JP2016507585A - 活性薬剤の放出のためのポリマーシステム - Google Patents

Abstract

本開示は、活性薬剤の放出のためのポリマーシステムであって、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を構成し、かつその中の活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散しているポリマーシステムに関する。本開示は、さらに、開示したポリマーシステムを含む注射可能なヒドロゲル、注射可能なヒドロゲルを含む、生物活性物質又は薬物を送達するためのキャリヤー、及び開示したポリマーシステムを製造するための方法を提供する。

Description

技術分野
本発明は、一般的に、活性薬剤の放出のためのポリマーシステム、及びこれを製造するための方法に関する。開示したポリマーシステムは、治療剤の放出のための注射可能なヒドロゲルであり得る。

背景
ヒドロゲルは、架橋した親水性ホモポリマー若しくはヘテロコポリマーのネットワークであって、多量の水若しくは生体液を吸収し、保持する能力を有する。ヒドロゲルは、産業界において非常に興味のあるものであり、需要が高いものである。天然及び合成のヒドロゲルは、生体組織工学用マトリックス、創傷被覆材、皮膚充填材、及び薬物送達デバイスとして利用されている。特に、注射可能なヒドロゲルは、体内でその場で、安定なデポを形成し、そのペイロードを持続的に放出し得るタンパク質送達システムとして多くの注目を受けている。かかるヒドロゲルの使用は、それが外科的手技の必要性を排除し、臨床現場でのタンパク質送達を可能とするので、望ましい。

しかしながら、注射可能なヒドロゲルが臨床現場で効率的に使用できるまでには、対処することが必要ないくつかの不具合がある。例えば、従来のヒドロゲルシステムは、その高い透過性ゆえに、ヒドロゲルマトリックスからの急速なタンパク質の拡散に見舞われる。かかる急速な拡散は、初期バースト放出としても知られているが、タンパク質の濃度の急激な増加をもたらす。したがって、生理学的システムに適用した場合、不所望の副作用及び疾患の効果的でない治療のような問題が生じ得る。すなわち、タンパク質が長期間にわたって放出され得るように、初期バースト放出を抑制したヒドロゲルに対する要求が存在する。

初期バースト放出を抑制し、タンパク質の放出期間を延長させるために、いくつかの手法が開発されている。しかしながら、それらは、多くの欠点に見舞われている。現在、最も普及している手法は、架橋密度を増加させることによりヒドロゲルの透過性を減少させることである。しかしながら、この手法は、低分子量タンパク質の拡散を防止するには、効果的ではない。したがって、低分子量タンパク質の拡散の防止に効果的なヒドロゲルに対する要求が存在する。

当該技術分野で利用可能な他の既知の手法は、ヘパリンとヘパリン結合性増殖因子との間の特異的相互作用によりヘパリン結合性増殖因子の延長された放出を可能とするためにヒドロゲルマトリックス中にヘパリンを組み込むことである。しかしながら、この手法の欠点は、これらの親和性ヒドロゲルシステムが、タンパク質と高親和性リガンドとの間の特異的相互作用を必要とするために、制限された範囲のタンパク質にのみ適用可能であるということである。したがって、より広い範囲のタンパク質にとって好適な手法に対する要求が存在する。

初期バースト放出を抑制するために使用されているもう一つの手法は、タンパク質が、ヒドロゲルのポリマー鎖に直接複合化しているところのペンダント分枝鎖システムである。複合化したタンパク質は、タンパク質とポリマー鎖との間のリンカーの加水分解又は酵素反応による開裂後に放出される。タンパク質の化学的修飾が必要とされるので、修飾されたタンパク質の生物活性と免疫原生の変化が生じ得る。そうであるから、この手法の適用性は制限されている。すなわち、タンパク質の生物活性及び免疫原生を妨害することのない手法に対する要求が存在する。

したがって、初期バースト放出を抑制することができ、上記欠点の１つ以上を克服するか、少なくとも改善するポリマーシステムを提供する要求が存在する。

概要
第１の側面によると、活性薬剤の放出のためのポリマーシステムであって、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を形成し、かつその中の活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体（conjugate）を含む第２のポリマー相内に分散しているポリマーシステムが提供される。

第１のポリマー相は、活性薬剤のリザーバとして作用し得、第２のポリマー相における活性薬剤の濃度の変化の際に活性薬剤を捕捉又は放出し得る。活性薬剤がポリマーシステムから放出されるとき、第１のポリマー相中の活性薬剤は、第１のポリマー相から第２のポリマー相へ移動し得る。その結果、第２のポリマー相中の活性薬剤の濃度は、有利なことに、長期間にわたって実質的に一定のままである。

第１のポリマー相の個別領域の設定サイズ範囲は、活性薬剤の放出速度を制御し得る。設定サイズ範囲は、選択された設定サイズ範囲を有する個別領域を形成すべく、第２のポリマー相の形成中に第２のポリマー相の架橋速度を制御することにより選択することができる。架橋速度は、ポリマー−フェノール複合体間の化学架橋を形成するために加えられた触媒の濃度により制御することができる。

このことは、低分子量から高分子量までにわたる種々のサイズの活性薬剤、そしておそらく２種以上の活性薬剤を閉じ込めることを容易にし得る。とりわけ、個別領域は、触媒の増加する濃度とともに小さくなる。例えば、ゲル化速度が増加すると、個別領域のサイズは、減少し得る。なぜなら、第２のポリマー相（連続相の形態にある）中に分散されている第１のポリマー相（ミクロドメインの形態にある）は、速いゲル化プロセス故に、より大きなものに凝集する傾向にないからである。より小さいミクロドメインはより小さな濃度勾配を生み出すので、当該２つのポリマー相を渡る活性薬剤の輸送は、より遅くなり得、このことは、次に、封入された活性薬剤のポリマーシステムからのより遅い放出をもたらし、長期間にわたる活性薬剤の持続送達をもたらす。活性薬剤の送達は、１ヶ月を超えて持続し得る。したがって、より大きな個別領域と比べて、より小さな個別領域は、活性薬剤のポリマーシステムからのより遅い放出速度をもたらす。有利なことに、第１のポリマー相のミクロドメイン又は個別領域のサイズを制御することにより、活性薬剤のポリマーシステムからの放出もまた、望ましく制御することができる。

第１のポリマー相の個別領域のサイズ範囲を制御することを介する活性薬剤のポリマーシステムからの放出を制御する能力は、放出剤を使用する必要なしに、活性薬剤のポリマーシステムからの放出を可能とする。放出剤の使用を必要とする従来のヒドロゲルにおいて、放出剤は、イン・ビボで適用されたとき、ヒドロゲルから生体中に拡散する傾向にあり、ヒドロゲル中の放出剤の有意な減少をもたらし、このことは、次に、活性薬剤のヒドロゲルからの放出に有意に影響を及ぼす。生体内に形成されれば長時間にわたってサイズが実質的に変化することのない個別領域故に、開示したポリマーシステムにおいて放出剤を使用する必要はない。したがって、開示したポリマーシステムからの活性薬剤の放出の制御は、イン・ビボにおかれたときでさえ、長時間にわたって制御することができる。

第２の側面において、活性薬剤の放出のための注射可能なヒドロゲルであって、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を構成し、かつその中の前記活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散しているヒドロゲルが提供される。

第３の側面において、上記注射可能なヒドロゲルを活性成分として含む、生物活性物質又は薬物を送達するためのキャリヤーが提供される。

第４の側面において、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を構成し、かつその中の活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散している、活性薬剤の放出のためのポリマーシステムを形成するための方法であって、
ａ．第１のポリマー相ポリマー、ポリマー−フェノール複合体及び活性薬剤を含む水性反応混合物を提供する工程、
ｂ．前記第２のポリマー相の形成中にポリマー−フェノール複合体の架橋速度を制御し、それにより、活性薬剤を中に有する第１のポリマー相の個別領域の設定サイズ範囲を制御する工程
を含む前記方法が提供される。

定義
本明細書で用いている語句及び用語は、指摘した意味を有する：
本明細書の文脈で用いるとき、用語「相」は、ポリマーシステムの別々の均質で非混和性の部分であって、ポリマーシステムの他の部分から物理的に分離され得るものをいうことを意図されている。ポリマーシステムの一方の相は、連続相である第２の相により分散され又は取り囲まれている。

語句「ポリマー」又は「ポリマーの」は、２つ以上のモノマー繰り返し単位を有する分子をいう。これは、線状及び分枝ポリマー構造を含み、架橋ポリマー及びコポリマー（これは架橋していてもしていなくてもよい）をも含み、したがってブロックコポリマー、交互コポリマー、ランダムコポリマー等を含む。「ポリマー−フェノール複合体」は、本明細書で定義するとおり、フェノール含有基に共有結合したポリマーをいう。

本明細書における用語「ドメイン」又は「ミクロドメイン」は、ポリマーシステムにおける設定サイズ範囲の個別領域をいう。

本明細書における用語「架橋」は、２つの分子間の反応をいい、一つの例は、薬剤及び酸化剤により触媒されたチラミン基の酸化カップリングである。

本明細書で使用するとき、ポリエチレングリコール又は「ＰＥＧ」は、広く、線状、繰り返しＣＨ₂ＣＨ₂Ｏ単位を有する水溶性で非ペプチド系のポリマーを含む多アーム又は分枝ポリマー骨格をいう。ＰＥＧファミリーのポリマーは、一般的に、水及び多くの有機溶媒中の溶解性、無毒性及び無免疫原生という性質を示す。用語「ＰＥＧ」は、アルコキシＰＥＧ、二官能性ＰＥＧ、フォーク型ＰＥＧ、分枝ＰＥＧ、ペンダントＰＥＧ、及び中に分解性結合を有するＰＥＧを含むいずれもの線状、分枝又は多アーム形態のポリエチレングリコールを含むことを理解すべきである。

本明細書に記載したいずれもの形態にあるＰＥＧは、典型的に、透明で、無色、無臭、水溶性で、熱に対し安定であり、多くの化学薬剤に対し不活性であり、加水分解又は劣化せず（そうするように特に設計されない限り）、そして一般的に無毒性である。ＰＥＧは、生体適合性であるとみなされ、すなわち、ＰＥＧは、害を引き起こすことなく生体組織又は生物と共存できる。より具体的には、ＰＥＧは、実質的に非免疫原生であり、すなわちＰＥＧは、患者において免疫応答を生み出す傾向にない。体内である望ましい機能を有する分子例えば生物活性薬剤に結合したとき、ＰＥＧは、当該薬剤をマスクする傾向にあり、免疫応答を減少又は排除することができるので、生物は、当該薬剤の存在に耐えることができる。ＰＥＧ含有複合体及びヒドロゲルは、実質的な免疫応答を生み出したり、凝固その他の望ましくない効果を所持させたりする傾向にない。

用語「ヒドロゲル」は、実質量の水を吸収して弾性ゲルを生成し得る水膨潤性ポリマーシステムをいう、通常の意味で使用されており、「システム」は、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、その第１のポリマー相は、設定されたサイズ範囲の個別領域を形成し、かつ第２のポリマー相内に分散されている。

用語「ゲル化速度」は、本明細書において、選択された設定サイズ範囲を有する個別領域を形成すべく第２のポリマー相を形成する際の第２のポリマー相の架橋速度を示すために用いられる。

本明細書において使用される用語「剛性」は、ポリマーシステムの硬さをいう。硬さは、掛けられた力に応答してポリマーシステムが変形に抗する程度と定義される。

用語「貯蔵弾性率」は、本明細書において、ポリマーシステムの剛性を特徴づける指標として使用されている。貯蔵弾性率は、力が加えられたときにポリマーシステムが弾性変形する傾向である。

用語「活性薬剤」は、本明細書において、ヒトの患者に投与するために好適な化学物質又は化合物であり、望まれる有益な効果を誘起する、例えば望ましい薬理活性を示すものである。この用語は、例えば、治療効果のある、予防効果のある、美容（及び薬用化粧）効果のある各薬剤を含む。また、望まれる有益な効果を誘起するこれらの化合物又は具体的に記載したクラスの化合物の誘導体及び類似体も含まれる。活性薬剤は、タンパク質、抗体、ペプチド、小分子薬物、核酸系薬物、ナノ粒子状システム、及びそれらの混合物からなる群の中から選ぶことができる。

別段の指摘がない限り、用語「含み」及び「含む」並びにその文法上の別形は、それらが記載された要素を含むが、追加の、記載されていない要素を含むことを許容するように「オープン」又は「包括」用語を表すことを意図している。

本明細書に用いるとき、用語「約」は、配合物の成分の濃度の関係では、典型的に、記述した値の＋／−５％、より典型的には、記述した値の＋／−４％、より典型的には、記述した値の＋／−３％、より典型的には、記述した値の＋／−２％、さらにより典型的には、記述した値の＋／−１％、そしてさらにより典型的には、記述した値の＋／−０．５％を意味する。

本開示の全体にわたって、ある実施形態を範囲形式で開示することがある。範囲形式における記述は、簡易及び簡潔のために過ぎないものであって、開示した範囲の及ぶ区域に対する確固とした限定として解すべきではない。したがって、範囲の記述は、すべての可能な部分範囲及び該範囲内の個々の数値を具体的に開示したものとみなすべきである。例えば、１〜６のような範囲の記述は、１〜３、１〜４、１〜５、２〜４、２〜６、３〜６等のような部分範囲、及び当該範囲内の個々の数値例えば、１、２、３、４、５、及び６を具体的に開示しているものとみなすべきである。このことは、範囲の幅に関係なく適用される。

ある実施形態は、また、本明細書において広く、包括的に記載されることがある。包括的開示内に属するより狭いスピーシーズ及び下位概念グループも、本開示の部分を形成する。これは、上位概念からいずれかの主題を除く但し書き又は負の限定を有する実施形態の包括的記述を、その削除した事項が本明細書に具体的に掲げられているか否かにかかわらず、含むものである。

選択肢の実施形態の詳細な開示
さて、活性薬剤の放出のためのポリマーシステムの例示的な非限定的実施形態を開示する。ポリマーシステムは、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、その第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を形成し、かつその中の活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散している。

第１のポリマー相は、活性薬剤のリザーバとして作用し、第２のポリマー相における活性薬剤の濃度の変化の際に活性薬剤を捕捉又は放出し得る。活性薬剤がポリマーシステムから放出されるとき、第１のポリマー相中の活性薬剤は、第１のポリマー相から第２のポリマー相に移動し得る。その結果、第２のポリマー相中の活性薬剤の濃度は、有利なことに、長期間にわたって実質的に一定のままである。このことは、ポリマーシステムからの活性薬剤の持続放出に有利に役立つ。

第１のポリマー相は、ポリエーテル、ポリアミン、ポリエステル、ポリアセタール、ポリ（アミノ酸）、多糖、ポリヌクレオチド、ポリペプチド、ポリ無水物、ポリオルトエステル、ポリウレタン、ポリアミド、ポリ脂肪族、ポリ芳香族、ポリカーボネート、及びそれらの組合せからなる群の中から選ばれるポリマーを含んでいてよい。

ポリマーは、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリ（プロピレングリコール）、ポリ（２−エチル−２−オキサゾリン）、ポリエチレンイミン、ポリ（メタクリル酸）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリビニルピロリドン、ポリアリルアミン、ポリ（スチレンスルホン酸）、ヒドロキシプロピルデキストラン、ヒドロキシエチルセルロース、メチルセルロース、フィコール（Ficoll）、プルロニック（Pluronic）Ｆ６８、ノニルフェノールポリオキシエチレン２０、ゾニール（Zonyl）及びそれらの組合せからなる群の中から選ぶことができる。

第１のポリマー相におけるポリマーの平均分子量は、約１，０００〜約２，０００，０００、約１，０００〜約１０，０００、約１，０００〜約５０，０００、約１，０００〜約７５，０００、約１，０００〜約１０００，０００、約１００，０００〜約２００，０００、約１００，０００〜約３００，０００、約１００，０００〜約４００，０００、約１００，０００〜約５００，０００、約１００，０００〜約６００，０００、約１００，０００〜約７００，０００、約１００，０００〜約８００，０００、約１００，０００〜約９００，０００、約１００，０００〜約１，０００，０００、約１００，０００〜約１，５００，０００、又は約１００，０００〜約２，０００，０００の範囲内にあり得る第１のポリマー相におけるポリマーの平均分子量は、好ましくは、約１，０００〜約１００，０００の範囲内にある。

第１のポリマー相の個別領域の設定サイズ範囲は、活性薬剤の放出速度を制御することができる。この設定サイズ範囲は、選択された設定サイズ範囲を有する個別領域を形成すべく第２のポリマー相の形成中に第２のポリマー相の架橋速度を制御することによって選定することができる。

個別領域のサイズは、ミクロン範囲内又はナノ範囲内にあり得る。個別領域のサイズの範囲は、約１μｍ〜約１５０μｍ、約１μｍ〜約１０μｍ、約１μｍ〜約２０μｍ、約１μｍ〜約３０μｍ、約１μｍ〜約４０μｍ、約１μｍ〜約５０μｍ、約１μｍ〜約６０μｍ、約１μｍ〜約7０μｍ、約１μｍ〜約８０μｍ、約１μｍ〜約9０μｍ、約１μｍ〜約１００μｍ、約５０μｍ〜約１５０μｍ、約１０μｍ〜約１５０μｍ、約２０μｍ〜約１５０μｍ、約３０μｍ〜約１５０μｍ、約４０μｍ〜約１００μｍ、約６０μｍ〜約１５０μｍ、約７０μｍ〜約１５０μｍ、及び約５μｍ〜約１００μｍからなる群の中から選ぶことができる。個別領域の好ましい設定サイズ範囲は、約１μｍから約１００μｍまでであり得る。

個別領域は、第２の相内でミクロドメイン、ミクロスフェア又はミクロカプセルを形成し得る。有利なことに、これらのミクロドメイン、ミクロスフェア又はミクロカプセルは、活性薬剤を封入し又は閉じ込め得る。

ミクロドメインは、低分子量から高分子量までにわたる種々のサイズの活性薬剤、そしておそらく２種以上の活性薬剤を封入し又は閉じ込め得る。活性薬剤の分子量は、約１〜約６００ｋＤａの範囲内にあり得る活性薬剤の分子量の範囲は、約１ｋＤａ〜約５０ｋＤａ、約１ｋＤａ〜約１００ｋＤａ、約１ｋＤａ〜約２００ｋＤａ、約１ｋＤａ〜約３００ｋＤａ、約１ｋＤａ〜約４００ｋＤａ、約１ｋＤａ〜約５００ｋＤａ、約５０ｋＤａ〜約１００ｋＤａ、約５０ｋＤａ〜約２００ｋＤａ、約５０ｋＤａ〜約３００ｋＤａ、約５０ｋＤａ〜約４００ｋＤａ、約１００ｋＤａ〜約５００ｋＤａ、及び約１ｋＤａ〜約６００ｋＤａからなる群の中から選ぶことができる。特に、個別領域は、触媒の増加する濃度とともに小さくなり得る。例えば、ゲル化速度が増加すると、第２のポリマー相中に分散したミクロドメインは迅速なゲル化プロセス故により大きなものへと凝集する傾向にないので、個別領域のサイズは、減少し得る。より小さなミクロドメインは、より小さな濃度勾配を生み出すので、２つのポリマー相を渡る活性薬剤の輸送は、より遅くなり得、このことは、次に、封入された活性薬剤のポリマーシステムからのより遅い放出をもたらす。したがって、より小さな個別領域は、より大きな個別領域に比べて、活性薬剤のポリマーシステムからのより遅い放出速度をもたらし、長期間にわたる活性薬剤の持続送達をもたらし得る。活性薬剤の送達は、１ヶ月以上持続され得る。活性薬剤の送達は、約１ヶ月、約２ヶ月、約３ヶ月、約４ヶ月、約６ヶ月、約８ヶ月、約１０ヶ月、約１２ヶ月、約１８ヶ月及び約２４ヶ月からなる群の中から選ばれる期間にわたって持続し得る。

第２のポリマー相は、架橋ポリマー−フェノール複合体を含み得る。ポリマー−フェノール複合体の架橋速度を制御することにより、薬物放出の動態を制御することができる。薬物放出動態は、架橋速度の制御をとおしてミクロドメインのサイズを変えることによって調節することができる。第２のポリマー相は第２のポリマー相の形成中に架橋速度を制御する薬剤を利用することによって形成することができ、それにより第１のポリマー相の個別領域の設定サイズ範囲を制御することができる。

架橋ポリマー−フェノール複合体は、架橋多糖−フェノール複合体又は架橋タンパク質−フェノール複合体であり得る。ポリマー−フェノール複合体は、ポリマー−フェノール含有複合体であり得る。好適な多糖は、デキストランポリマー、キトサン、キチン、セルロース、スターチ、グリコーゲン、アルギナート、カラギーナン、フィコール、ゲラン、グアーガム、ヒアルロン酸、ヘパリン、メチルセルロース、ペクチン、ポリスクロース、プルラン、スクレログルカン、キサンタン及びキシログルカンを含むが、それらに限定されない。

好適なデキストランポリマーは、メタクリラート化デキストラン（ｄｅｘＭＡ）、ヒドロキシエチルメタクリラート化デキストラン（ｄｅｘＨＥＭＡ）、ヒドロキシエチルメタクリラート化デキストラン−ラクタート（ｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡ）、デキストラン硫酸、ヒドロキシプロピルデキストラン及びシクロデキストリン−デキストラン複合体を含むが、これらに限定されない。

デキストランポリマーの置換度は、１から３０までであり得る。この置換度は、１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４、２５、２６、２７、２８、２９及び３０からなる群の中から選ばれる値であり得る。

第２のポリマー相におけるポリマーの平均分子量は、約１，０００〜約１０，０００、約１，０００〜約５０，０００、約１，０００〜約７５，０００、約１，０００〜約１０００，０００、約１００，０００〜約２００，０００、約１００，０００〜約３００，０００、約１００，０００〜約４００，０００、約１００，０００〜約５００，０００、約１００，０００〜約６００，０００、約１００，０００〜約７００，０００、約１００，０００〜約８００，０００、約１００，０００〜約９００，０００、約１００，０００〜約１，０００，０００、約１００，０００〜約１，５００，０００、又は約１００，０００〜約２，０００，０００の範囲内にあり得る。第２のポリマー相におけるポリマーの平均分子量は、好ましくは、約１０，０００〜約１，５００，０００の範囲内にある。

ポリマー−フェノール複合体中のフェノールは、フェノール含有部位であり得る。フェノール含有部位は、チラミン、チロシン、ヒドロキシフェニル酢酸、３−（４−ヒドロキシフェニル）プロピオン酸、カテキン、没食子酸エピカテキン、エピガロカテキン、没食子酸エピガロカテキン（ＥＧＣＧ）、ガロカテキン、没食子酸ガロカテキン、ジヒドロキシフェニルアラニン、ドーパミン、ノルエピネフリン、タンニン、タンニン酸、没食子酸、ピロガロール、ピロール、それらの誘導体、及びそれらの組合せを含むが、それらに限定されるものではない。

ポリマー−フェノール複合体は、デキストラン−チラミン複合体又はゼラチン−フェノール複合体であり得る。デキストラン−チラミン複合体において、チラミンは、ポリマーシステムがチラミン分子間の架橋反応により形成されるように、架橋基として作用する。もっとも単純なヒドロキシフェノール化合物の一つであるチラミンは、ポリマーへの容易な複合化を可能とする第一級アミン基を有する。チラミンは、また、水及び生理的緩衝溶液中での良好な溶解性を有する。

ポリマーシステムを形成するために、まず、ポリマー−フェノール複合体の水溶液を第１のポリマー相のポリマーの水溶液と混合することができる。その後に、触媒および酸化剤を用いることによるポリマー−フェノール複合体の酵素架橋反応が続く。酵素架橋反応の速度は、ミクロドメインのサイズ、したがって活性薬剤の放出速度の制御をもたらすポリマー−チラミン複合体のゲル化速度に影響を及ぼすことになるチラミン部位の酸化反応を促進する触媒の量を制御することによって制御することができる。

ポリマーシステムの形成に掛かる時間は、触媒の濃度が減少するにつれて増加する。これは、触媒のより低い濃度におけるより遅い架橋速度のためである。ゲル化速度は異なるものの、ポリマーシステムの貯蔵弾性率は、実質的に影響を受け得ない。そうであるので、ゲル化速度は、ポリマーシステムの剛性を維持しながら、触媒の濃度を変えることによって調整することができる。

重合中に架橋速度を制御する薬剤は、触媒である。触媒の濃度は、ポリマー−フェノール複合体のフェノール基（又はフェノール含有基）間の架橋速度を制御するために、変えられる。好適な触媒は、西洋ワサビペルオキシダーゼ、ヒトミエロペルオキシダーゼ、ラクトペルオキシダーゼ、好酸球ペルオキシダーゼ、甲状腺ペルオキシダーゼ、プロスタグランジンＨシンターゼ、大豆ペルオキシダーゼ、ヘミン、ヘマチン、マイクロペルオキシダーゼ−１１及びシトクロムｃを含むが、それらに限定されない。触媒の濃度は、架橋速度を制御するために変えることができる。触媒の濃度範囲は、約０．０１単位／ｍＬ〜約０．５０単位／ｍＬからなる群の中から選ぶことができ、例えば、約０．０１単位／ｍＬ、約０．０２単位／ｍＬ、約０．０５単位／ｍＬ、約０．０７単位／ｍＬ、約０．１０単位／ｍＬ、約０．１３単位／ｍＬ、約０．１５単位／ｍＬ、約０．１７単位／ｍＬ、約０．１９単位／ｍＬ、約０．２１単位／ｍＬ、約０．２５単位／ｍＬ、約０．３０単位／ｍＬ、約０．３５単位／ｍＬ、約０．４０単位／ｍＬ、約０．４３単位／ｍＬ、約０．４５単位／ｍＬ及び約０．５０単位／ｍＬである。

薬剤の濃度は、架橋速度を制御するために変えることができる。ポリマーシステムからの活性薬剤の放出率は、個別領域のサイズに依存する。有利なことに、より小さな個別領域は、より大きな個別領域と比べて、ポリマーシステムからの活性薬剤のより遅い放出速度をもたらす。ポリマーシステムからの活性薬剤の放出速度（すなわち、ポリマーシステムから放出され得る仕込み活性薬剤のパーセンテージ）は、１日当たり、０．５％〜２０％、例えば、１日当たり、０．５％、１％、２％、３％、４％、５％、６％、７％、８％、９％、１０％、１１％、１２％、１３％、１４％、１５％、１６％、１７％、１８％、１９％及び２０％である。

従来の薬物放出システムに対する本開示のポリマーシステムの利点は、優先的分配を介してポリマーシステム中に活性薬剤を取り込むことができることであり、このことは、種々の異なる活性薬剤の制御された取り込みとポリマーシステムからの放出を可能としている。

第１のポリマー相と第２のポリマー相は、適切な濃度で混ぜたとき、混和しない相である。この水性二相ポリマーシステムは、有利なことに、第１のポリマー相中の活性薬剤の優先的な分配（partitioning）により、活性薬剤の初期バースト放出を防止する。優先的分配の程度及び結果は、活性薬剤の性質、第１及び第２のポリマー相を構成するポリマーの分子量及び濃度、及び両相のイオン性組成物により制御することができる。ポリマーの濃度は、約１％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約５％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約１０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約２０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約３０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約４０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）の範囲内にあり得る。両相のイオン性組成物は、リン酸ナトリウム、塩化ナトリウム、酢酸ナトリウム、クエン酸ナトリウム、マロン酸ナトリウム、硝酸ナトリウム、コハク酸ナトリウム、硫酸ナトリウム、塩化カリウム、酢酸アンモニウム、塩化アンモニウム、硝酸アンモニウム、及び硫酸アンモニウムからなる群の中から選ぶことができる。

活性薬剤は、タンパク質、抗体、ペプチド、小分子薬物、核酸系薬物、ナノ粒子状システム及びそれらの混合物からなる群の中から選ぶことができる。

活性薬剤はインスリン、ウシ血清アルブミン及びインターフェロンからなる群の中から選ぶことができる。

活性薬剤は、第２のポリマー相に比べて、第１のポリマー相に優先的に分配するポリマーに複合化することができる。２つのポリマー相は、適切な濃度で混ぜたときに、非混和性であり得る。ポリマーの濃度は、約１％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約５％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約１０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約２０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約３０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）、約４０％（ｗ／ｖ）〜約５０％（ｗ／ｖ）の範囲内にあり得る。分配挙動は、活性薬剤とポリマーとの混合のエントロピーにより支配され、これは、分配された活性薬剤の性質、両相ポリマーの分子量及び濃度、又は両相のイオン性組成物に大きく依存する。

第２のポリマー相に比べて、第１のポリマー相には２０％を超える上記複合化活性薬剤が第１のポリマー相に存在し得る。第１のポリマー相中に存在する複合化活性薬剤の比率は、２０％、２５％、３０％、３５％、４０％、４５％、５０％、５５％、６０％、６５％、７０％、７５％、８０％、８５％、９０％及び９５％からなる群の中から選ぶことができる。

複合化活性薬剤は、ＰＥＧ複合化活性薬剤であり得る。有利なことに、活性薬剤は、ＰＥＧミクロドメインが第２のポリマー相のおける薬物濃度の変化の際にタンパク質薬物を放出する薬物リザーバとして作用し得るようにＰＥＧミクロドメイン中に優先的に分配され得る。１つの実施形態において、ＰＥＧ複合化活性薬剤は、ＰＥＧインターフェロンアルファ−２ａ（ＰＥＧＡＳＹＳ）、ペグ化Ｌ−アスパラギナーゼ（Ｏｎｃａｓｐａｒ）、ＰＥＧ−アデノシンデアミナーゼ（Ａｄａｇｅｎ）、ペギネサチド（Ｏｍｏｎｔｙｓ）、ペグ化ウリカーゼ（Ｐｅｇｌｏｔｉｃａｓｅ）、ペグ化ヒアルロニダーゼ、ペグ化上皮成長因子、ペグ化腫瘍壊死因子、ペグ化腫瘍壊死因子関連アポトーシス誘導リガンド（ＰＥＧ−ＴＲＡＩＬ）、セルトリズマブペゴル（Ｃｉｍｚｉａ）、ペグ化エリスロポエチン（Ｍｉｒｃｅｒａ）、ペガプタニブ（Ｍａｃｕｇｅｎ）、ペグ化遺伝子組換えヒトメチオニル顆粒球コロニー刺激因子（Ｎｅｕｌａｓｔａ）、ＰＥＧ−ヒト成長ホルモン変異タンパク質アンタゴニスト（Ｓｏｍａｖｅｒｔ）及びペグ化インターフェロンアルファ−２ｂ（Ｐｅｇｉｎｔｒｏｎ）からなる群の中から選ぶことができる。

本明細書に開示する活性薬剤の放出のためのポリマーシステムは、薬物送達、又は組織の修復及び／又は再生を促進するための組織工学スキャフォールドに用途を見出すことができる。それらは、複数の活性薬剤の制御された放出が望まれる関連用途、例えばバイオセンサー、解毒、ＤＮＡ送達等における他の物質において有用であり得る。

次に、活性薬剤の放出のための注射可能なヒドロゲルの例示的で非限定的な実施形態を開示する。注射可能なヒドロゲルは、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含んでよく、この第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を構成し、かつその中の活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散している。

有利なことに、本ヒドロケルを形成するために必要とされる架橋反応を開始させるために、放射線を必要としないこと、及び本ヒドロゲルは、現場で形成され得ることが見いだされた。注射可能な現場生成性ヒドロゲルの使用は、さもなければ事前成形されたヒドロゲルを移植することが必要であったであろう外科的手技の必要性を排除する。

本ヒドロゲルは、初期バースト放出の低減により活性薬剤の持続放出を示し得る。より小さな個別領域について、より遅い放出が観察され得る。さらに有利なことに、個別領域のサイズは、第２のポリマー相.のゲル化速度により制御することができる。

本ヒドロゲルは、また、通常の添加剤、例えばフィラー、防腐剤、ｐＨ調節剤、柔軟剤、増粘剤、顔料、染料、屈折性粒子、安定剤、強化剤、粘着防止剤、薬学剤、抗接着性バリアー、傷スプレー及び透過促進剤を含んでいてもよい。

次に、上に記載した注射可能なヒドロゲルを含む、生物活性物質又は薬物を送達するためのキャリヤーの例示的で、非限定的な実施形態を開示する。

本キャリヤーは、初期バースト放出の減少故に、長期にわたって生物活性物質又は薬物の持続放出を可能とする。生物活性物質又は薬物の放出速度は、ポリマーシステムの個別領域のサイズにより調整することができる。

キャリヤーは、１種以上の生物活性物質又は薬物の特定の標的場所への局所送達のために使用することができ、それにより病気又は疾患の治療を促進することができる。

次に、活性薬剤の放出のためのポリマーシステムを形成するための方法の例示的で、非限定的な実施形態を開示する。このポリマーシステムは、活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、前記第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を構成し、かつその中の前記活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散しているものであり、前記方法は、
ａ．第１のポリマー相のポリマー、ポリマー−フェノール複合体及び活性薬剤を含む水性反応混合物を提供する工程、及び
ｂ．前記第２のポリマー相の形成中に前記ポリマー−フェノール複合体の架橋速度を制御し、それにより前記活性薬剤を中に有する第１のポリマー相の個別領域の設定サイズ範囲を制御する工程
を含む。

本方法は、さらに、前記第２のポリマー相の架橋速度を制御する薬剤を前記反応混合物に添加する工程を含む。有利なことに、このことは、個別領域のサイズの制御をもたらす。

本方法は、さらに、前記薬剤の濃度を選定し、それにより第２のポリマー相の架橋速度を制御する工程を含む。

架橋工程は、一対のポリマー−フェノール複合体間のＣ−Ｃ結合又はＣ−Ｏ結合の形成を含む。有利なことに、架橋工程は、迅速で、効率的であり得る。架橋時間は、典型的に、１〜６０分間である。好適な架橋時間は、１分間、５分間、１０分間、１５分間、２０分間、２５分間、３０分間、３５分間、４０分間、４５分間、５０分間、５５分間及び６０分間からなる群の中から選ばれる値であり得る。架橋は、４℃〜４０℃の温度で行うことができる。架橋の温度は、４℃、５℃、１０℃、１５℃、２０℃、２５℃、３０℃、３１℃、３２℃、３３℃、３４℃、３５℃、３６℃、３７℃、３８℃、３９℃及び４０℃からなる群の中から選ばれる値であり得る。本方法は、反応混合物に酸化剤を添加する工程をさらに含む。

本方法は、更に、架橋速度を制御する薬剤を反応混合物に添加する工程を含む。前記薬剤は、触媒であり得る。好適な触媒は、西洋ワサビペルオキシダーゼ、グルタチオンペルオキシダーゼ、ハロペルオキシダーゼ、カタラーゼ、ヒトミエロペルオキシダーゼ、ミエロペルオキシダーゼ、ペルオキシド、ペルオキシレドキシン、バナジウムブロモペルオキシダーゼ、ラクトペルオキシダーゼ、好酸球ペルオキシダーゼ、甲状腺ペルオキシダーゼ、プロスタグランジンＨシンターゼ、大豆ペルオキシダーゼ、ヘミン、ヘマチン、マイクロペルオキシダーゼ−１１及びシトクロムｃ。

好適な酸化剤は、過酸化水素、過酸化ナトリウム、過酸化カリウム、超酸化水素、超酸化カリウム、アルキルペルオキシド、アリールペルオキシド、アシルペルオキシド、有機ヒドロペルオキシド、有機過酸 過炭酸ナトリウム 過硫酸アンモニウム及びペルボラート（perborate）からなる群の中から選ばれる酵素を含む。

添付の図面は、開示した実施形態を図解するものであり、開示した実施形態の原理を説明する上で役立つ。しかしながら、図面は、図解のみの目的で計画されたものであり、本発明の制限の定義としてではない。
図１は、第１のポリマー相及び第２のポリマー相を含む、活性薬剤放出のためのポリマーシステムを描写する概略図である。 図２は、ポリマーシステムの形成速度と第１のポリマー相の個別領域のサイズとの相関を示す概略図である。 図３は、ポリマーシステム中の種々の活性薬剤の分配係数を示す棒グラフである。破線は、分配係数１を示す。破線より上の値は、活性薬剤のＰＥＧ相中の優先的分配を示す一方、破線より下の値は、活性薬剤のデキストラン相中の優先的分配を示す。 図４は、種々の濃度の触媒を有するポリマーシステム１０の貯蔵弾性率の経時変化を示す。 図５は、１つのポリマー相を有するポリマーシステム及び２つのポリマー相を有するポリマーシステムの貯蔵弾性率を、触媒の濃度の関数として示す棒グラフである。 図６は、種々の濃度の触媒を伴うポリマーシステム中の個別領域を描写する共焦点顕微鏡画像である。より低い濃度のＨＲＰを使用しているためＰＥＧミクロドメイン６２が、ＰＥＧミクロドメイン６４及び６６よりも大きいことが見て取れる。そうであるので、より低い濃度のＨＲＰは、より大きなミクロドメインをもたらす。図６ａは、０．２１単位／ｍＬのＨＲＰを用いたデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルの画像である。図６ｂは、０．３２単位／ｍＬのＨＲＰを用いたデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルの画像である。図６ｃは、０．４３単位／ｍＬのＨＲＰを用いたデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲの画像である。図６ｄは、０．２１単位／ｍＬのＨＲＰを用いたデキストランヒドロゲルの画像である。 図７は、種々の濃度の触媒を用いて調製したポリマーシステム中の個別領域の直径を示す棒グラフである。 図８は、異なるＰＥＧドメインサイズを有するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルからのＰＥＧＡＳＹＳ（Ｐｅｇインターフェロンアルファ−２ａ）の短期イン・ビトロ放出プロファイルを示す。 図９は、異なるＰＥＧドメインサイズを有するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルからのＰＥＧＡＳＹＳ（Ｐｅｇインターフェロンアルファ−２ａ）の長期イン・ビトロ放出プロファイルを示す。

図面の詳細な説明
図１は、活性薬剤６の放出のためのポリマーシステム１０を描写する概略図であり、活性薬剤６を含有する第１のポリマー相４を含み、この第１のポリマー相４は、設定サイズ範囲の個別領域を形成しており、第１のポリマー相４により封入されている活性薬剤６の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２の相内に分散している。第１のポリマー相４を構成するポリマーは、第１のポリマー相４における活性薬剤６の優先的分配により活性薬剤のためのリザーバとして作用する。したがって、初期バースト放出は、防止される。第１のポリマー相からの活性薬剤６の拡散が第２のポリマー相２中の活性薬剤６の稠度が低下したときだけ低下するからである。第２のポリマー相２中の活性薬剤６の濃度のこの低下は、ポリマーシステム１０が活性薬剤６を放出するときに生じる。第２のポリマー相２中での活性薬剤の補給の結果、活性薬剤６の濃度は、ほぼ一定のままである。

図２は、ゲル化速度と、第２のポリマー相２’中の第１のポリマー相４’の個別領域のサイズとの相関を示す概略図である。ここで、同様の構成を示すために同様の数字を用いているが、ただしプライム記号を付けている。ゲル化速度の制御を通じて第１のポリマー相４’の個別領域のサイズを変えることにより、ポリマーシステム１０’からの活性薬剤６’の放出を調節することができる。例えば、ゲル化速度が増すと、第１のポリマー相４’の個別領域のサイズは減少し得る。第２のポリマー相２’中に分散した第１のポリマー相４’の個別領域は、速いゲル化速度故に、より大きい個別領域へと凝集する傾向にないからである。第１のポリマー相４’のより小さな個別領域はより小さい濃度勾配を生じさせるので、第１のポリマー相４’と第２のポリマー相２’を通る活性薬剤６’の輸送はより遅くなり、このことは、次に、封入された活性薬剤６’のより遅い放出をもたらす。このように、活性薬剤６’の放出速度は、第１のポリマー相４’の個別領域のサイズを変えることにより制御することができる。

例
本発明の非限定的例と比較例を、具体例を参照してより詳細に記載するが、本発明の範囲をいかなる様態でも限定するものと解すべきではない。

全ての例で使用した物質
デキストラン（Ｍｗ＝５００ｋＤａ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ、Ｍｗ＝１０ｋＤａ）、チラミン、クロロギ酸４−ニトロフェニル（ＰＮＣ）、ジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）、ピリジン、デキストラナーゼ及びフルオレセインイソチオシアナート（ＦＩＴＣ）標識ウシ血清アルブミン（ＦＩＴＣ−ＢＳＡ）は、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ（米国ミネソタ州）から購入した。ＰＥＧ−スクシンイミジルプロピオナート（ＰＥＧ−ＳＰＡ、Ｍｗ＝５ｋＤａ）は、Ｎｅｋｔａｒ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓ（米国カリフォルニア）から得た。西洋ワサビペルオキシダーゼ（ＨＲＰ、１９０単位ｍｇ-1)は、和光純薬工業（日本国大阪）から購入した。過酸化水素（Ｈ₂Ｏ₂）は、Ｌａｎｃａｓｔｅｒ Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ（英国ランカシャー）から得た。インターフェロンアルファ−２ａ（ＩＦＮ−α２ａ）は、Ｓａｎｔａ Ｃｒｕｚ ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ（米国カリフォルニア）から購入した。ペグ化ＩＦＮ−α２ａ（ＰＥＧＡＳＹＳ）、ペグ化エポエチンベータ（Ｍｉｒｃｅｒａ）及びペグ化顆粒球コロニー刺激因子（Ｎｅｕｌａｓｔｉｍ）は、Ｒｏｃｈｅ（スイス国バーゼル）から得た。ＰＢＬ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ Ｓｏｕｒｃｅ（米国ニュージャージー）から得たヒトインターフェロン−アルファＥＬＩＳＡキット、Ａｂｃａｍ（英国ケンブリッジ）から得たエリスロポエチンＥＬＩＳＡキット及びＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ（米国ミネソタ）から得たＧ−ＣＳＦ／ＣＳＦ３ＥＬＩＳＡキットは、製造者の指示に従って使用した。他のすべての薬品は、分析等級のものであった。タンパク質ＬｏＢｉｎｄマイクロ遠心チューブは、Ｅｐｐｅｎｄｏｒｆ（ドイツ国ハンブルグ）から入手した。

例１
ポリマー−フェノール複合体の合成
デキストラン（５ｇ、９２．３６ｍｍｏｌのＯＨ）を１００ｍＬのＤＭＳＯ／ピリジン（１：１、ｖ／ｖ）混合物に溶かすことによって、デキストラン−チラミン複合体を合成した。デキストラン溶液を４℃で冷却した後、ＰＮＣ（１．１ｇ、５．４６ｍｍｏｌ）をゆっくり加えた。この反応混合物を４℃で２４時間撹拌した。この溶液を冷エタノール中に注いだ後、沈殿を冷エタノール及びジエチルエーテルで洗浄した後、真空オーブン中２５℃で乾燥した。この乾燥したデキストラン−ＰＮＣ複合体（１ｇ、０．３７ｍｍｏｌのＰＮＣ）を７ｍＬのＤＭＳＯに溶かした。この溶液に、チラミン（３５ｍｇ、０．２５ｍｍｏｌ）を加えて、複合化反応を開始させた。この混合物を２５℃で２４時間撹拌した。ついで、この溶液を、撹拌しながら、冷脱イオン水（２００ｍＬ）に滴下した。得られたデキストラン−チラミン複合体を、３，５００Ｄａの分画分子量を有する透析チューブに移した。チューブを脱イオン水に対して透析した。精製した溶液を凍結乾燥してデキストラン−チラミン複合体を得た。

デキストラン−チラミン複合体の構造を１Ｈ ＮＭＲ分光法により確認した。乾燥したデキストラン−チラミン複合体（１０ｍｇ）を０．７ｍＬのＤ₂Ｏに溶かした後、４００ＭＨｚで動作するブルカー（Bruker）の１Ｈ ＮＭＲ分光計で調べた。置換度（ＤＳ）は、デキストラン中１００個のアンヒドログルコース単位当たりの置換基の数として定義される。ＤＳは、チラミンのフェニル環上の４個のプロトン（６．８６ｐｐｍ及び７．１７ｐｐｍ）とデキストラン中のアノマープロトン（５．００ｐｐｍ及び５．３５ｐｐｍ）の相対的ピーク面積を比較することにより、６であると決定された。

例２
デキストラン−チラミン／ＰＥＧ二相溶液中のタンパク質の分配の分析
デキストランとＰＥＧを、それぞれ１０％（ｗ／ｖ）及び３０％（ｗ／ｖ）の濃度で、１０ｍＭのリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ、ｐＨ７．４）に溶かした。タンパク質の分配係数を決定するために、２７０μＬのデキストラン溶液、３０μＬのＰＥＧ溶液及び１２μＬのタンパク質溶液をタンパク質ＬｏＢｉｎｄマイクロ遠心チューブ中で混合した。試験したタンパク質を以下に掲げる：ＩＦＮ−α２ａ（０．７２μｇ／ｍＬ）、ＰＥＧＡＳＹＳ（２．１６μｇ／ｍＬ）、エリスロポエチン（２ＩＵ／ｍＬ）、Ｍｉｒｃｅｒａ（３．３３μｇ／ｍＬ）、顆粒球コロニー刺激因子（１０ｎｇ／ｍＬ）及びＮｅｕｌａｓｔｉｍ（１μｇ／ｍＬ）。相分離を誘起させるために、混合物を４℃で１時間静置した。上側の（ＰＥG）相及び下側の（デキストラン）相のタンパク質濃度を対応するＥＬＩＳＡキットを用いることによって測定した。ＰＥＧ相のタンパク質濃度をデキストラン相のタンパク質濃度で除することによって分配係数を決定した。

アルブミンとペグ化アルブミンの分配係数を分析するために、２７０μＬのデキストラン溶液、３０μＬのＰＥＧ溶液及び１２μＬのＦＩＴＣ−ＢＳＡ（１０ｍｇ／ｍＬ）又はペグ化ＦＩＴＣ−ＢＳＡ（１０ｍｇ／ｍＬ）溶液をタンパク質ＬｏＢｉｎｄマイクロ遠心チューブ中で混合した。相分離を誘起させるために、この混合物を４℃で１時間静置した。ＰＥＧ相のタンパク質濃度及びデキストラン相のタンパク質濃度を、マイクロプレートリーダー（スイス国のＴｅｃａｎ Ｇｒｏｕｐ Ｌｔｄ）を用いて５２０ｎｍの発光波長でのＦＩＴＣ染料の蛍光を測定することによって評価した。ＰＥＧ相のタンパク質濃度をデキストラン相のタンパク質濃度で除することによって分配係数を決定した。

図３に示すように、ＰＥＧ相中のウシ血清アルブミン、インターフェロン、ＥＰＯ及びＧ−ＣＳＦの濃度は、デキストラン相中のものと同様であった。観察した分配挙動は、ほとんどの種類のタンパク質がデキストラン中でより有利であるという先の報告と一致していた。対照的に、すべてのペグ化タンパク質は、主にＰＥＧ相中に分布していた。ＰＥＧ相中のＰＥＧＡＳＹＳの濃度は、デキストラン−チラミン相におけるよりも有意に高く、ＰＥＧＡＳＹＳが優先的にＰＥＧ相中に分配されたことを示している。したがって、ＰＥＧミクロドメインはすべてのタイプのペグ化タンパク質のための普遍的な薬物リザーバとして作用し得ることが考えられる。

例３
相分離構造を有するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルの形成及び特性決定
デキストラン−チラミン複合体とＰＥＧを、１０ｍＭのＰＢＳ溶液（ｐＨ７．４）中に、それぞれ１０％（ｗ／ｖ）及び３０％（ｗ／ｖ）の濃度で溶解した。典型的に、２７０μＬのデキストラン−チラミン溶液、３０μＬのＰＥＧ溶液及び６μＬの脱イオン水をマイクロ遠心チューブ中で混合した。その後、種々の濃度の３μＬのＨＲＰ及び３μＬのＨ₂Ｏ₂溶液を添加した。この混合物をすぐに撹拌し、得られた混合物２１０μＬをＨＡＫＫＥ Ｒｈｅｏｓｃｏｐｅ １ レオメーター（ドイツ国カルルスルーヘ）のボトムプレートに適用した。レオロジー測定を、直径３．５ｃｍ、円錐角０．９４９°の円錐平板幾何学形状を用いて３７℃で行った。貯蔵弾性率（Ｇ’）及び損失弾性率（Ｇ”）の進展を時間の関数としてモニターした。比較のために、ＰＥＧ溶液の代わりに３０μＬの脱イオン水を用いてデキストラン−チラミンヒドロゲルを調製した。

一般に、デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルのゲル化速度は、ＨＲＰの濃度を変えることによって調節可能であることが分かった。図４は、異なる濃度のＨＲＰを用いて調製したデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルの貯蔵弾性率の経時変化を示す。ＨＲＰを０．４３単位／ｍＬの濃度で添加したとき、デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルの生成は、急速に生じた。この架橋反応は、１５分以内に完了した。また、ＨＲＰ濃度の減少とともにゲル化速度が徐々に低下したことが観察された。この現象は、ＨＲＰの低い濃度でのチラミン基のより遅いカップリング反応に帰する。

ゲル化速度は異なっていたが、デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルの貯蔵弾性率は、結局は同じようになった（図５）。したがって、これらの結果は、デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルのゲル化速度はそれらの剛性を維持しながら、ＨＲＰの濃度を変えることによって調節することができることを明らかにした。ＰＥＧミクロドメインのサイズを、その剛性に影響を与えることなく制御する本開示のポリマーシステムのこの能力は、当該ポリマーシステムをデキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルよりも優れたものにしている。デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルを生成させるためにラジカル重合を使用しているので、ＰＥＧドメインの構造を制御するときにゲルの剛性の有意の変化が不可避である。このことは、ＰＥＧドメインの構造を制御するときに、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルの親水性と生体適合性が有意に変化することを示唆している。

これに対し、本明細書に開示するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルは、酵素架橋されたヒドロゲルシステムであって、その剛性及びゲル化速度は、Ｈ₂Ｏ₂及びＨＲＰの濃度をそれぞれ変えることにより独立に調節される。図５からわかるように、開示されたポリマーシステムは、ＰＥＧミクロドメインのサイズを、その剛性に有意に影響を与えることなく、規制することができる。

ヒドロゲルのＰＥＧミクロドメインの構造を、共焦点レーザー走査顕微鏡を用いて調べた。デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルは、ガラス底マイクロウェル皿（ＭａｔＴｅｋ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、米国）上に形成され、ついで、共焦点レーザー走査顕微鏡（Ｚｅｉｓｓ ＬＳＭ ５ ＤＵＯ）を用いて観察した。ＰＥＧ相とデキストラン相を可視化するために、それぞれ、ローダミン標識ＰＥＧとＦＩＴＣ標識デキストランを用いた。ＰＥＧミクロドメインの径を、５０個超のミクロドメインをＩｍａｇｅ−Ｐｒｏ Ｐｌｕｓソフトウェア（Ｍｅｄｉａ Ｃｙｂｅｒｎｅｔｉｃｓ、米国）を用いて測定することにより決定した。スケールバーは、１０マイクロメートルを表す。図６に示すように、丸いＰＥＧミクロドメインが、ＰＥＧミクロドメイン６２、６４及び６６により例示されるように、デキストラン−チラミンネットワーク全体にわたって分散していることが観察された。開示したポリマーシステムは、ＰＥＧミクロドメインのサイズに対し、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルよりもより精巧な制御を与える。図６に示すように、開示したポリマーシステムのＰＥＧミクロドメインは、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルよりも球形でありかつ均一である。デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルの場合、ラジカル重合の前に４０ｗｔ％のメタクリルデキストランと４０ｗｔ％のＰＥＧ溶液を一緒に混合する。４０ｗｔ％のメタクリルデキストランと４０ｗｔ％のＰＥＧ溶液は、非混和性であるので、不均質なデキストラン−メタクリラート／ＰＥＧ混合物が生成する。このことは、不規則で不均質なＰＥＧドメインをもたらす。

これに対し、酵素架橋反応前に１０ｗｔ％のデキストラン−チラミン及び３０ｗｔ％のＰＥＧ溶液を混合して、開示するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルを生成させる。１０ｗｔ％のデキストラン−チラミンと３０ｗｔ％のＰＥＧ溶液は混和性であるので、均質な混合物が生成する。その結果、開示するポリマーシステムは、有利なことに、球形で、高度に単分散のＰＥＧドメインの生成をもたらす。特に、ＰＥＧミクロドメインは、ＨＲＰ濃度の増加に伴って小さくなる。ＰＥＧのないデキストラン−チラミンヒドロゲルの場合、ミクロドメイン構造は観察されなかった。

図７に示すように、ＰＥＧミクロドメインの径は、ＨＲＰの濃度を０．２１から０．４３単位／ｍＬへ増加したとき、４．５±１．９から２．１±０．４μｍに減少した。このドメインサイズの減少は、ゲル化の間のデキストラン−チラミン相中のＰＥＧ相小滴の凝集の抑制によって説明することができる。まとめると、これらの結果は、ＰＥＧミクロドメインのサイズはゲル化速度を単に変えることによって制御することができたことを立証している。

例４
イン・ビボでの、相分離構造を有するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルからのタンパク質放出
ＰＥＧＡＳＹＳを添加したデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルを例３で記載した手法にしたがって調製した。典型的に、２７０μＬのデキストラン−チラミン溶液、３０μＬのＰＥＧ溶液及び６μＬのＰＥＧＡＳＹＳ（３６０μｇ／ｍＬ）を、タンパク質ＬｏＢｉｎｄマイクロ遠心チューブ中で混合した。その後、種々の濃度の３μＬのＨＲＰ及び３μＬのＨ₂Ｏ₂溶液を添加した。この混合物を、すぐにボルテックスし、得られた混合物の２１０μＬを１．５ｍｍ間隔で一緒に締め付けた２枚の平行ガラス板の間に注入した。ゲル化を５０ｒｐｍのオービタルシェーカー上、３７℃で１時間進行させた。比較のために、ＰＥＧ溶液の代わりに３０μＬの蒸留水を用いて、タンパク質添加デキストラン−チラミンヒドロゲルを調製した。

各ヒドロゲルディスク（１３ｍｍ直径×１．５ｍｍ厚）を、バイアル中に置いた後、ウシ血清アルブミン及びナトリウムアジドを０．０５％（ｗ／ｖ）の濃度で含有する１０ｍＭのＰＢＳ溶液（ｐＨ７．４）２０ｍＬ中に浸漬した。これらの試料を、５０ｒｐｍのオービタルシェーカー上、３７℃でインキュベートした。一定の時間間隔で２００μＬの放出媒体を集め、−２０℃で保存した。全体積を一定に保つために、２００μＬの新鮮な緩衝溶液をバイアルに加えた。集めた試料のタンパク質濃度をＶｅｒｉＫｉｎｅヒトインターフェロン−アルファＥＬＩＳＡキットを用いて測定した。抄出されたタンパク質の量を各ヒドロゲルに添加したタンパク質の量で除することにより、タンパク質放出の累積百分率を決定した。

図８及び図９は、ＰＢＳ（ｐＨ７．４）中デキストラン−チラミン及びデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルからのＰＥＧＡＳＹＳの放出プロファイルを示す。ＰＥＧドメインを持たないデキストラン−チラミンヒドロゲルは、急速なタンパク質放出を示し、封入されたタンパク質の約５５％が１日以内に放出された。このことは、デキストラン−チラミンヒドロゲル中に封入されたタンパク質は高いタンパク質濃度勾配によりゲルネットワークから急速に拡散することを意味している。これに対し、デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルの場合には、ＰＥＧＡＳＹＳの持続した放出が観察された。２μｍのドメインを有するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルは、ＰＥＧＡＳＹＳを持続的に１ヶ月間放出した。この結果は、ＰＥＧミクロドメインの存在がヒドロゲルからのタンパク質の初期バースト放出を効果的に抑制したことをと示唆した。また、２μｍのドメインを有するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルが、より大きなミクロドメイン（３μｍ）を有するものと比べて、より遅いタンパク質放出を示したことは、注目すべきことである。２μｍのドメインを有するデキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルは、封入されたタンパク質の２５．１±０．２％を７日以内に放出したが、３μｍのドメインを有するヒドロゲルは、同じ期間中に５８．９±２．１％のタンパク質放出を示した。したがって、上記結果は、ＰＥＧＡＳＹＳの放出速度はゲル化速度の制御をとおしてＰＥＧドメインのサイズを変化させることにより調節されたことを明らかにした。また、デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲル中のペグ化タンパク質の放出速度をデキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルの場合におけるそれと比べたとき、デキストラン−チラミン／ＰＥＧヒドロゲルは、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルにはなかった、ペグ化タンパク質の持続放出を示した。かかる持続放出は、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルによっては達成できず、それにおいては、インスリンを活性薬剤として使用したとき、すべての薬剤が３３時間以内にデキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルから迅速に放出された（データ図示せず）。加えて、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルは、仕込んだインスリンの放出を誘起するためにデキストラナーゼのような薬剤を必要とする。そのような放出剤は、本開示ポリマーシステムには必要とされない。

さらに、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルは、種々の濃度のデキストラナーゼを添加することにより、タンパク質放出速度を調節する。しかしながら、そのようなアプローチは、イン・ビボでは適用できない。デキストラナーゼは、その小さな分子量故に、ヒドロゲルから出て、体内に拡散する傾向を有するからである。その結果、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲル中に残存するデキストラナーゼの濃度は、経時的に有意に減少する。したがって、デキストラン−メタクリラート／ＰＥＧヒドロゲルは、生体中に注入された時、仕込んだタンパク質の放出速度を、長期にわたって効果的に制御することができない。

これに対し、開示したポリマーシステムは、ペグ化タンパク質の放出速度を、ＰＥＧミクロドメインのサイズを変えることによって調節する。ＰＥＧミクロドメインのサイズは、生体内に一度生成すると経時的に変化することがないので、開示したポリマーシステムは、仕込んだタンパク質の放出を長期にわたって制御できるのである。

比較例１
ヒドロゲル中ヒアルロン酸（ＨＡ）に対してデキストランを使用することに比較研究
デキストラン系ヒドロゲルは、ＨＡ系ヒドロゲルよりも体内においてより長い滞在時間を有する。ＨＡは、ヒアルロニダーゼにより分解されるが、デキストランは、デキストラナーゼにより分解される。ヒアルロニダーゼは、体内において、デキストラナーゼよりもより豊富に産生されるので、ＨＡ系ヒドロゲルは、生体内において、デキストラン系ヒドロゲルよりも.より速く分解される。したがって、デキストラン系ヒドロゲルは、長期タンパク質送達システムとして、より安定である。さらに、デキストラン系ヒドロゲルは、デキストランがＨＡよりもはるかに安価であるので、より費用効率が高い。

適用
開示した活性薬剤の放出のためのポリマーシステムは、種々の活性薬剤の持続した及び制御された送達に特に有利である。特に、活性薬剤の放出速度は、第１のポリマー相の個別領域のサイズを変えることによって制御することができることが示されている。これは、重合中にフェノール基（又はフェノール含有基）間の架橋のための触媒の濃度を制御することにより達成することができる。

開示したポリマーシステムは、活性薬剤の放出のための注射可能なヒドロゲル、及び生物活性物質又は薬物を送達するための、本注射可能なヒドロゲルを活性成分として含むキャリヤーに適用することができる。これは、持続性で制御された種々の活性薬剤の送達に適用できる注射可能なヒドロゲル及びキャリヤーを有利に調製するものである。

これらのヒドロゲルは、生体組織工学用マトリックス、創傷被覆材、皮膚充填材、及び薬物送達デバイスとして利用することができる。特に、それらは、体内でその場で安定なデポを形成し、そのペイロードを持続的に放出し得るタンパク質送達システムとして用いることができる。有利なことに、注射可能な現場生成性ヒドロゲルの使用は、事前生成ヒドロゲルを移植することを必要とする外科的手技の必要性を排除し得る。生体活性薬剤を担持する現場生成ヒドロゲルは、手術によっては接近が困難は部位に容易に注入することができる。この特徴は、また、患者における回復時間及び感染の危険を減少させるうえで有益である。したがって、このことは、患者の不快さ及び治療の費用を低減する。

上記開示を読み取った後は、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく本発明の種々の他の修飾及び改変が当業者に明らかであろうことが明らかであろうし、そのような就職及び改変のすべては添付の特許請求の範囲内にあることが意図されている。

Claims (40)

1. 活性薬剤の放出のためのポリマーシステムであって、前記活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、前記第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を構成し、かつその中の前記活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散している前記ポリマーシステム。
2. 前記第２のポリマー相が、前記第２のポリマー相の形成中に架橋速度を制御し、それにより前記第１のポリマー相の個別領域の設定サイズ範囲を制御する薬剤を利用することによって形成されたものである請求項１に記載のポリマーシステム。
3. 重合中に架橋速度を制御する薬剤が、触媒である請求項２に記載のポリマーシステム。
4. 前記触媒が、西洋ワサビペルオキシダーゼ、ヒトミエロペルオキシダーゼ ラクトペルオキシダーゼ 好酸球ペルオキシダーゼ 甲状腺ペルオキシダーゼ、プロスタグランジンＨシンターゼ、大豆ペルオキシダーゼ、ヘミン、ヘマチン、マイクロペルオキシダーゼ−１１及びシトクロムｃからなる群の中から選ばれたものである請求項３に記載のポリマーシステム。
5. 前記薬剤の濃度が、架橋速度を制御するために変えられている請求項２から請求項４までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
6. 前記活性薬剤の前記ポリマーシステムからの放出率が、前記個別領域のサイズに依存している請求項１から請求項５までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
7. より小さな個別領域が、より大きな個別領域に比べて、前記ポリマーシステムからの活性薬剤のより遅い放出をもたらす請求項６に記載のポリマーシステム。
8. 前記ポリマーシステムからの前記活性薬剤の放出率が、１日当たり０．５〜２０％である請求項１から請求項７までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
9. 前記個別領域のサイズが、ミクロン範囲又はナノ範囲内にある請求項１から請求項８までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
10. 前記個別領域のサイズが、１μｍ〜１５０μｍ、１μｍ〜1０μｍ、１μｍ〜２０μｍ、１μｍ〜3０μｍ、１μｍ〜4０μｍ、１μｍ〜５０μｍ、５０μｍ〜１５０μｍ、１０μｍ〜１５０μｍ、２０μｍ〜１５０μｍ、３０μｍ〜１５０μｍ、４０μｍ〜１００μｍ、５μｍ〜１００μｍ及び１μｍ〜１００μｍからなる群の中から選ばれた範囲内にある請求項９に記載のポリマーシステム。
11. 前記個別領域が、前記第２の相内でミクロドメイン、ミクロスフェア又はミクロカプセルを形成している請求項１から請求項１０までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
12. 前記架橋ポリマー−フェノール複合体が、架橋多糖−フェノール複合体又は架橋タンパク質−フェノール複合体である請求項１から請求項１１までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
13. 前記多糖が、デキストランポリマー、キトサン、キチン、セルロース、キトサン、キチン、セルロース、スターチ、グリコーゲン、アルギナート、カラギーナン、フィコール、ゲラン、グアーガム、ヒアルロン酸、ヘパリン、メチルセルロース、ペクチン、ポリスクロース、プルラン、スクレログルカン、キサンタン及びキシログルカンからなる群の中から選ばれたものである請求項１２に記載のポリマーシステム。
14. 前記デキストランポリマーが、メタクリラート化デキストラン（ｄｅｘＭＡ）、ヒドロキシエチルメタクリラート化デキストラン（ｄｅｘＨＥＭＡ）、ヒドロキシエチルメタクリラート化デキストラン−ラクタート（ｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡ）、デキストラン硫酸、ヒドロキシプロピルデキストラン、及びシクロデキストリン−デキストラン複合体からなる群の中から選ばれたものである請求項１３に記載のポリマーシステム。
15. 前記デキストランポリマーの置換度が、１から３０までである請求項１４に記載のポリマーシステム。
16. 前記フェノールが、フェノール含有化合物である請求項１から請求項１５までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
17. 前記フェノール含有化合物が、チラミン、チロシン、ヒドロキシフェニル酢酸、３−（４−ヒドロキシフェニル）プロピオン酸、カテキン、没食子酸エピカテキン、エピガロカテキン、没食子酸エピガロカテキン（ＥＧＣＧ）、ガロカテキン、没食子酸ガロカテキン、ジヒドロキシフェニルアラニン、ドーパミン、ノルエピネフリン、タンニン、タンニン酸、没食子酸、ピロガロール、ピロール、それらの誘導体、及びそれらの組合せからなる群の中から選ばれたものである請求項１６に記載のポリマーシステム。
18. 前記ポリマー−フェノール複合体が、デキストラン−チラミン複合体又はゼラチン−フェノール複合体である請求項１から請求項１７までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
19. 前記第１のポリマー相が、ポリエーテル、ポリアミン、ポリエステル、ポリアセタール、ポリ（アミノ酸）、多糖、ポリヌクレオチド、ポリペプチド、ポリ無水物、ポリオルトエステル、ポリウレタン、ポリアミド、ポリ脂肪族、ポリ芳香族、ポリカーボネート、及びそれらの組合せからなる群の中から選ばれるポリマーを含む請求項１から請求項１８までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
20. 前記ポリマーが、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリ（プロピレングリコール）、ポリ（２−エチル−２−オキサゾリン）、ポリエチレンイミン、ポリ（メタクリル酸）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリビニルピロリドン、ポリアリルアミン、ポリ（スチレンスルホン酸）、ヒドロキシプロピルデキストラン、ヒドロキシエチルセルロース、メチルセルロース、フィコール、プルロニックＦ６８、ノニルフェノールポリオキシエチレン２０、ゾニール及びそれらの組合せからなる群の中から選ばれたものである請求項１９までに記載のポリマーシステム。
21. 前記活性薬剤が、タンパク質、抗体、ペプチド、小分子薬物、核酸系薬物、ナノ粒子状システム及びそれらの混合物からなる群の中から選ばれたものである請求項１から請求項２０までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
22. 前記活性薬剤が、インスリン、ウシ血清アルブミン及びインターフェロンからなる群の中から選ばれたものである請求項２０に記載のポリマーシステム。
23. 前記活性薬剤が、前記第２の相に比べて前記第１の相に優先的に分配するポリマーに複合化されている請求項１〜請求項２２のいずれか１項に記載のポリマーシステム。
24. 前記複合化活性薬剤の２０％よりも多くが、前記第２の相に比べて、第１の相中に存在している請求項２２に記載のポリマーシステム。
25. 前記複合化活性薬剤が、ＰＥＧ複合化活性薬剤である請求項２２又は２３に記載のポリマーシステム。
26. 前記ＰＥＧ複合化活性薬剤が、ＰＥＧインターフェロンアルファ−２ａ（ＰＥＧＡＳＹＳ）、ペグ化Ｌ−アスパラギナーゼ（Ｏｎｃａｓｐａｒ）、ＰＥＧ−アデノシンデアミナーゼ（Ａｄａｇｅｎ）、ペギネサチド（Ｏｍｏｎｔｙｓ）、ペグ化ウリカーゼ（Ｐｅｇｌｏｔｉｃａｓｅ）、ペグ化ヒアルロニダーゼ、ペグ化上皮成長因子、ペグ化腫瘍壊死因子、ペグ化腫瘍壊死因子関連アポトーシス誘導リガンド（ＰＥＧ−ＴＲＡＩＬ）、セルトリズマブペゴル（Ｃｉｍｚｉａ）、ペグ化エリスロポエチン（Ｍｉｒｃｅｒａ）、ペガプタニブ（Ｍａｃｕｇｅｎ）、ペグ化遺伝子組換えヒトメチオニル顆粒球コロニー刺激因子（Ｎｅｕｌａｓｔａ）、ＰＥＧ−ヒト成長ホルモンヒト成長ホルモン変異タンパク質アンタゴニスト（Ｓｏｍａｖｅｒｔ）及びペグ化インターフェロンアルファ−２ｂ（Ｐｅｇｉｎｔｒｏｎ）からなる群の中から選ばれたものである請求項２２から請求項２４までのいずれか１項に記載のポリマーシステム。
27. 活性薬剤の放出のための注射可能なヒドロゲルであって、前記活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、前記第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を形成し、かつその中の活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散している前記ヒドロゲル。
28. 前記ヒドロゲルが、現場で生成したものである請求項２６に記載の注射可能なヒドロゲル。
29. 請求項２６又は２７に記載の注射可能なヒドロゲルを活性成分として含む、生物活性物質又は薬物を送達するためのキャリヤー。
30. 活性薬剤を含有する第１のポリマー相を含み、第１のポリマー相は、設定サイズ範囲の個別領域を構成し、かつその中の活性薬剤の放出のための架橋ポリマー−フェノール複合体を含む第２のポリマー相内に分散している、活性薬剤の放出のためのポリマーシステムを形成するための方法であって、
    ａ．第１のポリマー相ポリマー、ポリマー−フェノール複合体及び活性薬剤を含む水性反応混合物を提供する工程、
    ｂ．前記第２のポリマー相の形成中にポリマー−フェノール複合体の架橋速度を制御し、それにより、活性薬剤をその中に有する第１のポリマー相の個別領域の設定サイズ範囲を制御する工程
    を含む前記方法。
31. 前記第２のポリマー相の架橋速度を制御する薬剤を前記反応混合物に添加する工程を含む請求項２９に記載の方法。
32. 前記第２のポリマー相.の架橋速度を制御するように前記薬剤の濃度を選定する工程を含む請求項３０に記載の方法。
33. 前記架橋工程が、一対のポリマー−フェノール複合体間のＣ−Ｃ結合又はＣ−Ｏ結合の形成を含む請求項２９から請求項３１までのいずれか１項に記載の方法。
34. 前記反応混合物に酸化剤を添加する工程を含む請求項２９から請求項３２までのいずれか１項に記載の方法。
35. 前記反応混合物に活性薬剤を添加する工程を含む請求項２９から請求項３３までのいずれか１項に記載の方法。
36. 前記架橋を、１分間〜６０分間行う請求項２９から請求項３４までのいずれか１項に記載の方法。
37. 前記架橋を、４℃〜４０℃の温度で行う請求項２９から請求項３５までのいずれか１項に記載の方法。
38. 前記薬剤が、触媒である請求項３０から請求項３６までのいずれか１項に記載の方法。
39. 前記触媒が、西洋ワサビペルオキシダーゼ、ヒトミエロペルオキシダーゼ、ラクトペルオキシダーゼ、好酸球ペルオキシダーゼ、甲状腺ペルオキシダーゼ、プロスタグランジンＨシンターゼ、大豆ペルオキシダーゼ、ヘミン、ヘマチン、マイクロペルオキシダーゼ−１１及びシトクロムｃからなる群の中から選ばれる請求項３７に記載の方法。
40. 前記酸化剤が、過酸化水素、過酸化ナトリウム、過酸化カリウム、超酸化水素、超酸化カリウム、アルキルペルオキシド、アリールペルオキシド、アシルペルオキシド、有機ヒドロペルオキシド 有機過酸、過炭酸ナトリウム、過硫酸アンモニウム及びペルボラートからなる群の中から選ばれたペルオキシドである請求項３３から請求項３８までのいずれか１項に記載の方法。

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