JP2006131648A

JP2006131648A - コラーゲンベースの注入可能な薬剤送達製剤およびその使用

Info

Publication number: JP2006131648A
Application number: JP2006040016A
Authority: JP
Inventors: Joel S Rosenblatt; エス．ローゼンブラットジョエル; Richard A Berg; エイ．バーグリチャード
Original assignee: Angiotech Biomaterials Corp
Current assignee: Angiotech Biomaterials Corp
Priority date: 1994-02-09
Filing date: 2006-02-16
Publication date: 2006-05-25
Also published as: DE69520613D1; US5807581A; DE69520613T2; EP0671165B1; JPH0834747A; CA2140053C; CA2140053A1; EP0671165A3; AU701743B2; AU1029595A; EP0671165A2

Abstract

【課題】長期間にわたって一定の持続速度で、薬剤を患者に送達するためのコ
ラーゲンベースの注入可能な薬剤送達製剤の提供およびその使用。
【解決手段】コラーゲン、該コラーゲンまたはコラーゲン誘導体と共に注入後にイ
ンシトゥで共有結合を形成し得る架橋剤、可変鎖重合体、および薬学的に許容さ
れる注入可能な担体を伴う薬剤を含有する、注入可能であって徐放性の薬剤送達
製剤であって、一つの実施態様では、上記コラーゲンおよび可変鎖重合体は、同じ電荷に荷電している。好適には、これらはそれぞれ正に荷電している、薬剤送達製剤。
【選択図】なし

Description

本発明は、患者への薬剤の送達を持続するための調製物（ドラッグデリバリー
システム）に関する。さらに特定すると本発明は、コラーゲンベースの注入可能
な薬剤送達法およびその製剤、および長期間にわたって一定の持続速度で、薬剤
を患者に送達するためのそれらの使用に関する。

過去25年間にわたって、薬剤を患者に投与する方法が、薬剤の効能に大きな役
割を果たし得ることが、ますます明らかになってきている。薬剤の患者への送達
を制御し持続するための種々の調製物が、提案されている。これらには、薬剤送
達速度が以下のように制御される調製物が含まれるが、一般的なモダリティーは
少数にすぎない：薬剤が、容器から浸透的にポンプ上げされる速度；薬剤が、担
体から開裂する速度；薬剤が、それを取り巻く被覆物から放出される速度；およ
び薬剤が、膜を通してまたはマトリックスから拡散する速度。

これらの薬剤送達のための調製物は、種々の様式で使用され得る。例えば、こ
れらは、体腔（例えば、胃、腸の低部、または目の結膜）において、薬剤を透過
性の体膜上（例えば、皮膚または口粘膜）に配置され得るか、あるいは注入また
は移植により、生体内で使用され得る。

コラーゲンは、動物の骨、軟骨、皮膚および結合組織の主要なタンパク質成分
である。コラーゲンは、その未変性な状態では、典型的には、およそ長さ300nm
および直径1.5nmの堅いロッド形状の分子である。それは、強固な３重らせんを
形成する３個のコラーゲンポリペプチドから構成される。このコラーゲンポリペ
プチドは、それぞれの末端において「テロペプチド」領域（これは、この分子の
約５％以下を構成する）により結合した繰り返し配列−Gly−X−Y−（ここで、X
およびYは、通常、プロリンまたはヒドロキシプロリンである）を有する長い中
央部分に特徴がある。このコラーゲン鎖のテロペプチド領域は、典型的には、鎖
の間での架橋に寄与し、そしてこのタンパク質の免疫原性に関与する。コラーゲ
ンは、異なる物理的特性を有するいくつかの「タイプ」で存在する。最も量の多
いタイプは、タイプＩ〜ＩＩＩである。

コラーゲンは、典型的には、天然原料（例えば、ウシ皮、軟骨または骨）から
単離される。骨の場合は、通常、乾燥され、脱脂され、粉砕され、そして脱塩さ
れてコラーゲンが抽出されるのに対して、皮および軟骨では、通常、細かく刻ま
れ、そしてタンパク分解酵素（コラゲナーゼ以外）で消化される。コラーゲンは
、ほとんどのタンパク分解酵素に抵抗性であるので、この方法は、混入したタン
パク質のほとんどを、コラーゲンから除去するのに役立つ。

Danielsらの米国特許第3,949,073号は、水性の酸に組織を溶解し、続いて、酵
素で消化することによる、水溶性コラーゲンの調製法を開示している。得られる
アテロペプチドコラーゲンは、水溶性であり、未変性コラーゲンよりも実質的に
免疫原性が低い。この物質は、コラーゲンコーポレイション（パロアルト、カリ
フォルニア）から、Zyderm（登録商標）Collagen Implantの商品名で、現在市販
されている。

Luckらの米国特許第4,488,911号は、溶解状態のコラーゲン（CIS）の調製方法
を開示し、ここで、純粋なコラーゲンは、水性の希酸中の動物組織から抽出され
、続いて、酵素（例えば、ペプシン、トリプシン、またはPronase（登録商標）
）で消化される。この酵素消化により、コラーゲン分子のテロペプチド部分が除
去され、溶解状態の「アテロペプチド」コラーゲンが得られる。そのように生成
したアテロペプチドCISは、実質的に免疫原性がなく、また、主要な架橋領域が
失われたために実質的に架橋されていない。このCISは、次いで、穏やかな剪断
環境において、透析により沈澱され、純粋なコラーゲン繊維と類似したコラーゲ
ン繊維を生成し得る。この沈澱し再構成された繊維は、化学試薬（例えば、アル
デヒド（例えば、ホルムアルデヒドおよびグルタルアルデヒド））、熱または放
射線を用いて、さらに架橋され得る。

Smestadらの米国特許第4,582,640号は、医療における移植での使用に適当なグ
ルタルアルデヒド架橋アテロペプチドCIS製剤（GAX）を開示している。このコラ
ーゲンは、繊維間結合よりもむしろ繊維内結合に好ましい条件下で、架橋される
。このような生成物は、コラーゲンコーポレイションから、Zyplast（登録商標
）CollagenImplantの商品名で、市販されている。

以下の一連の関連特許は、種々のタイプのコラーゲン含有物質を開示している
。これらの特許には、1987年10月27日に登録された米国特許第4,703,108号；198
9年８月29日に登録された第4,861,714号；1989年９月５日に登録された第4,863,
856号；1990年５月15日に登録された第4,925,924号；1990年11月13日に登録され
た第4,970,298号；および1991年３月５日に登録された第4,997,753号がある。こ
れらの特許は、コラーゲン物質を開示し、ここで、タイプＩ、IIおよびIIIコラ
ーゲンは、カルボジイミドおよびスクシンイミジル活性エステルからなる群から
選択される架橋剤と、接触される。

Rheeらの米国特許第5,162,430号には、コラーゲンを化学的に結合させるのに
、親水性の合成重合体を使用することが記載されている。生物学的に活性な因子
（例えば、上皮成長因子）を共役物と併用する可能性は、体内への注入後に、コ
ラーゲンおよび合成重合体の間での反応が、インシトゥ(in situ)で行われる可
能性として開示されている。上記特許は、親水性の架橋重合体が、コラーゲンを
、グリコサミノグリカン、コンドロイチン硫酸、フィブロネクチンおよび成長因
子に結合し得、そしてこの結合により、効果的な徐放性の薬剤送達調製物が提供
され得ることを述べている。

さらに他の背景として、共同発明者のRosenblatt他は、本出願前に、メリーラ
ンド大学において、架橋していないコラーゲンおよび可変鎖重合体の混合物から
の薬剤の放出速度を研究したことを指摘しておく。

しかしながら、いずれのコラーゲン含有物質も、患者への薬剤の送達を持続す
るための注入可能な徐放性薬剤送達調製物として実用化されていない。

本発明は、上記従来の課題を解決するものであり、その目的とするところは、
患者への薬剤の送達を持続するためのコラーゲンベースの注入可能な薬剤送達製
剤、それらの調製方法、およびそれらの使用方法を提供することである。

本発明は、投与時点において流体の調製物、すなわち注入に適合した薬剤送達
調製物に関する。

本発明の薬剤送達調製物は、一成分として、コラーゲンを使用する。コラーゲ
ンは、薬剤送達調製物の一成分として一般に述べられてきたが、我々の知るとこ
ろでは、本発明の調製物におけるコラーゲンとは関連していない。

本発明は、コラーゲン、該コラーゲンまたはコラーゲン誘導体と共に注入後に
インシトゥで共有結合を形成し得る架橋剤、可変鎖重合体、および薬学的に許容
される注入可能な担体を伴う薬剤を含有する注入可能な徐放性の薬剤送達製剤を
提供する。このことによって、上記目的が達成される。

一つの実施態様では、上記コラーゲンおよび可変鎖重合体は、同じ電荷に荷電
している。好適には、これらはそれぞれ正に荷電している。

さらに他の実施態様では、上記コラーゲンは、繊維状コラーゲンである。

さらに他の実施態様では、上記コラーゲンは、アテロペプチド（atelopeptide
）コラーゲンである。

さらに他の実施態様では、上記アテロペプチドコラーゲンは、繊維状または非
繊維状アテロペプチドコラーゲンである。これらは重合により調製され得る。

さらに他の実施態様では、上記繊維状コラーゲンは、コラーゲン性組織を粉砕
するかまたは剪断することにより調製される。

さらに他の実施態様では、上記コラーゲンは、架橋に使用可能な少なくとも１
種のリジン残基を有する。

さらに他の実施態様では、上記架橋剤は、合成の親水性重合体である。

さらに他の実施態様では、上記合成の親水性重合体は、ポリエチレングリコー
ルの誘導体である。

さらに他の実施態様では、上記ポリエチレングリコールは、二官能的に誘導し
たポリエチレングリコールまたは二官能性のスクシンイミジルグルタリルポリエ
チレングリコールである。

さらに他の実施態様では、上記合成の親水性重合体は、ポリエチレングリコー
ルである。

さらに他の実施態様では、上記ポリエチレングリコールは、二官能性のポリエ
チレングリコールまたは二官能性のスクシニル化グルタリルポリエチレングリコ
ールである。

さらに他の実施態様では、上記可変鎖重合体は、多糖類である。

さらに他の実施態様では、上記多糖類は、グリコサミノグリカンである。これ
は、セルロース、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、キチン、キトサン、およ
びそれらの誘導体からなる群から選択され得る。

さらに他の実施態様では、上記薬剤は、高分子薬剤である。好ましい上記薬剤
には、血液凝固VIII因子、酵素、成長因子、血液凝固IX因子、サイトカイン、PE
G化したTGFβ、およびエリスロポイエチン（erythropoetin）が包含される。

さらに他の実施態様では、上記薬剤は、リポソームに封入されるかまたは、担
体に共有的に結合して提供される。

さらに他の実施態様では、上記担体は、グリコサミノグリカンまたはタンパク
質である。好ましい上記担体には、一官能性のPEG（ポリエチレングリコール）
、フィブリノーゲン、フィブロネクチン、グリコーゲン、脂質、デンプン、およ
びPEG化したタンパク質が包含される。

本発明はまた、薬剤を患者内の環境に投与するための、徐放性の皮下用薬剤送
達デポ剤であって、薬剤、および架橋したコラーゲンの多孔性マトリックス内に
取り込まれた可変鎖重合体を含有するデポ剤を提供する。本デポ剤に含有される
可変鎖重合体は、架橋したコラーゲンのマトリックスの孔径を、マトリックスか
らの薬剤の周囲の組織への拡散を持続するサイズに変更し得る。

本発明はまた、徐放性の薬剤送達デポ剤をインシトゥで形成し得る注入可能な
組成物を調製する方法であって、ａ）薬剤、繊維状コラーゲン、非繊維状コラー
ゲンまたはそれらの混合物、少なくとも１種の可変鎖重合体、および少なくとも
１種の架橋剤を提供する工程、および、ｂ）工程ａ）で提供された成分を含む流
体混合物を形成する工程を包含する調製方法を提供する。ここで、上記少なくと
も１種の架橋剤は、コラーゲン架橋剤としてだけ機能するものが好ましい。

本発明はまた、薬剤を患者に投与する方法であって、ａ）注入可能な媒体中に
薬剤、繊維状コラーゲン、非繊維状コラーゲンまたはそれらの混合物、少なくと
も１種の可変鎖重合体、および少なくとも１種の架橋剤を含有する流体混合物を
形成する工程、および、ｂ）該流体混合物の迅速な分散を制限し、該架橋剤を該
コラーゲンに架橋させて多孔性マトリックスを形成する条件下で、該流体混合物
を該患者に注入する工程、を包含する方法を提供する。ここで上記多孔性マトリ
ックスの孔は、可変鎖重合体の存在により、その大きさが制限され、該孔からの
薬剤の患者への拡散が制限される。
よって、本発明によって、以下が提供される：
（１）注入可能な徐放性の薬剤送達製剤であって、コラーゲン、該
コラーゲンまたはコラーゲン誘導体と共に注入後にインシトゥで共有結合を形成
し得る架橋剤、可変鎖重合体、および薬学的に許容される注入可能な担体を伴う
薬剤、を含有する製剤。
（２）前記コラーゲンおよび前記可変鎖重合体が、同じ電荷に荷電
している、項目１に記載の製剤。
（３）前記コラーゲンおよび前記可変鎖重合体が、それぞれ、正に
荷電している、項目２に記載の製剤。
（４）前記コラーゲンが、アテロペプチドコラーゲンである、請求
項２に記載の製剤。
（５）前記アテロペプチドコラーゲンが、繊維状アテロペプチドコ
ラーゲンである、項目４に記載の製剤。
（６）前記アテロペプチドコラーゲンが、非繊維状アテロペプチド
コラーゲンである、項目４に記載の製剤。
（７）前記繊維状アテロペプチドコラーゲンが、重合により調製さ
れる、項目５に記載の製剤。
（８）前記非繊維状アテロペプチドコラーゲンが、重合により調製
される、項目６に記載の製剤。
（９）前記コラーゲンが、繊維状コラーゲンである、項目２に記
載の製剤。
（１０）前記繊維状コラーゲンが、コラーゲン性組織の粉砕または
剪断により調製される、項目９に記載の製剤。
（１１）前記コラーゲンが、架橋に使用可能な少なくとも１種のリ
ジン残基を有する、項目４に記載の製剤。
（１２）前記架橋剤が、合成の親水性重合体である、項目２に記
載の製剤。
（１３）前記合成の親水性重合体が、ポリエチレングリコールの誘
導体である、項目１２に記載の製剤。
（１４）前記ポリエチレングリコールが、二官能的に誘導したポリ
エチレングリコールである、項目１３に記載の製剤。
（１５）前記ポリエチレングリコールが、二官能性のスクシンイミ
ジルグルタリルポリエチレングリコールである、項目１３に記載の製剤。
（１６）前記架橋剤が、合成の親水性重合体である、項目６に記
載の製剤。
（１７）前記合成の親水性重合体が、ポリエチレングリコールであ
る、項目１６に記載の製剤。
（１８）前記ポリエチレングリコールが、二官能性のポリエチレン
グリコールである、項目１７に記載の製剤。
（１９）前記ポリエチレングリコールが、二官能性のスクシニル化
グルタリルポリエチレングリコールである、項目１７に記載の製剤。
（２０）前記可変鎖重合体が、多糖類である、項目２に記載の製
剤。
（２１）前記多糖類が、グリコサミノグリカンである、項目２０
に記載の製剤。
（２２）前記グリコサミノグリカンが、セルロース、ヒアルロン酸
、コンドロイチン硫酸、キチン、キトサン、およびそれらの誘導体からなる群か
ら選択される、項目２１に記載の製剤。
（２３）前記薬剤が高分子薬剤である、項目２に記載の製剤。
（２４）前記薬剤が、リポソームに封入されている、項目２に記
載の製剤。
（２５）前記薬剤が、担体に共有的に結合している、項目２に記
載の製剤。
（２６）前記担体が、グリコサミノグリカンまたはタンパク質であ
る、項目２５に記載の製剤。
（２７）前記担体が、ヒトアルブミンである、項目２５に記載の
製剤。
（２８）前記担体が、一官能性のPEGである、項目２５に記載の
製剤。
（２９）前記担体が、フィブリノーゲンである、項目２５に記載
の製剤。
（３０）前記担体が、フィブロネクチンである、項目２５に記載
の製剤。
（３１）前記担体が、グリコーゲンである、項目２５に記載の製
剤。
（３２）前記担体が、脂質である、項目２５に記載の製剤。
（３３）前記担体がデンプンである、項目２５に記載の製剤。
（３４）前記薬剤が、PEG化したタンパク質である、項目２５に
記載の製剤。
（３５）前記薬剤が、血液凝固VIII因子である、項目２５に記載
の製剤。
（３６）前記薬剤が、酵素である、項目２５に記載の製剤。
（３７）前記薬剤が、成長因子である、項目２に記載の製剤。
（３８）前記薬剤が、血液凝固IX因子である、項目２に記載の製
剤。
（３９）前記薬剤が、サイトカインである、項目２に記載の製剤
。
（４０）前記薬剤が、PEG化したTGFβである、項目２に記載の製
剤。
（４１）前記薬剤が、エリスロポイエチンである、項目２に記載
の製剤。
（４２）薬剤を患者内の環境に投与するための、徐放性の皮下用薬
剤送達デポ剤であって、薬剤、および架橋したコラーゲンの多孔性マトリックス
内に取り込まれた可変鎖重合体を含有するデポ剤：ここで、該可変鎖重合体は、
該架橋したコラーゲンのマトリックスの孔径を、該マトリックスからの該薬剤の
周囲の組織への拡散を持続するサイズに変更するものである。
（４３）徐放性の薬剤送達デポ剤をインシトゥで形成し得る注入可
能な組成物を調製する方法であって、以下の工程：
ａ）薬剤、繊維状コラーゲン、非繊維状コラーゲンまたはそれらの混合物、少
なくとも１種の可変鎖重合体、および少なくとも１種の架橋剤を提供する工程；
および
ｂ）該工程ａ）で提供された成分を含む流体混合物を形成する工程、を包含す
る方法。
（４４）前記少なくとも１種の架橋剤が、コラーゲン架橋剤として
のみ作用する、項目４３に記載の方法。
（４５）薬剤を患者に投与する方法であって、以下の工程：
ａ）注入可能な媒体中に薬剤、繊維状コラーゲン、非繊維状コラーゲンまたは
それらの混合物、少なくとも１種の可変鎖重合体、および少なくとも１種の架橋
剤を含有する流体混合物を形成する工程；および
ｂ）該流体混合物の迅速な分散を制限し、該架橋剤を該コラーゲンに架橋させ
て多孔性マトリックスを形成する条件下で、該流体混合物を該患者に注入する工
程、を包含する方法：ここで該多孔性マトリックスの孔は、該可変鎖重合体の存
在により、その大きさが制限され、該孔からの該薬剤の該患者への拡散が制限さ
れる。
（発明の効果）
本発明によればコラーゲンベースの注入可能な薬剤送達製剤が提供される。
本製剤は、コラーゲン、インシトゥで共有結合を形成し得る架橋剤、および可変
鎖重合体を薬剤と共に含有し、患者への注入後に、インビボで該薬剤を長期間に
わたって徐放させるのに有用である。

以下、本発明をさらに詳細に説明する。

本発明者は、コラーゲンベースの注入可能な組成物から形成したインビボにお
けるデポ剤から、薬剤が持続様式で送達され得ることを見いだし、本発明を完成
した。

好ましい一つの実施態様では、この注入可能な組成物は、注入されインシトゥ
で架橋を受けて架橋コラーゲンマトリックスを形成する際、放出されるべき薬剤
を封入し得る流体である。この組成物はまた、あらかじめ架橋したコラーゲンと
静電的にまたはイオン的に同じ電荷を有する、可変鎖重合体を含有する。この可
変鎖重合体は、上記マトリックス内に封入されているだけでなく、上記マトリッ
クスの多孔性を効果的に改変する。薬剤は、上記マトリックスの効果的な多孔性
および剛性に依存した速度で、マトリックスから拡散する。

従って、一つの実施態様では、本発明は、注入可能で徐放性の薬剤送達製剤を
提供する。この製剤は、コラーゲン、注入後に該コラーゲンとインシトゥで共有
結合を形成できる架橋剤、コラーゲンと同じ電荷を有する可変鎖重合体、および
薬学的に許容される注入可能な担体中の薬剤を含有する。

他の実施態様では、本発明は、徐放性の皮下用薬剤送達デポ剤を提供する。本
発明のデポ剤は、上記の注入可能な製剤から形成され得る。本発明のデポ剤は、
薬剤、および架橋したコラーゲンの多孔性マトリックス内に取り込まれた可変鎖
重合体を含有する。この可変鎖重合体は、架橋したコラーゲンのマトリックスの
孔径を、マトリックスからの薬剤の皮下環境への拡散を持続するサイズにまで効
果的に変更するものである。

さらに他の実施態様では、本発明は、徐放性の皮下用薬剤送達デポ剤を調製す
る方法を提供する。本方法は、注入可能な媒体中での薬剤、コラーゲン、可変鎖
重合体およびコラーゲン架橋剤の流体混合物を形成する工程、および、該流体混
合物の迅速な分散を制限し、該架橋剤を該コラーゲンに架橋させて、インシトゥ
でマトリックスを形成する条件下において、該混合物を患者に注入する工程を包
含する。ここで、上記マトリックスから薬剤が患者へ拡散され得る。

さらに他の実施態様では、本発明は、長期間にわたって、持続され制御された
様式で、薬剤を患者に送達する方法を提供する。本方法は、注入可能な媒体中で
の薬剤、コラーゲン、可変鎖重合体およびコラーゲン架橋剤の流体混合物を形成
する工程、および、該流体混合物の迅速な分散を制限し、該架橋剤を該コラーゲ
ンに架橋させてマトリックスを形成し、長期間にわたってマトリックスを患者の
適当な場所に残留させ得る条件下において、該流体混合物を患者に注入する工程
を包含する。ここで、上記マトリックスから薬剤が患者へ拡散され得る。

さらに他の実施態様では、本発明は、長期間にわたって、持続され制御された
様式で、薬剤を患者に送達する他の方法を提供する。本発明の薬剤送達方法は、
インビボでのデポ剤からの拡散により、薬剤を患者に送達する工程を包含する。
ここで、上記デポ剤は、架橋したコラーゲンの多孔性マトリックスに取り込まれ
た薬剤を含有し、上記マトリックスは、さらに可変鎖重合体を封入し、該可変鎖
重合体は、薬剤がマトリックスから患者に拡散し得る速度を変更する。

以下、本発明で使用する物質に基づいて、本発明をさらに詳細に説明する。
コラーゲン
本明細書で用いる「コラーゲン」は、上記の全ての形状のコラーゲンを意味し
、処理したものまたは変性したものが包含される。上記コラーゲンは、ヒトまた
は動物に由来し得、遺伝子組換え技法により生成され得る。本発明では、上記コ
ラーゲンおよび他の周知のタイプのコラーゲンが使用され得、これらには天然コ
ラーゲンおよび種々のコラーゲン誘導体が包含される。

好ましいコラーゲンは、非免疫反応性のアテロペプチドコラーゲンであり、タ
イプＩ、ＩＩおよびＩＩＩが好ましい。コラーゲンは、水溶性（例えば、溶解状
態の市販品Vitrogen（登録商標）100コラーゲン）であり得、テロペプチド領域
を有していても、有していなくてもよい。コラーゲンは、再構成した繊維状アテ
ロペプチドコラーゲン（例えば、Zyderm（登録商標）Collagen Implant（ZCI）
）の形状であり得るが、好ましくは、溶解状態の非繊維状アテロペプチドコラー
ゲン（CIS）（例えば、上記Vitrogen物質）である。種々の形状のコラーゲンが
市販されている。あるいは、例えば米国特許第3,949,073号；第4,488,911号；第
4,424,208号；第4,582,640号；第4,642,117号；第4,557,764号；および第4,689,
399号に記載の方法により調製され得、これらの全ての内容は、本明細書中で参
考として援用されている。種々のタイプのコラーゲン混合物だけでなく、繊維状
コラーゲン、非繊維状コラーゲンおよびそれらの混合物が使用され得る。溶解状
態の非繊維状アテロペプチドコラーゲンが好ましい。

繊維状コラーゲンまたは他の架橋したコラーゲンを出発物質として使用する場
合は、適当な注入可能物質を調製し得るように、出発物質を懸濁できる微粒子サ
イズに切り刻むか、剪断するかまたは粉砕することが有利であり得る。

コラーゲン（およびあらかじめ架橋したコラーゲン）は、架橋のための部位と
して使用できる多くの利用可能なアミノ基、カルボキシル基および水酸基を含有
する。これらの基は、異なるpH条件において、種々の電荷をとることができる。
例えば、アミノ基は、正電荷をとって、８以下のpHでアンモニウム基となる。同
様に、カルボキシル基は、イオン化されているか、またはその酸性水素を失って
いるかに依存して、荷電していないかまたは負に荷電し得る。

本発明の一つの局面は、混合し相溶させるために、架橋したコラーゲン、およ
びそれと同じ電荷に荷電した可変鎖重合体を必要とする。それゆえ、コラーゲン
の電荷を中性のpHに調整することが、通常望ましい。このことを行う方法は、当
該分野の文献によく示されている。例えば、カルボキシル基をエステル化して、
中性のpHで負の電荷をとる能力、およびその電荷をコラーゲンに与える能力を除
くことが可能である。カルボキシル基のメチル化は、最も一般的なエステル化で
あるが、他の類似の非毒性のブロッキング基もまた望ましくは使用し得る。コラ
ーゲン中のリジン残基に存在するアミノ基は、活性アミン形成剤との反応により
、アミドに転化され得る。この工程の例には、利用可能なアミンのスクシニル化
およびグルタル化が包含される。Miyataらは、米国特許第4,165,559号において
、コラーゲンの正味のイオン電荷を変えるために使用し得る方法を記載している
。この特許の内容は、本明細書中で参考として援用されている。

未変性のタンパク質に見られるイオン化可能基のブロッキングに基づいた、コ
ラーゲンの電荷を改変する方法に加えて、コラーゲンに所望の電荷を与えるため
に、スルホン酸塩、ホスホン酸塩、リン酸塩および／または種々のイオン化可能
なアミンなどを含有するコラーゲンに、化学種をグラフト化することにより、こ
のコラーゲンの電荷を変えることも可能である。反応性分子の性質に依存して、
反応を受ける各アミンに対し、カルボキシル基が混合され得る。
架橋剤
本発明の好ましい物質は、１種またはそれ以上の架橋剤をさらに含有する。適
当な架橋剤は、本発明の注入可能な混合物の一部として注入により投与したとき
、非毒性であるべきである。これらはまた、注入したとき、患者の体内に急速に
分散するべきではない。

理論的には、コラーゲンを架橋する技術分野において周知のいずれの架橋剤を
使用してもよい。これらには、簡単なアルデヒド架橋剤（例えば、ホルムアルデ
ヒドおよびグルタルアルデヒド）、カルボジイミドおよびスクシンイミジル活性
エステルが挙げられる。しかしながら、好ましくは、重合体ベースの架橋剤が使
用される。これらの物質は、その大きな分子サイズ（注入の際に低い毒性および
低い分散速度を有する）のために好ましい。これらの重合体架橋剤は、典型的に
は、親水性重合体（天然に生じる重合体および合成重合体の両方）をベースにし
ている。

本明細書で用いる「合成の親水性重合体」とは、重合体を実質的に水に相溶性
とする平均分子量および組成を有する合成の重合体を意味する。好ましい重合体
は、それが薬学的に純粋であるかまたは純粋になるように処理され、非常に純粋
であるかまたは非常に純粋な状態まで精製されている。ほとんどの親水性重合体
は、水溶液中で水素結合を形成するのに利用できる充分な数の酸素原子（または
それほど一般的ではないが、窒素原子）を混合することにより、親水性または水
溶性にすることができる。好ましい重合体は親水性であり、好ましくは（必須で
はないが）水溶性である。本明細書で用いる親水性重合体には、ポリ（エチレン
グリコール）（PEG）、ポリ（オキシエチレン）、ポリ（メチレングリコール）
、ポリ（トリメチレングリコール）、ポリ（ビニルピロリドン）、およびそれら
の誘導体が挙げられ、PEGが特に好ましい。これらの重合体は、線状であるかま
たは複雑に分枝しており、実質的に架橋していない。他の適当な重合体には、ポ
り（オキシエチレン）−ポリ（オキシプロピレン）ブロック重合体および共重合
体が挙げられる。エチレンジアミン核を有する（従って、４個の末端を有する）
ポリ（オキシエチレン）−ポリ（オキシプロピレン）ブロック重合体もまた利用
され得、本発明を実施する際に使用され得る。

天然に生じる重合体（例えば、タンパク質、デンプン、セルロース、デキスト
ランなど）であって、「合成の」親水性重合体の定義に入らないものは、「親水
性」重合体と称され、本発明を実施する際の使用から除かれない。純粋な物質を
得るのが容易であるという点で、合成の重合体が好ましい。

全ての適当な重合体は、非毒性で非炎症性であり、皮下投与したときに非免疫
原性であって、少なくとも数時間、好ましくは少なくとも数日間（例えば、２日
間）にわたって、好ましくは、インビボで本質的に非分解性である。

これらの重合体は、コラーゲン用の架橋剤として供するので、コラーゲンと反
応し、それに結合し得る少なくとも２個の部位を含有するべきである。本発明の
範囲を限定するものではないが、コラーゲン分子は、リジン残基の形状で、水酸
基および遊離のアミノ基を含有することを記しておく。これらの水酸基は、反応
して、エーテル結合およびエステル結合を形成し得、遊離のアミノ基は、上記重
合体架橋剤中に存在する酸基または活性エステル基との架橋反応において、アミ
ド共有結合を形成し得る。これらの酸基またはエステル基は、エーテル結合を介
して、重合体架橋剤に組み込まれ得、このエーテル結合は、水酸基、特に、上記
親水性重合体上の活性化した水酸基から形成されるが、他の同等の部位が使用さ
れてもよい。

コラーゲンは、多くの利用可能なアミノ基および水酸基（これは、架橋を形成
する部位として使用され得る）を含有する。コラーゲンおよび重合体中の純粋な
水酸基またはアミノ基は、それが結合する前に、通常、活性を必要とするので、
コラーゲンは「結合基」を用いて、架橋剤と結合し得る。例えば、無水ジカルボ
ン酸（例えば、無水グルタル酸または無水コハク酸）のような化合物を使用して
、重合体誘導体（例えば、コハク酸エステル）を形成し得、次いで、好適な残基
（例えば、N-ヒドロキシコハク酸イミド、シュウ酸N,N'-ジスクシンイミジル、N
,N'-ジスクシンイミジルカーボネートなど）とのエステル化により、活性化され
得る。他の結合基に関するDavisの米国特許第4,179,337号（この内容は、本明細
書中で参考として援用されている）も参照せよ。種々の機能化したポリエチレン
グリコールは、例えば、タンパク質修飾（Abuchowskiら、Enzymes as Drugs、Jo
hn Wiley & Sons：ニューヨーク、NY（1981年）、367〜383頁；およびDreborgら
、Crit. Rev. Therap. Drug Carrier Syst.（1990年）6：315を参照せよ、それ
らの両方の内容は、本明細書中で参考として援用されている）、ペプチド化学（
Mutterら、The Peptides、Academic：ニューヨーク、NY 2：285〜332；およびZa
lipskyら、Int. J. Peptide Protein Res.（1987年）30：740を参照せよ、それ
らの両方の内容は、本明細書中で参考として援用されている）、および重合体薬
剤の合成（Zalipskyら、Eur. Polym. J.（1983年）19：1177；およびOuchiら、J
. Macromol. Sci.−Chem.（1987年）A24：1011を参照せよ、それらの両方の内容
は、本明細書中で参考として援用されている）の分野において、効果的に使用さ
れている。

活性化した架橋重合体を形成するのに用いられる、現在好ましいジカルボン酸
無水物には、無水グルタル酸、無水アジピン酸、無水1,8-ナフタレンジカルボン
酸、および1,4,5,8-ナフタレンテトラカルボン酸二価無水物が挙げられる。この
ように活性化した重合体は、次いでコラーゲンと反応され、コラーゲン−重合体
架橋組成物を形成する。

現在好ましい親水性重合体架橋剤は、二官能性および多官能性のポリエチレン
グリコール（PEG）である。二官能性PEGは、その鎖に沿ったある位置において、
２個の反応性部位を有するが、典型的には、各末端において、反応性の水酸基を
有する。これに対して、多官能性物質は、その鎖に沿って、さらに他の基を有す
る。

二官能性のPEGは、好ましくは、約400Da〜約100kDa、さらに好ましくは、約３
kDa〜約10kDaの平均分子量を有する。多官能性のPEGは、好ましくは約３kDaと10
0kDaの間の平均分子量を有する。同様に、他の同等の架橋剤は、類似のサイズが
好ましい。

当業者は、合成重合体（例えば、ポリ（エチレングリコール））が、実際には
、正確な分子量を有するようには調製できないこと、本明細書で用いる「分子量
」が、当該技術分野で通常用いられるように、一定の試料中の多くの分子の平均
分子量を意味することを理解している。それゆえ、PEG3,000の試料は、例えば、
1.5〜4.5kDaの範囲の重合体分子の統計学的な混合物を含有し、１個の分子は、
一定範囲にわたって、次の分子とはわずかに異なっている。一定範囲の分子量の
特定は、この平均分子量が、指定した限度間のある値であり得ること、およびこ
れらの限度外の分子を包含し得ることを意味する。それゆえ、約３kDa〜約10kDa
の分子量範囲は、少なくとも約３kDaであって約10kDaまでの範囲の平均分子量を
意味するものである。
可変鎖重合体
本発明の組成物は、１種またはそれ以上の可変鎖重合体を含有する。本発明の
組成物中で存在する可変鎖重合体は、生体適合性であって、皮下投与したときに
非毒性、非炎症性および非免疫原性であるべきであり、好ましくは、上記架橋物
質と同じ期間（数時間、好ましくは数日間）にわたって、インビボで本質的に非
分解性である。

上記可変鎖重合体は、架橋前に、コラーゲン上の電荷と同じ符号の電荷を有す
るべきである。両方の物質は正に荷電し得るか、両方の物質が負に荷電し得るか
、または両方の物質は荷電していない。最も一般的には、両方の物質は荷電して
いる。その電荷が同一であることにより、異なる電荷の重合体間で起こるであろ
う沈澱を生じることなく、これら２種の物質を充分に混合することができる。親
水性の可変鎖重合体は、該重合体とコラーゲンとの混合能力、およびマトリック
ス内に存在するときの水を集める能力があるために好ましい。

上記可変鎖重合体は、相対的な持続長(persistence length)に特徴がある。こ
れはそれと混合されるコラーゲンの持続長の0.1倍より大きい持続長を有するべ
きではない。コラーゲンは、典型的には150〜250nMの程度の持続長を有する。可
変鎖重合体は、15nMより小さい持続長、特に10nMより小さい持続長、さらに特定
すると、２〜５nMより小さい持続長を有するべきである。この可変鎖重合体の他
の特徴は、100kDa以上の程度の分子量、特に、約500kDaより大きい分子量、さら
に特定すると、約1000kDaより大きい分子量を有することにある。

上記可変鎖重合体は、合成物質であり得る。代表的な合成物質には、以下が包
含される：ポリ（アクリル酸）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリ（アクリルア
ミド）、ポリ（N-イソプロピルアクリルアミド）、ポリ（メタクリル酸エステル
）、ポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）、ポリ（酢酸ビニル）、およびこ
れらの物質の共重合体および誘導体など。

上記可変鎖重合体は、天然に生じる物質または天然に生じる物質の誘導体（例
えば、グリコサミノグリカン、セルロースまたはポリ（核酸））であり得る。

グリコサミノグリカンは、同じ糖類のサブユニットまたは異なる糖類のサブユ
ニットのいずれかの繰り返し単位を有する複合多糖類である。グリコサミノグリ
カンの例には、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、キチン、キトサン、および
これらの物質の全てまたはいづれかの誘導体が包含される。一般に、これらのグ
リコサミノグリカンは、天然原料から抽出され、精製され、そして誘導される。
しかしながら、これらはまた、微生物（例えば、細菌）により、生合成的に製造
され得る。

ヒアルロン酸は、式（C₈H₁₃O₄N）_n・（C₆H₈O₅）_nO−（ｎは、１〜500）を有す
る天然に生じる形状および合成形状の重合体、およびそれらの誘導体を包含する
。この化合物は、下式に示すように1,4-結合したN-アセチルグリコサミンの単位
およびグルクロン酸の単位の交互の単位を含有する。
（ヒアルロン酸）

ヒアルロン酸は、哺乳類の体液および結合組織に見いだされる、粘稠で高分子
量のムコ多糖である。ヒアルロン酸は、典型的には約1000kDaより高い分子量、
通常、約2000kDaより高い分子量で得られる。

用語「コンドロイチン硫酸」に包含される３種の主要な化合物が存在する。こ
れらは、コンドロイチン硫酸Ａ、デルマタン硫酸（これはまた、コンドロイチン
硫酸Ｂとして知られており、コンドロイチン硫酸Ａの異性体である）、およびコ
ンドロイチン硫酸Ｃである。これら３種の化合物の構造を以下に示す。
（コンドロイチン硫酸Ａの繰り返し単位）

（コンドロイチン硫酸Ｃの繰り返し単位）

（デルマタン硫酸（コンドロイチン硫酸Ｂ）の繰り返し単位）

キチンには、N-アセチルグリコサミンの繰り返し単位を含む重合体が包含され
る。キチンの構造を以下に示す。
（キチン）

用語「キトサン」には、以下に示すように、部分的に脱アセチル化したキチン
および完全に脱アセチル化したキチンの両方を包含する。
（キトサン：部分的に脱アセチル化したキチン）

（キトサン：完全に脱アセチル化したキチン）

薬剤
本発明の調製物により送達される薬剤は、典型的には、高分子形状で存在する
。本明細書で用いる用語「薬剤」は、それ自体が本質的に薬学的または生物学的
に活性な化合物または種のみを指すのではなく、他の物質（例えば、重合体、担
体、カプセル化剤など）と配合し、結合しまたは会合した１種またはそれ以上の
活性な化合物または種を含む物質についても包含するように定義される。

本発明の調製物は、多孔性マトリックスからの拡散の原理に基づいて、作用す
る。分子スケールでは、このマトリックスは、一組の交差している糸状体からな
り、これは、固体基質において、シリンダー状のトンネルまたは穴に対置した網
を作出する。上記マトリックスの孔径は、平均直径で、３〜30ナノメーター程度
である。この孔径は、一組の相互に連結している、より大きな糸状体を用いるこ
とにより、さらに大きくなり、より間隔の開いた網が作出される。繊維状コラー
ゲンベースのマトリックスは、典型的には、100nMまたはそれより大きい孔径を
有するマトリックスを有する。３ナノメーターの孔径に対し、数百ダルトンの分
子量を有する低分子量薬剤の拡散速度の抑制は極く僅かである。

少なくとも約10kDaから1000kDa程度またはそれ以上の分子量（すなわち、見か
けの分子量）を有する薬剤は、３〜30ナノメーターの孔径を有するマトリックス
で使用され得る。孔径の観点からは、このような物質は、架橋した堅いマトリッ
クスと実質的に相互作用しそのマトリックスによって実質的に制限されるサイズ
を有する。このことは、例えば、その最大の軸に沿って少なくとも約３nMの孔径
を有する薬剤で生じる。好ましい薬剤は、その最長の軸に沿って、４〜５nM以上
である。

これらの薬剤はそれら自体で、所望の高い重量および大きいサイズを有する分
子であり得る。このような物質には、３種の代表的なクラスとして挙げれば、血
液凝固因子、成長因子およびサイトカインが包含される。上記血液凝固因子には
、VIII因子、IX因子およびプロテインＣが包含される。上記サイトカインには、
マクロファージコロニー刺激因子（ＭＣＳＦ）およびエリスロポイエチンが包含
される。

これらの使用可能な薬剤のいくつかは、理論的には架橋剤と反応できるタンパ
ク質であって、それ自体、架橋したコラーゲンネットワークに結合しているタン
パク質のような物質である。この結合は、薬剤の放出を妨げるおそれがあるので
、望ましくない場合もあり得る。この望ましくない効果は、薬剤上の潜在的な反
応部位を保護するかまたは妨害することにより、回避され得る。ポリ（エチレン
グリコール）は、上記薬剤と反応して、これらの望ましくない反応を防止し得る
。薬剤の「PEG化」と呼ばれるこの工程は、薬剤とマトリックスとの混合および
インシトゥでの架橋前に、該薬剤上で行われ得る。これは薬剤がマトリックスに
拘束されるのを防止し、従って、薬剤がマトリックスから確実に放出され得る。
PEG化の技法およびその薬剤に対する好ましい効果は、NucciらのAdvanced Drug
Delivery Reviews（1991年）6：133〜151に記載され、その内容は本明細書中で
参考として援用されている。

これらの代表的な本質的に大きな薬剤に加えて、さらに小さな薬剤もまた、適
度に大きな見かけ分子量を与えるように担体分子と会合しているかまたは結合し
ている場合において投与し得る。このことは、上記薬剤を、以下の様式で担体と
共有的に結合することにより、行われ得る：すなわち、薬剤が、その生物学的な
活性を持続し得るような様式；またはその薬剤が、その骨格から開裂され、続い
て、その放出速度が、架橋したコラーゲン／可変鎖重合体マトリックスからの拡
散を制御するような様式である。

この活性な種は、イオン結合、ビオチン／アビジン結合を用いた免疫学的な（
抗体／抗原）結合、疎水性結合または水素結合により、重合体または類似の担体
につながれ得る。同様に、小さい種の多数の単位は、共に結合され得るか、また
は重合体骨格にグラフト化されて、所望の大きなサイズの薬剤が得られる。

活性な薬学的製剤と結合してそのサイズを大きくする担体は、天然起源または
合成起源であり得る。代表的な物質には、グリコサミノグリカン（これは、可変
鎖重合体として先に記述されている）、タンパク質、炭水化物などが包含される
。これらの例示として、デンプン、デキストラン、フィブロネクチン、アルブミ
ン（特に、ヒトアルブミン）、合成重合体（例えば、ポリ（ビニルアミン））、
一官能性PEGなどが包含される。

さらに、小さな活性種は、リポソームまたは他の類似の物理的な構造体に物理
的に吸い込まれて、本発明の調製物からの持続した放出性に関しての適当なサイ
ズの薬剤粒子が得られる（Weinerら、J. Pharm. Sci.（1985年）74(9)：922〜92
5；Dougardi、米国特許第5,198,465号；ヨーロッパ特許出願第509338号（1992年
）；ヨーロッパ特許出願第525132号（1993年）；ヨーロッパ特許出願第525167号
（1993年）；ドイツ特許出願第4028622号（1992年）；ドイツ特許出願第3912693
号（1990年）；およびHandjaniらの米国特許第4,820,857号、これら全ての内容
は、種々のリポソーム組成物およびそれらの調製の開示に関して、本明細書中で
参考として援用されている）。リポソーム等は、通常、相対的に極めて大きく、
すなわち数十ナノメータまたはそれより大きい。このような物質は、通常、この
サイズの種を収容する孔径を提供し得る繊維状コラーゲンをベースにしたマトリ
ックスとともに最もよく作用する。

活性を有する種は、PEGと結合してその分子量を上げ（Nucciら、上記）、そし
て所望の大きな薬剤を提供し得る。このような種は、多糖類を用いてグリコシル
化されて、さらにその分子量が上がる。小さな活性物質もまた、乳化した脂質な
どに封入され得る。これらの全ての可能性（これらは、当該分野の公知文献に示
されている）により、本発明の調製物は、事実上いずれの薬剤も操作し徐々に放
出するように、製造され得る。用語「薬剤」は、広義には薬学的な物質だけでな
く、ビタミン、栄養物、促進物質をも含むように、用いられる。適当な薬剤の例
示には、上記因子、抗炎症性物質、ホルモン、抗生物質などが包含されるがこれ
らに限定されない。

本発明の薬剤送達調製物は、グリコシル化した大きな薬剤に対し、特に有用で
ある。VIII因子の持続した送達は、本願調製物を用いて達成できる一つの望まし
い治療法である。
全体の組成物
本発明により提供される注入可能な組成物は、種々の物質の混合物である。種
々の物質の混合比は、コラーゲンが注入可能な組成物全体の0.1〜10重量％、架
橋剤が注入可能な組成物全体の0.1〜５重量％、可変鎖重合体が注入可能な組成
物全体の0.1〜15重量％、および薬剤が注入可能な組成物全体の0.001〜10重量％
であり得る。

これらの物質は、適当な注入可能な担体に分散（溶解または懸濁）されて、注
入可能なマトリックスを形成する。この担体は、注入可能な生理的食塩水から他
の薬学的に許容され得る水性の注入可能な流体までの範囲であり得る。上記担体
は、上記混合物の最大成分であり、通常、全組成の60重量％〜99重量％の範囲を
占める。

好ましい組成物は、コラーゲンが１〜５重量％、架橋剤が0.1〜１重量％、可
変鎖重合体が0.5〜５重量％、薬剤が0.01〜１重量％、および担体が注入可能な
組成物全体が100重量％に達するように88〜99重量％である。

最も一般的には、可変鎖重合体のコラーゲンおよび架橋剤に対する重量比は、
約0.02：１〜約５：１である。この範囲の下端では、可変鎖重合体は非常に少な
いので、その効果は無視できる。その上端では、可変鎖重合体は、この混合物の
多くを占めてくる。好ましい比は、0.1：１〜１：１である。

これらの組成物は、その最も簡単な形状で説明されている。望ましくは、最終
生成物の製剤において、他の成分（これは防腐剤から抗菌性物質まで、界面活性
剤まで、張度調整剤までなどの範囲にわたる）を添加してもよいことは、容易に
理解される。
デポ剤特性
患者に注入したとき、本発明の好ましい注入可能な組成物は、インシトゥで架
橋を受けて、薬剤放出デポ剤として作用するマトリックスを形成する。この役割
において、上記デポ剤は、薬剤の放出を制限し、従ってこのマトリックスが存在
しない場合に想定される時間よりも長期間にわたって、その放出を持続する。

別の実施態様では、薬剤は、あらかじめ形成された可変鎖重合体を含有する架
橋コラーゲンマトリックスをベースにしたデポ剤から、放出され得る。このマト
リックスは、薬剤および可変鎖重合体が、架橋前、架橋中または架橋後に挿入さ
れる架橋コラーゲンから形成され得る。このマトリックスは、適当な注入可能な
媒体中の懸濁液状態で、注入により使用環境に配置され得るか、または、固体の
場合は移植により使用環境に配置され得る。

上記マトリックス中に取り込まれた溶質の拡散抵抗性を定義する二つのマトリ
ックス特性が存在する。一つの特性は、マトリックスの網の目サイズまたは孔径
（これは、マトリックス重合体鎖により形成されたケージにおけるバーの間の空
間をなす）である。もう一つの特徴は、上記マトリックスを構成するコラーゲン
鎖の剛性である（Johanssonら、Macromolecules、（1991年）24：6019）。

可変鎖重合体鎖が歪むことによって、上記マトリックスから薬剤が容易に拡散
し得ることから、一定の剛性を有することは、重要である。従って、類似の網の
目サイズを有するが異なる重合体鎖剛性を有するマトリックスにおいて、より可
変なマトリックスでは、その拡散に対する主な抵抗は、摩擦であると考えられて
いる（Phillies、J. Phys. Chem.、（1989年）93：5029）。一方、より剛性の高
いマトリックスでは、その重合体鎖が固定した障害物として作用し、薬剤のマト
リックスからの拡散を抑える（Doiら、The Theory of Polymer Dynamics、Clare
ndon、Oxford（1986年）、９章）。

コラーゲンマトリックスにおいては、コラーゲンの３重らせん剛性およびコラ
ーゲンの高い「長さ−直径比(length-to-diameter ratio)」により、所望の小さ
な孔径を得るためにコラーゲン自体は充分に堅くは充填され得ない。他方、可変
鎖重合体は、その可変性のために、より凝集して充填され得、それゆえ、より小
さい網の目サイズが得られる。従って、可変鎖重合体をコラーゲンマトリックス
に充分に混合することにより、コラーゲン分子間の空間を満たして、マトリック
スの孔径が効果的に狭くなり、コラーゲン分子それ自体は、（剛性のために）そ
の空間を占有できない。

上記コラーゲンマトリックスは、順次幾何学的に束縛することにより可変鎖重
合体を補強し、これにより巻き付いた可変鎖重合体をさらに効果的に堅くする。
堅い重合体と可変鎖重合体との間の相互作用は、これまでにモデル調製物で説明
されている。このモデル調製物では、ヒアルロン酸（可変鎖重合体）とスクシニ
ル化した（架橋はしていない）コラーゲン（より堅い重合体）との種々の混合物
中において、スピン標識したポリアクリル酸を用いて、一組の電子スピン共鳴（
ESR）実験が行われている（V.Shenoy、Controlled Release of Macromolecules
from Biopolymer Matrices：Diffusional Effects、M.S. Thesis、メリーランド
大学、ボルチモア（1993年）、２章）。このときのポリアクリル酸鎖の移動度は
、濃縮したヒアルロン酸マトリックスと比べて、濃縮したコラーゲンマトリック
スでは、著しく妨げられた。

本発明の可変鎖重合体と架橋したコラーゲンマトリックスとの混合物の相乗効
果は、この効果的な孔径を低下させる際だけでなく、この可変鎖を堅くする際に
も、堅い重合体だけのマトリックスまたは可変鎖重合体だけのマトリックスより
も、さらに拡散上の障害を与えるものである。

本発明の注入可能な組成物から形成されたデポ剤の他の特徴は、充分な混合を
行うために、堅い重合体および可変鎖重合体が充填されることである。もしそう
しなければ、これらのデポ剤は相分離を起こす傾向にある。さらに、本デポ剤に
おいては、可変鎖重合体は、コラーゲンを伸ばし巻き付け得るように、好ましく
は親水性である。

本発明のマトリックスは、薬剤の放出を所望の割合にするために、その孔径を
調整し得る。可能な最大の孔径は、可変鎖重合体の割合を最小にして得られ（こ
の孔径は、大きすぎては薬剤の放出をうまく制限しない）、非繊維状コラーゲン
ベースマトリックスの場合は30nMであり、または繊維状コラーゲンベース物質の
場合は、100nMまたは200nMまでである。孔径は、コラーゲン濃度を増すことによ
り、または可変鎖重合体の割合を増すことにより、望ましくは約３nMまたはそれ
より小さいところまで、調整され得る（Rosenblattら、Proc. Int. Symp. Contr
ol. Rel. Bioact. Mater.（1993年）20：264を参照せよ）。

スクシニル化したコラーゲンマトリックスの孔径は、濃度43mg/mlでは３nmで
あり、そして５mg/mlでは30nmである。30mg/mlおよび８mg/mlの濃度でのヒアル
ロン酸マトリックスでは、その孔径は、それぞれ３nmおよび30nmである。繊維状
コラーゲンマトリックスは、より大きい孔径を有する（35mg/mlの場合でおよそ5
5nm）（Rosenblattらの、J. Controlled Release（1989年）9：195を参照せよ）
。プローブ法を用いた上記物質と類似の値を示すヒアルロン酸の網の目サイズに
関する他の参考文献には、De Smedtら、Macromolecules 22：141（1994年）があ
る。

本発明の上記マトリックスは安定である。上記架橋剤により、所望の薬剤放出
の持続期間よりも長い寿命を有するマトリックスを提供し得る。これらのマトリ
ックスの典型的な寿命は、治療条件および所望の治療経過に依存するが、約２日
から１年またはそれ以上である。

本発明のマトリックスは、可変鎖重合体を封入している。この重合体は、それ
自体、マトリックス要素のまわりに巻き付き、該マトリックスの孔径を、該マト
リックスからの薬剤の拡散に制限を加える点まで、効果的に狭くする。この可変
鎖重合体とコラーゲンマトリックスとの相互作用から得られる、この新たな孔径
は、「効果的な孔径」と呼ばれる。効果的な孔径は、約３nM〜約100nMの範囲で
あり、好ましくは、可変鎖重合体が存在しない場合に得られる孔径の約10％〜約
60％であり、より特定すれば10％から約50％までである。

一般的に、小さくした孔径の拡散速度への障害効果が、可変鎖重合体の存在割
合に起因する孔の可変性の増加により克服されるまでは、本マトリックス中に存
在する可変鎖重合体の割合が高くなるほど、効果的な孔径の収縮は大きくなる。
従って、コラーゲンに加えて架橋剤および可変鎖重合体の相対割合を変えること
により、薬剤の放出速度を非常に簡単に調整し得る。

好ましくは、本マトリックスは、その浸食が最小になるように、そして経皮的
に移植され得るように、インシトゥで架橋される。コラーゲンのある種の改変は
、熱的および／または加水分解的に不安定となり、プロテイナーゼにセンシティ
ブであるが、架橋はコラーゲンを安定化し、コラーゲンの酵素的タンパク質分解
を阻害する。また、ある種の架橋されていない改変コラーゲンは、生理学的な条
件下で溶解性であるので、架橋されていないマトリックスは、可溶化により浸食
され得る。
調製方法
本発明の注入可能な組成物は、典型的には、使用直前に調製される。本調製方
法は、注入可能な媒体にコラーゲン、架橋剤、可変鎖重合体および薬剤を混合す
る工程を包含する。コラーゲンおよび架橋剤は、典型的には、数分間または１時
間以内、例えば10分から２時間以内で反応する。架橋後の上記組成物は、固体の
ゲルとなり、容易には注入し得ない。

上記混合工程は、一定の簡便な方法で行われ得る。投与前に注射器または他の
同等の手動操作で混合することにより、良好な結果が得られる。

注入可能な組成物の種々の成分は、その調製法と共に当該技術分野で周知であ
る。
使用方法
本発明の注入可能な組成物は、使用の際に、治療すべき患者の体内に注入され
る。この注入は、架橋が起こりデポ剤が形成される際に、比較的注入可能な組成
物が分散されないような様式で、行われる。従って、静脈注射または動脈注射（
これは、この注入可能な組成物を急速に分散させる）は、好ましい送達様式では
ない。流動性の少ない環境への注射が好ましく、例えば、皮下注射、皮内注射、
筋内注射および頭蓋内注射が適当である。投与する組成物の量は、取り込まれた
薬剤が効果的な量となるように調整される。

用語「効果的な量」とは、所望の効果を得るために必要な、生物学的に活性な
試薬の量を意味する。効果的な量であると決定される真の量は、患者の体型、状
態、性別および年齢のような要因に依存して変化するが、看護人により容易に決
定され得る。

さらに、所望の送達速度は、日常的な実験により、例えば、以下の実施例に従
ったモデル組成物を調製し、そして適当な動物モデルにおいて、放出速度を分析
することにより、容易に決定され得る。

以下の実施例は、本発明の注入可能な組成物およびデポ剤をいかにして製造す
るかの完全な開示および記載を提供するためのものであって、本発明者が本願発
明とみなす範囲を限定する意図はない。

以下の各実施例において使用する数値（例えば、量、温度、分子量）に関して
、精度を確実にする努力がなされているものの、一定の実験誤差および偏差は、
考慮されるべきである。他に指示がなければ、部は重量部、分子量は平均分子量
、温度は摂氏であり、そして圧力は大気圧またはそれに近いものである。

本発明は、最も実用的で好ましい実施態様であると考えられることについて、
本明細書で示され記載されている。しかしながら、本発明の範囲内であれば、そ
れらから逸脱してもよく、本明細書に開示された内容より、当業者は、その明ら
かな改良を想起し得ることは理解される。

実施例１（活性化した架橋剤の調製）
二官能性のPEG3400（34ｇ、10mmol、Aldrich Chemical Co.製）を1,2-ジクロ
ロエタン（250mL）に溶解し、窒素下において３日間にわたり、無水グルタル酸
（10g）およびピリジン（４mL）と共に、還流状態で加熱した。次いで、この溶
液を濾過し、溶媒をエバポレートした。残留物を水（100mL）に溶解し、そして
ジエチルエーテル（２×50mL）で洗浄した。得られたPEG−ジグルタル酸エステ
ルを、クロロホルム（２×50mL）を用いて水から抽出し、このクロロホルムをエ
バポレートして、PEG−ジグルタル酸エステルを得た。次いで、このPEG−ジグル
タル酸エステルを、37℃でDMF（200mL）に溶解し、そしてN-ヒドロキシスクシン
イミド（10％モーラーxs）を加えた。この溶液を０℃まで冷却し、DMF溶液（10m
L）中の等量のジシクロヘキシルカルボジイミドを加えた。この混合物を、室温
で24時間放置し、次いで濾過した。次に冷ベンゼン（100mL）を加え、０℃で石
油エーテル（200mL）を加えることにより、このPEG−ジ（スクシンイミジルグル
タレート）（dPEG−SG）を沈澱させた。この沈澱物を、焼結したガラスフィルタ
ー上に回収した。ベンゼン中での溶解に続いて、石油エーテルを用いた沈澱を３
回繰り返し、「活性化した」dPEG（以下、dPEG^*と呼称する）を得た。
実施例２
Miyata（米国特許第4,164,559号（1979年））の方法に従って、コラーゲンを
スクシニル化することにより、ゲルを得た。このスクシニル化コラーゲン（SC）
を、pH4.5で沈澱させ、そして遠心分離により濃縮した。このpHを7.2に調整し、
その溶液を、pH7.2に調整したリン酸ナトリウム20mMおよび塩化ナトリウム130mM
の水溶液（PBS）に対する完全透析（exhaustive dialysis）により、リン酸ナト
リウム20mMおよび塩化ナトリウム130mM中で、緩衝化した。このスクシニル化コ
ラーゲンの濃度を、この時点において、45mg/mlと測定した。本実験で調製され
るマトリックスについて、このSCをマトリックス調製前にPBSにより20mg/mlまで
希釈した。粉末化したヒアルロン酸および薬剤（粉末）100mgを、５mlのPBSに溶
解することにより、20mg/mlのヒアルロン酸−薬剤溶液を調製した。液体形状の
薬剤については、所望の液体を上記ヒアルロン酸（HA）溶液に加え、加えたPBS
の容量から差し引いた薬剤溶液の容量を加える。原理的には、薬剤をコラーゲン
溶液に添加できない理由はない。これらの実験では、モデル薬剤化合物として、
400kDaのフルオレセイン標識Ficol（以下、「Ficol」と呼称する（Molecular Pr
obes社製、Eugene、OR））を用いた。0.75mlのSCと0.75mlのHA溶液とを混合する
ことにより、10mg/mlのSC、10mg/mlのHAおよび３mg/mlのFicolの最終組成を有す
るマトリックスを調製した。次いで、この1.5ccマトリックスを、4.5mgの粉末Fi
colと混合した。３cc容シリンジ間のやりとり（100回通す）により、混合を行っ
た。この混合物を、一晩、平衡化させた。乾燥dPEG^*粉末10mgと、HA−SC−Ficol
溶液1.5ccとを混合することにより、この混合物を架橋した。二つの３cc容シリ
ンジ（50回通す）間で混合を行なった（このときシリンジの一方は、まず、dPEG
^*粉末だけを含有させ、他方は、HA−SC−Ficol溶液を含有させた）。この混合物
を１cc容シリンジに移し、室温（22℃）で一晩硬化させた。この混合物は硬い円
筒状のゲルを形成した。

25mg/mlのSC0.96mlと、11.1mg/mlのHA0.54mlとを混合することにより、16mg/m
lのSC、４mg/mlのHAおよび３mg/mlのFicolの最終組成を有するゲルを調製した。
次いで、この1.5ccのマトリックスを、4.5mgの粉末Ficolと混合した。45mg/mlの
SC１ccと、18mg/mlのHA0.5ccとを混合することにより、30mg/mlのSC、６mg/mlの
HAおよび３mg/mlのFicolを含有するゲルを調製した。このHA−SC混合物1.5ccを
、乾燥粉末Ficol4.5mgと混合した。これらのゲルを、上記のゲルと同一方法を用
いて、混合し架橋した。このゲルを、上記で行った１ccシリンジ中で硬化させる
代わりに、上記の最終混合物を注入して、薬剤送達デポ剤を形成した。
実施例３（20mg/mlのスクシニル化コラーゲン（SC）−ヒアルロン酸（HA）マト
リックスからの、フルオレセイン標識Ficolの放出）
実施例２で調製されたFicol含有ゲルを、長さ22mmで直径5.5mmの複数のシリン
ダーに分注した。全てのシリンダーを、500mgの質量に揃えた。これらのシリン
ダーを、４ml容ポリプロピレン製バイアルに入れ、シリンダーが完全に液面下に
沈むように、２mlのPBSを加えた。これらのシリンダーを、22℃でおよそ１日間
放置した。次いで、シリンダーを取り囲んだPBSを除去し、新鮮なPBSで置き換え
た。除去したPBSは、螢光強度測定による放出されたFicol量の測定用として保持
した。１日後、同じ溶出方法を繰り返して、第二の観測時間点を得た。これらの
ゲルに関する放出プロフィルを、２回試験した。Ficol（３mg/ml）およびSC（20
mg/ml）からなり7.5mg/mlのdPEG^*で架橋したゲルを、対照として用いた。この測
定中において、ゲルを含有するバイアルを振動させないように、注意した。

溶出緩衝液を除去した時点での200マイクロリットルの試料から、モデル7620
マイクロプレートフルオロメーター（Cambridge Technologies製、Watertown、M
A）を用いて、その螢光強度を測定した。20mg/mlのスクシニル化コラーゲンマト
リックス、10mg/mlのSC−10mg/mlのHAの混合マトリックス、および16mg/mlのSC
−４mg/mlのHAの混合マトリックスについての結果を、時間に対して放出された
累積螢光として図１にプロットした。各プロットした値は、２個の別々の供試マ
トリックス由来の試料の平均値であり、任意の蛍光単位「A.F.U.」で示す。いず
れの場合も、個々の示度は、平均値の５％以内であった。図１中の横軸は経過時
間(hour)、縦軸は放出された累積蛍光（A.F.U.）を示し、図中の記号、白抜き四
角、黒菱形、および黒四角は、それぞれ20mg/mlのスクシニル化コラーゲンマト
リックス、10mg/mlのSC−10mg/mlのHAの混合マトリックス、および16mg/mlのSC
−４mg/mlのHAの混合マトリックスに対応する。

本結果は、20％の可変鎖重合体を含有するマトリックスからの放出が、より遅
延したことを示している。50％の可変鎖重合体を含有するマトリックスでは、堅
い重合体だけ（SCだけ）のマトリックスよりも放出が速い。これらの実験におい
ては、コラーゲン、架橋剤および可変鎖重合体の全重量は、一定であることを理
解すべきである。従って、50/50（SC/HA）混合物では、このマトリックスに堅さ
を与えるコラーゲンの量は、実質的に減らされている。

コラーゲン含量が一定であれば、等量の可変鎖重合体を加えたときでも、薬剤
の放出速度は低下する。
実施例４（36mg/mlのSCおよびHAマトリックスからのフルオレセイン標識Ficolの
放出）
36mg/mlのSC、ならびに30mg/mlのSCおよび６mg/mlのHAの混合物から構成され
る各Ficol含有マトリックスについて、実施例３と類似の放出実験を行った。溶
出緩衝液を不連続な時点で交換し、各溶出緩衝液の試料200マイクロリットルを
フルオロメーターに移し、その螢光単位の値を読みとった。時間に対して放出し
た累積螢光単位を、図２にプロットした。プロットした値は、２個の別々の供試
マトリックス由来の試料の平均値を表す。いずれの場合も、個々の示度は、平均
値の５％以内であった。図２中の横軸は経過時間(hour)、縦軸は放出された累積
蛍光（A.F.U.）を示し、図中の記号、三角および丸は、それぞれ36mg/mlのスク
シニル化コラーゲンマトリックス、および30mg/mlのSC＋６mg/mlのHAの混合マト
リックスに対応する。

本結果は、堅いロッド状分子の濃度がより高い場合に、可変成分のマトリック
スへの添加に関する効果を制御する好ましい速度がより明白となることを示して
いる。

可変鎖重合体を含有しないコラーゲンベースのマトリックスおよび異なる量の可変鎖重合体量を含有するコラーゲンベースのマトリックスからの、薬剤放出速度を示すグラフである。コラーゲンのみからなるマトリックスの薬剤放出速度、および可変鎖重合体を含有するマトリックスからの薬剤放出速度を比較例示するグラフである。

Claims

注入可能な徐放性の薬剤送達製剤であって、コラーゲン、該
コラーゲンまたはコラーゲン誘導体と共に注入後にインシトゥで共有結合を形成
し得る架橋剤、可変鎖重合体、および薬学的に許容される注入可能な担体を伴う
薬剤、を含有する製剤。
薬剤を患者内の環境に投与するための、徐放性の皮下用薬剤送達デポ剤であって、
薬剤、および架橋したコラーゲンの多孔性マトリックス内に取り込まれた
可変鎖重合体を含有するデポ剤：ここで、該可変鎖重合体は、
該架橋したコラーゲンのマトリックスの孔径を、該マトリックスからの該薬剤の
周囲の組織への拡散を持続するサイズに変更するものである。