JP2017514975A - 液体トリブロックコポリマー - Google Patents

Abstract

【課題】 堅牢且つ簡単な方法で製造することが可能なトリブロックコポリマーを提供すること。【解決手段】 ０℃〜３７℃の温度範囲で流体である式１：Ｒ−Ｂ−Ａ−Ｂ−Ｒ （１）（式中、Ａは親水性ポリマーであり、Ｂは疎水性ポリマーであり、Ｒは末端基であり、ＲはＨ又はＣ１〜Ｃ３０有機部分である。）の生体吸収性トリブロックコポリマーならびに、前記コポリマーを用いた医薬組成物、医薬組成物の使用および医薬組成物の製造方法。【選択図】 図１

Description

本発明はヒト又は動物体内に注入できるように周囲条件下で液体である生体吸収性トリブロックコポリマーに関する。前記体内に注入後に液体のコポリマーは（半）固体の粘着性の塊を形成する。これらの液体コポリマーは治療活性物質（ＡＰＩ）を封入することができ、体内に注入後に前記治療活性物質をゆっくりと放出する。これらの液体ポリマーは生物活性物質と併用下又は非併用下で体内に注入後に医療機器として機能することもできる。

治療活性物質（生物活性物質とも言う）の制御放出はヒト及び動物の治療で不可欠になっている。直接オンサイト治療用又は全身取込み用として治療活性物質を組織や臓器等の体内の局所に制御下に放出することが特に関心を集めている。
そこで、近年ではマイクロスフェア、ストランド、ロッド等の製品形状に加工した多数の生体吸収性ポリマーが開発されている。活性物質はポリマー製品の内側に配合され、ヒト又は動物生体に投与後に種々のメカニズムによりゆっくりと放出される。これらの製品の弱点の１つはその内部に活性物質を配合する工程に手間がかかり、有機溶剤や高温を要する場合があるという点である。多くの活性物質はこのような環境に十分に耐えられない。

両親媒性コポリマー、特に中央の親水性ブロックＡとしてポリ（エチレングリコール）の両側に疎水性で加水分解性のブロックＢを配置したＢＡＢ型トリブロックコポリマーを使用した場合に顕著な改善が認められた。これらのＢＡＢ型トリブロックコポリマーには、脂肪酸残基を含むポリマーヒドロキシル末端基で修飾したものもある。前記コポリマーは水溶液中でミセルを形成した後、３７℃等の高温でゲルを形成することができる。前記コポリマーに少なくとも１種の治療活性物質を配合することができる。例えば、ＷＯ２０１１／０８３０８６号パンフレットは治療活性物質をヒト又は動物体内にゆっくりと放出するために使用することができるエンドキャップ型トリブロックコポリマーについて記載している。これらのシステムの１つの欠点はポリマー−薬物製剤を体内注入後に治療活性物質の突発的な放出を生じる場合があるという点である。また、ハイドロゲルの内側に含有できる疎水性薬物の量が限られるという欠点もある。更に、これらの加水分解性トリブロックコポリマーに水と１種以上の治療活性物質を加えて製剤化すると、安定性に限界があるという欠点もある。

ＵＳ２００７／０２６５３５６号公報はトリブロックコポリマーと、前記トリブロックコポリマーに水を加えた熱可逆性ゲルを開示している。前記ゲルに更に薬物を配合し、薬物遅放システムとして使用することができる。
ＷＯ２０１２／１３１１０４号パンフレットはトリブロックコポリマーと、前記トリブロックコポリマーに水を加えた熱可逆性ゲルを開示している。前記ゲルに更に薬物を配合し、薬物遅放システムとして使用することができる。ＷＯ９９／２１９０８号パンフレットは一般構造［ポリエステル］−［ポリアルキレンオキシド］−［ポリエステル］をもつ生体吸収性ＢＡＢ型トリブロックコポリマーを開示している。前記ＢＡＢ型トリブロックコポリマーは液体又はペーストとすることができる。これらの非水溶性ＢＡＢ型トリブロックコポリマーを水溶性液体ポリマー及び疎水性薬物とブレンドしている。
ＵＳ２００３／０８２２３４号公報は生理活性物質を含むインプラントを生体内で形成することが可能な液体ポリマー組成物について記載しており、前記組成物は水溶性で生体適合性の液体ポリエチレングリコール誘導体と、非水溶性であるが、前記ポリエチレングリコール誘導体に可溶性の生分解性ブロックコポリマーと、生理活性物質を含有する。
ＵＳ２００４／００１８７２号公報はＢＡＢ型ブロックコポリマーと液体ポリエチレングリコールと生理活性物質を含有する組成物について記載している。

従来技術の液体ＢＡＢ型コポリマーの欠点は注射用医薬組成物を形成するために溶媒又は液体ポリマー添加剤と併用する点にある。一例として、ＢＡＢ型コポリマーはかなり高分子量であり、組成物を注射できるようにするために例えばポリエチレングリコール等の低分子量ポリマーを加えている。また、注射用組成物とするために、より高分子量のブロックコポリマーの可塑剤として液体ＢＡＢ型コポリマーを使用している場合もある。これらの低分子量ポリマーを加えると、非常に突発的な放出や、低分子量ポリマーの望ましくない速放を引き起こし、マイナスの生理的副作用を生じる可能性がある。その他の多くの場合には、水を加えて熱可逆性ゲルを製造しているが、このようなゲルは薬物の突発的な放出を示し、放出時間が比較的短い。公知の液体ＢＡＢ型コポリマーのうちで医薬組成物を製造するためにそのまま治療活性物質と併用されているものは皆無である。

ＷＯ２０１１／０８３０８６号パンフレット ＵＳ２００７／０２６５３５６号公報 ＷＯ２０１２／１３１１０４号パンフレット ＷＯ９９／２１９０８号パンフレット ＵＳ２００３０８２２３４号公報 ＵＳ２００４００１８７２号公報

本発明の目的は上記欠点の１つ以上に対処し、堅牢且つ簡単な方法で製造可能なトリブロックコポリマーを提供することである。

上記目的は０〜３７℃の温度範囲で流体である式１：
Ｒ−Ｂ−Ａ−Ｂ−Ｒ （１）
（式中、Ａは親水性ポリマーであり、Ｂは疎水性ポリマーであり、Ｒは末端基であり、ＲはＨ又はＣ１〜Ｃ３０有機部分である。）の生体吸収性トリブロックコポリマーを提供することにより達成される。

本発明のトリブロックコポリマーの１つの利点は、治療活性物質を液体ブロックコポリマーと直接混合できるので、液体ブロックコポリマーと治療活性物質を含有する組成物を製造し易いという点である。
また、本発明のコポリマーは多量の薬物を配合できる新規薬物送達システムの基盤となるという利点もある。更に、本発明のブロックコポリマーと治療活性物質を含有する組成物は細いゲージの針を使用して低粘度液体として室温で投与できるので、患者の不快感を最低限にすることができる。驚くべきことに、前記組成物は体内に注入すると、輪郭の明瞭なほぼ固体のデポ剤を形成し、体内の所望の部位に留まる。デポ剤はその外側のポリマー短鎖の溶媒和と場合によりこれらの短鎖の加水分解の作用下で崩壊する。溶媒和したポリマー鎖又はその一部は直接又は間接的に生体から自然に排泄される。ここで間接的とは、溶媒和したポリマー鎖が排泄前に体内で更に加水分解し得ることを意味する。前記組成物は液体組成物であるので、皮下デポ剤の形成は非常に意外である。

本発明のブロックコポリマーは更に、ブロックコポリマーに治療活性物質を配合して製剤化した場合に溶媒として水や有機溶剤を加える必要がなく、溶媒、ポリマー及び／又は治療活性物質の間の化学的相互作用を避けられるので、より広い温度範囲の保存条件下で保存期間を改善できるという利点もある。
本発明のブロックコポリマーは、治療活性物質の放出が十分に制御され、従来技術のシステムに比較してコポリマーの投与直後の突発的な放出が著しく少ない又は殆どなくなるという利点もある。
本発明のブロックコポリマーは、例えば溶媒として水を加えたデポ剤の内側に存在するミセルだけではなく、完全なデポ剤に治療活性物質を含むことができるという利点もある。疎水性治療活性物質の場合、従来技術のデポ剤ではミセルにしか含まれないのでこの点は特に重要である。

本発明のブロックコポリマーは更に、ヒト又は動物の体内に注入すると、組織充填、組織分離又は他の医療目的に使用可能な（半）固体を形成するという利点もある。このような使用は治療活性物質を併用しなくても十分に有効であるが、治療法によって必要な場合には、治療活性物質ないし生物活性物質と併用してもよい。

シリンジによるブロックコポリマーの吐出時間を測定するための注入性測定装置を示す。 ２０℃と３７℃における種々のＰＥＧ２００誘導体の粘度をＴ_ｇ（℃）と対比して示す。 ２０℃と３７℃における種々のＰＥＧ６００誘導体の粘度をＴ_ｇ（℃）と対比して示す。 ＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）５．０からの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。 ＰＥＧ２００（ｃａｐ７５−ｌａｃ２５）５．０からの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。 Ｃ６末端基をもつ３種類の異なるＰＥＧ２００ブロックコポリマーからの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。 ＰＥＧ６００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）１．０からの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。 ＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）５．０からのリゾチームの放出についてリゾチームの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。 ３種類の異なるＰＥＧ２００ブロックコポリマーからのリゾチームの放出についてリゾチームの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。 Ｃ３末端基をもつ３種類の異なるＰＥＧ２００ブロックコポリマーからのリゾチームの放出についてリゾチームの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。 ＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ＴＭＣ５０）５．０マトリックスを使用して末端基がｉｎ ｖｉｔｒｏ放出結果にどのような影響を及ぼすかを示す別の例である。２４時間後に若干の差が認められた。７日後に末端基の影響を認めることができた。７日後にＲ＝Ｈであるコポリマーは約２４％の塩酸リドカイン放出率を示した。７日後にＣ３でエンドキャップした場合の放出率は約１１％であり、分岐末端基の場合には更に大きな影響があり、放出率は約２％であった。 ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｄｉｏｘ_５０）_５．０マトリックスを使用して末端基がｉｎ ｖｉｔｒｏ放出結果に及ぼす影響を示す。２４時間後に大きな差が認められた。エンドキャップしていないコポリマーは２４時間で約４０％の塩酸リドカイン放出率を示した。一方、エンドキャップしたコポリマーの放出率は０％〜６％であった。７日後でも、大きな末端基（Ｒ＝Ｃ６、Ｃ１２又は２−ｎ−ＨＤ）をもつコポリマーから塩酸リドカインは殆ど放出されなかった。

ＲＢＡＢＲ型ブロックコポリマー
生体吸収性ポリマーとは本願では生体により代謝及び／又は生体から分泌することができるポリマーとして定義される。
本発明のトリブロックコポリマーは０℃〜３７℃の全温度範囲で流体である。
上記に拘わらず、前記コポリマーはこの温度範囲外で流体挙動を示してもよい。流体なる用語の代わりに液体という場合もあるが、本発明では、どちらも溶媒又は可塑剤を加えずに流動状態であるポリマーを意味する。
本発明のトリブロックコポリマーの流体挙動は剪断下のその動粘度により表される。動粘度は４０ｍｍタイプコーン、角度１：００：００（度分秒）のコーンプレート型のＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＡＲ２０００Ｅｘレオメーターを使用して測定した。粘度測定中は、３００秒間５ｓ^−１の剪断速度下で温度を２０℃又は３７℃の一定に維持した。ソフトウェア（Ｔｒｉｏｓソフトウェア，ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）を使用して平均粘度値を計算した。このような方法でポリマーの平均動（剪断）粘度を求める。３７℃で測定した粘度は３０Ｐａ．ｓ未満の値が好ましく、２０Ｐａ．ｓ未満又は１０Ｐａ．ｓ未満がより好ましく、５Ｐａ．ｓ未満、３Ｐａ．ｓ未満、２Ｐａ．ｓ未満、又は１Ｐａ．ｓ未満が最も好ましい。一般的に、３７℃の粘度は０．１Ｐａ．ｓ超である。
２０℃で測定した粘度は一般的に０．１Ｐａ．ｓ超の値である。２０℃で測定した粘度は３０Ｐａ．ｓ未満の値が好ましく、２０Ｐａ．ｓ未満又は１０Ｐａ．ｓ未満がより好ましく、５Ｐａ．ｓ未満が最も好ましい。

本発明のトリブロックコポリマーの粘度は温度２０℃で０．１〜３０Ｐａ．ｓであり、０．２〜２０Ｐａ．ｓが好ましく、０．３〜１０Ｐａ．ｓが最も好ましい。
本発明のコポリマーはガラス転移温度が低い〜非常に低い。ガラス転移温度（Ｔ_ｇ）は示差走査熱量測定（ＤＳＣ）により測定され、熱転移の中点として表される。前記コポリマーはＴ_ｇ（中点）が−２０℃未満であることが好ましく、−３０℃未満がより好ましく、−４０℃未満が最も好ましい。
本発明のコポリマーは融解温度が低い〜非常に低い。融解温度（Ｔ_ｍ）は示差走査熱量測定（ＤＳＣ）により測定され、熱転移の中点として表される。前記コポリマーはＴ_ｍ（中点）が２０℃未満であることが好ましく、１０℃未満がより好ましく、０℃未満が最も好ましい。
前記トリブロックコポリマーの数平均分子量（Ｍｎ）は５００〜５，０００ｇ／ｍｏｌであることが好ましく、６００〜３，０００ｇ／ｍｏｌの範囲内がより好ましく、７００〜２，５００ｇ／ｍｏｌの範囲内が最も好ましい。

本発明の文脈においてブロック比とは末端基修飾を除く２つの疎水性ブロックの数平均分子量（Ｍ_ｎ）の合計（２つのＢブロックの合計）とＡブロックの比である。必要なブロック比は疎水性ブロック組成（即ちＢブロック）、修飾度及び有機末端基の種類によって異なる。
本発明の１実施形態において、Ｂブロックの数平均分子量の合計とＡブロックの数平均分子量の比として表されるブロック比は０．３〜２０であり、０．５〜１０が好ましい。
本発明において、有機末端基はトリブロックコポリマーの粘度を低下させ、その結果、前記コポリマーの注入性を改善させる。有機末端基は配合する治療活性物質の放出速度の制御にも著しい影響を及ぼす。特に、有機末端基は配合する治療活性物質の放出を遅らせる。

Ａ部分
トリブロックコポリマーにおけるＡブロックは親水性ポリマーブロックである。Ａブロックはポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリプロピレンオキシド（ＰＰＯ）、ポリテトラメチレンオキシド（ＰＴＭＯ）、ＰＥＯとＰＰＯのコポリマー、ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）又はポリ［Ｎ−（２−ヒドロキシエチル）−Ｌ−グルタミン］（ＰＨＥＧ）から構成される群から選択することが好ましい。ポリ（エチレングリコール）はポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）とも呼称されるジオールであり、本発明の目的ではどちらの呼称も同義に使用することができる。
ＡブロックはＰＥＧであることがより好ましく、Ａブロックは直鎖状ＰＥＧであることが最も好ましい。
Ａブロックは数平均分子量（Ｍｎ）が少なくとも１００ｇ／ｍｏｌであることが好ましく、少なくとも１２０ｇ／ｍｏｌがより好ましく、少なくとも１５０ｇ／ｍｏｌが最も好ましい。Ａブロックの重量平均分子量は最大で１，５００ｇ／ｍｏｌが好ましく、最大で１，２５０ｇ／ｍｏｌがより好ましく、最大で１，０００ｇ／ｍｏｌが最も好ましい。例えば、Ａブロックの分子量は１８０〜７００ｇ／ｍｏｌである。ＰＥＧの分子量は本発明のトリブロックコポリマーの一部となったときに結晶しないか又はゆっくりとしか結晶しないように選択する。重要な点は個々のＰＥＧがこれを用いて得られる液体トリブロックコポリマーの粘度に及ぼす影響である。本発明のポリマーがヒト又は動物の体内に注入後に水性液体を吸収できることも重要である。吸収される水性液体の量は材料の柔軟性に影響を及ぼし、１種以上の治療活性物質を配合する場合には、これらの活性物質の放出速度に影響を及ぼす。

Ｂ部分
トリブロックコポリマーはＡブロックの両側に２個のＢブロックを含む。Ｂブロックは疎水性ポリマーである。
トリブロックコポリマーにおけるＢブロックは２個以上の環状モノマーの開環重合により形成され、数平均分子量範囲が４００〜３，０００ｇ／ｍｏｌの疎水性ブロックとすることができる。各Ｂブロックの数平均分子量は４５０〜２，０００ｇ／ｍｏｌが好ましく、５００〜１，５００ｇ／ｍｏｌがより好ましい。
２個のＢブロックは同一でも異なっていてもよいが、２個のＢブロックは同一であることが好ましい。
Ｂブロックを形成するために使用される環状モノマーはグリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、ｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）、炭酸トリメチレン（１，３−ジオキサン−２−オン）、１，４−ジオキセパン−２−オン（その二量体である１，５，８，１２−テトラオキサシクロテトラデカン−７，１４−ジオンを含む）、１，５−ジオキセパン−２−オン、６，６−ジメチル−１，４−ジオキサン−２−オン、２，５−ジケトモルホリン、ピバロラクトン、χ−ジエチルプロピオラクトン、炭酸エチレン、シュウ酸エチレン、３−メチル−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン、３，３−ジエチル−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン、６，８−ジオキサビシクロオクタン−７−オン、β−プロピオラクトン、γ−ブチロラクトン、δ−バレロラクトン、ε−デカラクトン、３−メチル−１，４−ジオキサン−２，５−ジオン、１，４−ジオキサン−２，５−ジオン、２，５−ジケトモルホリン、α，α−ジエチルプロピオラクトン、γ−ブチロラクトン、１，４−ジオキセパン−２−オン、１，５−ジオキセパン−２−オン、６，６−ジメチルジオキセパン−２−オン、６，８−ジオキサビシクロオクタン−７−オン、５，５−ジメチル−１，３−ジオキサン−２−オンから構成される群から選択され、又は好ましくはグリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、δ−バレロラクトン、１，３−ジオキサン−２−オン（別称炭酸トリメチレン）、５，５−ジメチル−１，３−ジオキサン−２−オン、１，４−ジオキサン−２−オン、１，４−ジオキセパン−２−オン及び１，５−ジオキセパン−２−オンから構成される群から選択される。
Ｂブロックを形成するために使用される環状モノマーはグリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、δ−バレロラクトン、１，３−ジオキサン−２−オン（別称炭酸トリメチレン）及び１，４−ジオキサン−２−オン（別称ｐ−ジオキサノン）から構成される群から選択することが最も好ましい。

上記モノマー単位を含む疎水性ブロックは主にエステル結合及び／又は炭酸エステル結合を含むため、加水分解性である。前記ブロックは明確な分子量範囲で製造することができる。
モノマーの選択はこれを用いて得られるトリブロックコポリマーの粘度に及ぼす影響を考慮する。トリブロックコポリマーによりｉｎ ｖｉｖｏで達成することが求められる生体吸収の速度とプロファイルに及ぼす影響も重要である。上記モノマーを組合せることにより製造されるポリエステルはしばらく前から研究されており、その組合せにはよく知られたものもある。
殆どの場合、このような組合せは２種のみのモノマーからなるが、Ｂブロックで３種の異なるモノマーを使用する例も考えられ、有益な場合もある。

好ましい１実施形態において、各Ｂブロックはε−カプロラクトンとラクチド、グリコリド、δ−バレロラクトン、ｐ−ジオキサノンもしくは炭酸トリメチレンのいずれか１種との組合せ；又はδ−バレロラクトンとラクチド、グリコリド、ｐ−ジオキサノンもしくは炭酸トリメチレンのいずれか１種との組合せ；又はｐ−ジオキサノンとラクチド、グリコリドもしくは炭酸トリメチレンとの組合せ；又は炭酸トリメチレンとラクチドもしくはグリコリドとの組合せである。

Ｒ末端基
本発明の生体吸収性トリブロックコポリマーは２個のＲ末端基を含む。Ｂブロックの末端ヒドロキシル基を使用することによりＢ−Ａ−Ｂ型トリブロックを修飾する。ＲはＨ又はＣ１〜Ｃ３０有機部分であることが好ましく、ＲはＣ１〜Ｃ３０有機部分であることがより好ましい。前記有機部分は直鎖、環状又は分岐鎖とすることができる。前記有機部分は例えばＯ、Ｎ及びＩ等のヘテロ原子を含んでいてもよい。有機部分の例は脂肪酸残基、エーテル残基又はウレタン残基である。脂肪酸残基は脂肪酸又は活性化脂肪酸をＢブロックの末端のヒドロキシル基と反応させることにより得られる。脂肪酸としては、炭素原子数１〜３０、好ましくは炭素原子数２〜２０の飽和又は不飽和脂肪酸群が挙げられる。脂肪酸基は例えばヨウ素等のヘテロ原子を含むことができる。ヨウ素を存在させると、動物又はヒト体内に注入中及び注入後にデポ剤を可視化するのに役立つ。

前記Ｃ１〜Ｃ３０脂肪酸は酢酸、プロピオン酸、酪酸、ペンタン酸、ヘキサン酸、ヘプタン酸、オクタン酸、ノナン酸、デカン酸、ウンデカン酸、ドデカン酸、トリデカン酸、テトラデカン酸、ペンタデカン酸、ヘキサデカン酸、ヘプタデカン酸、オクタデカン酸、ノナデカン酸、エイコサン酸、ヘンエイコサン酸、ドコサン酸、トリコサン酸、テトラコサン酸、ペンタコサン酸、ヘキサコサン酸、ヘプタコサン酸、オクタコサン酸、ノナコサン酸、トリアコンタン酸、カプロン酸、カプリル酸、カプリン酸、ラウリン酸、ミリスチン酸、ミリストレイン酸、パルミチン酸、パルミトレイン酸、ステアリン酸、オレイン酸、リノール酸、α−リノール酸、γ−リノール酸、ステアリドン酸、ルーメン酸、β−カレンド酸、エレオステアリン酸、プニカ酸、パリナリン酸、ピノレン酸、アラキジン酸、エイコセン酸、エイコサジエン酸、エイコサトリエン酸、ジホモ−γ−リノレン酸、ミード酸、エイコサテトラエン酸、アラキドン酸又はエイコサペンタエン酸から構成される群から選択することができる。
Ｒはアセチル基、プロピオニル基、ブチリル基、ペンタノイル基、ヘキサノイル基、ノナノイル基、ドデカノイル基、ペンタデカノイル基、２−ｎ−ヘキシルデカノイル基、ステアロイル基又はベンゾイル基から選択することが好ましく、各Ｒは場合により例えばヨウ素等のヘテロ原子で置換されていてもよい。Ｒは直鎖、分岐鎖又は環状とすることができ、飽和でも不飽和でもよい。

天然脂肪酸はアセチル補酵素Ａ回路を経て容易に分解可能である。更に、これらの酸は本発明の範囲の使用量でｉｎ ｖｉｖｏ毒性を示す危険が少ない。但し、天然脂肪酸には有益な生物活性をもつものもあるが、有害なものもある。当業者は用途と体内の部位に応じて脂肪酸選択を考慮する必要がある。修飾に用いる脂肪酸誘導体の鎖長が長いほど一般にポリマーの吸収時間が長くなる。
脂肪酸をＢ−Ａ−Ｂ型トリブロックコポリマーにカップリングする方法としては、限定されないが、イソシアネート等のカップリング剤の使用又は脂肪酸もしくはポリマー末端基の誘導体化が挙げられる。限定されないが、カルボニルジイミダゾール、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド、クロロギ酸パラニトロフェニル、コハク酸無水物等の活性化剤を使用することにより脂肪酸又はポリマーの官能基を活性化させ、カップリングを促進することができる。限定されないが、酸塩化物、酸無水物、イソシアネート等の脂肪酸の直接誘導体も、特に市販品として容易に入手可能なものがあるので使用できる。
これらのカップリング法は当業者に周知である。
用途によっては、末端基修飾に使用する脂肪酸誘導体に特別な部分を導入することが必要な場合がある。例えば、不飽和脂肪酸を使用すると、不飽和脂肪酸鎖間で化学反応が生じ、ポリマーを架橋させることができる。ポリマーの機械的性質と分解プロファイルを変えるために通常では架橋を行う。これらの架橋性部分の活性化と分子間反応は通常では放射線源、外部化学反応もしくは刺激、又はその組合せにより行う。放射線の例としては、限定されないが、熱、赤外線源、紫外線源、電子ビーム源、マイクロ波源、Ｘ線源、［単色又は非単色］可視光源及びγ線が挙げられる。外部反応又は刺激としては、限定されないが、ｐＨ、酸化還元反応、ｉｎ ｖｉｖｏに存在する化学物質（ガス、タンパク質、酵素、抗体等）との反応、体内に導入後に組成物に加えられる化学物質（デュアルシステムとも呼ばれ、例えば２個以上の反応性基を含む分子）との反応が挙げられる。
末端基は例えば酸素原子、窒素原子又はヨウ素原子を含むヘテロ原子アルキル基の群から選択してもよい。
末端基の選択はこれを用いて得られるトリブロックコポリマーの粘度に及ぼす影響を考慮する。ｉｎ ｖｉｖｏでの（半）固体の形成とその柔軟性に及ぼす影響も重要である。形成された（半）固体に治療活性物質を配合する場合には、このような活性物質の放出速度に及ぼす影響も重要である。

好ましいコポリマー
１実施形態において、式Ｉの生体吸収性トリブロックコポリマーはＡが１００〜１，５００ｇ／ｍｏｌ、より好ましくは１２０〜１，２５０ｇ／ｍｏｌ、最も好ましくは１５０〜１，０００ｇ／ｍｏｌの分子量を有する直鎖状ポリ（エチレングリコール）部分であり、Ｂがε−カプロラクトン、δ−バレロラクトン、グリコリド、ラクチド、ｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）及び炭酸トリメチレン（１，３−プロピレンカーボネート）からなる群、より好ましくはε−カプロラクトン、δ−バレロラクトン、グリコリド、ラクチドからなる群から選択される少なくとも２種類のモノマーＢ１及びＢ２を含むポリエステル部分を表し、ＲがＨ又は場合によりヘテロ原子を含むＣ１〜Ｃ３０脂肪酸残基であるコポリマーであり、前記ブロックコポリマーの分子量は５００〜５，０００ダルトン、好ましくは６００〜３，０００ｇ／ｍｏｌ、より好ましくは７００〜２，５００ｇ／ｍｏｌの範囲であり、２０℃で測定した剪断粘度は３０Ｐａ．ｓ未満、より好ましくは２０Ｐａ．ｓ未満又は１０Ｐａ．ｓ未満、最も好ましくは５Ｐａ．ｓ未満の値であり、前記コポリマーはＴ_ｇ（中点）が−２０℃未満、より好ましくは−３０℃未満、最も好ましくは−４０℃未満である。

別の実施形態において、式Ｉの生体吸収性トリブロックコポリマーはＢブロックの数平均分子量の合計とＡブロックの数平均分子量の比として表されるトリブロックコポリマーのブロック比が０．５〜１０であり、Ａブロックが少なくとも１００Ｄａの数平均分子量（Ｍｎ）を有する直鎖状ポリ（エチレングリコール）ブロックであり、Ｒがアセチル基、プロピオニル基、ヘキサノイル基、ノナノイル基、ドデカノイル基，ペンタデカノイル基、ステアロイル基又はベンゾイル基から選択され、各Ｒが場合により置換されていてもよいコポリマーである。
別の実施形態において、式Ｉの生体吸収性トリブロックコポリマーはＡが１５０〜７００Ｄａの分子量を有するポリエチレングリコールであり、各Ｂブロックがε−カプロラクトンとラクチド、グリコリド、δ−バレロラクトン、ｐ−ジオキサノンもしくは炭酸トリメチレンのいずれか１種との組合せ；又はδ−バレロラクトンとラクチド、グリコリド、ｐ−ジオキサノンもしくは炭酸トリメチレンのいずれか１種との組合せ；又はｐ−ジオキサノンとラクチド、グリコリドもしくは炭酸トリメチレンとの組合せ；又は炭酸トリメチレンとラクチドもしくはグリコリドとの組合せであり、Ｒがアセチル基、プロピオニル基、ヘキサノイル基、ノナノイル基、ドデカノイル基，ペンタデカノイル基、ステアロイル基又はベンゾイル基から選択され、各Ｒが場合により置換されていてもよいコポリマーであり、前記ブロックコポリマー全体の分子量は７５０〜３，０００ｇ／ｍｏｌ、より好ましくは１，０００〜２，５００Ｇ／ｍｏｌの範囲であり、２０℃で測定した剪断粘度は３０Ｐａ．ｓ未満、好ましくは２０Ｐａ．ｓ未満、より好ましくは１０Ｐａ．ｓ未満、最も好ましくは５Ｐａ．ｓ未満の値であり、前記コポリマーはＴ_ｇ（中点）が−２０℃未満、より好ましくは−３０℃未満、最も好ましくは−４０℃未満である。

医薬組成物
本発明は本発明のトリブロックコポリマーと少なくとも１種の治療活性物質を含有する医薬組成物にも関する。
前記医薬組成物は少なくとも５０重量％の本発明のトリブロックコポリマーの１種以上と、少なくとも１種の治療活性物質を含有するものが好ましい。前記医薬組成物は少なくとも７０重量％の本発明のトリブロックコポリマーの１種以上と、少なくとも１種の治療活性物質を含有するものがより好ましい。
１実施形態において、前記医薬組成物は本発明のトリブロックコポリマーの１種以上と少なくとも１種の治療活性物質から本質的に構成される。
本発明の医薬組成物は含水率が１重量％未満であることが好ましい。
前記医薬組成物の剪断粘度は２０℃で０．０１〜３０Ｐａ．ｓであることが好ましく、０．１〜２０Ｐａ．ｓがより好ましい。

本発明は０℃〜３７℃の温度範囲で流体である式１：
Ｒ−Ｂ−Ａ−Ｂ−Ｒ （Ｉ）
（式中、Ａは親水性ポリマーであり、Ｂは疎水性ポリマーであり、各Ｒは末端基であり、ＲはＨ又はＣ１〜Ｃ３０有機部分から選択される。）のトリブロックコポリマーと、少なくとも１種の治療活性物質から本質的に構成される医薬組成物にも関する。

前記医薬組成物は、Ａが１００〜１，５００ｇ／ｍｏｌ、より好ましくは１２０〜１，２５０ｇ／ｍｏｌ、最も好ましくは１５０〜１，０００ｇ／ｍｏｌ又は１５０〜８５０ｇ／ｍｏｌの分子量を有する直鎖状ポリ（エチレングリコール）部分であり、Ｂがε−カプロラクトン、δ−バレロラクトン、グリコリド、ラクチド、ｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）及び炭酸トリメチレン（１，３−プロピレンカーボネート）からなる群、より好ましくはε−カプロラクトン、δ−バレロラクトン、グリコリド、ラクチドからなる群から選択される少なくとも２種のモノマーＢ１及びＢ２を含むポリエステル部分を表し、ＲがＨ又は場合によりヘテロ原子を含むＣ１〜Ｃ３０脂肪酸残基である式Ｉの生体吸収性トリブロックコポリマー（但し、前記ブロックコポリマーの分子量は５００〜５，０００ｇ／ｍｏｌ、好ましくは６００〜３，０００ｇ／ｍｏｌ、より好ましくは７００〜２，５００ｇ／ｍｏｌの範囲であり、２０℃で測定した剪断粘度は３０Ｐａ．ｓ未満、より好ましくは２０Ｐａ．ｓ未満又は１０Ｐａ．ｓ未満、最も好ましくは５Ｐａ．ｓ未満の値であり、前記コポリマーはＴ_ｇ（中点）が−２０℃未満、より好ましくは−３０℃未満、最も好ましくは−４０℃である）と；少なくとも１種の治療活性物質を含有するものが好ましい。

前記医薬組成物の粘度は使用するポリマーに大きく依存し、治療活性物質は製剤組成物の注入性に軽微な影響しか与えないことが意外にも判明した。これは治療活性物質の分子量と治療活性物質の疎水性度にも依存しない。更に、本発明の医薬組成物は例えばリドカインや塩酸リドカイン等の親水性治療活性物質でも遅い〜非常に遅い放出を示すという利点もある。

治療活性物質
治療活性物質とは、当業者に認められている通り、投与したヒト又は動物において疾患を予防、抑制、緩和もしくは治癒させること又は所望の治療効果を生じることが可能な分子、細胞又は細胞材料の任意組合せを意味する。ヒト疾患も世界保健機関によりＷＨＯ ＩＣＤ−１０（２００７）分類資料に定義されているような意味である。

本発明の組成物における有効成分は任意の治療有効成分や任意の診断剤及び任意の造影剤等の有効成分とすることができ、ヒトを含む動物に予防効果のある治療有効成分と、ヒトを含む動物から疼痛、腫脹もしくは炎症等の疾患の症状もしくは原因もしくは帰結又は疾患を緩和、抑制又は完全に排除する効果をもつ治療有効成分が挙げられる。例えば、治療有効成分としては、生体内に一般的に送達される広い分類の化合物が挙げられる。例えば、これらの治療有効成分としては、限定されないが、抗感染剤（抗生物質、抗ウイルス剤、殺真菌剤、殺疥癬虫剤又は殺シラミ剤を含む）；殺菌剤（例えば塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼトニウム、グルコン酸クロルヘキシジン、酢酸マフェニド、塩化メチルベンゼトニウム、ニトロフラゾン、ニトロメルゾール等）；鎮痛剤及び鎮痛剤組合せ；食欲抑制剤；駆虫薬、関節炎治療薬、喘息治療薬；抗痙攣薬；抗うつ薬；糖尿病治療薬；止瀉薬；抗ヒスタミン薬；抗炎症薬、片頭痛治療剤；抗嘔吐薬；抗新生物薬；抗パーキンソン薬；鎮痒薬；抗精神病薬；解熱薬、鎮痙薬；抗コリン薬；交感神経作用薬；キサンチン誘導体；カリウム及びカルシウムチャネル遮断薬を含む心臓血管薬；β遮断薬；α遮断薬及び抗不整脈薬；抗高血圧薬；利尿薬及び抗利尿薬；全身、冠、末梢及び脳血管拡張薬を含む血管拡張薬；中枢神経刺激薬；血管収縮薬；鬱血除去薬を含む咳止め及び風邪薬；ホルモン及びステロイド（例えばエストロゲン、プロゲスチン、アンドロゲン、アドレノコルチコイド、コルチコステロイド等）；睡眠導入剤；免疫抑制剤；筋肉弛緩剤；副交感神経遮断薬；精神刺激薬；鎮静薬及び精神安定剤、麻薬（例えばモルヒネ、メペリジン、コデイン等）、局所麻酔薬（例えばブピバカイン、ジブカイン、メピバカイン、プロカイン、リドカイン、テトラカイン等のアミド型又はアニリド型局所麻酔薬）；制吐薬（例えばオンダンセトロン、グラニセトロン、トロピセトロン、メトクロプラミド、ドンペリドン、スコポラミド等）；抗血管新生薬（例えばコンブレスタチン、コントルトロスタチン、抗ＶＥＧＦ薬等）、多糖類、免疫調節剤、抗血栓性化合物、跛行治療薬、アテローム性動脈硬化症治療薬、抗ヒスタミン薬、抗癌剤（例えばメクロレタミン、シクロホスファミド、フルオロウラシル、チオグアニン、カルムスチン、ロムスチン、メルファラン、クロラムブシル、ストレプトゾトシン、メトトレキサート、ビンクリスチン、ブレオマイシン、ビンブラスチン、ビンデシン、ダクチノマイシン、ダウノルビシン、ドキソルビシン、タモキシフェン、パクリタキセル、エピルビシン、マイトマイシンＣ、シスプラチン、カルボプラチン等）、光線力学的治療法で使用される光増感剤、血管治療薬、眼科用薬、アミノ酸、ビタミン類、神経伝達物質、神経ホルモン、シグナル伝達分子、向精神薬、合成薬、半合成薬、天然薬並びにこれらから誘導される物質又は上記の組合せが挙げられる。

治療有効成分は生物学的製剤でもよく、限定されないが、（組換え）タンパク質、ＰＥＧ化タンパク質及びペプチド（例えばインスリン、エリスロポエチン、エキセナチド、グルカゴン様ペプチド−１、形態形成タンパク質（例えば骨形態形成タンパク質、トランスフォーミング増殖因子、線維芽細胞増殖因子、腫瘍壊死因子）、受容体拮抗薬（例えばインターロイキン−１受容体拮抗薬）、抗癌タンパク質（例えばネオカルジノスタチン、Ｌ−アスパラギナーゼ、インターロイキン−２、ベバシズマブ及び他の抗ＶＥＧＦ薬）、予防用ワクチン、治療用ワクチン、遺伝子材料（例えば核酸配列、ポリヌクレオチド、（アンチセンス）オリゴヌクレオチド、プラスミド、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ｓｉＲＮＡ、マイクロＲＮＡ）、アプタマー、酵素、抗原、抗体、抗体フラグメント、ウイルス、ウイルス材料、細胞、亜細胞構造等）が挙げられる。

本願に記載する治療有効成分のプロドラッグ、代謝物、誘導体、ｉｎ−ｖｉｖｏ又はｉｎ−ｖｉｔｒｏ化学修飾物、ｉｎ−ｖｉｖｏ又はｉｎ−ｖｉｔｒｏ酵素修飾物及び治療薬として活性な分解物も本発明の範囲に含む。
前記有効成分は免疫調節剤、抗炎症薬又は成長因子の群から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は免疫調節剤の群（例えばシクロスポリン、タクロリムス（ＦＫ−５０６）、シロリムス又はラパマイシン）から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分はステロイド系抗炎症薬の群（例えばプレドニゾン、プレドニゾロン、トリアムシノロン、クロベタゾール又はベタメタゾン）から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は非ステロイド性抗炎症薬の群（例えばアスピリン、ジクロフェナク、プロキシカム、メロキシカム、イブプロフェン又は選択的ＣＯＸ−２阻害薬（例えばセレコキシブ、バルデコキシブ、エトリコキシブ又はロフェコキシブ））から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は抗癌剤の群（例えばベバシズマブ、タモキシフェン又はインターロイキン−２）から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は抗ウイルス剤の群（例えばアシクロビル又はオセルタミビル）から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は抗細菌剤の群（例えばアモキシシリン）から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は糖尿病治療薬の群（例えばインスリン、グルカゴン様ペプチド−１、エキセナチド）から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分はワクチンの群から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は眼科用薬の群（例えばトリアムシノロン及びベバシズマブ）から選択される治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は各種神経変性疾患に対して有効な治療有効成分（例えばアポモルヒネ、リバスチグミン、プラミペキソール、ピオグリタゾン、メマンチン及びサフィナミド）とすることが好ましい。
前記有効成分は生物学的製剤の群から選択される治療有効成分とすることが好ましく、限定されないが、整形外科、特に椎間板又は軟骨又は骨の疾患の予防又は治療で利用するのに非常に適切な成長因子が挙げられる。このような成長因子の例としては、限定されないが、トランスフォーミング増殖因子３、線維芽細胞増殖因子１８、骨形成タンパク質１、骨形態形成タンパク質２、骨形態形成タンパク質６、骨形態形成タンパク質７、インターロイキン−１受容体拮抗薬が挙げられる。
前記有効成分は小児及び成人の成長障害、十分な筋肉組織の維持並びに老化防止用途に利用できるヒト成長ホルモンとその生物学的に類似の誘導体の類に属することが好ましい。
前記有効成分は内耳とその結合組織の炎症又は微生物感染症（鼓膜内疾患）に対して有効な治療有効成分とすることが好ましい。
前記有効成分は各種糖尿病に対して有効な治療有効成分（例えばインスリン及びグルカゴン様ペプチド−１とその誘導体であるエキセンジン−４やリラグルチド）とすることが好ましい。

水溶性の有効成分の場合、薬物は２０℃で大気圧（１ｂａｒ）下に測定した水への溶解度が少なくとも２０μｇ／ｍ、例えば少なくとも１００μｇ／ｍｌ、例えば少なくとも５００μｇ／ｍｌ、例えば少なくとも１０００μｇ／ｍｌ、例えば少なくとも５０００μｇ／ｍｌであることが好ましい。
水溶性有効成分の例としては、（５，０００Ｄａまでの）低分子、（１０，０００Ｄａまでの）中間サイズの分子に加え、タンパク質等の（少なくとも１０，０００Ｄａの）高分子も挙げられる。これらの水溶性有効成分は化学的に合成してもよいが、生物学的製剤でもよく、限定されないが、（組換え）タンパク質及びペプチド（例えばインスリン、エリスロポエチン、エキセナチド、グルカゴン様ペプチド−１、形態形成タンパク質（例えば骨形態形成タンパク質、トランスフォーミング増殖因子、線維芽細胞増殖因子、腫瘍壊死因子）、受容体拮抗薬（例えばインターロイキン−１受容体拮抗薬）、抗癌タンパク質（例えばネオカルジノスタチン、Ｌ−アスパラギナーゼ、インターロイキン−２、ベバシズマブ及び他の抗ＶＥＧＦ薬）、予防用ワクチン、治療用ワクチン、遺伝子材料（例えば核酸配列、ポリヌクレオチド、（アンチセンス）オリゴヌクレオチド、プラスミド、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ｓｉＲＮＡ、マイクロＲＮＡ）、アプタマー、酵素、抗原、抗体、抗体フラグメント、ウイルス、ウイルス材料、細胞、亜細胞構造等）が挙げられる。

従って、本発明は前記有効成分が本願に記載する方法を使用して測定した場合に少なくとも２０μｇ／ｍｌの水への溶解度を有する水溶性薬物の群から選択される治療有効成分である本発明の組成物にも関する。
本発明は上記のような治療有効成分のいずれかを収容したナノ粒子及び／又は微粒子（例えばリポソームやマイクロスフェア）を更に含む組成物にも関する。

治療活性物質としては、限定されないが、栄養素、薬剤（低分子体）、タンパク質及びペプチド、ワクチン、遺伝子材料（例えばポリヌクレオチド、オリゴヌクレオチド、プラスミド、ＤＮＡ及びＲＮＡ）、診断剤、造影剤、酵素、核酸配列、抗原、抗体、抗体フラグメント、ウイルス、ウイルス材料、細胞、亜細胞構造、成長因子、抗生物質、抗炎症性化合物、免疫調節剤、抗血栓性化合物、跛行治療薬、抗不整脈薬、アテローム性動脈硬化症治療薬、抗ヒスタミン薬、抗癌剤、血管治療薬、眼科用薬、アミノ酸、ビタミン類、ホルモン、神経伝達物質、神経ホルモン、酵素、シグナル伝達分子、向精神薬、合成薬、半合成薬、天然薬並びにこれらから誘導される物質又は上記の組合せが挙げられる。
治療活性物質、別称医薬品有効成分（ＡＰＩ）は所期用途に応じてあらゆる種類の活性を示すことができる。前記活性物質は生体応答を刺激、遮断又は抑制することが可能なものとすることができる。

前記治療活性物質はヒト及び動物の多数の異なる疾患及び病態で持続送達に使用することができる。
更に、デポ剤を形成するポリマーはその機能を完了した後には完全に分解される。これは代謝活性の少ない椎間板領域に適用する場合に特に重要である。
更に別の実施形態において、前記治療活性物質は感染症を回避、防御、抑制又は根絶するための薬剤である。

前記ポリマー組成物に治療活性物質が存在する場合には、組成物の総重量に対して０．０００００１〜７０重量％の量で存在することができる。治療活性物質は０．０２〜５０重量％の量で存在することが好ましく、０．０５〜４０重量％の量がより好ましい。
０．１〜２０重量％、又は０．５〜１０重量％の範囲が更に好ましい

本発明は更に、注入後に動物又はヒト体内に軟質物を形成するための本発明のブロックコポリマー又は本発明の医薬組成物の使用にも関する。
本発明は更に、注入後に動物又はヒト体内にデポ剤を形成するための本発明のブロックコポリマー又は本発明の医薬組成物の使用にも関する。
本発明は更に、医療機器としての本発明のブロックコポリマー又は本発明の医薬組成物の使用にも関する。
本発明は更に、０℃〜３７℃の温度範囲で流体である式１：
Ｒ−Ｂ−Ａ−Ｂ−Ｒ （１）
（式中、Ａは親水性ポリマーであり、Ｂは疎水性ポリマーであり、各Ｒは末端基であり、ＲはＨ又はＣ１〜Ｃ３０有機部分から選択される。）のトリブロックコポリマーを準備する工程と、少なくとも１種の治療活性物質を準備する工程と、前記コポリマーを前記治療活性物質と混合する工程を含む医薬組成物の製造方法にも関する。

組織工学
本発明のコポリマーを含む組織工学デバイスの用途としては、限定されないが、神経成長又は修復、軟骨成長又は修復、骨成長又は修復、筋肉成長又は修復、皮膚成長又は修復、分泌腺修復、眼球修復が挙げられる。なお、軟質物をそのまま使用してもよいし、より大型のインプラント、足場又は構造体の一部として使用してもよい。
前記ブロックコポリマー又はこれを用いて製造した製剤は矯正及び再建手術の待機中又は非待機中に損傷組織の癒着と瘢痕組織形成を防ぐために、重大な外傷の場合の仮空隙充填剤として使用することもできる。本発明のポリマーを注入することにより簡単に空隙充填を実施することができる。前記ポリマーを空隙充填剤として使用する他の利点としては、限定されないが、外部からの汚染の予防、感染予防、周囲組織壊死又は変性の予防、特定の組織形成の誘導（骨、軟骨、筋肉、神経、皮膚等）、単独又は他の公知足場もしくは構造体との併用による周囲組織の構造的完全性の維持助長、特定の天然又は外来分子の捕捉が挙げられる。
本発明のブロックコポリマーは生体吸収性皮膚充填剤として使用することもできる。

以上、例示の目的で本発明を詳細に説明したが、当然のことながら、以上の詳細な説明はこの目的に過ぎず、特許請求の範囲に記載する本発明の趣旨と範囲を逸脱しない限り、当業者が変更を加えることができる。
更に付言すると、本発明は本願に記載する構成要素の全ての可能な組合せにも係り、特許請求の範囲に記載する構成要素の組合せが特に好ましい。
更に付言すると、「含む」なる用語は他の要素の存在を排除しない。一方、所定の構成成分を含む製品に関する記載はこれらの構成成分から構成される製品も開示しているものとみなす。同様に、所定の工程を含む方法に関する記載はこれらの工程から構成される方法も開示しているものとみなす。
以下、実施例により本発明を更に詳細に説明するが、本発明はこれらの実施例に制限されない。

図１は、シリンジによるブロックコポリマーの吐出時間を測定するための注入性測定装置を示す。
図２は、２０℃と３７℃における種々のＰＥＧ２００誘導体の粘度をＴ_ｇ（℃）と対比して示す。
図３は、２０℃と３７℃における種々のＰＥＧ６００誘導体の粘度をＴ_ｇ（℃）と対比して示す。
図４は、ＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）５．０からの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。
図５は、ＰＥＧ２００（ｃａｐ７５−ｌａｃ２５）５．０からの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。
図６は、Ｃ６末端基をもつ３種類の異なるＰＥＧ２００ブロックコポリマーからの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。
図７は、ＰＥＧ６００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）１．０からの塩酸リドカインの放出について塩酸リドカインの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。
図８は、ＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）５．０からのリゾチームの放出についてリゾチームの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。
図９は、３種類の異なるＰＥＧ２００ブロックコポリマーからのリゾチームの放出についてリゾチームの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。
図１０は、Ｃ３末端基をもつ３種類の異なるＰＥＧ２００ブロックコポリマーからのリゾチームの放出についてリゾチームの累積放出率（％）を放出時間（日数）と対比して示す。
図１１は、ＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ＴＭＣ５０）５．０マトリックスを使用して末端基がｉｎ ｖｉｔｒｏ放出結果にどのような影響を及ぼすかを示す別の例である。２４時間後に若干の差が認められた。７日後に末端基の影響を認めることができた。７日後にＲ＝Ｈであるコポリマーは約２４％の塩酸リドカイン放出率を示した。７日後にＣ３でエンドキャップした場合の放出率は約１１％であり、分岐末端基の場合には更に大きな影響があり、放出率は約２％であった。
図１２は、ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｄｉｏｘ_５０）_５．０マトリックスを使用して末端基がｉｎ ｖｉｔｒｏ放出結果に及ぼす影響を示す。２４時間後に大きな差が認められた。エンドキャップしていないコポリマーは２４時間で約４０％の塩酸リドカイン放出率を示した。一方、エンドキャップしたコポリマーの放出率は０％〜６％であった。７日後でも、大きな末端基（Ｒ＝Ｃ６、Ｃ１２又は２−ｎ−ＨＤ）をもつコポリマーから塩酸リドカインは殆ど放出されなかった。

材料
トルエンとｎ−ペンタンはＢｏｏｍ社（Ｍｅｐｐｅｌ，オランダ）から購入した。ε−カプロラクトン、トリエチルアミン及び無水プロピオン酸はＡｃｒｏｓ Ｏｒｇａｎｉｃｓ社（Ｎｅｗ Ｊｅｒｓｅｙ，米国）から購入し、ＰＥＧ２００、ＰＥＧ６００、ＰＥＧ１０００、無水ヘキサン酸及び２−エチルヘキサン酸スズ（ＩＩ）はＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ社（Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ，米国）から購入した。無水ラウリン酸はＡＢＣＲ社（Ｋａｒｌｓｒｕｈｅ，ドイツ）から購入した。ＡＰＩのリドカイン、塩酸リドカイン及びリゾチームはＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ社（Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ，米国）から購入し、セレコキシブはＬＣ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社（Ｗｏｂｕｒｎ，米国）から購入した。モノマーであるＬ−ラクチド、Ｄ−ラクチド及びグリコリドはＰｕｒａｃ社（Ｇｏｒｉｎｃｈｅｍ，オランダ）から購入した。

試験方法
分子量はガードカラム１本（ＰＬｇｅｌ ５５μｍ，７．５×５０ｍｍ）とＶａｒｉａｎカラム３本（ＰＬｇｅｌ，５μｍ，５００Å，３００×７．５ｍｍ）を取り付けたＡｇｉｌｅｎｔシステムＳｅｒｉｅｓ １００を使用してＧＰＣにより測定した。検出は屈折率検出器を使用して行った。種々の分子量のＰＥＧ標準を参照用に使用した。溶離液はＴＨＦとし、溶離速度は１．０ｍｌ／ｍｉｎとした。カラム温度は３５℃とした。試料の濃度はＴＨＦ中約４ｍｇ／ｍｌとし、注入容量は５０μｌとした。Ｍ_{ｎ，ｐｏｌｙｍｅｒ}はＰＥＧ標準を基準としてＴＨＦ中で測定したポリマーの数平均分子量である。
ポリマーの熱特性はＤＳＣ（ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＤＳＣ Ｑ２０００装置）により測定した。試料約１０ｍｇをアルミニウム製密閉型容器に入れ、室温から−９０℃まで冷却し、等温状態を５分間維持した後、１０℃／ｍｉｎ（６０秒毎に±１℃調節）の加熱速度で７０℃まで加熱した。次に、試料を５℃／ｍｉｎ（６０秒毎に±１℃調節）の冷却速度で−９０℃まで冷却した後、２℃／ｍｉｎ（６０秒毎に±１℃調節）の加熱速度で７０℃までの２回目の加熱サイクルを実施した。２回目の加熱サイクルを使用し、熱容量変化の中点としてガラス転移温度（Ｔ_ｇ）を求め、発熱領域の最高温度として融解温度Ｔ_ｍを求めた。
針（金属）を通して既知体積を吐出させるためにどの程度の時間（秒）を要したかを測定することにより、各ポリマーの注入性を判定した。同一条件を使用して各試料を測定するために、図１に示すような装置を準備した。
ルアーロック付きプラスチックシリンジ３（１ｍｌ）に針４を装着し、ポリマーを充填した。２１Ｇ ０．８０×５０ｍｍ、２５Ｇ ０．５０×２５ｍｍ又は２７Ｇ ０．４０×２０ｍｍの標準金属針を使用した。シリンジをクランプ（図示せず）でロックし、３，２５０ｇの重り１をプランジャー２に載せた。プランジャー／重り界面は０．８ｃｍ^２であり、４．０６ｋｇ／ｃｍ^２の圧力を生じた。２１Ｇ、２５Ｇ及び２７Ｇ針について、０．１ｍｌを吐出させるために要する時間を測定した。吐出前に、ポリマーを充填したシリンジを２０℃で２日間保存した。測定は２０℃で実施した。プランジャーに載せる重りは手動注射に似せた測定となるように選択した。
粘度測定は４０ｍｍタイプコーン、角度１：００：００（度分秒）のコーンプレート型のＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＡＲ２０００Ｅｘで実施した。粘度測定中は、３００秒間５ｓ^−１の剪断速度下で温度を２０℃又は３７℃の一定に維持した。ソフトウェア（Ｔｒｉｏｓソフトウェア，ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）を使用して平均粘度値を計算した。このような方法でポリマーの平均動（剪断）粘度を求めた。結果を表２Ａ及びＢに示す。

一般合成手順：
ディーン・スタークトラップと冷却器を取付た三口丸底フラスコ（５００ｍｌ）にＰＥＧ２００（２０．６ｇ；１０３ｍｍｏｌ）、Ｌ−ラクチド（５１．７ｇ；３５９ｍｍｏｌ）、ε−カプロラクトン（５１．５ｇ；４５２ｍｍｏｌ）及びトルエン２５０ｍｌを加え、窒素雰囲気下で撹拌下に加熱還流した。トルエン／水１１０ｍｌを留去することにより溶液を共沸乾燥した。次に溶液を９０℃まで冷却し、オクタン酸スズ（０．７４ｇ；１．８ｍｍｏｌ）を加えた。混合物を窒素雰囲気下で一晩還流することにより開環重合を実施した。次に、溶液を室温まで冷却した。
２−ｎ−ヘキシルデカノイルクロリドの合成
周囲温度で塩化チオニル（６０ｍｌ，８２６ｍｍｏｌ）を２−ｎ−ヘキシルデカン酸（５０ｇ，１９５ｍｍｏｌ）のＤＣＭ（２００ｍｌ）溶液に滴下した。得られた混合液を周囲温度で一晩撹拌した。
揮発分を６０℃で減圧蒸発させた。最後に、残留している生成物を６０℃にてトルエン（１００ｍｌ）で逆抽出（３回）した。

修飾手順：
プロピオニル末端基による修飾；ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_５．０−Ｃ３
反応混合液にＥｔ_３Ｎ（５２．５ｇ；５１５ｍｍｏｌ；５当量）と無水プロピオン酸（４０ｇ，３１０ｍｍｏｌ，３当量）を加えた。得られた混合液を撹拌下に１時間還流させた。
ヘキサノイル末端基による修飾；ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_５．０−Ｃ６
無水プロピオン酸による修飾について記載したように実施した。無水プロピオン酸の代わりに無水ヘキサン酸（６６．３ｇ，３１０ｍｍｏｌ．３当量）を使用した。
ドデカノイル末端基による修飾；ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_５．０−Ｃ１２
無水プロピオン酸による修飾について記載したように実施した。無水プロピオン酸の代わりに無水ラウリン酸（１２５ｇ ｇ，３１０ｍｍｏｌ．３当量）を使用した。
２−ｎ−ヘキシルデカノイル末端基による修飾；ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_５．０−２−ｎ−ＨＤ
ポリマー溶液の揮発分を６０℃で減圧蒸発させた。残留している粗生成物であるポリマーをＤＣＭ（３００ｍｌ）に溶解させた後、Ｅｔ_３Ｎ（５２．５ｇ；５１５ｍｍｏｌ；５当量）と２−ｎ−ヘキシルデカノイルクロリド（３０．６ｇ，２５７ｍｍｏｌ，２．５当量）を加えた。得られた混合液を周囲温度で２時間撹拌後、ＤＣＭを６０℃で減圧蒸発させた。ＥｔＯＡｃ（１００ｍｌ）を加え、混合液を周囲温度で１０分間撹拌した。形成された固形分を濾別し、濾液をＤＣＭ（２００ｍｌ）で希釈した。ｎ−ペンタン（６００ｍｌ）を入れた分液漏斗に得られた溶液を注ぎ入れた。振盪後、ポリマーを分液漏斗の底に沈殿させた。ポリマーを採取し、６０℃で減圧乾燥し、最後に６０℃で高真空（＜１ｍＢａｒ）下に少なくとも２４時間乾燥した。

一般後処理手順
ｎ−ペンタン（６００ｍｌ）を入れた分液漏斗に反応混合液を注ぎ入れた。混合液を振盪後、ポリマーは漏斗の底に沈殿し、採取することができた。得られたポリマーを６０℃で２時間減圧乾燥した後、更に真空オーブン（＜０．２ｍＢａｒ）で９０℃にて少なくとも２４時間乾燥した。
上記のようにこの方法を使用し、ポリマーライブラリーを製造した。Ｂブロックで使用するモノマーの種類とＢブロックの長さを変えると共に末端基を変えた種々のＰＥＧブロックを使用することにより種々の変形例を製造した。結果を表１に示す。

用語
実験セクションでは、トリブロックコポリマーの略称を使用した。
例えば、ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_５．０は分子量が２００ＤａのＰＥＧからなるＡブロックと、Ａブロックの両側に配置されたＢブロックを含み、２個のＢブロックの合計分子量がＡブロックの分子量の５倍であり、各Ｂブロックがε−カプロラクトンとラクチドを５０／５０（重量）比で含むトリブロックコポリマーを意味する。この場合、ＲＢＡＢＲ型トリブロックコポリマーは平均してＭｎ２００のＰＥＧからなるＡブロック１個と、各々Ｍｎが約５００Ｄａであり、５０重量％のε−カプロラクトンと５０重量％のラクチドを含むＢブロック２個を含む。この場合、末端基ＲはＨである。
ＲがＨ以外のものである場合には、その炭素鎖長を式に加えている。
例えば、ＰＥＧ６００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_２．０−Ｃ６は分子量（Ｍｎ）が６００のＰＥＧからなるＡブロック１個と、各々分子量（Ｍｎ）が約６００（１２００／２）であり、両側にＣ６Ｒ基をもつＢブロック２個を含むＲＢＡＢＲ型トリブロックコポリマーを意味する。

実験１：コポリマーの製造
一般合成手順に従って多数のＲＢＡＢＲ型コポリマーを製造した。熱特性と分子量を測定した。結果を表１Ａ及び１Ｂに示す。

表１Ａ及びＢ中、ＰＥＧ２００、ＰＥＧ６００及びＰＥＧ１０００は分子量が夫々２００ｇ／ｍｏｌ、６００ｇ／ｍｏｌ及び１，０００ｇ／ｍｏｌのポリエチレングリコールポリマーである。
Ｍ_{ｎ，ＰＣＬＡ}はＰＥＧ Ａブロックの分子量を基準に計算したＢブロックの合計の分子量である。
Ｃａｐはε−カプロラクトンの略称である。
ＬａｃはＬ−ラクチド、Ｄ−ラクチド又はＤＬ−ラクチドの略称である。特に指定しない限り、Ｌ−ラクチドをデフォルトで選択する。
Ｇｌｙはグリコリドの略称である。
Ｄｉｏｘはｐ−ジオキサノンの略称である。
ＴＭＣは炭酸トリメチレンの略称である。
Ｖａｌはδ−バレロラクトンの略称である。
Ｃ３、Ｃ６及びＣ１２はＲ基が夫々炭素原子数３（プロピオニル）、６（ヘキサノイル）又は１２（ドデカノイル）であることを意味する。
２−ｎ−ＨＤはＲ基が２−ｎ−ヘキシルデカノイル末端基を含むことを意味する。
Ｍ_{ｎ，ｐｏｌｙｍｅｒ}：ＧＰＣにより求めたＰＣＬＡブロックの数平均分子量。
ＰＣＬＡ／ＰＥＧ：ＰＣＬＡとＰＥＧの比。
ＣＬ／ＬＡ：ε−カプロラクトンとＬ−ラクチドの比。
ｍ／ｍ：Ｂブロックにおける第１のモノマーと第２のモノマーの比。
ＰＤＩ：ＧＰＣによる多分散指数。
Ｔ_ｇ：ＤＳＣによるガラス転移温度（中点）。
Ｔｍ：ＤＳＣによる融解温度。
修飾度とはポリマー修飾後の脂肪族末端基（Ｒ）の数を意味する。修飾度を−−と記載する場合には、式ＲＢＡＢＲ中、Ｒ＝Ｈであることを意味する。修飾度が２である場合には、Ｒが多数のＣ原子を含む脂肪酸残基であることを意味する。

実験２：ポリマーの注入性の試験
表１Ａ及びＢに記載したポリマーの注入性を試験し、２０℃と３７℃で粘度を測定した。結果を表２Ａ及びＢに示す。

ＴｇとＴｍ（融点）の低いモノマーをε−カプロラクトンと併用して第２組のポリマーを製造した（表１Ｂも参照）。ε−カプロラクトンを例えばジオキサノン又はδ−バレロラクトンと併用すると、粘度が低く注入性に優れたコポリマーが得られる。
総ポリマー分子量と分子組成に応じて吐出時間に大きな差が認められた。表２に示すように、末端基（Ｃ６又はＣ１２）は吐出時間に多大な影響があった。一般に、末端基Ｒ＝Ｈをもつポリマーは吐出性が低く、粘度が比較的高い。Ｃ３でエンドキャップしたポリマーのほうが吐出性が良好であり、Ｃ６又はＣ１２で修飾したポリマーは未修飾のポリマー（Ｒ＝Ｈ）に比較して吐出性が最良で粘度が最低であった。

ＰＣＬＡブロック（Ｂブロック）の組成も非常に重要である。例えば、ＰＥＧ２００（ｃａｐ_２５−ｌａｃ_７５）_５．０−Ｃ３の組成をもつポリマーは吐出不能であったが、組成をＰＥＧ２００（ｃａｐ_７５−ｌａｃ_２５）_５．０−Ｃ３に変えると、吐出性の非常に良好なポリマーが得られた。カプロラクトンをＰＣＬＡブロックの主成分とする場合には粘度が低下する。これは硬質の乳酸モノマー単位に比較して６−ヒドロキシヘキサン酸モノマー単位のほうがＴ_ｇが低いことに関係があるのではないかと本発明者らは考える。温度を３７℃に上げると、低粘性ポリマーとなる。３７℃のほうが著しく吐出し易く、これらのポリマーの吐出時間は有意に低下する。
表１に示すように、ＤＳＣを使用してポリマーの熱特性を測定した。ＰＥＧ１０００を用いて構成したポリマーは融解温度が２０℃前後である。これらのポリマーは冷蔵庫（４℃）でも周囲温度でも結晶化する。これらのポリマーをエンドキャップすると融解温度は低下するが、結晶化しないほどには低下しない。一方、注入前にコポリマーを３７℃まで昇温すると、ＰＥＧの結晶領域を「融解」させることができる。所望により、前記コポリマーを直ぐに結晶化させず、従って、直ぐに粘度を上げずに、注入前に再び室温まで冷却してもよい。

ＰＥＧ２００誘導体のガラス転移温度（Ｔ_ｇ）と粘度の関係を図２に示す。Ｔ_ｇが低いほど、ポリマーの粘度は低い。Ｔ_ｇが約−４０℃未満であるならば、≦２５Ｇの細い針を通してポリマーを吐出させることができる。Ｔ_ｇが高いほど粘度は高くなり、従って、吐出性が悪化する。図２に示すように高い吐出温度（例えば３７℃）を選択することによりこれを回避することもできる。
ＰＥＧ６００誘導体でも同じ傾向が認められる（図３）。２０℃で≦２５Ｇの細い針を通して吐出できるようにするためにはこれらのポリマーのＴ_ｇのみを約−５０℃未満にすべきである。

実験３：塩酸リドカインのｉｎ−ｖｉｔｒｏ放出
一連のポリマーに１％塩酸リドカイン（低分子親水性ＡＰＩ）を配合した。配合後のポリマーの既知量（２５０〜３５０ｍｇ）を小型試験管（１５ｍｌ）に移した後、ＰＢＳ（ｐＨ＝７．４；５２ｍｍ；３００ｍＯｓｍ；３７℃に予熱）５ｍＬを加えた。試験管を３７℃の恒温振盪器に入れた。
放出試料を７日間採取し、これらの時点で上清から緩衝液（６００μｌ）を取出し、予熱したＰＢＳに交換した。ＵＨＰＬＣを使用して試料のリドカイン含量を分析した。
１日目に組成ＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_５．０の３種類の異なるポリマー間で若干の差が認められた（図４）。２日後に末端基の影響はより明白になった。７日後に、末端基をもたないポリマー（Ｒ＝Ｈ）は約５１％の放出率を示した。末端基をもつ場合には塩酸リドカインの放出率の低下が認められた。７日後にＣ３末端基は約２８％の放出率を示し、Ｃ６末端基は約１５％の放出率を示した。
図５に示すように、組成ＰＥＧ２００（ｃａｐ_７５−ｌａｃ_２５）_５．０のポリマーでも同様の結果が得られ、末端基をもたないポリマー（Ｒ＝Ｈ）は７日後に約４７％の塩酸リドカイン放出率を示した。７日後にＣ３でエンドキャップした場合の放出率は約３０％であり、Ｃ６でエンドキャップしたポリマーでは放出率に更に大きな影響が認められ、放出率は約１８％であった。
塩酸リドカインの放出率に及ぼす末端基の影響に加え、ポリエステルブロック長とモノマー組成の影響も検討した（図６）。この実験では、Ｃ６末端基をもち、ポリエステルブロック長又はＰＣＬＡ比の異なる３種類のＰＥＧ２００系ポリマーを比較した。これらのパラメータを変えることにより、放出率に若干の差が認められた。７日後に塩酸リドカインの約１８％〜２８％が放出された。
ポリマーＰＥＧ６００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）１．０では末端基のプラスの影響（＝放出率の低下）が一層明白であった。末端基なし（Ｒ＝Ｈ）では７日後の塩酸リドカインの放出率は８０％であったが、Ｃ３でエンドキャップした場合には７日後の放出率は３０％である（図７）。

実験４：リゾチームのｉｎ−ｖｉｔｒｏ放出
ポリマーを選択し、１０％リゾチームを配合した。配合後のポリマーの既知量（配合後の液体ポリマー２５０〜３５０ｍｇ）を小型試験管（１５ｍｌ）に移した後、ＰＢＳ３ｍｌ（ｐＨ＝７．４；５２ｍｍ；３００ｍＯｓｍ；３７℃に予熱）を加えた。試験管を３７℃の恒温振盪器に入れた。
放出試料を７日間採取し、これらの時点で上清から緩衝液（３００μｌ）を取出し、ＢＣＡタンパク質アッセイを使用してリゾチーム放出について分析した。試料採取直後に予熱した新鮮なＰＢＳ（３００μｌ）を加え、放出試験を持続した。
図８に示すように、最初の３日間でエンドキャップした同一ポリマー組成物に比較してエンドキャップしていないポリマーＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）５．０から著しく迅速にリゾチームが放出された。３日後に全製剤で放出は減速する。本実施例は突発的な放出を減らすのに末端基が有益であることを実証するものである。
図９に示すように、末端基が長いほどリゾチーム放出は保持される。ポリマーＰＥＧ２００（ｃａｐ５０−ｌａｃ５０）７．５−Ｃ６は高粘性（高分子量）ポリマーであるため、保持時間も長くすることができる。
放出特性を制御するためにはＰＣＬＡブロックの組成又はポリマーの分子量が非常に重要であるが、それだけでなく、図１０に示すように、親水性部分（ＰＥＧブロック）も多大な影響がある。分子量範囲とＰＣＬＡ組成が同一のポリマーに比較すると、ＰＥＧブロックが長いほど放出は迅速になる。

実験５：コポリマーのｅｘ−ｖｉｖｏ注入
ポリマーを３７℃でラットの死体に注入した（ラットは注入の１分前に屠殺したが、これらのラットは別の試験から転用し、注入試験の目的で屠殺したものではない）。可視化を容易にするために微量のメチレンブルーをポリマーに添加した。注入直後にラットの皮膚を剥がした。意外にも、良好な「ゴム状」のデポ剤が形成された。デポ剤を回収し、室温で保存した。１０週間後もデポ剤は依然として「ゴム状」であった。

実験６：医薬組成物の粘度の測定
別の組の液体ポリマーを合成し、これらにＡＰＩ（リドカイン、塩酸リドカイン、セレコキシブ又はリゾチーム）（１％ｗ／ｗ）を配合した場合に粘度に及ぼす影響を測定した。先ず、バイアルに既知量のポリマーを加えた後、適切なＡＰＩを添加した。バイアルを３７℃で数時間保存した。この間にＡＰＩをポリマーマトリックスに溶解させた後、スパチュラを使用して試料を混合した。粘度を測定（先述したような方法を使用して１回測定）する前に、試料を周囲温度で少なくとも２４時間保存した。表に示すように、ポリマーに１％（ｗ／ｗ）ＡＰＩを配合した場合に粘度に有意影響はなかった。

実験７
ＲＢＡＢＲ型コポリマーの種々の例を製造し、熱特性と粘度を測定した。
いずれの場合も、ＡブロックはＰＥＧを使用した。Ｂブロックは下記モノマー群から１〜３種の異なるモノマーを種々に組合せた。

表４はこれらのモノマーのホモポリマーの熱特性をまとめたものである。

表４から明らかなように、モノマーとしてε−カプロラクトンとδ−バレロラクトンはＲＢＡＢＲ型コポリマーの有益な熱特性に役立ち、ｐ−ジオキサノンと炭酸トリメチレンも妥当な低いＴ_ｇ値をもつ。同時に、ＲＢＡＢＲ型コポリマーに結晶領域が形成されないようにすることも重要である。ラクチドとグリコリドはホモポリマーのＴｇ値とＴｍ値が高いことから分かるように硬質構造であるため、多量にならないようにすべきである。
Ａブロックの熱特性も重要である。ＡブロックがＰＥＧである場合には、分子量と融点の間に以下の関係が認められる（表５）。

表６にまとめるように多数のコポリマーを製造した。

ε−カプロラクトンを単独で疎水性成分として使用すると、周囲温度でＴ_ｇの低い（約−８０℃）非常に流動性のポリマーとなる。このようなポリマーは融解温度が高いため、冷蔵庫で保存すると凝固する。ＤＬ−ラクチド（Ｄ／Ｌ比５０／５０）を単独で使用したポリマーはＴ_ｇが−６〜−４０℃と比較的高いため、粘度が高い。
疎水性ブロックの組成を変え、ε−カプロラクトンの量を多くして（７５％）Ｔ_ｇを下げ、こうして粘度を下げることにより、ＰＥＧ２００、ε−カプロラクトン及びグリコリドを用いて２種類のポリマーを製造した。グリコリドとラクチドはどちらもＴ_ｇが高い（表４参照）ため、疎水性ブロックとしてこれらのモノマーを組合せるのは適切ではなく、非常に粘度の高いほぼ固体のポリマーとなる。
Ｔｇの低い別のモノマー（δ−バレロラクトン）をラクチド及びＰＥＧ２００と組合せると、比較的粘度の低いポリマーが得られた。δ−バレロラクトンのほうがＴ_ｇが低いため、このポリマーのほうが粘度が若干低いが、このポリマーはＰＥＧ２００（ｃａｐ_５０−ｌａｃ_５０）_５．０と同等である。

３種類のモノマーを組合せることも可能である（ＰＥＧ２００（ｃａｐ_４０−ｌａｃ_３０−ｇｌｙ_３０）_５．０）。Ｃ６末端基に化学修飾すると、Ｔ_ｇと粘度が低下する。
ＢブロックでＴｇの低い２種類のモノマーを組合せると、粘度が低く、注入性に優れたＲＢＡＢＲ型ブロックコポリマーが得られることが判明した。例えば、ε−カプロラクトンとジオキサノンをＢブロックのモノマー単位として使用すると、優れたＲＢＡＢＲ型ブロックコポリマーが得られる（試料４４〜４９参照）。

実験８：現在の技術水準のポリマー
種々の従来技術文献に従い、多数の現在の技術水準のポリマーを製造した。ニートポリマーの粘度を２０℃で測定した。

全ポリマーは結晶性を示し、融解温度が２０℃を上回る。２０℃で粘度を測定できるようにするために、試料を先ず５０℃で融解させた後、２０℃まで冷却した。２０℃で４分間コンディショニングさせた後、試料の粘度を測定した。ＥＰ２３４３０４６とＷＯ２０１２／１３１１０４による試料は測定中に結晶化し、粘度値が非常に高い。
全試料は本発明のＢＡＢ型ブロックコポリマーに比較して粘度が高い。

Claims (16)

1. ０℃〜３７℃の温度範囲で流体である式１：
   Ｒ−Ｂ−Ａ−Ｂ−Ｒ （１）
   （式中、Ａは親水性ポリマーであり、Ｂは疎水性ポリマーであり、Ｒは末端基であり、ＲはＨ又はＣ１〜Ｃ３０有機部分である。）の生体吸収性トリブロックコポリマー。
2. 前記コポリマーは剪断レオロジーにより測定した２０℃での粘度が３０Ｐａ．ｓ未満、好ましくは２０Ｐａ．ｓ未満又は１０Ｐａ．ｓ未満、最も好ましくは５Ｐａ．ｓ未満の値である請求項１に記載のコポリマー。
3. 前記コポリマーはＴｇ（中点）が−２０℃未満、好ましくは−３０℃未満、最も好ましくは−４０℃未満である請求項１又は２に記載のコポリマー。
4. 前記コポリマーはＴｍ（中点）が２０℃未満、好ましくは１０℃未満、より好ましくは０℃未満である請求項１から３のいずれか一項に記載のコポリマー。
5. 前記コポリマーは数平均分子量（Ｍｎ）が５００〜５，０００ｇ／ｍｏｌ、より好ましくは６００〜３０００ｇ／ｍｏｌの範囲内、最も好ましくは７００〜２５００ｇ／ｍｏｌの範囲内である請求項１から４のいずれか一項に記載のコポリマー。
6. 前記Ａブロックがポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリプロピレンオキシド（ＰＰＯ）、ポリテトラメチレンオキシド（ＰＴＭＯ）、ＰＥＯとＰＰＯのコポリマー、ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）又はポリ［Ｎ−（２−ヒドロキシエチル）−Ｌ−グルタミン］（ＰＨＥＧ）から構成される群から選択される請求項１から５のいずれか一項に記載のコポリマー。
7. 前記Ａブロックが１５０〜１２５０ｇ／ｍｏｌのＭｎを有するポリエチレングリコールである請求項１から６のいずれか一項に記載のコポリマー。
8. 各Ｂブロックがε−カプロラクトンとラクチド、グリコリド、δ−バレロラクトン、ｐ−ジオキサノンもしくは炭酸トリメチレンのいずれか１種との組合せ；又はδ−バレロラクトンとラクチド、グリコリド、ｐ−ジオキサノンもしくは炭酸トリメチレンのいずれか１種との組合せ；又はｐ−ジオキサノンとラクチド、グリコリドもしくは炭酸トリメチレンとの組合せ；又は炭酸トリメチレンとラクチドもしくはグリコリドとの組合せである請求項１から７のいずれか一項に記載のコポリマー。
9. Ｒが脂肪酸残基、エーテル残基又はウレタン残基から選択される請求項１から８のいずれか一項に記載のコポリマー。
10. Ｒがアセチル基、プロピオニル基、ヘキサノイル基、ノナノイル基、ドデカノイル基，ペンタデカノイル基、ステアロイル基又はベンゾイル基から選択され、Ｒが直鎖、分岐鎖又は環状であり、Ｒが場合により例えばヨウ素等のヘテロ原子で置換されていてもよい請求項１から９のいずれか一項に記載のコポリマー。
11. 請求項１から１０のいずれか一項に記載の１種以上のトリブロックコポリマーと、少なくとも１種の治療活性物質を含有するｃ
12. 前記組成物が医薬組成物の総重量に対して少なくとも５０重量％の前記トリブロックコポリマーを含有する請求項１１に記載の医薬組成物。
13. 前記組成物は剪断レオロジーにより測定した２０℃での動粘度が３０Ｐａ．ｓ以下、より好ましくは２０Ｐａ．ｓ未満又は１０Ｐａ．ｓ未満、最も好ましくは５Ｐａ．ｓ未満である請求項１１又は１２に記載の医薬組成物。
14. 注入後に動物又はヒト体内でデポ剤を形成するための請求項１から１０のいずれか一項に記載のブロックコポリマー又は請求項１１から１３のいずれか一項に記載の医薬組成物の使用。
15. 医療機器としての請求項１から１０のいずれか一項に記載のブロックコポリマー又は請求項１１から１３のいずれか一項に記載の医薬組成物の使用。
16. ０℃〜３７℃の温度範囲で流体である式１：
    Ｒ−Ｂ−Ａ−Ｂ−Ｒ （１）
    （式中、Ａは親水性ポリマーであり、Ｂは疎水性ポリマーであり、各Ｒは末端基であり、ＲはＨ又はＣ１〜Ｃ３０有機部分から選択される。）のトリブロックコポリマーを準備する工程と、少なくとも１種の治療活性物質を準備する工程と、前記コポリマーを前記治療活性物質と混合する工程を含む医薬組成物の製造方法。