて継続した 薬物放出を達成する疎水性マトリクス中に生物活性分子をカプセル化した。 実施例10：F127-DDI-F127イソホロンイソシアネートの合成 フリーラジカル重合に関与することなく架橋するマクロマーの合成および重合 を実証する。実施例９のように調製した、50gのF127-DDI-F127ジオールを三つ口 反応フラスコ中の100 mlのトルエン中に溶解した。90 mlのトルエンを、アルゴ ン下で共沸的に蒸留除去した。フラスコを、真空下（12 mm Hg）で12時間、100 ℃に維持した。反応フラスコを室温まで冷却し、そして200 mlの乾燥塩化メチレ ンを反応フラスコに添加した。0.445 gのイソホロンイソシアネート(Aldrich)を 、約30℃で反応フラスコに添加した（ボーラスで）。0.15gのジブチルスズラウ レートを反応混合物に添加した。反応混合物をアルゴン下で30℃にて12時間撹拌 し、そして1000 mlのヘキサン(EM Sciences)中で沈殿させた。白色の薄片を真空 濾過により回収し、そして150 mlのヘキサンでリンスした。生成物を、一定の重 量まで真空オーブンで乾燥した。NMR，IRによるキャラクタリゼーションは、予 想された物質の合成を示した。 F127-DDI-F127イソホロンイソシアネートの重合能力を評価した。部分的に乾 燥した生成物(0.16 g)を、1.44 gの脱イオン化水に添加した。生成物は最初に水 と接触して泡を形成し、次いで約３日間にわたって溶解して粘性の溶液を形成し た。塩化メチレン中の200 mgのポリエチレンイミンのF127-DDI-F127イソホロン イソシアネート溶液の重合能力を試験した。溶液を２、３秒間よく撹拌した。ゼ ラチン状の生成物が観察された。ゲル化時間：5.9秒。ポリエチレンイミンは止 血特性を有すると考えられている；従って、この処方物は、局所的な創傷手当に 潜在的に適切である。さらに、これらの物質を形成する構造は、薬物貯蔵部とし て用いられ得る。 実施例11：バルクデバイスの薬物放出動力学の疎水性の効果 マクロマーを、０〜90％のPPO含有量にわたる広範な疎水性の範囲を有するよ うに合成した。すべてのマクロマーを、そのPPO含量が正味で使用される60％よ り多いことを除いて、15％のマクロマー濃度で試験した。図13は、これらのマク ロマーのゲルからの小薬物の放出の速度を示す。10および15％マクロマーローデ ィング(8KL10，先行技術；25R8L4A2，「逆」Pluronicポリマーに基づく)ならび に60％疎水性分割(partitioning)未満のPPO含量は、500 Daのゆるやかな可溶性 薬物放出を延長することの顕著な効果を示さなかった。正味のマクロマー(PPO含 量＞60％；P84L5A2およびL81L5A2、上述のような一般的な手順により合成した) により調製したデバイスは、これらの高度に疎水性の、濃厚なマクロマーの水透 過性および薬物分解を遅延させる有意な能力を示した。極端な場合(L81L5A2；PP O含量＝90％)では、放出動力学は、薬物の半分がデバイスから17日間にわたって 放出され、残りがデバイスから計66日間にわたって溶出される一次放出を示した 。 実施例12：薬物拡散におけるポリマー疎水性の効果 一定の厚さの膜を、実施例11の正味のマクロマーから調製し、そして２つの区 画の透析セルにおける拡散バリアとして用いた。図14および15は、経時的なセル のレセプター側における500 Daの薬物の濃度の増大を示す。拡散係数の計算は以 下の関係に基づいた： D=J/(A*(ΔC/Δχ)) ここで、Dは拡散係数であり、Jは測定された流れであり、Aはフィルムの曝露領 域であり、ΔCはフィルムを横切る濃度勾配であり、そしてΔχは平均のフィル ムの厚みである。マクロマーの拡散係数は疎水性ドメインと比較して50％(P105L 5A2)または90％(L81L5A2)を有し、そしてそれぞれ、1.6x10^-9cm²/秒および5.63x 10^-10cm²/秒と計算された。従って、拡散は低水溶性の薬物について予想された ように、より疎水性の物質中でより速い。 実施例13；テトラサイクリンおよびタキソールの放出 F127トリメチレンカーボネートアクリレートの30％w/wの溶液（実施例３に記 (Ciba Geigy)を、光開始剤として溶液中に組み込んだ。テトラサイクリン(遊離 塩基、結晶、F.W．444.44)を、37℃にて12時間平衡化することによりマクロマー 溶液中に取り込んだ。次いで、200マイクロリットルの溶液をUV光(10W/cm2、全 硬化)により架橋した。短いリンスの後、200マイクロリットルの硬化したゲルか らのテトラサイクリンのインビトロ放出を、37℃にて、５mlのPBS(pH 7.4)中で 行った。PBSを毎日交換して「沈む(sink)」状態を確実にした。放出プロフィー ルを図16に示す。最初の崩壊の後、テトラサイクリンはほぼ１週間絶え間なく放 出された。 タキソールを、Tween^TM界面活性剤を用いてタキソール濃縮物を可溶化したこ と以外は、同様の手順によりゲルに組み込んだ。テトラサイクリンで見られたも のと同様の放出パターンが観察された。 実施例14：ウレタン含有マクロマー 分子量1450のPEOを、上述の手順を用いて、末端あたり約１モルのラクチドと 反応させて、1.4KL2を得た。1.4KL2を100 mlのフラスコにて検量し(8.65g)そし て270 mlの乾燥トルエンを添加した。約50 mlのトルエンを共沸させて残りの水 を取り除き、そして溶液を冷却した。次いで、0.858g(825マイクロリットル)の 市販の1,6ヘキサン-ジイソシアネート、およびまた１滴のジブチルスズジラウレ ート(ca．0.02g)を添加した。溶液を、添加において60度にし、そして約10分間 にわたって70度に暖めた。熱を利用して溶液を約75度で約3.5時間維持した。NMR およびIRスペクトルによりジイソシアネートの消費を確認し、そして従って、生 じた溶液は、ウレタン結合により結合し、そしてヒドロキシルで末端化された交 互のPEOおよびヘキサンブロックを含有することが予測された。この物質を、必 要に応じてヒドロキシ酸でさらに伸長した後、反応性末端基でキャップして、反 応性マクロマーを形成し得る。ウレタン結合およびヘキサンブロックは組織接着 を促進することが示されている。 本発明の改変および変更は、前述の詳細な説明から当業者に明らかである。こ のような改変および変更は、以下の請求の範囲の範囲内で生じることが意図され る。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 フィルブルック，シー．マイケル アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02116，ボストン，マールボロー ストリ ート ナンバー301 199 (72)発明者 ソーニー，アマルプリート アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02173，レキシントン，オピ サークル ２ (72)発明者 コウリー，アーサー ジェイ. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02116，ボストン，ワレン アベニュー 154 (72)発明者 アビラ，ルイス ゼット. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02174，アーリントン，ロッカウェイ レ ーン 23 (72)発明者 キエラス，マーク ティー. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 01950，ニューバリーポート，パーチャス ストリート 23

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．少なくとも４つの共有結合したポリマーのブロックおよび少なくとも２つの 架橋可能な基を含むマクロマーであって、 a）少なくとも１つのブロックが親水性であり、ここで、各親水性のブロック が少なくとも１グラム/リットルの水に対する溶解性を個々に有し；そして b）少なくとも２つのブロックが疎水性であり、 ここで、該架橋可能な基が架橋されている場合、該マクロマーがゲル化され得 、そして ここで、ブロックの１つが熱応答性のブロックであり、 該架橋可能な基が、エポキシド、イソシアネート、イソチオシアネート、アル デヒド、アミン、スルホン酸、カルボン酸、およびエチレン性不飽和基からなる 群から独立的に選択され、そして 該架橋可能な基は、生理学的条件下で分解可能である少なくとも１つの分解可 能な結合により分離される、マクロマー。 ２．前記親水性のブロックが同一であるかまたは異なり、そしてポリ（エチレン グリコール）、ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリ（ ビニルピロリドン）、ポリ（エチルオキサゾリン）、多糖、およびアミノ酸ポリ マーからなる群から選択される、請求項１に記載のマクロマー。 ３．前記疎水性のブロックが同一であるかまたは異なり、そしてポリプロピレン オキシド、ポリブチレンオキシド、疎水性混合ポリ（アルキレンオキシド）、ポ リヒドロキシ酸、ポリラクトン、ポリアミノ酸、ポリ無水物、ポリオルトエステ ル、ポリホスファゼン、およびポリホスフェートからなる群から選択される、請 求項１に記載のマクロマー。 ４．前記架橋可能な基がエポキシド、イソシアネート、イソチオシアネート、ア ルデヒド、アミン、スルホン酸、およびカルボン酸からなる群から選択される、 請求項１に記載のマクロマー。 ５．前記架橋可能な基がエチレン性不飽和基を含む、請求項１に記載のマクロマ ー。 ６．前記マクロマーに共有結合した少なくとも１つのイオン的に電荷を帯びた部 分をさらに含む、請求項１に記載のマクロマー。 ７．少なくとも２つの化学的に異なる疎水性のブロックを含む、請求項１に記載 のマクロマー。 ８．少なくとも１つの疎水性ブロックが、任意の架橋可能な基から少なくとも１ つの親水性ブロックだけ分離されている、請求項１に記載のマクロマー。 ９．各疎水性ブロックが、任意の他の疎水性ブロックから１つの親水性ブロック だけ分離されている、請求項１に記載のマクロマー。 １０．前記マクロマーが、該マクロマーの水溶液中で少なくとも２重量％の濃度 において熱可逆的ゲル化し得、そしてここで該ゲル化の温度が約０℃と約65℃と の間である、請求項１に記載のマクロマー。 １１．請求項１に記載のマクロマーおよび治療薬剤を含む、組成物。 １２．請求項１に記載のマクロマーおよび非共有結合的に該マクロマーと会合し た疎水性物質を含む、組成物。 １３．前記疎水性物質が炭水化物、脂質、脂肪酸、およびステロールからなる群 から選択される、請求項１２に記載の組成物。 １４．請求項１に記載のマクロマーおよび薬学的に受容可能なキャリアを含む組 成物。 １５．前記キャリアが非経口投与に適切である、請求項１４に記載の組成物。 １６．前記マクロマーがゲル化している、請求項１４に記載の組成物。 １７．前記マクロマー上の架橋可能な基が共有結合的に架橋されている、請求項 １４に記載の組成物。 １８．治療薬剤をさらに含む、請求項１７に記載の組成物。 １９．前記治療薬剤が粒子、プロドラッグ結合体、およびリポソームからなる群 から選択される形態で提供される、請求項１８に記載の組成物。 ２０．前記ゲルが生物学的組織の表面への適用に適切な形態である、請求項１７ に記載の組成物。 ２１．医学的デバイスをさらに含み、前記ゲルが該医学的デバイスの表面上で形 成される、請求項１７に記載の組成物。 ２２．前記ゲルが対向する表面の間で形成され、そして該表面を互いに接着させ る、請求項１７に記載の組成物。 ２３．前記マクロマーの水溶液を、インビボで組織に適用する工程を含む医学的 状態を処置するための方法における、請求項１に記載のマクロマーの使用。 ２４．前記水溶液が溶解または懸濁された治療薬剤をさらに含む、請求項２３に 記載の使用。 ２５．前記医学的状態が皮膚の火傷または擦過傷である、請求項２３に記載の使 用。 ２６．前記医学的状態が外科手術の介入から生じる創傷である、請求項２３に記 載の使用。 ２７．前記外科手術が血管形成術である、請求項２６に記載の使用。 ２８．前記外科手術がトロカールのカニューレを通して行われる、請求項２６に 記載の使用。 ２９．生物学的に活性な物質の送達の速度を制御するための方法であって、以下 の工程： a）活性な物質を、少なくとも４つの共有結合したポリマーのブロックおよび 少なくとも２つの架橋可能な基を含むマクロマーの溶液と混合する工程であって 、ここで i）少なくとも１つのブロックが親水性であり、ここで各親水性のブロックが 少なくとも１グラム/リットルの水に対する可溶性を個々に有し；そして ii）少なくとも２つのブロックが疎水性であり、 ここで、該マクロマーが該架橋可能な基が架橋される場合に、ゲル化され得、 そしてここで該ブロックの１つが熱応答性のブロックであり、 該架橋可能な基が、エポキシド、イソシアネート、イソチオシアネート、アル デヒド、アミン、スルホン酸、カルボン酸、およびエチレン性不飽和基からなる 群から独立的に選択され、そして 該架橋可能な基が、生理学的条件下で分解し得る少なくとも１つの分解可能な 結合により分離される、工程、 b）該マクロマーを架橋してゲルを形成する工程；および c）該ゲルの浸透性を変化させて該物質の制御された送達をもたらす工程、 を含む、方法。 ３０．前記架橋可能なゲルが、イオン濃度の変化またはpHの変化に応答して浸透 性を変化させる、請求項２９に記載の方法。 ３１．少なくとも１つの疎水性のブロックが水溶液中で凝集して、疎水性のドメ インを形成する、請求項２９に記載の方法。 ３２．前記ドメインの疎水性が、前記ブロックの疎水性を選択することにより制 御される、請求項３１に記載の方法。 ３３．前記ドメインの疎水性が、前記ゲル形成マクロマー溶液に疎水性の物質を 添加することにより制御される、請求項３１に記載の方法。 ３４．前記活性な物質が粒子、プロドラッグ結合体、およびリポソームからなる 群から選択される形態である、請求項２９に記載の方法。