JP2010511426A - 絹タンパク質を使用する組織の治療方法及び組成物 - Google Patents

絹タンパク質を使用する組織の治療方法及び組成物 Download PDF

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Abstract

自己補強性複合体生体マトリックスを形成させるための組成物、製造及び使用方法を、本明細書において開示する。また、上記組成物を伝達するのに適する伝達装置を含むキットも開示する。ある実施態様においては、上記組成物は、少なくとも３種の成分を含み得る。１つの実施態様においては、第１成分は第１官能化ポリマーを含み得第２成分は、第２官能化ポリマーを含み得、第３成分は絹タンパク質又はその構成成分を含み得る。ある実施態様においては、上記組成物は、少なくとも１種の細胞タイプ及び/又は少なくとも１種の成長因子を含み得る。ある実施態様においては、上記組成物は、生分解性担体中に封入した、該担体中に懸濁させた、該担体中で処理した或いは該担体中に取り込ませた生物学的物質を含み得る。ある実施態様においては、本発明の組成物(1以上)は、二重管腔注入装置により、現場、生体内並びに生体外適用において処置領域に伝達し得る。

Description

組織の治療及び組成物。
虚血性心臓疾患は、心筋血流と心筋の代謝要求間の不均衡に典型的に由来する。増進性冠状動脈閉塞による進行性アテローム性動脈硬化症は、虚血性心臓組織を生じる冠血流量の低下をもたらす。 “アテローム性動脈硬化症”は、平滑筋細胞及びマクロファージのような細胞、脂肪物質、コレステロール、細胞老廃物、カルシウム並びにフィブリンが身体血管の内壁内に蓄積する動脈硬化症の１つのタイプである。“動脈硬化”とは、動脈の肥厚及び硬化を称する。血流は、潅流低下、血管けいれん又は血栓症に至る循環の変化のようなさらなる事象によって更に減少する。
心筋梗塞(MI)は、酸素及び他の栄養素の供給の突発的欠乏に由来する心臓疾患の１つの形態である。血液供給の欠如は、心筋の特定部分に養分を与える冠状動脈(又は心臓に養分供給する他の動脈のどれか)の閉塞の結果である。この事象の原因は、一般に、冠状血管の動脈硬化に帰する。
以前には、MIは、例えば、95％から100％まで、閉塞の遅い進行に基因するものと信じられていた。しかしながら、MIは、例えば、動脈内で血液凝固をもたらすコレステロールプラークの破壊が存在する微細な閉塞の結果でもあり得る。従って、血流は遮断され、下流の細胞損傷が生じる。この損傷は、残りの筋肉が十分量の血液を送り出すのに十分に強いにしても、致死的であり得る不規則なリズムを生じ得る。心臓組織に対するこの発作の結果として、瘢痕組織が自然に生じる傾向を有する。
閉塞動脈を再開放するための、機械的及び治療薬適用手法のような種々の手法が知られている。機械的手法の例としては、ステント植込み術によるバルーン血管形成があり、一方、治療薬適用法の例としては、ウロキナーゼのような血栓溶解剤の投与がある。しかしながら、そのような手法は、心臓に対する実際の組織損傷を治療するものではない。ACEインヒビター及びベータブロッカーのような他の全身薬は、MI後の心臓負荷を低減するのに有効であり得るが、重度MIを発症する集団の有意の割合が、最終的には、心不全を発症する。
心不全に進行する重要な要素は、左心室内で不均質な応力と歪み分布をもたらす梗塞領域と健常組織間での不整合な機械力による心臓のリモデリングである。MIが一旦生じると、心臓のリモデリングが始まる。リモデリング事象の主たる要素としては、筋細胞死、浮腫及び炎症；その後の、線維芽細胞浸潤及びコラーゲン付着；最終的には、細胞外マトリックス(ECM)付着による瘢痕形成がある。瘢痕の主要因は、非収縮性であり且つ脈動毎に心臓に歪みを引起すコラーゲンである。非収縮性は、低駆出率(EF)及び局所壁運動不能又は障害(akinetic or diskinetic local wall motion)において見られるように、貧弱な心臓性能を生じる。低FEは、心室内で高い残留血量をもたらし、さらなる壁ストレスの原因となり、瘢痕拡大及び薄層化による最終的な梗塞拡大並びに境界域細胞アポトーシスに至る。更に、遠隔領域が収縮送出しを損なう高めのストレスの結果として肥厚化し、一方、梗塞領域は、成人の成熟筋細胞は再生されないので、有意の薄層化を示す。筋細胞損減は、最終的に心筋症の進行に至り得る壁薄層化及び室拡張の主要病因的因子である。他の領域においては、遠隔領域が、左心室の全体的拡張を生じる肥大化(肥厚)を示す。これは、リモデリングカスケードの最終結果である。また、これらの変化は、血圧上昇並びに収縮及び拡張性能の悪化をもたらす生理的変化とも相関している。
従って、自己補強性複合体生体マトリックスを形成するための組成物、製造及び使用方法を、本明細書において開示する。また、上記組成物を伝達するのに適する伝達装置を含むキットも開示する。ある実施態様においては、上記組成物は、少なくとも３種の成分を含み得る。１つの実施態様においては、第１成分は第１官能化ポリマーを含み得、第２成分は第２官能化ポリマーを含み、第３成分は絹タンパク質又はその構成成分を含み得る。ある実施態様においては、上記組成物は、少なくとも１種の細胞タイプ及び/又は少なくとも１種の成長因子を含み得る。ある実施態様においては、上記組成物は、生分解性担体中に封入した、該担体中に懸濁させた、該担体中で処理した或いは該担体中に取り込ませた生物学的物質を含み得る。ある実施態様においては、本発明の組成物(１種以上)は、二重管腔注入装置によって、治療領域に、現場、生体内並びに生体外適用において伝達し得る。
動脈内でのプラークの蓄積が一旦梗塞発症を誘発させたときの心臓損傷の進行を例示している。 ２成分ゲル化系及び絹タンパク質を含む自己補強性複合体マトリックスを形成させる１つの実施態様を例示する。 二重穿孔伝達装置の１つの実施態様を示す。 二重穿孔伝達装置の別の実施態様を示す。 二重穿孔伝達装置の第２の別の実施態様を示す。
図１A〜１Bは、プラークの蓄積が一旦梗塞発症を誘発させたときの心臓損傷の進行を例示している。図１Aは、閉塞及び血流抑制が、例えば、血栓又は塞栓により生じ得る部位１０を示している。図１Bは、血液により心臓の内部領域左側に担持される酸素及び栄養素流の欠乏に由来し得る左心室に対する結果としての損傷領域２０を示している。損傷領域２０は、おそらくは、リモデリング、最終的には瘢痕形成に達しており、機能していない領域を生じている。
３種の成分から形成され、組織損傷の治療又は修復のために組織に現場適用した、或いは生物学的物質の持続伝達用の支持体を提供するための自己補強性複合体マトリックスを、本明細書において開示する。上記複合体マトリックスは、２成分ゲル化系と絹タンパク質を含み得る。“生体スカッフォールド”及び“２成分ゲル化系”及び“ゲル化系”は、以下互換的に使用する。２成分ゲル化系の例としては、限定するものではないが、アルギネート構築物系、フィブリン糊及びフィブリン糊様系、自己集合性ペプチド、合成ポリマー系並びにこれらの組合せがある。上記ゲル化系は、例えば絹タンパク質のような遅分解性構成成分のための急速分解性マトリックスを提供し得る。時間とともに、上記絹タンパク質は、自己補強性複合体マトリックスを形成し得る。上記複合体マトリックスの各成分は、種々の組合せにおいて、二重管腔伝達装置によって梗塞領域に同時注入し得る。二重管腔伝達装置の例としては、限定するものではないが、二本シリンジ、２本針左心室注入装置、２本針経血管壁注入装置等がある。
ある種の用途においては、上記２成分ゲル化系は、フィブリン糊を含む。フィブリン糊は、２つの主要成分、即ち、フィブリノーゲンとトロンビンからなる。フィブリノーゲンは、その内生状態においては、約340キロダルトン(kDa)の血漿糖タンパク質である。フィブリノーゲンは、6本の対ポリペプチド鎖、即ち、アルファ、ベータ及びガンマ鎖からなる対称形ダイマーである。アルファ及びベータ鎖上には、小ペプチド配列、いわゆるフィブリノーゲンがそれ自体によってポリマーを自然形成するのを阻止するフィブリノペプチドが存在する。ある実施態様においては、フィブリノーゲンをタンパク質によって変性する。トロンビンは、凝固タンパク質である。等量で混合したとき、トロンビンは、フィブリノーゲンを、酵素作用により、トロンビン濃度によって決まる速度でフィブリンに転換させる。その結果は、梗塞領域で混合したときゲル化する生体適合性ゲルである。フィブリン糊は、約5〜約60秒でゲル化を受け得る。フィブリン糊様系の例としては、限定するものではないが、TisseelＴＭ (Baxter社)、Beriplast PＴＭ (Aventis Behring社)、BiocolR (LFB社、フランス)、CrossealＴＭ (Omrix Biopharmaceuticals社)、Hemaseel HMNR (Haemacure社)、Bolheal (Kaketsuken Pharma、日本)及びCoStasisR (Angiotech Pharmaceuticals社)がある。
ある種の用途においては、２成分ゲル化系は、合成ポリマー系である。合成ポリマーの例としては、限定するものではないが、ポリアミノ酸類、多糖類、ポリアルキレンオキシド又はポリエチレングリコール(PEG)がある。上記化合物の分子量は、所望する用途に応じて変動し得る。多くの場合、上記分子量(mw)は、約100〜約100,000mwである。上記コア材料がポリエチレングリコールである場合、上記化合物(１種以上)の分子量は、約7,500〜約20,000mw、より好ましくは約10,000mwである。一緒に混合した場合、合成ポリマーは、数あるパラメーターの中で反応基の存在量に応じてヒドロゲルを形成し得る。“ヒドロゲル”は、場合によっては水が分散媒であるコロイド状ゲルとして見出される親水性のポリマー鎖のネットワークである。ヒドロゲルは、超吸収剤であり(ヒドロゲルは99%を越える水分を含有し得る)、天然又は合成ポリマーからなり得る。
ある実施態様においては、上記２成分ゲル化系は、ポリエチレングリコールを含む。PEGは、繰返し構造(OCH2CH2)nを有する合成ポリマーである。第１成分は、少なくとも２個の求核基によって官能化したポリエチレングリコール(PEG)ポリマーであり得る。求核基の例としては、限定するものではないが、チオール(-SH)、チオールアニオン(-S-)及びアミン(-NH2)がある。“求核試薬”は、正電荷の中心に求引される試薬である。求核試薬は、電子を求電子試薬に供与して化学結合を形成することによって化学反応に関与する。第２成分は、少なくとも２個の求電子基によって官能化したPEGポリマーであり得る。求電子基の例としては、限定するものではないが、N-ヒドロキシスクシンイミドエステル(-NHS)、アクリレート、ビニルスルホン及びマレイミドがある。-NHS又はスクシンイミジルは、化学式-N(COCH2)2によって示される五員環構造体である。“求電子試薬”は、電子対を受容して求核試薬に結合することによって化学反応に関与する電子に求引される試薬である。求電子基と求核基の総数は、4個よりも多くでなければならない。
未変性ヒドロゲルの幾つかの固有の特性としては、限定するものではないが、膨潤するその能力及び急速にゲル化するその能力がある。本明細書において使用するとき、用語“未変性”とは、他の構成成分をこれらのヒドロゲルに付加させていないヒドロゲルを意味する。これらの特性は、ヒドロゲルの急速分解に寄与し得る。更に、現場ゲル化性ヒドロゲルは、一般的に、弱い機械的性質を示し、貧弱なインプラント一体性しかもたらさない。しかしながら、ある種の用途においては、これらの同じ特性(例えば、膨潤性)は、有害であり得る。例えば、心臓のような臓器に適用して梗塞後心筋領域を治療する場合、膨潤性を最低限にして、治療領域に対する過剰の圧力を低減又は排除しなければならない。更に、ある種の用途においては、あまり急速な分解を所望し得ない。
ある実施態様においては、少なくとも２個の求核基で官能化したPEGと少なくとも２個の求電子基で官能化したPEGを含む２種の官能化PEGは、1：1比で混合し得る。上記PEG類は、約4.0よりも低いpHの0.01M 酸溶液中で保存し得る。室温及び標準濃度において、上記２種の官能化PEG間の反応と架橋は、およそ6.5よりも高いpHで生じて開始する。これらの条件下では、反応速度は遅い。約9.0のpHの0.3M 塩基性緩衝溶液を上記PEG類に添加したとき、ゲル化は１分未満で生じる。この系は、上記官能化PEG溶液の低pH及び高オスモル濃度のpH9.0緩衝液故に貧弱な細胞適合性を示す。“細胞適合性”とは、細胞増殖を助長する環境を提供する媒質の能力を称する。更に、この系は、細胞接着リガンドを何ら含んでいない。
ゲル形成における上記複数の官能化PEGの反応は、各PEGに結合させた基の官能価に応じる多くの種々の化学反応によって生じ得る。例えば、ゲルは、マイケルタイプ付加反応又は縮合反応によって形成し得る。一般に、マイケルタイプ付加反応は、α,β-不飽和カルボニルと求核試薬との反応を含む。マイケルタイプ付加反応は、約6.8よりも高いpHにおいて生じ得る。マイケル付加反応は、当業者にとって周知である。マイケル付加反応を受け得る官能化PEG上の成分の例としては、限定するものではないが、PEG-マレイミドと混合したPEG-SH；及びPEG-アクリレートと混合したPEG-SHがある。ある実施態様においては、上記反応は、約4よりも高いpHを有する緩衝液により、触媒量の各種アミン類又はこれらアミン類の組合せによって活性化し得る。縮合反応は、２種の分子又は成分が反応して、小分子、多くの場合、水、メタノール又は塩化水素のようなハロゲン化水素タイプの同時損失によって互いに共有結合するようになる化学反応である。ポリマー化学においては、一連の縮合反応が生じ、それによって、各モノマー又はモノマー鎖が互いに付加してより長い連鎖を形成し得る。縮合反応を受け得る官能化PEG類上の成分の例としては、限定するものではないが、PEG-NHSエステル及びPEG-NH2がある。マイケル付加反応は、チオールと活性化エステルとの反応から形成される加水分解しやすいチオエステル結合と比較したときにチオエーテル結合が形成されることから、得られるゲルの長期安定性に寄与するものと推測している。
クモ類(例えば、アメリカジョロウグモ(Nephila clavipes)及び欧州ニワオニグモ(Araneus diadematus))並びにカイコ類(例えば、Bombyx mori)由来の絹タンパク質は、現在知られている最強の天然繊維に相当する。これら絹繊維の機械的性質としては、高強度及び強靭性があり、液晶相を貫き極めて安定な物質をもたらす高度に制御された自己集合性経路に由来する。カイコ(B. mori)由来の絹は、主として、２つのタンパク質成分、即ち、フィブロインとセリシンからなる。フィブロイン、即ち、絹タンパク質は、絹繊維における構造タンパク質であり；セリシンは、フィブロイン繊維を一緒に結合させる水溶性膠である。フィブロインタンパク質は、それぞれおよそ350kDa及び25kDaの軽鎖及び重鎖ポリペプチドからなる。絹繊維主成分、即ち、絹タンパク質は、不溶性β-シートへの自己集合化を受ける。β-シートは、高レベルの組織化を示すことが証明されている。また、β-シートは、数が多くて極めて小さく、重鎖内に収容されていることが証明されている。広範囲の長さに重合させた１個又は２個の繰返しモノマー単位から構成されている合成ポリマーと比較して、絹フィブロインのような生物学的ポリマーは、大変複雑なほぼ20種のアミノ酸モノマーから構成された高複雑性を有する同一分子である。天然絹は室温で水溶液から調製することができ、これらの方法は、当該技術において既知である。
米国薬局方は、絹が生体内移植後60日でその引張一体性を50％よりも高く保持していることから、絹を非分解性として定義している。1年以内で、絹は、生体内に適用したとき、タンパク質分解的に分解し、再吸収することが証明されている。最近の研究では、絹が予測可能な長期分解特性を有する機械的に堅固な生体材料であることが証明されている。例えば、R.L. Horan, et al., In vitro degradation of silk fibroin, Biomaterials 26 (2005) 3385-3393を参照されたい。絹タンパク質から形成された絹マトリックスは、多くの種々のタイプの医療において可能性を有するものと推測されている。
ある実施態様においては、絹タンパク質又は絹タンパク質のブロックコポリマー(以下、集合的に“絹タンパク質”と称する)を２成分ゲル化系と混合して、自己補強性複合体マトリックスを形成し得る。絹タンパク質のブロックコポリマーは、例えば、絹-エラスチン(カリフォルニア州Protein Polymer Technologies社から入手可能)、絹-コラーゲン又は絹-ラミニン、或いは絹タンパク質と接合させたエラスチン、コラーゲン又はラミニンの任意のペプチド配列であり得る。ある実施態様においては、例えば、ヒアルロン酸、硫酸ヘパリン、硫酸コンドロイチン又は硫酸ケラチンのようなグルコサミノグルカン(GAG)を、絹タンパク質のブロックコポリマーと接合させ得る。上記マトリックスは、限定するものではないが、細胞伝達、新組織形成用のプラットホーム、軟骨修復、脊髄修復、ヘルニアの治療、臓器癒着防止、生体外科接着剤としての使用及び/又は心筋梗塞後治療のような多くの医療用途において使用し得る。限定するものではないがフィブリン糊及び官能化PEG類のような未変性ヒドロゲルと混合すれば、絹タンパク質は、ヒドロゲルの膨潤を低減又は排除し且つその機械的安定性を増大させるものと予測する。更に、絹マトリックスは、極めて多孔質の構造を有する。塩溶脱及び気体発泡は、100μmよりも大きい有孔度を有する絹タンパク質マトリックスを生成させることが知られており、この有孔度は、一般に、細胞移動及び増殖における最低の有孔度であるとみなされている。Nazarov, R., et al., Porous 3-D Scaffolds from Regenerated Silk Fibroin, Biomacromolecules 2004, 5, 718-719。絹マトリックスの上記構造は、限定するものではないが生物学的物質、例えば、治療薬、細胞及び成長因子のような物質の制御放出を可能にする。
ある実施態様においては、4よりも大きい合計官能価を有する少なくとも２種の官能化PEGを溶液中の絹タンパク質と混合して、自己補強性複合体マトリックスを形成し得る。“官能価”とは、それぞれ他の求核基又は求電子基と反応してゲルを形成することのできる上記ポリマーコア上の求電子基又は求核基の数を称する。例えば、第１官能化PEGはチオールPEG又はアミノPEGであり得、該第１官能化PEGは、少なくとも２個の求核基を含む。第２官能化PEGはN-ヒドロキシスクシンイミドエステルPEG、アクリレートPEG、ビニルスルホンPEG又はマレイミドPEGであり得、該第２官能化PEGは、少なくとも２個の求電子基を含む。ある実施態様においては、上記第１官能化PEGと第２官能化PEGは、1：1の比で混合し得る。他の実施態様においては、上記第１官能化PEGと第２官能化PEGは、1：1よりも低い比で混合し得る。
ある実施態様においては、混合物(即ち、複数の官能化PEG)は、固相又は液相中で保存し得る。１つの実施態様においては、混合物は、固相中で保存する。伝達のおよそ２時間前に、酸性水溶液を上記複数の官能化PEGに添加して液相を調製し得る。溶液は、例えば、約3.5〜約4.5のpH範囲の希塩酸溶液であり得る。酸性環境が、PEG-NHSエステルにおいて適切であり得る。ある実施態様においては、中性pH水溶液が、PEG-NHSエステルにおいて適切であり得る。塩基性環境は、チオールPEG又はアミノPEGにおいて適切であり得る。
伝達時又はその直前に、水溶液中の絹タンパク質を、上記酸性又は中性官能化PEG溶液に添加し得る。塩基性環境で保存したPEGにおいては、絹タンパク質は、現場で同時伝達し得る。絹タンパク質は、混合PEGの50質量％までであり得る。ある実施態様においては、絹タンパク質は、混合PEGの10質量％である。
ある実施態様においては、上記複数の官能化PEGは、固相中の絹タンパク質と混合し得る。伝達のおよそ２時間前に、水溶液を混合物に添加して液相を調製し得る。伝達時又はその直前に、約7.5〜約9.5の高pH緩衝溶液を添加してゲル化過程を開始させ得る。例えば、塩基性緩衝液は、リン酸ナトリウム及び炭酸ナトリウム緩衝剤を約100mM〜約300mMの濃度で含み得る。PEG-NHSエステルにおいては、化学量論量の塩基を添加し得る。ビニルスルホン又はアクリレートPEG類においては、触媒量の塩基を添加し得る。絹タンパク質は、混合PEGの50質量％までであり得る。ある実施態様においては、絹タンパク質は、混合PEGの10質量％である。
ある実施態様においては、フィブリン糊成分を絹タンパク質と混合して、自己補強性複合体マトリックスを形成し得る。フィブリン糊は、フィブリノーゲン又はフィブリノーゲン様化合物とトロンビンとを含み得る。絹タンパク質は、PEG類に関して説明した方法と同じ方法でフィブリン糊と混合し得る。
ある実施態様においては、細胞タイプを上記自己補強性複合体マトリックスに添加することができる。細胞タイプの例としては、限定するものではないが、局在性心臓前駆細胞、間葉幹細胞(筋芽細胞、軟骨細胞及び繊維芽細胞)、骨髄由来単核細胞、脂肪組織由来幹細胞、胚幹細胞、臍帯血由来幹細胞、平滑筋細胞及び骨格筋芽細胞がある。ある実施態様においては、成長因子を上記自己補強性複合体マトリックスに添加し得る。成長因子の例としては、限定するものではないが、血管内皮成長因子(VEGF)、線維芽細胞成長因子(FGF、例えば、ベータ-FGF)、Del 1、低酸素誘導因子(HIF 1-アルファ)、単球走化性タンパク質(MCP-1)、ニコチン、血小板由来成長因子(PDGF)、インスリン様成長因子1 (IGF-1)、形質転換成長因子(TGFアルファ)、肝細胞成長因子(HGF)、エストロゲン類、ホリスタチン、プロリフェリン、プロスタグランジンE1及びE2、腫瘍壊死因子(TNF-アルファ)、インターロイキン8(Il-8)、造血成長因子、エリスロポイエチン、顆粒球コロニー刺激因子(G-CSF)及び血小板由来内皮成長因子(PD-ECGF)の各イソ型がある。ある種の用途においては、上記複数の官能化PEGを、上記成長因子を安定させ、上記成長因子の半減期を延長させ或いは上記成長因子の制御放出のための方式を提供することのできる成長因子と反応させ得る。これらの成長因子は、梗塞領域の注入hMSC又は内生前駆細胞の生存を助長するように作用し得る。更に、これらの成長因子は、内生前駆細胞の損傷部位への帰巣を助長し得る。
ある実施態様においては、成長因子又は製薬剤のような生物学的物質は、生分解性担体中に封入し、懸濁させ、該担体内で処理し又は該担体中に取込ませ、持続放出及び/又はターゲット部位への制御伝達のために、２成分ゲル系及び絹タンパク質の少なくとも１つの成分と混合させ得る。適切な生物学的物質の例としては、限定するものではないが、IGF-1、HGF、VEGF、bFGF、幹細胞因子(SCF)、G-CSF、PDGF又は他の成長因子がある。１つの実施態様においては、生物学的物質はIGF-1である。IGF-1は、幾つかある特徴の中で、とりわけその生存促進及び抗アポトーシス作用について知られている。IGF-1は、内生心細胞に作用することによって、急性MI及び慢性心不全に対して有益な作用を有することが知られている。IGF-1は短い生体内半減期を有するので、治療は、IGF-1の生分解性担体又は自己補強性複合体マトリックスからの制御放出を行うことによって増強することができる。
１つの実施態様においては、生分解性担体は、以下で互換的に説明する電気紡糸吸収性ナノ繊維又はマイクロ繊維である。ナノ繊維は、約40nm〜約2000nm範囲内にあり得、一方、マイクロ繊維は、約1μm〜約10μm範囲内にあり得る。１つの実施態様においては、生物学的物質(又は非生物学的物質)注入マイクロ繊維は、電気紡糸することによって調合し得る。“電気紡糸”とは、マイクロ繊維を、電界を使用してポリマー溶液をノズルを備えた容器のチップからコレクターに延伸させることにより、形成させる方法である。ノズルは、単一ノズル又は同軸ノズルであり得る。電圧をポリマー溶液に加え、溶液流を接地コレクターへ向けて延伸させる。電気紡糸は、繊維のウェブを生成し、その後、このウェブをより細い長さに加工し得る。例えば、繊維は、高周波ボール又は遠心ミルを使用して低温ミリングすることができる。
電気紡糸マイクロ繊維を形成させるのに使用し得るポリマーの例としては、一般に、限定するものではないが、ポリグリコリド(PGA)、ポリ(L-ラクチド) (PLLA)、ポリ(D,L-ラクチド) (PDLLA)、ポリ(L-ラクチド-コ-グリコリド) (PLGA)、ポリ(D,L-ラクチド-コ-グリコリド) (PDLGA)、ポリ(ε-カプロラクトン) (PCL)、ポリジオキサノン、PEG-PLGAジブロックコポリマー及びPEG-PLGA-PEGトリブロックコポリマー、及びポリ(エステルアミド) (PEA)がある。
更に、エラストマー電気紡糸マイクロ繊維を形成させるのに使用し得るポリマーとしては、限定するものではないが、生分解性のポリ(エステルウレタン) (PEU)、ポリ(エステルウレタン)尿素 (PEUU)、ポリ(4-ヒドロキシブチレート)又はポリ(3-ヒドロキシブチレート)のようなポリヒドロキシアルカノエート、PCL-PLAコポリマー、PCL-PGAコポリマー、ポリ(1,3-トリメチレンカルボネート) (PTMC)、PTMC-PLA、及びPTMC-PCLコポリマーがある。エラストマーマイクロ繊維は、天然組織と同様な機械的異方性を有することが実証されている。
更に、上記のポリマーを使用して、コア-シェル電気紡糸マイクロ繊維を形成させることができる。コア-シェル電気紡糸マイクロ繊維は、電気紡糸工程において同軸ノズルを使用することによって形成させ得る。例えば、２種の異なるポリマー溶液を、１つの共通ノズルを有する２つの別個の同軸容器に入れる。電気紡糸工程を開始させると、ポリマー溶液はノズルチップにおいて接触するのみで、チューブ形態内に繊維を生じる。コア-シェル電気紡糸マイクロ繊維は、バースト放出の低減及び順次生物学的物質放出プロフィールにおいて有用であり得る。“バースト”とは、薬剤の総量(かなり長時間で放出させる)で割った１日又は任意の短時間で放出させた薬剤の量を称する。順次生物学的物質放出プロフィールは、第１の生物学的物質を第１のポリマー溶液に添加し、第２の生物学的物質を第２のポリマー溶液に添加する場合である。どのポリマー溶液が“コア”又は“シェル”を形成するのかに応じて、“シェル”(外側チューブ)中の生物学的物質を、“コア”(内部繊維)中の生物学的物質の前に放出させる。この方法においては、２種の異なるタイプの生物学的物質の適用を制御し得る。
もう１つの実施態様においては、生分解性担体は、以下で互換的に説明するマイクロ粒子又はマイクロスフィアである。種々の方法を使用して、生物学的物質を含むマイクロ粒子を調合し、生物学的物質を注入又は取り込ませ得る。ある実施態様においては、マイクロ粒子は、水/油/水(W/O/W)二重エマルジョン法によって調製する。第１段階において、生物学的物質を含有する水性相を、有機溶媒(例えば、ジクロロメタン)中に溶解させたポリマーからなる油相中に、高速ホモジナイザーを使用して分散させる。使用し得る持続放出ポリマーの例としては、上述したポリマーがある。その後、上記の一次油中水(W/O)エマルジョンを、高分子界面活性剤、例えば、ポリ(ビニルアルコール)(PVA)を含有する水溶液に分散させ、更に均質化して、W/O/Wエマルジョンを生成させる。数時間撹拌した後、マイクロ粒子を濾過によって集める。他の実施態様においては、マイクロ粒子は、電気スプレー法によって生成させ得る。そのような方法は、当業者にとって既知である。例えば、Yeo, L.Y. et al., AC electrospray biomaterials synthesis, Biomaterials. 2005 Nov.; 26(31):6122-8を参照されたい。
第１成分は、8〜9のpHに調整した炭酸及び/又はリン酸緩衝液中の10%PEGチオール溶液である。緩衝液は、140mM〜160mMの間にあり得る。PEGチオールは、日本のNOF社から入手可能な分子量20,000kDのPTE-200SHであり得る。第２成分は、生理学的pHのリン酸緩衝液中の10%〜13%PEG NHS溶液である。PEG NHSは、日本のNOF社から入手可能な分子量20,000kDのPTE-200GSであり得る。溶液中のオリゴマー成分の量は、2質量%〜20質量%で変動し得るが、第１成分と第２成分間の化学量論は、各成分間の反応を確実にするためには、１：１近くであるべきである。絹タンパク質(合成又は非合成)の水溶液は、50mg/mLの最終濃度で第１成分に添加し得る。絹タンパク質水溶液は、3℃〜9℃、好ましくは4℃〜8℃に保たなければならない。絹タンパク質水溶液を第１成分に添加する前に、生分解性担体中に封入した、懸濁させた、該担体中で処理した或いは該担体中に取り込ませた成長因子及び/又は製薬剤のような生物学的物質を、絹タンパク質水溶液に添加し得る。該生分解性担体は、本発明の各実施態様に従い調合することができる。治療部位に注入する直前に、約50万〜約1000万個の細胞を含む細胞懸濁液を、第２成分に添加し得る。各注入は、25回までの注入において合せた100μL〜200μLであり得る。
第１の成分は、8〜9のpHに調整した炭酸又はリン酸緩衝液中の10%PEGアミン溶液である。緩衝液は、140mM〜160mM、好ましくは150mMであり得る。PEGアミンは、日本のNOF社から入手可能な分子量20,000kDのPTE-200PAであり得る。第２成分は、生理学的pHのリン酸緩衝液中の10%〜13%PEG NHS溶液である。PEG NHSは、日本のNOF社から入手可能な分子量20,000kDのPTE-200GSであり得る。溶液中のオリゴマー成分の量は、2質量%〜20質量%で変動し得るが、第１成分と第２成分間の化学量論は、各成分間の反応を確実にするためには、１：１近くであるべきである。絹タンパク質(合成又は非合成)の水溶液を、50mg/mLの最終濃度で第１成分に添加し得る。絹タンパク質水溶液は、3℃〜5℃、好ましくは4℃に保たなければならない。絹タンパク質水溶液を第１成分に添加する前に、生分解性担体中に封入した、懸濁させた、該担体中で処理した或いは該担体中に取り込ませた成長因子及び/又は製薬剤のような生物学的物質を、絹タンパク質水溶液に添加し得る。該生分解性担体は、本発明の実施態様に従い調合することができる。治療部位に注入する直前に、約50万〜約1000万個の細胞を含む細胞懸濁液を、第２成分に添加し得る。各注入は、25回までの注入において合せた100μL〜200μLであり得る。
第１の成分は、8〜9のpHに調整した炭酸又はリン酸緩衝液中の10%PEGチオール溶液である。緩衝液は、140mM〜160mMであり得る。PEGチオールは、日本のNOF社から入手可能な分子量20,000kDのPTE-200SHであり得る。第２成分は、リン酸緩衝液中の4%〜5%PEGジアクリレート溶液である。PEGジアクリレートは、米国ペンシルバニア州のPolysciences社から入手可能な分子量4000kDのポリ(エチレングリコール)ジアクリレートであり得る。溶液中のオリゴマー成分の量は、2質量%〜20質量%で変動し得るが、第１成分と第２成分間の化学量論は、各成分間の反応を確実にするためには、１：１近くであるべきである。絹タンパク質(合成又は非合成)の水溶液を、50mg/mLの最終濃度で第１成分に添加し得る。絹タンパク質水溶液は、3℃〜9℃、好ましくは4℃〜8℃に保たなければならない。絹タンパク質水溶液を第１成分に添加する前に、生分解性担体中に封入した、懸濁させた、該担体中で処理した、或いは該担体中に取り込ませた成長因子及び/又は製薬剤のような生物学的物質を、絹タンパク質水溶液に添加し得る。該生分解性担体は、本発明の実施態様に従い調合することができる。治療部位に注入する直前に、約50万〜約1000万個の細胞を含む細胞懸濁液を、第２成分に添加し得る。各注入は、25回までの注入において合せた100μL〜200μLであり得る。
上記実施例のいずれにおいても、追加の２成分ゲルを、上記複数のオリゴマーと混合し得る。例えば、米国マサチューセッツ州のGenzyme Advanced Biomaterials社から入手可能なヒアルロン酸ナトリウムを上記複数のオリゴマー類と混合し得る。ヒアルロン酸ナトリウムは、hMSC上でCD 44レセプターに対するリガンドを提供する。CD44レセプターは、内皮細胞、上皮細胞及び平滑筋細胞のような種々の細胞上に発現した膜貫通糖タンパク質である。この分子は、細胞-細胞及び細胞-マトリックス相互作用並びにシグナル変換のような多くの重要な機能を有する。１つの実施態様においては、ヒアルロン酸は、約0.01%〜0.5％の溶液である。更に、ある実施態様においては、コラーゲンのような細胞外マトリックスポリマーが第１成分であり得る。
図２は、２成分ゲル化系と絹タンパク質を含む自己補強性複合体マトリックスを形成させる１つの実施態様を表示する。ある実施態様においては、２成分ゲル化系の各プレカーサーである第１官能化PEGと第２官能化PEGを、絹タンパク質と混合する(２００)。この混合は、上記PEG間の初期架橋反応を開始させてヒドロゲルを形成させ、約2秒〜約120秒でゲル点に達する(２１０)。β-シートの沈降と形成及び絹タンパク質の結晶化が混合時に直ちに生じ始め、48時間までの間続き得る(２２０)。絹タンパク質は、自己集合を開始するにつれて、溶液中で次第に溶解性が低下する；しかしながら、絹タンパク質集合体は、ヒドロゲル内に閉じ込められる。β-シートは、数が多くて極めて細かくあり得る(２００a)。約0日〜約30日間で、ゲルの分解及び溶解が生じる(２３０)。ある実施態様においては、ゲルの分解は、約0.5〜約1日の間生じる。一方、絹タンパク質マトリックスは、約60日〜約365日内で分解する。結果として、絹タンパク質からなる自己補強性複合体マトリックスは、治療部位に残存し、時間とともに次第に分解する。ある実施態様においては、生分解性担体中に封入した、該担体中に懸濁させた、該担体中で処理した或いは該担体中に取り込ませた細胞タイプ又は成長因子のような少なくとも１種の細胞タイプ及び/又は生物学的物質を、上記自己補強性複合体マトリックスに添加する。該生分解性担体は、本発明の実施態様に従って調合し得る。有利なことに、絹タンパク質のヒドロゲルへの添加は、沈降、即ち、相分離を、そして、膨潤を実質的に制御する。これらの絹ヒドロゲルにおいては、絹の張力強度は、約1.1GPa〜約1.4GPaである。更に、細胞タイプ及び/又は生物学的物質を含む生分解性担体を含む実施態様においては、上記絹マトリックスは、ヒドロゲルの機械的性質を補強し、マトリックス構造を制御する。
本明細書において説明する組成物は、ヒドロゲルは有益に寄与し得るが膨潤は望まれない(未変性ヒドロゲルの固有の特性)医療用途において使用し得る。例えば、得られる自己補強性複合体マトリックスは、壊死又は損傷した臓器又は組織領域内での細胞伝達において、或いは細胞が増殖する又は新組織を形成するためのプラットホームとして使用し得る。上記絹マトリックスは、治療部位においては、未変性ヒドロゲル系よりも実質的に遅い速度で分解し、従って、細胞がより長く増殖するのを可能にし、或いはマトリックス内の細胞の治療領域へのより制御された放出を可能にするものと推測する。更に、上記絹タンパク質の遅分解性プラットホームは、伝達する前のプレカーサー絹タンパク質水溶液に添加することのできる生分解性担体中に封入した、該担体中に懸濁させた、該担体中で処理した或いは該担体中に取り込ませた生物学的物質の治療領域へのより持続性で及び/又は制御された放出を可能にし得る。絹タンパク質は、約60日〜365日間で自然分解する。即ち、上記絹タンパク質マトリックスは時間とともに分解するので、上記生分解性担体は、マトリックスから治療部位中にゆっくり拡散するものと推測している。生物学的物質も上記生分解性担体から拡散しなければならないので、本発明の各実施態様において説明する組成物は、治療薬の治療領域への持続放出を、患者が複数の侵襲的処置を受けることなく可能にし得る。生体内、生体内及び現場適用を、本発明においては意図する。
使用方法
ある実施態様においては、上記自己補強性複合体マトリックスは、心筋梗塞後領域又は他の治療領域に伝達する。上記プレカーサー、即ち、上記２成分ゲル化系、絹タンパク質及び緩衝液の水溶液の粘度は、約5センチポイズ〜約70センチポイズ範囲内であり得る。ゲルの各成分を伝達するのに使用し得る装置は、限定するものではないが、２本針左心室注入装置及び２本針経血管壁注入装置及び２本シリンジのような最低に侵襲性の注入装置がある。最低に侵襲性(即ち、経皮的又は内視鏡による)の注入装置を使用するのを可能にする方法としては、大腿動脈又は剣状突起下(sub-xiphoid)による利用法がある。“剣状突起”又は“剣状突起法”は、胸骨(breastbone又はsternum)の下端に結合した先の尖った軟骨、即ち、胸骨の最小で最低の区域である。両方法は、当業者にとって既知である。
図３は、本発明の組成物を伝達するのに使用し得る２本シリンジ装置の１つの実施態様を例示している。２本シリンジ３００は、互いに近接し且つ近接端部３５５、遠位端部３６０及び中央領域３６５においてそれぞれプレート３４０、３４５及び３５０によって連結させた第１バレル３１０と第２バレル３２０を含み得る。ある実施態様においては、バレル３１０と３２０は、３本よりも少ないプレートで連結し得る。各バレル３１０と３２０は、それぞれ、プランジャー３１５及びプランジャー３２５を含む。バレル３１０と３２０は、遠位端部において、それぞれ、物質を押出すためのニードル３３０及び３３５として終端している。ある実施態様においては、バレル３１０と３２０は、物質を押出すためのカニューレ突起として終端し得る。バレル３１０と３２０は、互いに十分に近接近していて、それぞれのバレル内の物質を互いに混合して処置領域、例えば、心筋梗塞後領域中に生体スカッフォールドを形成することがきるようでなければならない。２本シリンジ３００は、本発明において説明する調合物と最低に反応性であるか或いは完全に非反応性である任意の金属又はプラスチックから構築し得る。ある実施態様においては、２本シリンジ３００は、遠位端部３６５に接続させた予備混合用チャンバーを含む。
ある種の用途においては、第１バレル３１０は、固相中に２成分ゲル化系の各プレカーサーを含む第１混合物を含み、絹水溶液を伝達前に添加する。第１バレル３１０内の溶液のpHは、2〜6.5(PEG-求電子試薬を含むPEG-求核試薬において)、又は5〜7(フィブリノーゲン)であり得る。中性pHにおいて、細胞懸濁液を伝達直前に第１バレル３１０に添加し得る。第２バレル３２０は、上記で説明した実施態様のいずれかに従う塩基性緩衝液又はトロンビンを含み得る。得られる自己補強性複合体マトリックスの治療量は、約25μL〜約200μL、好ましくは約50μLである。ある種の用途においては、第１バレル３１０は、求核基を有する第１官能化ポリエチレングリコールと混合して8〜9のpHの10%(質量/容量)溶液を構成する第１塩基性緩衝溶液を含み；第２バレル３２０は、求電子基を有する第２官能化ポリエチレングリコールと混合して生理学的pHの4〜13%(質量/容量)溶液を構成する第２緩衝溶液を含む。第１バレル３１０は、絹タンパク質の水溶液中に懸濁させた生分解性担体中に封入した、該担体中に懸濁させた、該担体内で処理した或いは該担体中に取り込ませた生物学的物質を更に含む。１つの実施態様においては、生物学的物質は、IGF-1である。バレル３１０とバレル３２０の内容物を現場又は生体内で混合したときに、自己補強性複合体間マトリックスが治療領域において形成し得る。２本シリンジ３００は、例えば、開胸手術処置中に使用し得る。
図４A〜４Bは、本発明の組成物を伝達するのに使用することのできる２本針注入装置の１つの実施態様を例示している。伝達アッセンブリ４００は、伝達管腔、ガイドワイヤー管腔及び/又は他の管腔をハウジングし得る管腔４１０を含む。管腔４１０は、この例においては、伝達アッセンブリ４００の遠位部分４０５と近接端部４１５間で延びている。
１つの実施態様においては、伝達アッセンブリ４００は、伝達管腔４３０内に可動的に配置した第１ニードル４２０を含む。伝達管腔４３０は、例えば、適切な材料(例えば、ポリアミド、ポリオレフィン、ポリウレタン等)のポリマーチューブである。第１ニードル４２０は、例えば、伝達アッセンブリの長さを延ばしているステンレススチールハイポチューブである。第１ニードル４２０は、例えば、0.08インチ(0.20センチメートル)の内径を有する管腔である。伸縮自在のニードルカテーテルの１つの例においては、第１ニードル４２０は、遠位部分４０５から近接部分４１５までで約40インチ(約1.6メートル)程度のニードル長を有する。また、管腔４１０は、この例においては、カテーテル長(遠位部分４０５から近接部分４１５まで)に沿って共直線的に延びている補助管腔４４０も含む。補助管腔４４０は、例えば、適切な材料(例えば、ポリアミド、ポリオレフィン、ポリウレタン等)のポリマーチューブである。遠位部分４０５において、補助管腔４４０は、第２ニードル４５０の伝達端部で終端しており、ニードル４２０の伝達端部と共直線的に整列させている。補助管腔４４０は、第２ニードル４５０の伝達端部に、紫外線硬化性接着剤のような放射線硬化性接着剤によって終端させ得る。第２ニードル４５０は、例えば、主ニードル４２０の端部に、例えば、ハンダ(接合部４５５として示している)により共直線的に接合させているステンレススチールハイポチューブである。第２ニードル４５０は、約0.08インチ(0.20センチメートル)程度の長さを有する。図４Bは、伝達アッセンブリ４００の線A〜A'での断面正面図を示している。図４Bは、共直線配列における主ニードル４２０と第２ニードル４５０を示している。
図４Aに関しては、近接部分４１５において、補助管腔４４０は、補助サイドアーム４６０に終端している。補助サイドアーム４６０は、主ニードル４２０と共直線的に延びている部分を含む。補助サイドアーム４６０は、例えば、主ニードル４２０にハンダ付けし得る(接合部４６５として示している)ステンレススチールハイポチューブ材料である。補助サイドアーム４６０は、１つの例においては、約1.2インチ(3センチメートル)程度の共直線長を有する。
主ニードル４２０の近接端部は、物質伝達装置(例えば、２成分生分解性ゲル系の１つの成分)に適合させるためのアダプター４７０を含む。アダプター４７０は、例えば、成形した雌ルアーハウジングである。同様に、補助サイドアーム４６０の近接端部は、物質伝達装置に適合させるためのアダプター４８０(例えば、雌ルアーハウジング)を含む。
図４A〜４Bに関連して上述した設計構造は、本発明の２成分ゲル組成物を導入するのに適している。例えば、ゲルは、上述した本発明の実施態様に従う第１成分と第２成分との組合せ(混合、接触等)によって形成させ得る。典型的には、第１成分を、1立方センチメートルシリンジにより、アダプター４７０において主ニードル４２０から導入する。同時に或いは前後まもなく、絹タンパク質及び必要に応じて少なくとも１つの細胞タイプを含む第２成分を、1立方センチメートルシリンジにより、アダプター４８０において導入し得る。第１及び第２成分が伝達アッセンブリ４００の出口(例えば、梗塞領域)において混ざったとき、各物質は、組合わさって(混合、接触して)、自己補強性複合体マトリックスを形成する。
図５A〜５Cは、本発明の２成分ゲル組成物を伝達するのに使用することのできる２本針注入装置の別の実施態様を例示している。一般に、カテーテルアッセンブリ５００は、２成分ゲル組成物のような物質を血管(生理的管腔)又は組織の所望領域に又は所望領域を通して伝達して心筋梗塞領域又は他の治療領域を処置する装置を提供する。カテーテルアッセンブリ５００は、“Directional Needle Injection Drug Delivery Device”と題した共同所有の米国特許出願第6,554,801号に記載されているカテーテルアッセンブリ５００と同様である；該出願は、参考として本明細書に合体させる。
１つの実施態様においては、カテーテルアッセンブリ５００は、近接部分５２０と遠位部分５１０を有する細長のカテーテル本体５５０によって形成されている。ガイドワイヤーカニューレ５７０がカテーテル本体内(近接部分５１０から遠位部分５２０まで)に形成されており、カテーテルアッセンブリ５００に供給し且つガイドワイヤー５８０上で操作するのを可能にしている。バルーン５３０が、カテーテルアッセンブリ５００の遠位部分５１０に組込まれており、カテーテルアッセンブリ５００の膨張カニューレ５６０と流体連通している。
バルーン５３０は、折畳んだ形状から所望の制御された膨張形状に拡張するために選択的に膨張性であるバルーン壁又は膜５３５から形成し得る。バルーン５３０は、流体を膨張ポート５６５(近接端部５２０に位置した)からの所定の圧力率で膨張カニューレ５６０に供給するによって選択的に拡張(膨張)させ得る。バルーン壁５３５は、膨張後、折畳み形状又は収縮形状に戻すために選択的に収縮可能である。バルーン５３０は、液体を膨張カニューレ５６０に導入することによって拡張(膨張)させ得る。また、治療及び/又は診断剤を含有する液体を使用してバルーン５３０を膨張させてもよい。１つの実施態様においては、バルーン５３０は、そのような治療及び/又は診断液体に対して透過性である材料から製造し得る。バルーン５３０を膨張させるためには、流体を、膨張カニューレ５６０中に、所定の圧力、例えば、約101.3〜2,026.5kPa (約1〜20気圧)で供給し得る。詳細な圧力は、バルーン壁５３５の厚さ、バルーン壁５３５を製造する材料、使用する物質のタイプ及び所望する流量のような種々の要因に依存する。
また、カテーテルアッセンブリ５００は、物質を心筋梗塞領域又は他の治療領域に注入するための少なくとも２つの物質伝達アッセンブリ５０５a及び５０５b(図示していない；図５B〜５C参照)も含む。１つの実施態様においては、物質伝達アッセンブリ５０５aは、中空伝達管腔５２５a内に可動的に配置したニードル５１５aを含む。伝達アッセンブリ５０５bは、中空伝達管腔５２５b内に可動的に配置したニードル５１５ｂを含む(図示していない；図５B〜５C参照)。伝達管腔５２５a及び伝達管腔５２５bは、各々、遠位部分５１０と近接部分５２０間を延びている。伝達管腔５２５a及び伝達管腔５２５bは、ポリアミド、ポリオレフィン、ポリウレタン等のポリマー及びコポリマーのような任意の適当な材料から製造し得る。伝達管腔５２５a又は伝達管腔５２５bの近接端部へのニードル５１５a又は５１５bの挿入方法は、それぞれ、ハブ５３５(近接端部５２０に位置した)によって提供される。伝達管腔５２５a及び伝達管腔５２５bを使用して、２成分ゲル組成物の第１成分と第２成分を心筋梗塞後領域に伝達することができる。
図５Bは、図５Aの線A〜A'(遠位部分５１０)でのカテーテルアッセンブリ５００の断面を示す。図５Cは、図５Aの線B〜B'でのカテーテルアッセンブリ５００の断面を示す。ある実施態様においては、伝達アッセンブリ５０５a及び５０５bは、互いに近接している。伝達アッセンブリ５０５a及び５０５bの近接は、心筋梗塞後領域のような処置部位へ伝達したときに、２成分ゲル化系の各成分を早急にゲル化させるのを可能にする。
上記の詳細な説明から、当業者の範囲に属する多くの本発明の変更、改作及び修正が存在することは明白である。本発明の範囲は、本明細書において開示する種々の種及び実施態様からの要素のあらゆる組合せ、並びに本発明の下位アッセンブリ、アッセンブリ及び方法を包含する。しかしながら、本発明の精神を逸脱しないそのような変形は、全て本発明の範囲内とみなすものとする。
１０ 損傷部位
２０ 損傷領域
３００ ２本シリンジ
３１０、３２０ バレル
３１５，３２５ プランジャー
３３０、３３５ ニードル
３４０、３４５、３５０ プレート
３５５ 近接端部
３６０ 遠位端部
３６５ 中央領域
４００ 伝達アッセンブリ
４０５ 遠位部分
４１０ 管腔
４１５ 近接端部
４２０ 第１ニードル
４３０ 伝達管腔
４４０ 補助管腔
４５０ 第２ニードル
４５５ 接合部
４６０ 補助サイドアーム
４６５ 接合部
４７０、４８０ アダプター
５００ カテーテルアッセンブリ
５０５a、５０５b 物質伝達アッセンブリ
５１０ 遠位部分
５１５a、５１５b ニードル
５２０ 近接部分
５２５a、５２５b 伝達管腔
５３０ バルーン
５３５ バルーン壁
５３５ ハブ
５５０ カテーテル本体
５６０ 膨張カニューレ
５６５ 膨張ポート
５７０ ガイドワイヤーカニューレ
５８０ ガイドワイヤー

Claims (91)

  1. 下記の成分、
    ２成分ゲル化系の第１成分、
    ２成分ゲル化系の第２成分、及び、
    絹タンパク質又はそのブロックコポリマー、
    を含むことを特徴とする組成物。
  2. 前記２成分ゲル系が、合成ポリマー系又はフィブリン糊系の１つである、請求項１記載の組成物。
  3. 前記２成分ゲル系が、第１官能化ポリマー及び第２官能化ポリマーを含む合成ポリマー系である、請求項２記載の組成物。
  4. 前記第１官能化ポリマーが、少なくとも２個の求核基を有するポリエチレングリコールである、請求項３記載の組成物。
  5. 前記第１官能化ポリマーが、チオール末端ポリエチレングリコール、チオールアニオン末端ポリエチレングリコール又はアミノ末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項３記載の組成物。
  6. 前記第２官能化ポリマーが、少なくとも２個の求電子基を有するポリエチレングリコールである、請求項３記載の組成物。
  7. 前記第２官能化ポリマーが、N-ヒドロキシスクシンイミド末端ポリエチレングリコール、アクリレート末端ポリエチレングリコール、ビニルスルホン末端ポリエチレングリコール又はマレイミド末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項３記載の組成物。
  8. 前記合成ポリマー系の合せた官能価が、４よりも高い、請求項３記載の組成物。
  9. 前記２成分ゲル系が、フィブリノーゲン又はその誘導体とトロンビンとを含むフィブリン糊系である、請求項２記載の組成物。
  10. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、合成物である、請求項１記載の組成物。
  11. 前記第１成分、前記第２成分及び前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーの少なくとも１つが、固相中に存在する、請求項１記載の組成物。
  12. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、50質量％までの固相混合物である、請求項１１記載の組成物。
  13. 第２官能化ポリマーが、N-ヒドロキシスクシンイミド末端ポリエチレングリコール、アクリレート末端ポリエチレングリコール、ビニルスルホン末端ポリエチレングリコール又はマレイミド末端ポリエチレングリコールの１つであり；前記第１官能化ポリマー、前記第２官能化ポリマー及び絹タンパク質又はそのブロックコポリマーを、pH2〜6の弱酸性溶液中に溶解させている、請求項５記載の組成物。
  14. pH7.5〜9.5の別個の塩基性緩衝溶液を更に含む、請求項１３記載の組成物。
  15. 50万〜1000万個の細胞からの少なくとも１種の細胞懸濁液を更に含む、請求項１３記載の組成物。
  16. 前記細胞が、心筋細胞、軟骨細胞又は骨髄単核細胞の少なくとも１つである、請求項１５記載の組成物。
  17. 生体スカッフォールドが、請求項１３の組成物と塩基性緩衝溶液とを混合したときに形成される、請求項１４記載の組成物。
  18. 50万〜1000万個の細胞からの少なくとも１種の細胞懸濁液を更に含み、該細胞が前記弱酸性溶液と混合した心筋細胞、軟骨細胞又は骨髄単核細胞の少なくとも１つであり、生体スカッフォールドが、前記弱酸性溶液と塩基性緩衝溶液とを混合したときに形成される、請求項１４記載の組成物。
  19. 前記第１成分と前記第２成分を、1対1の比で混合する、請求項１記載の組成物。
  20. 前記第１官能化ポリマーが、pH7.5〜9.5を有する塩基性緩衝水溶液の5%〜20%(質量/容量)の範囲である、請求項５記載の組成物。
  21. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが水溶液中に存在し、50mg/mLの溶液中の前記第２官能化ポリマーと混合される、請求項２０記載の組成物。
  22. 前記第２官能化ポリマーが、4%〜13%(質量/容量)の緩衝水溶液中に存在する、請求項７記載の組成物。
  23. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーの水溶液中に懸濁させた生分解性担体中に封入した、懸濁させた、前記担体内で処理した、或いは前記担体中に取り込ませた生物学的物質を更に含む、請求項２１記載の組成物。
  24. 前記生物学的物質が、インスリン様成長因子1、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、ベータ-血小板由来成長因子、幹細胞因子、顆粒球コロニー刺激因子、血小板由来成長又は製薬剤からなる群から選ばれる成長因子の１つである、請求項２３記載の組成物。
  25. 前記生分解性担体が、高分子微小粒子又は高分子電気紡糸繊維の１つである、請求項２３記載の組成物。
  26. 前記電気紡糸繊維が、エラストマー電気紡糸繊維又はコア-シェル電気紡糸繊維の１つである、請求項２５記載の組成物。
  27. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーの水溶液中に懸濁させた高分子微小粒子又は高分子電気紡糸繊維からなる群から選ばれた生分解性担体中に封入し、懸濁させ、前記担体中で処理し、或いは前記担体中に取り込ませた生物学的物質を更に含み、生物学的物質が、インスリン様成長因子1、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、ベータ-血小板由来成長因子、幹細胞因子、顆粒球コロニー刺激因子、血小板由来成長又は製薬剤からなる群から選ばれる成長因子の１つであり、生体スカッフォールドが、前記塩基性緩衝水溶液と緩衝水溶液を混合したときに形成される、請求項２２記載の組成物。
  28. 下記の工程、
    ２成分ゲル系の各プレカーサーを混合して固相中の混合物を調製する工程、
    絹タンパク質又はそのブロックコポリマーの水溶液を調製する工程、及び、
    約7.5〜約9.5のpH範囲の第１緩衝水溶液を調製する工程、
    を含むことを特徴とする製造方法。
  29. 前記２成分ゲル系が、合成ポリマー系又はフィブリン糊系の１つである、請求項２８記載の方法。
  30. 前記２成分ゲル系が、第１官能化ポリマー及び第２官能化ポリマーを含む合成ポリマー系である、請求項２９記載の方法。
  31. 前記第１官能化ポリマー系が、少なくとも２個の官能基を有するチオール末端ポリエチレングリコール、チオールアニオン末端ポリエチレングリコール又はアミノ末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項３０記載の方法。
  32. 前記第２官能化ポリマーが、少なくとも２個の官能基を有するN-ヒドロキシスクシンイミド末端ポリエチレングリコール、アクリレート末端ポリエチレングリコール、ビニルスルホン末端ポリエチレングリコール又はマレイミド末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項３０記載の方法。
  33. 前記合成ポリマー系の合せた官能価が、4よりも高い、請求項３０記載の方法。
  34. 前記第１官能化ポリマーと前記第２官能化ポリマーを、1対1の比で混合する、請求項３０記載の方法。
  35. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、前記固相混合物の50質量％までである、請求項２８記載の方法。
  36. 前記２成分ゲル系が、フィブリノーゲン又はその誘導体とトロンビンとを含むフィブリン糊系である、請求項２８記載の方法。
  37. 50万〜1000万個の細胞からの少なくとも１種の細胞懸濁液を更に含む、請求項２８記載の方法。
  38. 前記細胞が、心筋細胞、軟骨細胞又は骨髄単核細胞の少なくとも１つである、請求項３７記載の方法。
  39. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、合成物である、請求項２８記載の方法。
  40. 生体スカッフォールドが、前記混合物、絹タンパク質又はそのブロックコポリマーの水溶液及び第１塩基性緩衝溶液を混合したときに形成される、請求項２８記載の方法。
  41. 下記の工程、
    第１塩基性緩衝溶液を、求核基を有する第１官能化ポリエチレングリコールに添加して、7.5〜9.5のpHの10%(質量/容量)の溶液を調製する工程、
    第２緩衝溶液を、求電子基を有する第２官能化ポリエチレングリコールに添加して、生理学的pHの4%〜13%(質量/容量)の溶液を調製する工程、及び、
    水溶液中の絹タンパク質又はそのブロックコポリマー中に懸濁させた生分解性担体中に封入した、懸濁させた、前記担体中で処理した、或いは前記担体中に取り込ませた生物学的物質を混合する工程、
    を含むことを特徴とする製造方法。
  42. 前記生物学的物質が、インスリン様成長因子1、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、ベータ-血小板由来成長因子、幹細胞因子、顆粒球コロニー刺激因子、血小板由来成長又は製薬剤からなる群から選ばれる成長因子の１つである、請求項４１記載の方法。
  43. 前記生分解性担体が、高分子微小粒子又は高分子電気紡糸繊維の１つである、請求項４２記載の方法。
  44. 前記電気紡糸繊維が、エラストマー電気紡糸繊維又はコア-シェル電気紡糸繊維の１つである、請求項４３記載の方法。
  45. 生体スカッフォールドが、前記各溶液の混合時に形成される、請求項４２記載の方法。
  46. 二重孔伝達装置から、(a)２成分ゲル系のプレカーサーと絹タンパク質又はそのブロックコポリマーとを含む第１混合物と、(b)約7.5〜約9.0のpH範囲内の第１緩衝水溶液とを組織領域に同時に伝達することを特徴とする処置方法。
  47. 前記第１混合物を、約4.5〜約7.5のpH範囲内の第２緩衝水溶液中に、伝達前のおよそ１時間で懸濁させる処置を更に含む、請求項４６記載の方法。
  48. 前記第１混合物及び前記第１緩衝水溶液が、接触時にゲルを形成し始める、請求項４７記載の方法。
  49. 前記２成分ゲル系が、合成ポリマー系又はフィブリン糊系の１つである、請求項４６記載の方法。
  50. 前記２成分ゲル系が、少なくとも２個の求核基を有する第１官能化ポリマーと少なくとも２個の求電子基を有する第２官能化ポリマーとを含む合成ポリマー系である、請求項４９記載の方法。
  51. 前記第１官能化ポリマーが、チオール末端ポリエチレングリコール、チオールアニオン末端ポリエチレングリコール又はアミノ末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項５０記載の方法。
  52. 前記第２官能化ポリマーが、N-ヒドロキシスクシンイミド末端ポリエチレングリコール、アクリレート末端ポリエチレングリコール、ビニルスルホン末端ポリエチレングリコール又はマレイミド末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項５０記載の方法。
  53. 前記合成ポリマー系の合せた官能価が、4よりも高い、請求項５０記載の方法。
  54. 前記第１官能化ポリマーと前記第２官能化ポリマーを、1対1の比で混合する、請求項５０記載の方法。
  55. 前記２成分ゲル系が、フィブリノーゲン又はその誘導体とトロンビンとを含むフィブリン糊系である、請求項４６記載の方法。
  56. 前記各プレカーサーと前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーとが、固相混合物中に存在する、請求項４６記載の方法。
  57. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、固相混合物の約50質量％である、請求項５６記載の方法。
  58. 50万〜1000万個の細胞からの少なくとも１種の細胞懸濁液を更に含む、請求項４７記載の方法。
  59. 前記細胞が、心筋細胞、軟骨細胞、間葉細胞又は骨髄単核細胞の少なくとも１種である、請求項５８記載の方法。
  60. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、合成物である、請求項４６記載の方法。
  61. 伝達後に、前記各プレカーサーがゲルを形成し、前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーがゲル内のマトリックスを形成して自己補強性複合体マトリックスを形成する、請求項４７記載の方法。
  62. 前記ゲルが、前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーマトリックスと対比して速い速度で分解する、請求項６１記載の方法。
  63. 前記ゲルが、約0.5〜約1日内で分解する、請求項６２記載の方法。
  64. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーマトリックスが、約60日〜約365日内で分解する、請求項６３記載の方法。
  65. 前記自己補強性複合体マトリックスを、細胞伝達、新組織形成用のプラットホーム、軟骨修復、脊髄修復、ヘルニアの治療、臓器癒着防止、生体外科接着剤としての使用又は心筋梗塞後治療の１つにおいて使用する、請求項６１記載の方法。
  66. 二重孔伝達装置から、(a)求核基を有する第１官能化ポリエチレングリコールと絹タンパク質又はそのブロックコポリマー(該絹タンパク質又はそのブロックコポリマーは、生分解性担体中に封入した、該担体中に懸濁させた、該担体中で処理した又は該担体中に取り込ませた生物学的物質を含む)とを含む第１塩基性緩衝液を含む第１溶液と、(b)求電子基を含む第２官能化ポリエチレングリコールを生理学的pHで含む緩衝液を含む第２溶液とを組織領域に同時に伝達することを特徴とする処理方法。
  67. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、4℃〜8℃にある、請求項６６記載の方法。
  68. 伝達前に、50万〜1000万個の細胞の細胞懸濁液を、前記第２溶液に添加する、請求項６６記載の方法。
  69. 前記生物学的物質が、インスリン様成長因子1、肝細胞成長因子、血管内皮成長因子、ベータ-血小板由来成長因子、幹細胞因子、顆粒球コロニー刺激因子、血小板由来成長又は製薬剤からなる群から選ばれる成長因子の１つである、請求項６６記載の方法。
  70. 前記生分解性担体が、高分子微小粒子又は高分子電気紡糸繊維の１つである、請求項６６記載の方法。
  71. 前記電気紡糸繊維が、エラストマー電気紡糸繊維又はコア-シェル電気紡糸繊維の１つである、請求項６６記載の方法。
  72. 伝達後に、前記官能化ポリエチレングリコールがゲルを形成し、前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、ゲル内のマトリックスを形成して自己補強性複合体マトリックスを形成する、請求項６６記載の方法。
  73. 前記ゲルが、前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーマトリックスと対比して速い速度で分解する、請求項７２記載の方法。
  74. 前記ゲルが、約0.5〜約1日内で分解する、請求項７３記載の方法。
  75. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーマトリックスが、約60日〜約365日内で分解する、請求項７４記載の方法。
  76. 前記自己補強性複合体マトリックスを、細胞伝達、新組織形成用のプラットホーム、軟骨修復、脊髄修復、ヘルニアの治療、臓器癒着防止、生体外科接着剤としての使用又は心筋梗塞後治療の１つにおいて使用する、請求項７２記載の方法。
  77. 下記の成分、
    ２成分ゲル化系の各プレカーサーを含む第１シリンジ、
    水溶液中の絹タンパク質又はそのブロックコポリマーを含む、前記第１シリンジと流体連結するように適応化した第２シリンジ、及び、
    約7.5〜約9.0のpH範囲内の第１緩衝水溶液を含む第３シリンジ、
    を含むことを特徴とするキット。
  78. 前記２成分ゲル系が、合成ポリマー系又はフィブリン糊系の１つである、請求項７７記載のキット。
  79. 前記２成分ゲル系が、第１官能化ポリマーと第２官能化ポリマーを含む合成ポリマー系である、請求項７８記載のキット。
  80. 前記第１官能化ポリマーが、少なくとも２個の求核基を有するチオール末端ポリエチレングリコール、チオールアニオン末端ポリエチレングリコール又はアミノ末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項７９記載のキット。
  81. 前記第２官能化ポリマーが、少なくとも２個の求電子基を有するN-ヒドロキシスクシンイミド末端ポリエチレングリコール、アクリレート末端ポリエチレングリコール、ビニルスルホン末端ポリエチレングリコール又はマレイミド末端ポリエチレングリコールの１つである、請求項７９記載のキット。
  82. 前記合成ポリマー系の合せた官能価が、4よりも高い、請求項７９記載のキット。
  83. 前記２成分ゲル系が、フィブリノーゲン又はその誘導体とトロンビンとを含むフィブリン糊系である、請求項７８記載のキット。
  84. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、合成物である、請求項７７記載のキット。
  85. 前記絹タンパク質又はそのブロックコポリマーが、約1/10質量の前記各プレカーサーを含む、請求項７７記載のキット。
  86. 前記絹タンパク質のブロックコポリマーが、絹-エラスチン、絹-コラーゲン、絹-ラミニンの１つ、或いは、ヒアルロン酸、ヘパリン硫酸、コンドロイチン硫酸又はケラチン硫酸の１つと接合させた絹タンパク質のブロックコポリマーである、請求項１記載の組成物。
  87. 前記絹タンパク質のブロックコポリマーが、絹-エラスチン、絹-コラーゲン、絹-ラミニンの１つ、或いは、ヒアルロン酸、ヘパリン硫酸、コンドロイチン硫酸又はケラチン硫酸の１つと接合させた絹タンパク質のブロックコポリマーである、請求項２８記載の方法。
  88. 前記絹タンパク質のブロックコポリマーが、絹-エラスチン、絹-コラーゲン、絹-ラミニンの１つ、或いは、ヒアルロン酸、ヘパリン硫酸、コンドロイチン硫酸又はケラチン硫酸の１つと接合させた絹タンパク質のブロックコポリマーである、請求項４１記載の方法。
  89. 前記絹タンパク質のブロックコポリマーが、絹-エラスチン、絹-コラーゲン、絹-ラミニンの１つ、或いは、ヒアルロン酸、ヘパリン硫酸、コンドロイチン硫酸又はケラチン硫酸の１つと接合させた絹タンパク質のブロックコポリマーである、請求項４６記載の方法。
  90. 前記絹タンパク質のブロックコポリマーが、絹-エラスチン、絹-コラーゲン、絹-ラミニンの１つ、或いは、ヒアルロン酸、ヘパリン硫酸、コンドロイチン硫酸又はケラチン硫酸の１つと接合させた絹タンパク質のブロックコポリマーである、請求項６６記載の方法。
  91. 前記絹タンパク質のブロックコポリマーが、絹-エラスチン、絹-コラーゲン、絹-ラミニンの１つ、或いは、ヒアルロン酸、ヘパリン硫酸、コンドロイチン硫酸又はケラチン硫酸の１つと接合させた絹タンパク質のブロックコポリマーである、請求項７７記載のキット。
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