JP2023504853A - 炎症応答性を有する抗炎症性ハイドロゲル - Google Patents

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Abstract

本発明は、全体として、プロテアーゼ応答性薬物送達ハイドロゲル、その使用、およびその製造に関連する方法の分野に関する。より詳細には、炎症関連プロテアーゼとの反応により抗炎症剤を放出するハイドロゲルに関する。【選択図】図19

Description

本発明は、全体として、プロテアーゼ応答性薬物送達ハイドロゲル、その使用、およびその製造に関連する方法の分野に関する。より詳細には、炎症関連プロテアーゼとの反応により抗炎症剤を放出するハイドロゲルに関する。
炎症は、有害な刺激を取り除いて損傷した組織を損傷前の状態に戻すために、宿主の免疫系によって行われる一連の生物学的反応である［Serhan, C. N. et al. Fundamentals of Inflammation, Cambridge University Press, Cambridge, (2010)］。急性の炎症反応は、有害な刺激を排除し、組織損傷後に細胞の恒常性を回復させるために不可欠である［Serhan, C. N. et al. Fundamentals of Inflammation, Cambridge University Press, Cambridge, (2010)］。一方、白血球の活性状態が必要以上に持続すると、過剰な炎症に伴い、慢性的な組織障害が生じる［Serhan, C. N. et al. Fundamentals of Inflammation, Cambridge University Press, Cambridge, (2010)］。このような慢性的な状態は、関節リウマチ、慢性糖尿病性潰瘍、炎症性腸疾患（IBD）、慢性閉塞性肺疾患などの多くの病態でよく見られる［Serhan, C. N. et al. Fundamentals of Inflammation, Cambridge University Press, Cambridge, (2010)］。
慢性疾患における過剰な炎症を抑制する治療法として、抗炎症剤の全身投与が臨床的に認容されている。関節リウマチやIBDの患者には、臨床症状に基づいて非ステロイド性抗炎症剤（NSAID）やステロイド性免疫抑制剤などの低分子薬剤が経験的に処方されている。しかし、これらの薬剤の全身投与は、薬物の放出制御が行われないために過剰投薬となることがあり、それに伴ってよく知られた副作用が生じることもある。例えば、NSAIDを全身投与した場合、心筋梗塞、脳血管障害、胃潰瘍などのリスクが高くなる。また、副腎皮質ステロイドは、長期にわたって処方されると、骨壊死、緑内障、日和見感染症などの重篤な薬物誘発性合併症を起こす可能性がある。
薬物放出動態の時空間的制御を改善し、全身毒性を最小限に抑えることを目的として、これまでに抗炎症治療薬を投与するための薬物送達プラットフォームがいくつか設計されている［Hamalainen, M. et al. Basic & Clinical Pharmacology & Toxicology 112(5) 296-301 (2013)］。例えば、グルココルチコイドを小胞システムに封入することで、薬物の半減期を延長し、治療薬の緩やかな放出を実現したものが報告されている［Maestrelli, F. et al. Journal of Drug Delivery Science and Technology 32 192-205 (2016)］。また、低分子のNSAIDをナノサイズのポリマーフィルムに共有結合させることで、治療ペイロードを大幅に増やし、薬剤-ポリマーエステル結合の加水分解により長期にわたって徐放させる方法も報告されている［Hsu, B. B. Proceedings of the National Academy of Sciences 111(33) 12175 (2014)］。しかし、これらのシステムでは、抗炎症治療薬の投与を必要とする炎症特性を有する疾患組織の特異的な病態が考慮されていない。薬物の放出は、主にポリマー組成や薬物担持量など、送達プラットフォームの物理化学的特性により決定づけられているため、これらのシステムの薬物放出プロファイルは生物学的要件に合ったものではない。
疾患組織における生体微小環境の炎症特性を利用することで、免疫学的シグナルにより作動するスマートな薬物送達システムを設計することができると考えられる。特に、複数の研究結果により、慢性炎症でプロテアーゼ、特にセリンプロテアーゼとマトリックスメタロプロテアーゼ（MMP）の発現が上昇することが示されており、これらが炎症カスケードを調節するための治療薬投与の生化学的シグナルとなる可能性が示唆されている［Pham, C. T. N. The International Journal of Biochemistry & Cell Biology 40(6) 1317-1333 (2008)］。プロテアーゼは、pH、温度、酸化還元などといった他の刺激と比べると、より特異的な生物学的シグナルであるが、これは、プロテアーゼの調節異常と病態とが密接に関連していることが主な理由である。さらに、他の刺激は、環境条件による影響を受ける可能性がある。例えば、体温は病気の状態でなくても、湿度の高い気象条件では急激に上昇することがある。このように、プロテアーゼは生物学的シグナルとして優位性があるにもかかわらず、生物学的要因で作動する炎症調節用薬物送達システムの免疫学的シグナルとしてのプロテアーゼの可能性はほとんど検討されていないのが実情である。最近、Joshiらは、両親媒性低分子化合物であるトリグリセロールモノステアレート（TG-18）の自己組織性を利用して、ハイドロゲルプラットフォームにコルチコステロイドを物理的に内包し、関節炎の活動性の再上昇に応じてこの薬剤を放出するよう誘導することに成功した［Joshi, N. et al. Nature Communications 9(1) 1275 (2018)］。しかし、報告されたこの薬物担持ハイドロゲルは、設計上の枠組みが一般化可能なものではないため、別の生物学的要因を利用するために変更できる構成要素には制限がある。具体的には、このプラットフォームからの薬物放出は、主にエステラーゼ、具体的には、炎症性関節炎で発現が上昇する複数種のエステラーゼ［Ravaud, P. et al. Rheumatology 41(7) 815-818 (2002)］によりTG-18骨格のエステル結合が切断されることを利用するものであるが、他の炎症性疾患では、これらのエステラーゼが重要な生物学的シグナルにならない可能性もある。また、炎症状態に伴う低pH環境［Bellocq, A., et al. Journal of Biological Chemistry 273(9) 5086-5092 (1998); Riemann, A. et al. Molecular Basis of Disease 1862(1) 72-81 (2016)］では、このエステル結合の非酵素的加水分解が起こり、望ましくない非特異的な薬物放出が生じる可能性もある。
したがって、既存の送達システムの限界に対処することを目指した、（1）モジュール式の設計で、（2）免疫適合性があり、（3）室温で注射投与と外用投与のいずれにも対応できる汎用性を備えたプロテアーゼ誘導性の薬物送達プラットフォームは、未だ満たされていないニーズである。まず、リポソーム微粒子やポリマー微粒子のような粒子ドメインに薬物を物理的に内包し、これをプロテアーゼ誘導性の送達システムに組み込むと、拡散による薬物の基礎放出が生じると考えられる。このような基礎放出は、感染症の発症や関節炎の再燃によって病状が急に悪化したときに、プロテアーゼ誘導性の投薬増量を要する慢性炎症疾患の管理には望ましいと思われるが、すべての炎症関連病態に望ましいというわけではなく、特に免疫不全患者や免疫抑制剤投与中の患者、あるいは正常な治癒のためにある程度の炎症が必要とされる急性傷害の管理にはそぐわない。急性創傷部位での細菌感染症の突然の発症や脂漏性皮膚炎の再燃など、薬剤投与部位が薬剤を必要としない生理的状態から炎症性の強い病的状態に移行するような病態には、薬物の基礎放出が排除または最小限に抑制されている別の設計のプロテアーゼ誘導性の送達システムが望ましい。
また、炎症関連病態の管理において、薬物放出を誘導する生化学的刺激として1種類のプロテアーゼを利用することで、疾患の炎症状態に合わせて投薬量を調整できる場合もあるが、病的な炎症状態では、複数種のプロテアーゼの発現が上昇している可能性がある。したがって、1種類のプロテアーゼではなく、複数種のプロテアーゼを利用することで、プロテアーゼ活性と各疾患の状態との特異的な関連性を高めることができれば、目的とする炎症関連疾患に合わせて特異的に調整された薬物放出動態を実現できると考えられる。よって、特異性の向上を目指した、2種類以上のプロテアーゼ刺激（または複数種のプロテアーゼに対する応答性）により薬物を放出する薬物送達システムの開発にも依然として大きなニーズがある。
本発明は、炎症応答性の薬物送達プラットフォームであって、
(1) 薬物の基礎放出プロファイルが調整されている薬物担持ドメイン（抗炎症剤が封入された粒子もしくは抗炎症剤との結合体）、および／または
(2) プロテアーゼ切断性ハイドロゲルドメイン
を含む炎症応答性の薬物送達プラットフォームを提供する。
本発明は、炎症性疾患に対処するためにカスタマイズすることができる薬物送達プラットフォームであって、薬物担持ドメインの構成の変更、および／または、プロテアーゼ応答性ドメインにおける複数種のプロテアーゼに対する感受性の調節により、対象疾患に合わせて応答性と特異性を調整することができる薬物送達プラットフォームを提供する。
本発明の第1の態様により、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルであって、
a) 粒子に封入された薬物；
b) 官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロック；および
c) 官能基を含む2つのスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤
を含み、
b) のポリマービルディングブロックが、c) のプロテアーゼ切断性架橋剤の存在下でゲルを形成し、a) の粒子が該ゲルに内包されることを特徴とする、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルが提供される。
いくつかの実施形態において、前記プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルは、
a) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む第2の二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤を少なくとも1つ；および／または
b) プロテアーゼ耐性基質を含む二官能性プロテアーゼ耐性架橋剤を少なくとも1つ
さらに含み、
a) のプロテアーゼ切断性基質は、前記c) の架橋剤が感受性を示すプロテアーゼとは異なるプロテアーゼに感受性を示すことを特徴とする。
前記粒子は、薬物（低分子、治療用ペプチド、タンパク質、mRNAなど）を担持・放出することができ、前記ポリマービルディングブロックと前記架橋剤によって形成されるゲルに内包される材料で構成されていればよい。前記粒子は、例えば、シリカ、リポソーム、siRNA複合体、またはポリマー材料であってもよい。前記粒子は、エマルジョン法、エレクトロスプレー法、静電的複合体形成法、フローフォーカシング法などの周知の先行技術の方法を用いて製造することができる［Abdelaziza, Hadeer M. et al., Journal of Controlled Release 269 374-392 (2018)］。
いくつかの実施形態において、前記薬物は、ポリカプロラクトン、ポリ（メタクリル酸）、ポリ乳酸、ポリビニルピロリドン、ポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）、およびゼラチンを含む群から選択されるポリマー材料を含む粒子に封入されている。この粒子は、好ましくは、マイクロ粒子および／またはナノ粒子であり、粒子の直径は、好ましくは、約10nm～約100μmの範囲である。
いくつかの実施形態において、前記ポリマービルディングブロックは、マルチアームPEG-ビニルスルホン、マルチアームPEG-マレイミド、マルチアームPEG-アジド、またはマルチアームPEG-アルキンを含む。スルホン基は、前記架橋剤のアーム上のシステイン基と相互作用するため有利である。
また、本発明は、薬物を粒子に封入して、前記プロテアーゼにより放出されるまで封じ込めておく必要のない、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルを具体化したものも含む。
本発明の第2の態様により、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルであって、
a) 官能基を有するプロテアーゼ切断性ペプチドアンカーに共有結合している薬物；
b) 少なくとも1つの官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）ポリマーを含むポリマービルディングブロック；および
c) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたペプチド基質を含む二官能性架橋剤
を含み、
前記ペプチドアンカーの官能基により、前記薬物と前記マルチアームPEGポリマーのアームが共有結合し、前記ポリマービルディングブロックの官能基と前記二官能性架橋剤の官能基が共有結合することにより、ゲルが形成されることを特徴とする、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルが提供される。
ペプチドアンカーと架橋剤の配置により、薬物担持ハイドロゲルの放出プロファイルは柔軟性と可変性を兼ね備えることができ、それにより単種または複数種の異なるプロテアーゼに感受性を示す薬物の放出を実現することができる。
本態様の薬物結合ドメインにより薬物の基礎放出が最小限に抑えられるため有利である。
いくつかの実施形態において、前記プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルは、
a) 前記架橋剤がプロテアーゼによる切断性を有していないこと；もしくは
b) 前記ペプチドアンカーがプロテアーゼによる切断性を有し、前記架橋剤が、前記ペプチドアンカーを切断する前記プロテアーゼと同一もしくは異なるプロテアーゼによる切断性を有すること；および／または
c) 前記薬物担持ハイドロゲルが、複数種の架橋剤を含み、その1種以上がそれぞれ異なるプロテアーゼによる切断性を有すること
を特徴とする。
所望のペプチドアンカーは、官能基を含むプロテアーゼ切断性スペーサー配列からなり、該スペーサー配列が少なくとも4個のアミノ酸を含むものであれば有利である。
前記架橋剤は、官能基を含むスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質の配列からなり、各スペーサー配列が少なくとも4個のアミノ酸を含むものであれば有利である。
前記非切断性架橋剤は、ゲルネットワーク内へのプロテアーゼの拡散を制御するために使用され、放出プロファイルを調整する上で有用である。
いくつかの実施形態において、前記薬物は、低分子、siRNA、アプタマー、または治療用ペプチドもしくはタンパク質であってもよい。
プロテアーゼ応答性ドメインの主要構成要素であるペプチド配列を複数種組み合わせて用いた場合、速やかに水性ゲルが形成され、複数種の疾患特異的プロテアーゼとの接触による誘導放出の特異性が向上するため有利である。
いくつかの実施形態において、前記ポリマービルディングブロックは、マルチアームPEG-ビニルマレイミドを含む。前記プロテアーゼ応答性ハイドロゲルに担持される薬物の量は、使用するマルチアームPEGポリマーの量または濃度によって調整することができる。
いくつかの実施形態において、前記プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルの重量比は、約2w/v%～約12w/v%、好ましくは、約3w/v%～約10w/v%である。前記ハイドロゲルは、好ましくは、マルチアームPEG-ビニルスルホン、マルチアームPEG-ビニルマレイミド、マルチアームPEG-アルキン、またはマルチアームPEG-アジドである。
前記マルチアームPEGポリマーのアームの数が、結合可能な薬物の量に影響を与えるとともに、架橋度とゲル形成にも影響を与えることは理解できるであろう。
本発明のいずれかの態様におけるプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルのいくつかの実施形態において、前記マルチアームPEGポリマーは、3～8本のアームを有する。
本発明のいずれかの態様におけるプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルのいくつかの実施形態において、前記薬物は抗炎症剤である。
本発明のいずれかの態様におけるプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルのいくつかの実施形態において、前記プロテアーゼは、炎症時に発現が上昇するプロテアーゼであり、マトリックスメタロプロテアーゼおよびセリンプロテアーゼを含む群から選択される。
本発明のいずれかの態様におけるプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルのいくつかの実施形態において、前記薬物は、ステロイド性抗炎症剤、非ステロイド性抗炎症剤（NSAID）、またはそれらの誘導体である。前記薬物は、デキサメタゾン、フルドロコルチゾン、メチルプレドニゾロン、プレドニゾロン、プレドニゾン、ハイドロコルチゾン、またはこれらの誘導体などのステロイド性抗炎症剤であってもよい。グルココルチコイドは、酸化させることでカルボキシル官能基を付加することができ、このように変換することで、本発明のペプチドアンカーに結合させることができる。前記薬物は、好ましくは、NSAIDであり、例えば、イブプロフェン、ケトプロフェン、ジクロロフェナク、サンリンダック、ピロキシカム、セレコキシブ、またはこれらの誘導体などである。
本発明のいずれかの態様におけるプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルのいくつかの実施形態において、前記基質を挟むスペーサー配列は、少なくとも1つのシステイン残基、少なくとも1つのリシン残基、および／または少なくとも1つのアジド含有非天然アミノ酸もしくはアルキン含有非天然アミノ酸を含む。これらは、前記架橋剤と前記マルチアームPEGの官能基とが反応してゲルを形成するために必要である。前記スペーサーは、1～6個のアミノ酸を有していてもよい。残りの残基は、任意のアミノ酸であればよく、好ましくは、荷電側鎖を有するアミノ酸である。具体的には、システインのチオール基の近くに正電荷のアミノ酸（例えば、アルギニン、R）がある場合は架橋速度が上昇し、負電荷のアミノ酸（例えば、アスパラギン酸、D）がある場合は架橋反応が減速する。前記スペーサーは、1～6個のアミノ酸を有していてもよい。いくつかの実施形態において、前記基質を挟むスペーサー配列（「SPACER」）は、式GX1X2X3（配列番号33）で表される配列であってよく、かつ／またはその逆配列であってもよい。なお、X1、X2、およびX3は、それぞれ独立してグリシン、システイン、アスパラギン酸、またはアルギニンである。いくつかの実施形態において、前記基質を挟むスペーサー配列は、GRCR（配列番号1）、GCRG（配列番号2）、GRCD（配列番号3）、GCDR（配列番号4）、GCDG（配列番号5）、GDCD（配列番号6）、GCDD（配列番号7）、GCRD（配列番号8）、およびGCRR（配列番号9）を含む群から選択される。
第1および第2のスペーサーをペプチド基質の両端に1つずつ使用する場合、第2のスペーサー配列は第1のスペーサー配列の逆配列であってもよく、式X3X2X1G（配列番号34）で表される配列であってもよい。この逆配列のスペーサー配列は、以下「RECAPS」と呼ぶ場合もあるが、例えば、配列番号1、配列番号2、配列番号3、配列番号4、配列番号5、配列番号6、配列番号7、配列番号8、および配列番号9を含む群から選択されるスペーサーの逆配列であってもよい。
本発明のいずれかの態様におけるプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルのいくつかの実施形態において、前記プロテアーゼ切断性基質は、メタロプロテアーゼ-9（MMP-9）、MMP-2、MMP-7、MMP-12などのマトリックスメタロプロテアーゼ、カテプシンK、カテプシンB、カテプシンSなどのカテプシン、ヒト好中球エラスターゼ（HNE）、カスパーゼ、およびウロキナーゼを含む群から選択されるプロテアーゼに対して感受性を示す。
いくつかの実施形態において、前記プロテアーゼ切断性基質は、KGPRSLSGK（配列番号30）、GPRSLSG（配列番号10）、LGRMGLPGK（配列番号11）、AVRWLLTA（配列番号12）、またはGPQGIWGQ（配列番号13）で表されるアミノ酸配列を含むMMP-9基質、APEEIMDRQ（配列番号14）またはPMAVVQSVP（配列番号15）を含むHNE基質、GRRGLG（配列番号16）またはDGFLGDD（配列番号17）を含むカテプシンB基質、およびこれらの組み合わせを含む群から選択される。
本発明の第3の態様により、注射用または外用投与用に製剤化された、本発明のいずれかの態様のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルを含む組成物が提供される。
本発明のいずれかの態様の炎症応答性の薬物担持ハイドロゲルは、ポリマー被覆材に組み込むことにより、創傷管理用の複合被覆材を形成することができる。
本発明の第4の態様により、本発明のいずれかの態様のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルを含む被覆材が提供される。
本発明の第5の態様により、本発明のいずれかの態様のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルまたは本発明の組成物が、それを必要とする対象を治療するための注射剤または外用被覆材として提供される。
本発明の第6の態様により、本発明のいずれかの態様のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルまたは本発明の組成物の有効量を、そのような治療を必要とする対象に投与することを含む治療方法が提供される。いくつかの実施形態において、前記投与は、前記対象への注射または外用適用による投与である。いくつかの実施形態において、前記治療は、慢性創傷、炎症性腸疾患、関節炎、潜在感染関連病態などの、炎症管理が望まれる炎症関連疾患の治療である。
本発明の第7の態様により、
a) 粒子に封入された薬物；
b) 官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロック；および
c) 官能基を含む2つのスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤
を含み、
a)～c)が、前述のいずれかの態様で定義されたものと同じであることを特徴とするキット、または
a) 官能基を有するプロテアーゼ切断性ペプチドアンカーに共有結合している薬物；
b) 少なくとも1つの官能基を有するマルチアームPEGポリマーを含むポリマービルディングブロック；および
c) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたペプチド基質を含む二官能性架橋剤
を含み、
a)～c)が、前述のいずれかの態様で定義されたものと同じであることを特徴とするキット
が提供される。
いくつかの実施形態において、前記キットは、本発明のいずれかの態様のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルまたは本発明のいずれかの態様の組成物を含む。
本発明の第8の態様により、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルの製造方法であって、
a) 官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロックと薬物担持粒子を混合する工程；
b) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤と薬物担持ポリマー粒子を混合する工程；および
c) a) の混合物とb) の混合物を混合することにより、a) のポリマービルディングブロックが、b) のプロテアーゼ切断性架橋剤の存在下でゲルを形成し、前記薬物担持粒子が該ゲルに内包される工程
を含む製造方法が提供される。
前記粒子は、薬物（低分子、治療用ペプチド、タンパク質、mRNAなど）を担持・放出することができ、前記ポリマービルディングブロックと前記架橋剤によって形成されるゲルに内包される材料で構成されていればよい。前記粒子は、例えば、シリカ、リポソーム、siRNA複合体、またはポリマー材料であってもよい。前記粒子は、エマルジョン法、エレクトロスプレー法、静電的複合体形成法、フローフォーカシング法などの周知の先行技術の方法を用いて製造することができる［Abdelaziza, Hadeer M. et al., Journal of Controlled Release 269 374-392 (2018)］。
いくつかの実施形態において、前記薬物は、ポリカプロラクトン、ポリ（メタクリル酸）、ポリ乳酸、ポリビニルピロリドン、ポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）、およびゼラチンを含む群から選択されるポリマー材料を含む粒子に封入されている。この粒子は、好ましくは、マイクロ粒子および／またはナノ粒子であり、粒子の直径は、好ましくは、約10nm～約100μmの範囲である。
本発明の第9の態様により、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルの製造方法であって、
a) 官能基を有するペプチドアンカーに共有結合している薬物と、少なくとも1つの官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）ポリマーを含むポリマービルディングブロックとを混合することにより、該ペプチドアンカーと該マルチアームPEGポリマーのそれぞれの官能基が共有結合して、該薬物が該マルチアームPEGポリマーのアームに結合される工程；および
b) a) の薬物-ポリマー結合体を、官能基を含むスペーサー配列に挟まれたペプチド基質を含む二官能性架橋剤と混合することにより、前記ポリマービルディングブロックの官能基と、該二官能性架橋剤の官能基とが共有結合して、ゲルが形成される工程
を含む製造方法が提供される。
本発明の第9の態様のいくつかの実施形態において、前記方法は、
a) 前記ペプチドアンカーがプロテアーゼによる切断性を有し、前記架橋剤がプロテアーゼによる切断性を有していないこと；もしくは
b) 前記ペプチドアンカーがプロテアーゼによる切断性を有し、前記架橋剤が、前記ペプチドアンカーを切断する前記プロテアーゼと同一もしくは異なるプロテアーゼによる切断性を有すること；および／または
c) 前記薬物担持ハイドロゲルが、複数種の架橋剤を含み、その1種以上がそれぞれ異なるプロテアーゼによる切断性を有すること
を特徴とする。
いくつかの実施形態において、前記薬物、前記粒子、前記架橋剤、前記切断性アンカー、および／または前記ポリマービルディングブロックは、本発明のいずれかの態様で定義されたものと同じである。
本発明の第10の態様により、本発明のいずれかの態様のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルを含む複合被覆材の製造方法であって、
a) 粒子に封入された薬物と、官能基を含む2つのスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤との混合物を調製する工程；
b) 粒子に封入された薬物と、官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロックとの混合物を調製する工程；および
c) a) の混合物とb) の混合物を混合し、この混合物を被覆材に付着させて、ゲル化させる工程
を含む製造方法が提供される。
いくつかの実施形態において、前記被覆材は、アルギン酸塩の創傷被覆材である。
いくつかの実施形態において、前記方法は、前記複合被覆材を液体窒素中で瞬間凍結させ、凍結乾燥させる工程d) をさらに含む。
前記製造方法のいくつかの実施形態において、前記薬物は、非ステロイド性抗炎症剤（NSAID）であり；前記粒子は、ポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）を含み；前記架橋剤および／または前記アンカーは、マトリックスメタロプロテアーゼおよびセリンプロテアーゼならびにこれらの組み合わせを含む群から選択されるプロテアーゼによる切断性を有し；前記ポリマービルディングブロックは、4アームもしくは8アームのPEG-ビニルスルホン、4アームもしくは8アームのPEG-ビニルマレイミド、4アームもしくは8アームのPEG-アジド、または4アームもしくは8アームのPEG-アルキンを含む。
このように設計上の枠組みが一般化可能なものであることから、その構造的および機能的な完全性を維持しながら、薬物の選択と薬物担持量を変更することができるため有利である。
また、この送達プラットフォームは、免疫適合性材料を使用することでin vivoで投与した際の有害な宿主反応が最小限に抑えられるように設計されているため有利である。
さらに、このプラットフォームは、室温で注射投与と外用投与のいずれにも対応できる汎用性を備えているため有利である。
モジュール式粒子含有ハイドロゲルGEL-iPの形成と、特異的なプロテアーゼ活性に応答して誘導される薬物担持粒子の放出を示した図である。 粒子含有ハイブリッドハイドロゲルのゲル化およびMMP-9の作用によるイブプロフェン担持粒子（ibu-PLGA粒子）の誘導放出に成功した例である。ペプチド架橋剤としてビスシステインペプチドを添加すると、ゲル化が誘導された（バイアルA1）。この架橋剤の非存在下では、ゲル化は起こらなかった（バイアルA2）。MMP-9活性によるゲル分解（バイアルB1）により、薬物担持粒子が周囲の媒体に放出されることが光学顕微鏡画像（C1）で確認された。5日後、200μLのハイブリッドハイドロゲルは完全に分解された。MMP-9活性の非存在下では、ゲルは未分解のままであり（バイアルB2）、周囲の媒体中に薬物担持粒子は認められなかった（C2）。（スケールバー：50μm）。 in vitroにおいてMMP-9の作用により、ハイブリッドハイドロゲルGEL-iPからイブプロフェンの放出が誘導されたことを示す図である。GEL-iPをMMP-9に接触させると（●）、コントロール（■）と比較して累積薬物放出率が有意に上昇した。MMP-9阻害剤を添加すると（▲）、イブプロフェンの放出が抑制された。非切断性ハイブリッドハイドロゲル（scrGEL-iP、◆）では、放出速度が遅いことが確認された。エラーバーは、実験回数n=4のs.e.m.を示す。 MMP-9の作用により誘導されるハイブリッドハイドロゲルGEL-iPからの薬物放出がマクロファージ増殖に及ぼす影響を示した図である。A) 溶出液の生成、採取、および播種した細胞への処理の模式図。B) MMP-9およびその阻害剤の存在下または非存在下で、培地のみ、遊離薬物溶液、イブプロフェン不含のハイブリッドハイドロゲルGEL-P、GEL-iP、scrGEL-iPから採取した溶出液に72時間接触させたマクロファージの相対代謝活性。エラーバーは、実験回数n=4のs.e.m.を示す。p値は、一元配置分散分析と、Fisher LSD法による事後検定により決定した。（***）は、p<0.001を表し、（****）は、p<0.0001を表し、（ns）は、p>0.05（有意でない）を表す。ibu：イブプロフェン；空のPLGA粒子：イブプロフェン不含PLGA粒子；ibu-PLGA粒子：イブプロフェン担持PLGA粒子；GEL-P：切断性ペプチド (1)（図14；GCRR-KGPRSLSGK-RRCG；配列番号18）で架橋されたPEGハイドロゲルに空のPLGA粒子が埋め込まれたもの；GEL-iP：切断性ペプチド (1)（図14；GCRR-KGPRSLSGK-RRCG；配列番号18）で架橋されたPEGハイドロゲルにibu-PLGA粒子が埋め込まれたもの；scrGEL-iP：スクランブルペプチド（GCRR-KSSRGGPLK-RRCG；配列番号29）で架橋されたPEGハイドロゲルにibu-PLGA粒子が埋め込まれたもの。 ハイブリッドハイドロゲルGEL-iPとその構成材料によって誘導される活性酸素種（ROS）活性を、免疫適格性SKH-1Eマウスを用いてin vivoで評価した結果である。A) 6種類の材料処方物をマウス背部に皮下投与し、その後、生物発光イメージングによりROS活性を定量化する実験デザイン。B) 代表的なマウスの3日目の生物発光画像。C) 5日目にバックグラウンドレベルまで減少したことを示すROS活性の定量結果。エラーバーは、注射回数n=6のs.e.m.を示す。p値は、一元配置分散分析と、Fisher LSD法による事後検定により決定した。（*）は、p<0.05を表し、（ns）は、p>0.05（有意でない）を表す。アルギン酸塩ゲル：塩化カルシウムで架橋されたアルギン酸塩ハイドロゲル；PEGゲル：切断性ペプチドで架橋されたPEGハイドロゲル；GEL-P：切断性ペプチドで架橋されたPEGハイドロゲルにPLGA粒子が埋め込まれたもの；GEL-iP：切断性ペプチドで架橋されたPEGハイドロゲルにibu-PLGA粒子が埋め込まれたもの。 2種類のプロテアーゼの作用により、複数種のプロテアーゼによる切断性を有するハイドロゲルからPLGA粒子の放出が誘導されたことを示す図である。A) 2種類のプロテアーゼに対する応答性（デュアル応答性）を有する組み合わせハイドロゲルシステムのメカニズムを示した模式図。B) 24時間にわたるH2-M2組み合わせハイドロゲルの切断性を示した写真（n=3）。(i) コントロール、(ii) HNEプロテアーゼ添加、(iii) MMP-9プロテアーゼ添加、および (iv) HNEとMMP-9の2種類のプロテアーゼ添加。C) プロテアーゼ非存在下、または1種類もしくは2種類のプロテアーゼの存在下、24時間にわたって組み合わせハイドロゲルから放出されたPLGA粒子の平均数の測定結果（n=3）。エラーバーは、実験回数n=3のs.e.m.を示す。p値は、一元配置分散分析と、Tukey法による事後検定により決定した。（***）は、p<0.001を表し、（ns）は、p>0.05（有意でない）を表す。 GEL-iPが組み込まれた複合被覆材の作製およびin vitroにおけるプロテアーゼの作用によるイブプロフェンの誘導放出を示した図である。A) GEL-iPとカルトスタット（登録商標）被覆材を材料として用いた複合被覆材の作製を示した模式図。B) MMP-9の作用による複合被覆材からのイブプロフェンの誘導放出の模式図。C) MMP-9に応答して複合被覆材から放出されたイブプロフェンの定量結果。エラーバーは、実験回数n=4のs.e.m.を示す。p値は、Welchの補正によるスチューデントのt検定により決定した。（**）は、p<0.01を表す。 MMP-9切断性を有するイブプロフェン結合ハイドロゲルの設計について示した図である。A) 結合反応の模式図と、ChemDraw（登録商標）で描画したibu-ペプチド結合体の化学構造。B) ibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）のMSスペクトル。C) MMP-9切断性を有するイブプロフェン結合ハイドロゲルのゲル化の模式図と典型的な例。 MMP-9応答性を有するイブプロフェン結合PEGハイドロゲルの切断性を示した図である。A) MMP-9によるハイドロゲルシステムの分解。B) MMP-9により遊離したイブプロフェンの模式図とMSスペクトル。 炎症性プロテアーゼ刺激に対する応答性放出を示した図である。A) MMP-9濃度の上昇に伴い増加した遊離イブプロフェン（Libu）の累積量。MMP-9プロテアーゼ非存在下では、拡散による基礎放出は見られなかった（一番下の線）。B) カテプシンBおよびHNEに対する感受性との比較における、GPRSLSGRRCG（配列番号20）のMMP-9に対する感受性の特異性。エラーバーは、実験回数n=4の平均の標準誤差を表す。 薬物担持量と薬物放出速度が調整可能であることを示した図である。放出速度は、(A) 架橋剤の変更（すなわち、アンカーHは同じで、架橋剤をxHからxMまたはコントロールスクランブルxM（すなわち、xM(scr)：GCRR-SSRGGPL-RRCG、配列番号39）に変更）、または (B) アンカーの変更（すなわち、架橋剤xHは同じで、アンカーをHからMまたはコントロールスクランブルM（M(scr)：SSRGGPL-RRCG、配列番号40）に変更）により調整することが可能であった。C) PEGのアーム数またはPEGの重量%の変更により、薬物担持量の改善が可能であった。矢印は、急な再燃を想定したMMP-9の急増を示す。エラーバーは、実験回数n=4の平均の標準誤差を表す。凡例は、「ibu-アンカー_架橋剤」の形式で表示した。すなわち、ibu-H_xHは、アンカーHと架橋剤xHを有するイブプロフェン結合ハイドロゲルであることを表す。 重症度が異なる皮下腔炎症マウスモデルを示した図である。A) 実験スケジュールの模式図。写真B) と蛍光画像C) は、3段階の重症度を示す代表的なマウスを示したものである。D) MMP活性の上昇を示す蛍光シグナルの定量結果。E) ELISAによるMMP-9分泌量の定量結果。 SKH-1Eマウスの皮下腔において、炎症により誘導された薬物放出を示した図である。A) 皮下炎症の誘発、薬物結合ハイドロゲルのマウス背面への皮下注射、およびハイドロゲル注射後12時間のゲル塊の回収を示した実験デザイン。B) 3日目に撮影した、3段階の重症度を示す代表的なマウスの皮膚組織とそのゲル塊の写真。C) 薬物放出率の評価。エラーバーは、マウスの匹数n=8のs.e.m.を表す。 複数種のペプチド架橋剤の定性的スクリーニングの結果である。各ペプチド架橋剤は、表3に示すように、基質と2つの類似したスペーサーで構成され、SPACER-SUBSTRATE-SPACERの形態である。A) ゲル化したとの判断は、PEG-VS、ペプチド架橋剤、およびイブプロフェン担持粒子の混合物が重力を受けても流れなくなり、バイアルの底に白色のハイブリッドハイドロゲルが形成された時点で行った。B) 相対ゲル化速度は、液状混合物が流動しなくなるまでの時間を比較することで評価した。5分以内にゲル化した場合は「速い」と評価し、ゲル化に要する時間が30分を超えた場合は「遅い」と評価した。C) 各ハイブリッドハイドロゲルの切断性は、MMP-9に接触させた後、周囲の媒体に放出された薬物担持粒子の量を光学顕微鏡で測定することにより確認した。（YES）は、MMP-9の存在下で放出された粒子の数が有意に多く、ハイドロゲルがMMP-9による切断性を有することを示し、（NO）は、MMP-9による切断性を有していないことを示す。（n.e）は、評価を行っていない状態を表す。 直径の異なるイブプロフェン担持PLGA粒子の走査型電子顕微鏡画像である。均質化速度の違いにより、平均直径が約46μm (A)、約14μm (B)、約11μm (C)、約6μm (D)、および約4μm (E) の粒子が得られた。（スケールバーはすべて20μmである）。 サイズの異なるイブプロフェン担持PLGA粒子からの累積薬物放出率を示した図である。粒子径が大きくなるにつれて、薬物の放出速度は遅くなった。エラーバーはすべて、実験回数n=4のs.e.m.を表す。 MMP-9切断性ペプチド (1)（図14；GCRR-KGPRSLSGK-RRCG；配列番号18）で架橋されたPEGゲルのin situでの形成を示した図である。A) PEGゲルの前駆体溶液の皮下注射により2つの塊が形成されたマウスの背中側の画像。B) 注射から15分後に2箇所の注射部位で架橋PEGゲルを含む皮膚組織を切除した写真であり、PEGゲルが皮下腔でin situで形成されていることが確認された。 代表的なマウスにおける注射物の注射後の外観を示したものである。A) 6種類の材料処方物（アルギン酸塩ゲル、PEGゲル、ibu-PLGA粒子、PLGA粒子、GEL-P、およびGEL-iP）を皮下注射した直後のマウスの画像。B) 注射後5日目に撮影した、6種類の材料処方物を含む摘出皮膚の皮下側の画像。PEGゲルは消失しており、in vivoでの分解性を有していることが示唆された。 デュアル応答性を有するイブプロフェン結合PEGハイドロゲルのタンパク質分解機能性について示した図である。ゲルをMMP-9とHNEに接触させると、MMP-9、HNEのいずれかに接触させた場合と比較して、累積薬物放出率が有意に増加した。また、プロテアーゼ不含バッファーに浸漬したゲルは、放出速度が最も遅かった。エラーバーは、実験回数n=4のs.e.m.を示す。
便宜上、本明細書に記載の引用文献を一覧にして、実施例の末尾に記載している。このような参考文献の内容は、その全体が参考により本明細書に援用される。
定義
便宜上、本明細書、実施例および添付の請求項において使用される特定の用語を以下にまとめた。
本明細書および添付の請求項において、単数形の「1つの(a)」、「1つの(an)」および「その(the)」は、文脈上明らかに別段の解釈がなされる場合を除き、複数についての言及も含むことに留意されたい。
本明細書において、範囲は、「約」の付いたある特定の値から、かつ／または「約」の付いた別の特定の値までとして表すことができる。このような範囲を表す場合、別の実施形態には、ある特定の値から、かつ／または別の特定の値までの範囲が含まれる。同様に、先行詞である「約」の使用により、値が概数として表される場合、その特定の値が別の実施形態を形成することは理解できるであろう。範囲のそれぞれの端点は、もう一方の端点との関係において意味があるとともに、もう一方の端点とは独立で意味があることもさらに理解できるであろう。また、本明細書において、複数の値が開示されているが、それぞれの値において、その値だけでなく、その特定の値に「約」が付いた値も開示されていることは理解できるであろう。例えば、「10」という値が開示されている場合、「約10」という値も開示されていることになる。また、当業者であれば適切に理解できる内容であると思われるが、ある値が開示されている場合、「その値以下」、「その値以上」、およびそれらの値の間の可能な範囲も開示されていることは理解できるであろう。例えば、「10」という値が開示されている場合、「10以下」だけでなく、「10以上」も開示されていることになる。また、2つの特定のユニットの間にある各ユニットも開示されていることは理解できるであろう。例えば、3と10が開示されている場合、4、5、6、7、8、9も開示されていることになる。
本明細書において、「アミノ酸」または「アミノ酸配列」という用語は、オリゴペプチド、ペプチド、ポリペプチド、タンパク質配列、またはこれらの断片を表し、天然の分子または合成の分子を表す。本明細書において、「アミノ酸配列」が天然のタンパク質分子のアミノ酸配列を意味している場合、「アミノ酸配列」などの用語が表すものは、記載のタンパク質分子に関連する完全な天然アミノ酸配列に限定されない。
本明細書において、「ポリペプチド」、「ペプチド」、または「タンパク質」という用語は、複数のアミノ酸で構成された1つ以上の鎖を表し、各鎖の複数のアミノ酸は、ペプチド結合により共有結合している。該ポリペプチドまたは該ペプチドは、非共有結合および／またはペプチド結合により共有結合した複数の鎖を含むこともあり、天然タンパク質の配列、すなわち、天然の細胞、具体的には非組換え細胞、または遺伝子操作された細胞もしくは組換え細胞によって産生されるタンパク質の配列を有する。また、該ポリペプチドまたは該ペプチドは、天然タンパク質のアミノ酸配列を有する分子を含むこともあれば、天然配列の1個以上のアミノ酸の欠失、付加、および／もしくは置換を有する分子を含むこともある。「ポリペプチド」、「ペプチド」、または「タンパク質」は、1つのアミノ酸鎖を含む（「モノマー」と称する）こともあれば、複数のアミノ酸鎖を含む（「マルチマー」と称する）こともある。
本明細書において、「粒子」という用語は、薬物を封入する材料を広く示しており、粒子は、薬物（低分子、治療用ペプチド、タンパク質、mRNAなど）を担持・放出することができ、前記ポリマービルディングブロックと前記架橋剤によって形成されるゲルに内包される材料で構成されていればよい。前記粒子は、例えば、シリカ、リポソーム、siRNA複合体、またはポリマー材料であってもよい。前記粒子は、エマルジョン法、エレクトロスプレー法、静電的複合体形成法、フローフォーカシング法などの周知の先行技術の方法を用いて製造することができる［Abdelaziza, Hadeer M. et al., Journal of Controlled Release 269 374-392 (2018)］。ポリマー粒子は、図15に示すように、一般に球状である。本発明で使用される好ましい粒子サイズは、nmまたはμmの範囲の直径を有する、マイクロ粒子および／またはナノ粒子である。粒子の直径は、好ましくは、10nm～100μmの範囲である。
「ポリマー」または「バイオポリマー」という用語は、繰り返しの分子単位が重合した物質と定義される。前記ポリマーは、多糖類（例えば、アガロース、デキストラン）、ポリホスファゼン、ポリ（アクリル酸）、ポリ（メタクリル酸）、アクリル酸とメタクリル酸のコポリマー、ポリ（アルキレンオキシダーゼ）、ポリ（酢酸ビニル）、ポリビニルピロリドン（PVP）、これらの誘導体、ならびにこれらのコポリマーおよびポリマーブレンドを含む群から選択される生体適合性ポリマーであってもよい。薬物封入ポリマー粒子に用いる場合、前記ポリマーは、ポリカプロラクトン、ポリ（メタクリル酸）、ポリ乳酸、ポリビニルピロリドン、ポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）、およびゼラチンを含む群から選択されるものであってもよい。前記ポリマーは、機械的および構造的な安定性を有する、注射、移植またはインプラント（例えば、皮下移植または皮下インプラント）に適した柔軟性ポリマーであってもよい。前記ポリマーは、生分解性であってもよく、生分解性でなくてもよい。本発明のポリマービルディングブロックは、一般に、架橋剤の官能基と相互作用してゲルを形成することができる官能基を有する複数のアームを含む。好ましいマルチアームビルディングブロックとしては、マルチアームPEG-ビニルスルホン、マルチアームPEG-ビニルマレイミド、マルチアームPEG-アジド、およびマルチアームPEG-アルキンが挙げられ、特に4アームまたは8アームを有するものが挙げられる。
本明細書において、「対象」は脊椎動物として定義され、特に哺乳動物、さらに言えば、特にヒトを指す。特に研究を目的とする場合、対象は、少なくとも1種の動物モデル（たとえばマウスやラットなど）であってもよい。特に、炎症性疾患などの疾患の治療または予防を目的とする場合、対象はヒトであってもよい。
本発明の文脈において使用される「治療」という用語は、予防的処置、緩和的処置、治療的処置または治癒的処置を指す。
本明細書において、「含む(comprising)」または「含む(including)」という用語は、これらの用語によって示される本明細書に記載の特徴、整数、工程または要素の存在を明記するものであると解釈されるが、1つ以上の特徴、整数、工程もしくは要素またはこれらの群の存在または付加を除外するものではない。また、本開示の文脈において、「含む(comprising)」または「含む(including)」という用語は、「からなる(consisting of)」という意味も包含する。したがって、「comprise」や「comprises」などの「含む(comprising)」という用語のバリエーション、および「include」や「includes」などの「含む(including)」という用語のバリエーションも同様に広い意味を有する。
本発明の態様について、本明細書で提供される実施形態に沿って説明するが、本発明がこれらの実施形態に限定されるものではないことは理解できるであろう。一方で、本発明には、本明細書に記載された実施形態の代替物、変更物および等価物も包含される。これらは添付の請求項によって定義される本発明の範囲に含まれる。さらに、以下の詳細な説明では、本発明を十分に理解できるように、具体的な詳細事項を記載する。しかし、具体的な詳細事項がなくても、かつ／または、個々の実施形態の特徴を組み合わせることで得られる複数の詳細事項から、本発明を実施できることは、当該技術分野で通常の技能を有する者、すなわち、当業者であれば理解できるであろう。多くの例において、本発明の実施形態の特徴が不必要に不明瞭にならないように、公知のシステム、方法、手順、および要素についての詳細な説明は割愛する。
当業者であれば、本明細書に示された方法に従って、過度な実験を行うことなく本発明の実施が可能であることは理解できるであろう。本明細書に示されている方法、手法、および化学物質は、記載した参考文献、または標準的な生物工学や分子生物学の教科書のプロトコルに記載されている通りである。本明細書において具体的な記載のない、当技術分野で公知の標準的な分子生物学的手法は、概ね、A Laboratory Manual, Cold Springs Harbor Laboratory, New York (2001)に記載された方法に従ったものである。
実施例1
プロテアーゼ応答性を有する薬物封入粒子含有ハイブリッドハイドロゲルを作製するための材料および方法
1.1 PLGA粒子の作製および性状分析
イブプロフェン含有粒子またはイブプロフェン不含粒子を、Lactel社（アラバマ州ペラム）のポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）50／50（固有粘度：0.95～1.20dl/g）を用いて油中水型エマルジョン法で作製した［Dang, T. T. et al. Biomaterials 34 (23), 5792-5801 (2013)］。典型的な例を挙げると、PLGAとイブプロフェンをそれぞれ40mg/mLと6mg/mLの濃度になるようにジクロロメタンに溶解した溶液5mLを、1% (w/v) ポリビニルアルコール（Sigma Aldrich社、ミズーリ州セントルイス、米国）溶液25mLに速やかに加え、様々な速度で60秒間均質化した（L5M-A、Silverson社）。得られた懸濁液を75mLの脱イオン水に速やかにデカンテーションし、60秒間攪拌した後、15分間ロータリーエバポレーションを行った。この懸濁液を3000rpm、30秒間の遠心分離を行って3回洗浄した。得られた粒子を回収し、液体窒素中で瞬間凍結し、凍結乾燥させた。粒子の粒度分布と形態を走査型電子顕微鏡（JSM 6390LA、日本電子）で調べた。2mgの粒子を1mLのアセトニトリルに溶解して240nmのUV吸光度を測定し、測定値と、既知濃度のイブプロフェンを溶解したアセトニトリル溶液の標準曲線とを比較して、各粒子製剤のイブプロフェン担持量を求めた。また、異なるサイズのibu-PLGA粒子の薬物担持サブドメインからの放出動態を調べた（表1、図15、および図16）。GEL-iPの作製には、薬物担持粒子からのバースト放出を抑制するために、平均直径14μm、実験時の薬物担持量が約6wt%の粒子を選択した。
Figure 2023504853000002
1.2 薬物封入粒子含有ハイブリッドハイドロゲルの作製
我々は、プロテアーゼ切断性ハイドロゲルに薬物担持ポリマー粒子を埋め込んだモジュール式薬物送達プラットフォームを開発した（図1）。このハイドロゲルマトリックスは、プロテアーゼ活性によるタンパク質分解によって分解され、それにより、埋め込まれていた粒子が遊離し、その結果、所望の治療ペイロードを送達することができた。このプラットフォームはモジュール式であるため、薬物担持サブドメインとプロテアーゼ切断性サブドメインをそれぞれ独立で最適化することができ、その結果、所望のペイロード放出を達成することができた。具体的には、プロテアーゼ切断性サブドメインと薬物担持サブドメインの主要ポリマー成分として、ポリエチレングリコール（PEG）とポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）をそれぞれ選択した。これらは、いずれも臨床承認された医療製品に使用されているものである。PLGAは、その生分解性と細胞適合性から、薬物やタンパク質などの治療薬の封入に広く用いられている合成ポリマーである［Han, F. Y. et al. Frontiers in pharmacology 7, 185-185 (2016)］。また、PEGは、膵島を免疫保護するためのコンフォーマルコーティング剤［Tomei, A. A. et al. Proceedings of the National Academy of Sciences 111 (29), 10514 (2014)］として、あるいは外科用シーラントの成分［Zoia, C. et al. Journal of Applied Biomaterials & Functional Materials 13 (4), 372-375 (2015)］として使用されている。また、PEGは合成ポリマーであり、多様なマルチアーム構成と官能基を有する幅広い分子量のものが入手可能であるため、全身、外用から注射の用途に至るまで、様々な薬物送達プラットフォームに利用されている［Li, J. and Mooney, D. J. Nature Reviews Materials 1, 16071 (2016)］。また最近では、PEG系ハイドロゲルが、複数種の薬物や細胞ベースの治療薬を刺激応答により送達するための細胞適合性プラットフォームとして汎用性を有することも実証されている［Badeau, B. A. Nature Chemistry 10, 251 (2018)］。
ペプチド架橋ハイドロゲルは、4アームポリ（エチレングリコール）-ビニルスルホン（PEG-VS）（20kDa、Sigma Aldrich社、ミズーリ州セントルイス、米国）とビスシステインペプチド（Genscript社、香港）を化学量論比で反応させて調製した。各前駆体を、トリエタノールアミン（TEOA）バッファー（0.3M）またはPBS／NaOHバッファー（pH=10）に溶解した。典型的な例として、PEG含量4.2% (w/v) のペプチド架橋ハイドロゲル117μLを調製するために、5mgのPEG-VSをガラスバイアルに入れて、100μLのバッファー溶液に溶解し、これと、同じバッファー溶液17μLに化学量論量のペプチド架橋剤を溶解したものとを混合した。ペプチド架橋剤の予備スクリーニングでは、PEG含量4.2% (w/v) のハイドロゲルで評価を行った。その後のin vitroおよびin vivoの実験では、すべてPEG含量1.7% (w/v) のハイドロゲルを使用した。また、ペプチド架橋ハイドロゲルにPLGA粒子（イブプロフェン含有または不含）が埋め込まれたハイブリッドハイドロゲルを形成するために、前述の前駆体をそれぞれ別々に、PLGA粒子の濃度が5% (w/v) になるように懸濁したバッファー溶液に溶解した。PEG-VSとペプチド架橋剤とPLGA粒子の液状混合物が入ったガラスバイアルを一定時間ごとに倒立させ、この液状混合物が重力を受けても下方に流れなくなった時点でゲル化したと判断した。ペプチドスペーサー配列、ペプチド基質配列、およびプロテアーゼ感受性の例を表2に示す。
Figure 2023504853000003
1.3 最適なゲル化とタンパク質分解による切断を達成するためのペプチド架橋剤のスクリーニング
本試験では、PEG-VSとハイドロゲルを形成することができ、MMP-9の活性による切断性を保持することができるペプチド架橋剤を得ることを最終的な目標として、ペプチド架橋剤を設計した。本発明のハイブリッドハイドロゲルはモジュール式構造であるため、MMP-9の切断性を決定するサブドメインの重要な構成要素であるペプチド架橋剤を独立で設計することができる。典型的な例を挙げると、所望のペプチド架橋剤には、MMP-9切断性基質配列の両側に、それぞれ4個のアミノ酸からなるシステイン含有スペーサー配列が配置されている。この基質は、MMP-9検出用バイオセンサーのMMP-9感受性成分として、あるいは化学療法用薬物担持ナノキャリアのMMP-9切断性リンカーとして利用されているペプチド配列［Biela, A. et al. Biosensors and Bioelectronics 68, 660-667 (2015); Samuelson, L. E. et al. Molecular Pharmaceutics 10 (8), 3164-3174 (2013)］から選択した。末端の各スペーサーのシステインのチオール基は脱プロトン化されてチオラートとなり［Friedman, M. et al. Journal of American Chemical Society 87 (16), 3672-3682 (1965)］、これがマイケル付加反応によってPEG-VSのビニルスルホン基と反応することでゲル化が起こる［Lutolf, M. P. and Hubbell., J. A. Biomacromolecules 4 (3), 713-722 (2003)］。
GEL-iPに最適なペプチド架橋剤を同定するため、8種類のペプチド配列（表3および図14）について、基質とスペーサーの選択がハイブリッドハイドロゲルのゲル化および切断性に与える影響を評価する定性的スクリーニングを実施した。また、ゲル化反応におけるバッファー環境のpHがチオールの脱プロトン化、ひいては架橋過程に影響を与える可能性があるため、ゲル化させる際のバッファーについても検討した。基質とスペーサーとバッファーとの各組み合わせにおいて、チューブ倒立法によりゲル化の可否を目視で確認した。PEG-VS溶液とibu-PLGA粒子の懸濁液の混合物を入れたガラスバイアルに、化学量論量のペプチド架橋剤を加えた。この実験では、同じ混合組成で、対象のペプチド架橋剤を含まない別のバイアルも用意し、コントロールとして使用した。2つのバイアルを一定時間ごとに倒立させ、片方のバイアル内の混合物が重力を受けても流れなくなりゲル化したと判断されるまで、この操作を繰り返した。典型的なハイブリッドハイドロゲルのゲル化した例を撮影したものが、ガラスバイアルA1とA2の写真である（図2）。ペプチド架橋剤の存在下では、白色のハイブリッドハイドロゲルがガラスバイアルA1の底部に形成され、重力を受けても下方に流れないことから、架橋が形成されたことが確認された。この白色の固形物の外観は、白色のibu-PLGA粒子に由来する。ペプチド架橋剤が存在しないコントロールバイアルA2内の前駆体混合物は自由流動性を保ったままであり、ゲル化せずと判断された。
Figure 2023504853000004
各ハイブリッドハイドロゲル20μLを500μLのエッペンドルフチューブに入れ、3μg/mL MMP-9（83kDa、Merck社）を含むPBSバッファー（DPBS／改変、カルシウム不含、マグネシウム不含、HyCloneTM）を加えて、37℃でインキュベートした。コントロール実験として、同じ組成のハイブリッドハイドロゲルを、MMP-9不含のPBSバッファーに浸漬させた。20時間インキュベートした後、ハイブリッドハイドロゲルの周囲の媒体をカバースリップに採取し、光学顕微鏡（Olympus CKX53SF、日本）で観察して、放出粒子の有無を調べた。
MMP-9の濃度は、関節リウマチや変形性関節症の患者の臨床創傷液や滑液に含まれるMMP-9の発現量［Ladwig, G. P. et al. Wound Repair and Regeneration 10(1) 26-37 (2002); Li, Z. et al. Journal of Diabetes and its Complications 27(4) 380-382 (2013)］の範囲とした。MMP-9で切断された典型的な例である図2のバイアルB1とB2の写真は、バイアルA1と同じ組成のハイブリッドハイドロゲルを、それぞれMMP-9含有バッファーとMMP-9不含バッファーに長時間接触させた後の外観を示したものである。MMP-9の存在下では、バイアルA1で見られていた白色の架橋ハイブリッドハイドロゲルは消失し、バイアルB1では均質に白濁した懸濁液のみが観察された。光学顕微鏡画像C1から、バイアルB1の液状混合物中にibu-PLGA粒子の存在が確認され、このハイブリッドハイドロゲルがMMP-9によって首尾よく分解されることが確認された。一方、ゲル化後に加えたMMP-9不含PBSバッファーは、バイアルB2では透明な液相として観察された。また、光学顕微鏡画像C2から、バイアルB2内には放出されたibu-PLGA粒子は存在しないことが確認された。
図14は、架橋剤候補物質の定性的スクリーニングの結果をまとめたものである。図14の (A) 列と (B) 列のスクリーニングデータから、ペプチド架橋剤のアミノ酸の組み合わせがペプチド配列の特性を決定付け、結果としてゲル化速度に影響を与えることが分かった。スクリーニングに使用した基質のほとんどが5～30分以内にゲル化した。驚くべきことに、ペプチド (3)（配列番号24）とペプチド (8)（配列番号28）のそれぞれの構成要素である基質AVRWLLTA（配列番号12）を用いた場合のみ、対応するペプチド架橋剤とPEG-VSとの反応性に関して、所望の結果は得られなかった。具体的には、ペプチド (3) はPBS／NaOH中ではPEG-VSとの架橋によりゲル化可能であったが、TEOAバッファー中ではゲル化できなかった。TEOAが界面活性剤として作用し、水溶液中のペプチド (3) の立体構造または立体配座を変化させた［Jones, B. H. et al. Soft Matter 11 (18), 3572-3580 (2015)］ことが原因でゲル化が阻害されたものと推察される。また、興味深いことに、PEG-VSを加える前、ペプチド (8) をPBS／NaOHバッファーに溶解すると、ペプチド (8) は自己組織化してゲル状になり、TEOAバッファーに溶解すると、ペプチドが自己組織化したことを示すと考えられる乳状の溶液になった［Zhou, Q. et al. Progress in Natural Science 19 (11), 1529-1536 (2009)］。この挙動が，このペプチドのシステインのチオールとPEG-VSのビニルスルホンとのその後の反応を阻害し，ゲル化を妨げたと考えられる。
基質の選択に加えて、スペーサーの設計（GCRR（配列番号9）またはGCRD（配列番号8））も、架橋過程で重要な役割を果たす。例えば、スペーサーGCRR（配列番号9）を用いて設計されたペプチド (2) は、同じ基質と異なるスペーサーGCRD（配列番号8）を用いて設計されたペプチド (6) よりもPEG-VSとの架橋速度がいずれのバッファー中でも顕著に早かった。同様に、スペーサーGCRR（配列番号9）を含むペプチド (4) は、スペーサーGCRD（配列番号8）を含むペプチド (5) よりビニルスルホンとの反応速度がPBS／NaOH中では速かった。このデータは、システインのチオール基の近くに正電荷（例えば、アルギニン、R）がある場合は架橋速度が上昇し、負電荷（例えば、アスパラギン酸、D）がある場合は架橋反応が減速するという報告をした文献［Lutolf, M. P. et al. Bioconjugate Chemistry 12 (6), 1051-1056 (2001)］の内容と一致するものであった。これは、前者により中間体であるチオラートが安定化されたためと考えられる［Roos, G. et al. Antioxidants & Redox Signaling 18 (1), 94-127 (2012)］。
環境のpHがチオールの脱プロトン化に影響し、中間体チオラートの濃度を変化させるため［Lutolf, M. P. and Hubbell, J.A. Biomacromolecules 4 (3), 713-722 (2003)］、バッファーの選択も架橋速度に影響を与える可能性がある。TEOAバッファーは、マイケル付加によく使われる強塩基性バッファーの1つであるが、細胞毒性も懸念されるため、我々は、それに代わる細胞適合性の高いPBS／NaOHバッファーを検討した。図14に示すように、基質AVRWLLTA（配列番号12）を含む配列を除くすべてのペプチドは、それぞれ反応速度は異なるが、いずれのバッファー中でもPEG-VSと架橋することができた。興味深いことに、ペプチド (5) では、PBS／NaOHバッファーの方がTEOAバッファーよりも架橋速度が遅かった。弱塩基性バッファーであるPBS／NaOHはTEOAバッファーよりもチオールの脱プロトン化効率が悪く、そのためゲル化速度が低下したものと推察される。ゲル化速度に関して得られたデータから、同じ架橋剤を用いた設計であっても、反応バッファーの適切な選択がハイドロゲル形成の成功に重要であることが示唆された。
次に、図14の（C）列に示す結果は、架橋に成功した各ハイブリッドハイドロゲルのMMP-9溶液中での切断性についてまとめたものである。具体的には、ペプチド (1)、(4)、(5) および (7) で架橋されたハイブリッドハイドロゲルは、MMP-9含有バッファーに浸漬すると、周囲の媒体へのPLGA粒子の放出が認められたことから、MMP-9により分解可能であることが確認された。興味深いことに、ペプチド (2)、(3) または (6) を用いて形成されたハイドロゲルは、MMP-9の存在下および非存在下のいずれの場合も、ハイブリッドハイドロゲルから放出された粒子の数が同様に無視できる程度であった（図示せず）ことから、MMP-9に接触させても切断されないことが確認された。これら3つの配列を有する基質が、抗腫瘍薬のプロテアーゼ活性化ナノキャリア［Samuelson, L. E. et al. Molecular Pharmaceutics 10 (8), 3164-3174 (2013)］または電気化学インピーダンスセンサ［Biela, A. et al. Biosensors and Bioelectronics 68, 660-667 (2015)］のMMP-9感受性部位として報告されていたことを考えると、この結果は驚くべきものであった。これは、基質を挟むスペーサーにより、ペプチド配列の立体構造が変化して、立体障害が生じ、それにより、プロテアーゼの基質の切断部位へのアクセスが妨げられたためではないかと考えられる。
効果的なプロテアーゼ誘導性薬物送達プラットフォームを設計するための最適なペプチド架橋剤は、速やかにゲル形成を誘導し、プロテアーゼによる切断性を保持するものでなければならない。スクリーニングに使用した8種類のペプチドのうち、3種類の配列（ペプチド (1)、(4) および (7)；図14）は、試験に用いたいずれのバッファー中でも、MMP-9による速やかなゲル化とハイドロゲルの切断が確認された。我々は、17個のアミノ酸を含む配列GCRR-KGPRSLSGK-RRCG（配列番号18）を有するペプチド (1) とPBS／NaOHバッファーの組み合わせを選択して所望のハイブリッドハイドロゲルGEL-iPを調製し、その後の検討に使用した。
1.4 in vitroにおける薬物封入粒子含有ハイブリッドハイドロゲルの薬物放出動態に関する試験
このin vitro放出試験において、2種類のハイブリッドハイドロゲルの比較を行った。GEL-iPは、切断性ペプチド (1) GCRR-KGPRSLSGK-RRCG（配列番号18）で架橋されたハイドロゲルに、イブプロフェン担持PLGA粒子（ibu-PLGA粒子）が埋め込まれたものである。ScrGEL-iPは、非切断性スクランブルペプチドGCRR-KSSRGGPLK-RRCG（配列番号29）で架橋されたハイドロゲルに、ibu-PLGA粒子が埋め込まれたものである。簡単に説明すると、40μLのGEL-iPを1.5mLのチューブに入れて、3μg/mLのMMP-9含有またはMMP-9不含のPBS溶液500μLに浸漬し、40μLのscrGEL-iPをMMP-9含有PBS溶液のみに接触させた。GEL-iPを用いたコントロール実験として、MMP-9とともにMMP-9阻害剤I（Merck社）を加えたものを準備した。各チューブを、温度37℃、振とう速度30rpmに設定したMulti Bio RS-24ローテーター（BioSan社）にセットした。所定時間ごとに各チューブから10μLずつ液状混合物を採取し、90μLのアセトニトリルに加えた。得られたサンプルを0.22μmのシリンジフィルターに通し、4℃で保存した。各チューブに、3μg/mLのMMP-9含有またはMMP-9不含の新鮮なPBS溶液を10μLずつ加え、採取した量の補充を行った。24時間後、各ハイブリッドハイドロゲルと残りの液状混合物をアセトニトリルに完全に溶解させた。採取したすべてのサンプルにおいて、RP-HPLCによりイブプロフェンの濃度を定量した。各時点での薬物放出率は、各時点で採取された薬物の累積量を各チューブに含まれていた初めの薬物量で標準化することによって計算した［Dang, T. T. et al. Biomaterials 32 (19), 4464-4470 (2011)］。各ハイブリッドハイドロゲルの放出速度は、4回の反復実験の平均から得られたものである。
図3に示すように、GEL-iPをMMP-9に4時間接触させると、MMP-9非存在下では薬物放出率がわずか25%であったのに対し、100%と有意に増加した。また、MMP-9とMMP-9阻害剤を併用すると、イブプロフェンの放出量が有意に抑制された。これは、MMP-9のタンパク質分解活性が、この低分子阻害剤によって選択的に阻害されたためである。よって、MMP-9は、ペプチド架橋剤を切断してハイドロゲルマトリックスを分解することができず、イブプロフェンの誘導放出が阻止された。さらに、GEL-iPはMMP-9の存在下、最初の4時間で完全に分解され、イブプロフェンが100%放出されたが、スクランブルペプチドで架橋されたハイブリッドハイドロゲル（scrGEL-iP）では同じ条件下でも40%しか放出されなかった。MMP-9存在下において、GEL-iPからのイブプロフェンの放出量がscrGEL-iPからの放出量よりも多かったことから、MMP-9によるGEL-iPの分解により薬物放出が誘導されるという切断性ペプチド (1) の機能が確認された。以上より、イブプロフェンの誘導放出は、MMP-9がその関連ペプチド基質を切断する活性によるものであることが図3のデータによって証明された。
薬物封入粒子含有ハイブリッドハイドロゲルのマクロファージに対するin vitro阻害作用の評価
MMP-9の作用によりGEL-iPから放出された薬物を、マウスマクロファージRAW264.7の増殖に対するin vitro阻害効果に基づいて評価した。これまでの研究から、動脈硬化や肥満による脂肪組織の炎症などの炎症関連疾患では、単球の動員よりもむしろ局所的なマクロファージの増殖が、細胞の病巣蓄積の中心をなしていることが明らかになっている［Amano, S. U. et al. (2014)］。そのため、マクロファージの自己複製は、炎症を治療的に調節するための標的として有望視されている。
マウスマクロファージRAW264.7を、10%FBS（Gibco Laboratories社）と1%ペニシリン／ストレプトマイシン（Gibco Laboratories社）を含む高グルコースDMEM（Gibco Laboratories社）で、37℃、5%CO2雰囲気下で培養した。継代数20～30のマクロファージRAW264.7を96ウェルプレート（Corning（登録商標））に初期播種密度2×104個/ウェルで播種し、37℃で24時間インキュベートした。1.7% (w/v) のPEGと5% (w/v) のイブプロフェン担持PLGA微粒子で作製したハイブリッドハイドロゲル（GEL-iPおよびscrGEL-iP）100μLを、500μLのフェノールレッド不含DMEM（Gibco Laboratories社）培地中、3μg/mLのMMP-9の存在下または非存在下で2時間インキュベートした（図4A）。また、コントロールのハイブリッドハイドロゲルとして、イブプロフェン不含PLGA粒子を埋め込んだMMP-9切断性ハイドロゲル（GEL-P）も用意した。GEL-iPサンプルの1群において、インキュベーションの際にMMP-9とともにMMP-9阻害剤Iを添加した。インキュベーション後、各ハイブリッドハイドロゲル処方物から200μLの培養液を溶出液として採取し、播種したマクロファージRAW264.7にこの溶出液を加えて72時間処理を行った。また、ネガティブコントロールとして200μLの新鮮な培地を用いてマクロファージを処理し、ポジティブコントロールとして0.6mg/mLの遊離イブプロフェン溶液を用いてマクロファージを処理した。この遊離イブプロフェン溶液の投与量は、各ハイブリッドハイドロゲルに担持された薬物量で標準化した。その後、処理したマクロファージから溶出液を除去し、処理後の細胞のin vitro代謝活性をWST-1細胞増殖アッセイ（Abcam社）を用いてメーカーのプロトコルに従って評価した。具体的には、培地にWST-1試薬を10：1の体積比で加えたものを各ウェルに200μLずつ加え、37℃で3時間インキュベートした。この培養液の100μLを新しい96ウェルプレートに移し、450nmと690nmの吸光度をマイクロプレートリーダー（SpectraMax M5）で記録した。相対代謝活性を計算するため、450nmの吸光度値から基準波長である690nmの吸光度値とバックグラウンドの吸光度値を差し引き、補正後の吸光度値を求めた。相対代謝活性は、以下の式により計算した。
相対的代謝活性＝ATest／AControl×100%
ここで、ATestとAControlは、溶出液で処理した細胞と新鮮な培地で処理した細胞からそれぞれ採取した液の補正後の吸光度値である。
図4Bに示すように、GEL-iPをMMP-9で分解して得られた溶出液はマクロファージの増殖を完全に阻害した（約0%）が、MMP-9非存在下のGEL-iPから得られた溶出液で処理した細胞の代謝活性はそれより高かった（約40%）。このデータから、GEL-iPを3μg/mLの濃度のMMP-9（慢性疾患における炎症の増大によるプロテアーゼ発現上昇を模したもの［Ladwig, G. P. et al. Wound Repair and Regeneration 10(1) 26-37 (2002); Li, Z. et al. (2013)］）で刺激することにより、イブプロフェンの放出量が増え、マクロファージの増殖がより強く抑制されたことが示唆される。さらに、MMP-9非存在下でGEL-iPから得られた溶出液で処理したマクロファージの代謝活性（約40%）は、同量の遊離薬物の溶液で処理した場合（全身投与による非制御の薬物送達を模したもの）のマクロファージの代謝活性（約0%）よりも有意に高かった。このように、非炎症の生理的条件を再現したMMP-9非存在下［Roomi, M. W. et al. (2009)］では、GEL-iPが放出できるイブプロフェンの量は、遊離イブプロフェン溶液に含まれる薬物量よりも少なく、マクロファージに対する薬物の作用は最小限に抑えられていた。GEL-iPのこの特徴は、薬物を全身投与した際に放出速度が制御されていないことで起こる過剰投薬［Youssef, J. et al. Rheumatic diseases clinics of North America 42(1) 157-176 (2016)］を軽減し、非炎症性疾患における薬物誘発性副作用を緩和できる可能性を示唆するものである。
また、MMP-9阻害剤を一緒に加えた場合、マクロファージの代謝活性は、MMP-9阻害剤非存在下で見られた完全に阻害されたレベル（約0%）から20%まで回復したことから、溶出液のマクロファージに対する望ましい阻害効果を得るためには、活性状態のMMP-9が必須であることが証明された。MMP-9の存在下では、GEL-iPから放出されたイブプロフェンによりマクロファージの増殖は完全に阻害されたが、非切断性scrGEL-iPからの溶出液で処理したマクロファージでは55%の代謝活性が残っていた。MMP-9阻害剤とscrGEL-iPを用いたコントロール実験から得られた結果から、GEL-iPからイブプロフェンを放出させてマクロファージの増殖を調節する上で、活性状態のMMP-9とそれに関連する切断性ペプチドの両方が重要な役割を担っていることがわかった。以上のことから、GEL-iPは、プロテアーゼ活性に応答して抗炎症剤を放出し、免疫細胞の活性を調節することができる有望な薬物送達プラットフォームであると言える。
我々の主たる目的は、プロテアーゼ活性のみに応答して薬物を放出し、この刺激がない場合には放出量が最小限に抑えられる送達プラットフォームの開発であったが、MMP-9非存在下でのGEL-iPからのイブプロフェンの基礎放出量について、いくつかの懸念が残されていることは否めない。これはibu-PLGA微粒子の表面からの受動的な薬物拡散によるものと考えられ、MMP-9もMMP-9阻害剤も存在しない条件下でGEL-iPからの溶出液で処理したマクロファージが部分的（約40%）に阻害されたという結果によって説明される。しかし、抗炎症剤の投与が必要とされる実際の臨床現場では、ある程度の炎症が存在している場合が多い。したがって、この薬物の基礎放出は、低レベルの炎症および痛みや腫れなどの関連症状の管理に有用であり［Steinmeyer, J. (2000)］、それにより炎症反応の増悪を最小限に抑えることができる［Sutherland, E. R. et al. (2003)］と考えられる。関節炎の再燃や慢性創傷の感染症のように、炎症が急に悪化してMMP-9活性が上昇した場合は、GEL-iPからのイブプロフェンの放出量が増えるため、重症化した炎症に対処することができる。
実施例2
プロテアーゼ応答性を有する薬物封入粒子含有ハイブリッドハイドロゲルのin vivo評価
2.1 免疫適格性SKH-1マウスの管理
GEL-iPの皮下注射用薬物送達プラットフォームとしての適用可能性をさらに評価するため、GEL-iPおよびその構成材料のin vivoにおける免疫適合性を評価した。免疫適格性マウスモデルSKH-1Eを用いて、GEL-iPの構成材料が皮下の宿主反応に及ぼす影響を最大5日間にわたって調べた（図5）。この試験は、シンガポールの南洋理工大学（NTU）の「動物の管理と使用に関する委員会（IACUC）」で承認された動物実験プロトコル（プロトコル番号A0343）に従って実施した。すべての動物実験は、国立衛生研究所（NIH）による「実験動物の管理と使用に関する指針（NIH公報第8023号、1978改定）」に準拠した「実験動物を用いた研究に関する国立諮問委員会（NACLAR）」に従って実施した。Charles River Laboratories社（マサチューセッツ州ウィルミントン、米国）から繁殖用マウスを購入し、NTUの施設内で10週齢の雌性SKH-1Eマウス（F1）を飼育した。マウスの飼育は、NTUのリーコンチェン医学部の動物施設において、12時間の明暗サイクルの標準的な条件下で行った。水と餌は自由摂取とした。
2.2 ポリマー微粒子の皮下注射
マウスに材料を皮下注射する前に、3%イソフルラン含有酸素を吸入させて麻酔状態を維持した。6種類の材料処方物を、各マウスの背側にアレイ状に皮下注射した。具体的には、ibu-PLGA粒子（50mg/mL）、イブプロフェン不含の空のPLGA粒子（50mg/mL）、または1% (w/v) アルギン酸塩ハイドロゲル（PRONOVATM SLG20、FMC BioPolymer社）をそれぞれ含むPBSバッファー50μLを注射した。また、GEL-iP、GEL-P、またはPLGA粒子不含の、ペプチド (1)（GCRR-KGPRSLSGK-RRCG；配列番号18）で架橋されたPEGハイドロゲル（PEGゲル）などの各ハイドロゲル処方物に関しては、それぞれ前駆体を含む溶液50μLを注射した。例えば、PEG-VS、ペプチド架橋剤、およびibu-PLGA粒子を含むPBS／NaOHバッファー50μLをマウス背部に皮下投与することにより、GEL-iPのin situでの形成を誘導した。
2.3 SKH-1Eマウスの非侵襲生物発光イメージング
活性酸素種（ROS）活性は、他の研究で報告されている方法と同様にして、ROSにより酸化され生物発光シグナルを発するルミノールを用いて定量化した［Liu, W. F. et al. Biomaterials 32 (7), 1796-1801 (2011)］。簡単に説明すると、イメージング前に、100μLのPBSに溶解した5mgのルミノールナトリウム（Sigma Aldrich社、ミズーリ州セントルイス、米国）をマウスの腹腔内に注射した。注射から20分後に、IVIS Spectrum CTシステム（Caliper Life Sciences社）で180秒間露光してマウスの撮影を行った。Living Image 3.1 ソフトウェアを使用して、注射部位の周囲の関心領域（ROI）（cm2）の全放射束（光子/秒）を測定した。
これとは別の予備実験において、注射から15分後に切除した皮膚の皮下腔に架橋ハイドロゲルが存在した（図17）ことから、in situでゲルが形成されることが確認された。また、GEL-iPの構成材料の影響を評価するために、ibu-PLGA粒子およびイブプロフェン不含PLGA粒子についても検討を行った。さらに、マウスでの皮下免疫適合性が既に報告されている、カルシウムで架橋されたアルギン酸塩ハイドロゲル（アルギン酸塩ゲル）［Liu, W. F. et al. Biomaterials 32 (7), 1796-1801 (2011)］をネガティブコントロールとして使用した。
in vitroおよびin vivoの複数の研究において、材料による宿主応答の特性を明らかにするために、活性化した食細胞から産生される活性酸素種（ROS）の活性の定量が行われている［Dang, T. T. et al. Biomaterials 34 (23), 5792-5801 (2013); Dang, T. T. et al. Biomaterials 2011, 32 (19), 4464-4470 (2011)］。我々は、この実験において、非侵襲イメージング技術を用い、材料の注射後1、3、5日目に、材料注射部位におけるROSによるルミノールイメージングプローブの酸化により放出される生物発光シグナルを定量化した（図5A）［Dang, T. T. et al. Biomaterials 34 (23), 5792-5801 (2013); Dang, T. T. et al. Biomaterials 32 (19), 4464-4470 (2011); Liu, W. F. et al. Biomaterials 32 (7), 1796-1801 (2011)］。図5Bは、3日目の代表的なマウスの生物発光画像、図5Cは、5日間にわたり各種材料処方物により誘導されたROS活性の定量結果である。PLGA粒子不含のペプチド架橋PEGゲルにより誘導されたROS活性は、1日目においてアルギン酸塩ゲルと同程度であったことから、PEGゲルの皮下腔における免疫親和性が確認された。このデータから、PEGゲルの調製において、前駆体溶液のバッファーとしてPBS／NaOHを選択しても、免疫細胞によるROS産生に悪影響がないことが確認された。さらに、5日目には、切除した皮膚の皮下腔にあった架橋PEGゲルが消失していたことから、PEGゲルは完全に分解されたことが示唆される（図18）。興味深いことに、PLGA含有処方物により発生したROSは、いずれの場合も、PLGA不含のPEGゲルやアルギン酸塩ゲルより高いレベルであった。PLGAは薬物送達用途における使用がFDAによっていくつか承認されているが［Han, F. Y. et al. Frontiers in pharmacology 7, 185-185 (2016)］、この実験で観察されたように、PLGAが有する疎水性が急性炎症［Seong, S.-Y. and Matzinger, P. (2004)］およびそれに関連するROS活性の増大［Dang, T. T. et al. Biomaterials 34 (23), 5792-5801 (2013)］を招いた可能性がある。しかし、このPLGAに関連したROS活性は1日目に見られたが、5日目には最終的にコントロールの皮膚と同じバックグラウンドレベルまで低下した。このことから、PLGAによるROS活性の上昇は一過性であることが示唆された。したがって、PLGAも、SKH-1Eマウスの皮下腔において免疫適合性を有すると考えられる。以上のことから、GEL-iPの構成材料であるPEGハイドロゲルとPLGA粒子は、ハイブリッドハイドロゲルの設計において適切な免疫適合性材料であることが示唆された。さらに、我々が選択した生物オルトゴナル反応を利用した化学ゲル化戦略とバッファーによる有害なROS活性の増大は確認されなかった。
実施例3
マルチ応答性を有するプロテアーゼ切断性の粒子含有ハイドロゲル
我々は、マルチ応答性を有するプロテアーゼ切断性の粒子含有プハイドロゲルが、複数種の疾患特異的プロテアーゼの共存下において最も速く分解され、炎症性疾患に対して高い標的特異性を示すことを明らかにした。典型的な例を挙げると、HNEペプチド基質（H2）とMMP-9ペプチド基質（M2）の組み合わせ（表4）で架橋されたH2-M2組み合わせハイドロゲルは、1種類のプロテアーゼのみ、すなわちHNEのみまたはMMP-9のみに接触させても、分解されないままであったが、両方のプロテアーゼを加えると、完全に分解された（図6A）。また、上清中のPLGA粒子の平均数を求め、一元配置分散分析を行った結果からも、1種類のプロテアーゼの存在下とコントロール条件下のハイドロゲルより、2種類のプロテアーゼの存在下のハイドロゲルから放出された粒子数が有意に多い（p＜0.001）ことが示された（図6B）。さらに、H2ペプチド基質は、HNEプロテアーゼによって優先的に切断され、M2ペプチド基質は、MMP-9プロテアーゼによって優先的に切断されることも示された。
Figure 2023504853000005
実施例4
プロテアーゼ応答性を有する薬物封入粒子含有ハイブリッドハイドロゲルを含む複合被覆材の作製
3.1 in vitroにおける複合被覆材の薬物放出動態に関する試験
この薬物送達プラットフォームの外用適用への汎用性を示すために、ハイブリッドハイドロゲルGEL-iPをカルトスタット（登録商標）創傷被覆材に組み込んだ複合被覆材を作製した（図7A）。この複合被覆材は、慢性創傷の滲出液のMMP-9レベルの上昇［Ladwig, G. P. et al. Wound Repair and Regeneration 10(1) 26-37 (2002); Li, Z. et al. Journal of Diabetes and its Complications 27(4) 380-382 (2013)］によりイブプロフェンの放出を誘導させて（図7B）、炎症および疼痛の管理を行うことを最終的な目的とするものである。複合被覆材を作製するために、まず、ペプチド (1)（GCRR-KGPRSLSGK-RRCG；配列番号18）とPEG-VSをそれぞれ別々に、5% (w/v) のibu-PLGA粒子を懸濁したPBS／NaOHバッファーに溶解した。これら2つの前駆体を混合し、20μLの前駆体混合物を、アルギン酸塩創傷被覆材カルトスタット（登録商標）の直径6mmの円形状シートに速やかに付着させた（図7A）。ゲル化後、得られた複合被覆材を液体窒素中で瞬間凍結し、凍結乾燥させた。2種類の複合被覆材をin vitro放出試験で比較した。簡単に説明すると、20μLのGEL-iPを含む複合被覆材を1.5mLのチューブに入れて、3μg/mLのMMP-9含有PBS溶液500μLに浸漬し、もう一つの被覆材をMMP-9不含PBS溶液に接触させた。
形成直後の複合被覆材は、前駆体混合物に由来する水分で飽和していたため、それ以上液体を吸収する能力は著しく低かった。そこで、この複合被覆材を凍結乾燥させ、吸収性を回復させた。この被覆材をMMP-9含有またはMMP-9不含のバッファー溶液に24時間浸漬してMMP-9に接触させたときのイブプロフェン放出能について調べた。24時間のインキュベーションにより、複合被覆材は急速にバッファーを吸収し、MMP-9存在下では担持したイブプロフェンをほぼ100%放出したのに対し、MMP-9非存在下での放出率は56%どまりであった（図7C）。このことから、ハイブリッドハイドロゲルGEL-iPは、注射剤（図5）だけでなく、外用（図7）にも適用可能性のある、汎用的な誘導型薬物放出プラットフォームであることが分かった。
実施例5
単種または複数種のプロテアーゼに対して応答性を有するモジュール式結合体型ハイドロゲル
5.1 薬物とプロテアーゼ感受性ペプチドアンカーとの結合
我々は、新たなイブプロフェン-ペプチド結合体の合成と精製のための堅牢なプロセスを開発した。このプロセスのフローチャートを図8Aに示す。方法を簡単に説明すると以下の通りである。
第1に、非ステロイド性抗炎症剤（NSAID）であるイブプロフェンを、固相ペプチド合成（SPPS）により、ペプチド配列GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）のN末端に結合させてibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）を調製した。具体的には以下の通りである。Fmocで保護されたペプチドを、Rinkアミド樹脂上に、0.3mmol/gのスケールで、標準的な固相ペプチド合成法により手動で合成した。このペプチドをイブプロフェンと結合させる前に、20%ピペリジンを用いて、Fmoc保護基を除去した。次に、Fmocを除去した樹脂50mgをイブプロフェン9.28mgとともに500μLのDMFに分散させた。この樹脂分散液に、DMFに溶解した1M PyBOP溶液34.2μLとDIPEA 6μLを加えて、反応を開始させた。18時間後、樹脂をDMFで洗浄した後、ジクロロメタン（DCM）で数回洗浄した。次に、樹脂を、95%トリフルオロ酢酸、2.5%水、および2.5%トリイソプロピルシラン（TIPS）を含む切断用カクテルを用いて室温で60分間処理し、ibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）を樹脂から切断した。生成物を冷却したエーテルで沈殿させた後、真空下で乾燥させた。このペプチドと薬物の結合体の同一性はMSで確認した（MS m/z：731.35 [M+2H]2+）。LC-MSデータから、ibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）の実測分子量がChemDraw（登録商標）による理論予測値と一致した（図8B）ため、目的の薬物がペプチド配列GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）のN末端に正常に結合されたことが確認された。
第2に、ibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）を、以下の手順でハイドロゲルに結合させた。4アームポリ（エチレングリコール）-マレイミド（4-PEG-Mal）（20kDa、Sigma Aldrich社、ミズーリ州セントルイス、米国）をまずibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）とモル比1／1で反応させた。次に、（4-PEG-Malのマレイミド基の一部はibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）と結合しているが）4-PEG-Malに対して化学量論比のビスシステインペプチド（Genscript社、香港）を反応混合物に添加した。各前駆体はPBSバッファーに溶解して使用した。典型的な例を挙げると、PEG含量4.2% (w/v) のペプチド架橋ハイドロゲル117μLを調製するために、5mgの4-PEG-Malを、0.40mgのibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）とともにガラスバイアルに入れて、100μLのPBSに溶解した。次に、この溶液に、17μLのPBSに溶解した化学量論量のペプチド架橋剤を加えた。
図8Cの模式図に示すように、ビスシステインMMP-9感受性ペプチド架橋剤（GCRDGPQGIWGQDRCG；配列番号22）を、4アームPEG-マレイミドとibu-GPQGIWGQ-DRCG（配列番号19）の混合物を含むバッファー溶液に添加することにより、架橋ハイドロゲルが形成された。この架橋ハイドロゲルは、重力を受けても下方に流れなかった。
図9は、イブプロフェン結合PEGハイドロゲルを、1μg/mLという臨床的に関連のある濃度のプロテアーゼに接触させることにより、プロテアーゼ感受性の薬物放出を実現できるという仮説を裏付けるものである。図9Aは、3日後に架橋ハイドロゲルが完全に分解されたことを示している。LC-MS分析により、ハイドロゲルをMMP-9溶液に2日間接触させた後に採取した上清中に、遊離したイブプロフェン担持フラグメント（ibu-GPQG、溶出時間14.6分のLCピーク、m/z=546.20のMSピーク）が存在することが確認された（図9B）。一方、ハイドロゲルをMMP-9不含のコントロールバッファーに接触させた後に採取した上清には同様のピークは見られなかった。ヒト創傷液中の活性状態のMMP-9の濃度は0.3～4.8μg/mLである［29-31］ことから、図10Aのデータは臨床的に関連のあるプロテアーゼ濃度で薬物放出が可能であることを裏付けるものである。さらに、図10Bに示すように、スペーサーとしてのペプチド配列GPRSLSGRRCG（配列番号20）は、カテプシンBやヒト好中球エラスターゼ（HNE）よりもMMP-9に対して高い特異性を有している。
第3に、チオールを含むペプチドを用いて、4-PEG-Malにマイケル付加を行うことにより、複数種のプロテアーゼに対して切断性を有するハイドロゲルを調製した。具体的には、5mgの4-PEG-Malを100μLのPBSバッファーに溶解し、この溶液を17μLのペプチド配列の組み合わせ、例えば、0.005mgのGRCR-PMAVVQSVP-RCRG（配列番号31）と0.0045mgのGRCR-GPRSLSG-RCRG（配列番号32）と反応させて、4.2% (w/v) 4-PEG-Mal含有ゲル117μLを調製した。
5.2 in vitroにおける結合体型ハイドロゲルからの薬物放出の調整可能性
図11Aおよび11Bに示す高速液体クロマトグラフィー（HPLC）で測定した定量的データから、ビスシステイン架橋剤またはアンカーの選択を変更することにより、薬物結合ハイドロゲルからの薬物放出を調整できる可能性が示唆された。具体的には、図11Aを見ると、同じアンカーHを用いた場合、架橋剤をペプチドxM（GCRR-GPRSLSG-RRCG、配列番号21）からペプチドxH（GCRD-GPQGIWGQ-DRCG、配列番号22）に変更すると累積薬物放出率が低下していることがわかる。また、図11Bを見ると、同じ架橋剤xH（GCRD-GPQGIWGQ-DRCG、配列番号22）を用いた場合、アンカーをペプチドH（GPQGIWGQ-DRCG、配列番号19）からペプチドM（GPRSLSG-RRCG、配列番号20）に変更すると累積薬物放出率が低下していることがわかる。図11Cに示すように、ハイドロゲルの重量比を3w/v%から10w/v%まで漸増させると、担持量が増加し、総担持量を調整できることが確認された。また、8アームPEG-マレイミドは、4アームPEG-マレイミドよりも多くのイブプロフェンを担持できることもわかった。
5.3 in vivoにおいて炎症により誘導される結合体型ハイドロゲルからの薬物放出
我々は、この薬物結合プラットフォームからの薬物放出が、in vivoでの炎症の増大に応じて、高用量の薬物を放出できるものであることを示唆する予備データも得た。我々は、MMPの発現を上昇させることができる刺激剤として、ホルボール12-ミリステート13-アセテート（PMA）を用いて、皮膚炎症マウスモデルを作製した（図12A）。MMPの上昇は、MMPSenseプローブを用いて検出した。PMA注射から24時間後の注射部位では、赤い部分が認められ、この赤い部分の程度とPMAの注射量の増加には関連があった（図12B）。具体的には、4μgのPMAでは0.4μgのPMAの場合よりも大きく鮮明な赤みが生じ、PMA不含のPBSバッファーの場合は皮膚外観に変化は見られなかった。PMA注射から24時間後のMMP活性をモニターし、蛍光シグナルを定量したところ、0.4μgのPMAで誘導されたMMP活性と、4μgのPMAで誘導されたMMP活性とでは1.9倍の差があり、4μgのPMAで誘導されたMMP活性が有意に高いことがわかった（図12Cおよび12D）。また、PMA不含のPBSバッファーの注射部位の蛍光シグナルは最も低く、MMP量のベース値が確認された。このように、皮下注射したPMAの量が多いほど、蛍光強度が増大し、さらに重要なことに、このシグナル強度の増大と、マウスの背側の赤い部分の程度には相関が見られた。また、タンパク質の発現を調べるために、PMA注射部位の皮膚組織を採取し、ELISAキットを用いてMMP-9の定量を行った（図12E）。MMP-9の発現上昇傾向は、異なる濃度のPMAを注射して誘導された炎症の重症度と相関していることが確認された。具体的には、4μgのPMAと、0.4μg、0μgのPMAとでは、誘導されるMMP-9の分泌量にそれぞれ5倍、10倍の差があり、4μgのPMAにより誘導されたMMP-9の分泌量は有意に多かった。以上のことから、PMAの皮下注射量が多いほど、誘導される皮下炎症が重症化し、MMP-9の分泌量が多くなることがわかった。
in vivoにおいて炎症により誘導されるイブプロフェン結合PEGハイドロゲルからの薬物放出を調べるために、SKH-1Eマウス背側の炎症部位の皮下腔に、当該ハイドロゲルの前駆体溶液を注射してibu-M_xMハイドロゲルをin situで形成させた（図13A）。前日に誘発させた3段階の炎症のいずれかによって薬物放出を誘導し、ハイドロゲル注射から12時間後のゲル塊内のibu-Mfの残存量から薬物放出率を算出した。図13Bでは、PMAを使用していない注射部位のハイドロゲルが無色透明であるのに対し、4μgのPMAの注射部位では境界が不明瞭で黄色く見える。図13Cは、0.4μgのPMAとPMA不含のPBSバッファーに接触させたゲルからは、それぞれ薬物の60%と45%が放出されたのに対し、4μgのPMAに接触させたゲルからはibu-Mfの70%が放出されたことを示している。このように、ibu-Mfの放出量は炎症の重症度と正の相関があり、in vivoにおけるプロテアーゼ誘導性の放出メカニズムが確認された。さらに、PMA不含でも薬物の45%が放出されたのは、PMAとハイドロゲル投与時の注射操作により、MMP-9分泌量の増加を伴う軽度の炎症が誘導されたため、結果としてibu-Mfの放出が起こったものと考えられる。このように、このハイドロゲルの構成は、軽度の炎症に対しても感受性を示すことがわかった。このハイドロゲルのプロテアーゼ感受性は、ペプチドアンカーおよび／または架橋剤を変更することで調節可能であると考えられる。以上のことから、薬物結合PEGハイドロゲルは、炎症の重症度が高いほど多くの量の薬物を放出することができるものであり、炎症の重症度の違いに対処できる可能性が示唆された。
統計解析
すべての統計解析とグラフ作成は、OriginPro 2017を用いて行った。2つの実験群間の比較はすべて、Welchのt検定（両側検定）で行い、2群より多い群間の比較は、一元配置分散分析と、Fisher LSD法による事後検定で行った。P値が0.05未満の場合は有意性ありと判断した。
実施例6
in vitroにおいて複数種のプロテアーゼの作用により誘導されるモジュール式結合体型ハイドロゲルからの薬物放出
典型的な例として、以下の手順で20μLのデュアルプロテアーゼ応答性のモジュール式結合体型ハイドロゲルを調製した。まず、10mgの8アームPEG-マレイミド（8-PEG-MAL、40kDa）を0.5mLのエッペンドルフチューブに入れて、98.33μLのPBSバッファー溶液に溶解した。0.17mgのMMP-9感受性ペプチド（GPRSLSG-RRCG；配列番号20）を連結したイブプロフェン（Mibu、1332.7mmol/mg）を1.67μLのジメチルスルホキシド（DMSO）に溶解し、この溶液を8-PEG-MAL溶液と1：2の化学量論比で混合した。その後、1.62mgのMMP-9分解性ペプチド架橋剤（GCRR-GPRSLSG-RRCG；配列番号21）と1.87mgのHNE分解性ペプチド架橋剤（GRCR-PMAVVQSVP-RCRG；配列番号31）をそれぞれ別々に17μLのPBSバッファー溶液に溶解して、これらを1：1の化学量論比で混合した。そして、8-PEG-MALとMibuの混合物を2種類のペプチド架橋剤の混合物と4：1の化学量論比で反応させて、PEG-ペプチドハイドロゲルを調製した。最終的に得られたハイドロゲル溶液をボルテックスと遠心分離を3秒ずつ行って均質化した。架橋時間は、混合開始時間から自由流動性のある溶液が観察されなくなるまでの時間として計測した。また、ハイドロゲルをはじいて、室内光の下で観察した。ハイドロゲルの入ったチューブを強くはじいたときに、透明のハイドロゲルが崩壊せずにチューブの底に付着したままで、内部に気泡が生じていなければ、ハイドロゲルが形成されたと判断した。このハイドロゲルを、その後のすべてのin vitroでのゲル分解実験および薬物放出実験に使用した。
簡単に説明すると、20μLのPEG-ペプチドハイドロゲルを1.5mLのチューブに入れて、MMP-9（2μg/mL）とHNE（1μg/mL）の酵素混合物を含むPBS溶液200μLまたはこの酵素混合物を含まないPBS溶液200μLに浸漬し、これとは別に、20μLのPEG-ペプチドハイドロゲルをMMP-9含有HEPES溶液（2μg/mL）またはHNE含有HEPES溶液（1μg/mL）に接触させた。各チューブを37℃でインキュベートした。所定時間ごと（4、8、12、24、36、48時間）に、各チューブから液状サンプルを5μLずつ採取し、これを2mLのガラスバイアルに入れて、15μLのバッファー溶液で4倍に希釈した。各チューブに、対応するバッファー溶液を5μLずつ加え、採取した量の補充を行った。採取した全サンプルにおいて、サンプル中に含まれる、分解されたペプチドフラグメントの濃度をHPLCで定量した。HPLCによる分析は、室温で行った。HPLCでは、超純水とアセトニトリルの体積比35／65の混合液に0.1%トリフルオロ酢酸を加えたものを移動相として1.0mL/minの流速で使用した。検出されたスペクトルを薬物濃度に換算し、所定時間ごとの累積薬物放出率を計算した。累積放出率は、累積薬物放出量（測定時点における薬物放出量とそれ以前の時点までの薬物消失量の合計）を、各ハイドロゲルに使用したペプチドの初期量で除して計算した。放出プロファイルは、放出時間に対して累積薬物放出率をプロットして作成した。各時点のデータは、3回の反復実験の平均と標準偏差から得られたものである。
in vitroにおいて、MMP-9、HNE、またはMMP-9とHNEの混合物を含む酵素溶液の存在下におけるハイドロゲルからの抗炎症剤の放出速度を調べた。コントロール実験は、酵素不含の純粋なバッファー溶液を用いて行った。所定の時点（酵素溶液との接触開始から4時間後、8時間後、12時間後、24時間後、36時間後、48時間後）における累積放出率をプロットして、図19に示すような放出プロファイルを作成した。図19に示すように、GEP-ペプチドハイドロゲルをMMP-9とHNEを含むバッファー溶液に48時間接触させた場合の累積薬物放出率が最も高く、最大で80%となり、酵素不含の新鮮なバッファー溶液における累積放出率（7%）よりもはるかに高かった。MMP-9という1種類の酵素を含むバッファー溶液にハイドロゲルを接触させた場合の最終的な累積放出率は71%であり、MMP-9とHNEを混合した場合の累積薬物放出率の最大値よりは低かったがこれに近い値であった。プロテアーゼ不含のHEPESバッファーにゲルを接触させた場合の48時間後の最大薬物放出率は9%で、MN酵素混合物溶液における最終的な放出率より低かった。これは、分解されないハイドロゲルシステムでは、ハイドロゲルからの拡散現象に抗力が働いて十分な拡散が行われず、一部の薬物分子がハイドロゲルマトリックス内に残留したためと考えられる。また、ハイドロゲルを酵素HNEに接触させた場合にも同様の問題が生じた。この場合の最大累積薬物放出率は24%であり、MMP-9酵素溶液における放出率を大幅に下回った。これは、酵素HNEが酵素MMP-9とは異なり、薬物結合体を切断できないことが主な理由である。しかし、薬物放出プロファイルを見ると、少量ではあるものの、薬物分子がハイドロゲルから切断され、拡散していることがわかった。これは主に、水性環境下でのハイドロゲルの膨潤によりハイドロゲルの構造が変化し、ハイドロゲルの分解を伴わずにペプチド架橋剤が切断されたためである。
要約
抗炎症治療薬の投与において、薬物放出動態の時空間的制御を改善するために、薬物を物理的にカプセルに封入したり、薬物をポリマー骨格に永久的に結合させるなど、複数の戦略が試みられてきた［14-17］。しかし、これまでのシステムの放出動態は、炎症性疾患の重症度の変化に対応することができなかった。Joshiらは、トリグリセロールモノステアレート（TG-18）の自己組織性を利用して、ハイドロゲルプラットフォームにコルチコステロイドを物理的に内包し、関節炎再燃時に発現が上昇する酵素を薬物放出を活性化させる生物学的シグナルとして利用した［20］。しかし、このプラットフォームからの薬物放出は、主にエステラーゼによりTG-18骨格のエステル結合が切断されることを利用するものである。また、炎症状態に伴う低pH環境［24-26］では、このエステル結合の非酵素的加水分解が起こり、望ましくない非特異的な薬物放出が生じる可能性もある。
本発明においては、基礎放出速度の制御を向上させ、かつ炎症関連病態に対する選択性および特異性を高めた、より性能の高い薬物送達プラットフォームを設計することに焦点を当てた。そして、設計したプラットフォームが以下の有利な特性を有することを実証することができた。
(1) 複数の組み込みサブドメインからなるモジュール式システム設計である。各サブドメインは、それぞれ異なる機能を持ち、構成材料の化学組成を変更することで、特定の炎症関連病態／疾患に合わせて薬物担持および薬物放出動態を調整できるように、個別に作製および置換することができる。
(2) 基礎放出速度を調整することができる。具体的には、炎症応答性ハイドロゲルに薬物／修飾薬物をプロテアーゼ切断性ペプチドを介して共有結合させることにより薬物の基礎放出を有意に最小限に抑えるか、薬物含有ドメインとして薬物担持ポリマー粒子を用いて基礎放出を適度に維持することができる。
(3) 1種類以上の疾患特異的プロテアーゼとの接触によりプラットフォームから担持物質が放出されるようにペプチド配列を組み合せることができる。このように組み合わせることで、疾患の炎症の重症度に相関した投薬量が調整されて放出されるようにプラットフォームの特異性を高めることができる。
これらの利点は、以下のいくつかの例により確認されている。
単種または複数種のプロテアーゼに対して応答性を有するモジュール式微粒子含有ハイドロゲル
我々は、炎症性疾患に伴うプロテアーゼ活性の上昇により、抗炎症剤の放出が誘導されるモジュール式ハイブリッドハイドロゲルを開発した。このハイドロゲルマトリックスは、プロテアーゼ活性によるタンパク質分解によって分解され、それにより、埋め込まれていた粒子が遊離し、その結果、所望の治療ペイロードを送達することができた。このハイブリッドハイドロゲルはモジュール式であるため、プロテアーゼ切断性サブドメインと薬物担持サブドメインをそれぞれ独立で、ハイドロゲルの形成およびマトリックスメタロプロテアーゼ-9（MMP-9）による切断が促進されるように最適化することができ、その結果、最終的に所望のペイロードを調整可能な放出速度で送達することができた。in vitroの試験では、プロテアーゼの作用によりハイブリッドハイドロゲルシステムからの薬物放出が促進され、炎症性マクロファージによるTNF-α産生が効果的に抑制されることが確認され、薬物誘発性細胞毒性を緩和できる可能性が示唆された。また、我々は、生体材料で誘導される宿主応答における活性酸素種の活性をモニターするために、非侵襲イメージングを用いて、免疫適格性マウスに皮下投与したハイブリッドハイドロゲルおよびその構成材料が、皮下投与から5日後の時点で有害な免疫応答を誘導していないことを確認した。その後、このハイブリッドハイドロゲルを市販の創傷被覆材に組み込み、MMP-9との接触により薬物が放出されることを確認した。これらの結果から、このハイブリッドハイドロゲルは、慢性疾患における炎症の調節を目的とした、注射または外用適用によるオンデマンド型薬物送達のための汎用的なプラットフォームであることが示唆された。
単種または複数種のプロテアーゼに対して応答性を有するモジュール式結合体型ハイドロゲル
また、抗炎症剤を結合させたモジュール式ハイドロゲルシステムも開発した。我々は、このハイドロゲルシステムにおいて、1種類または2種類のプロテアーゼ刺激により治療薬の放出が誘導されることを確認した。いくつかの実施形態において、薬物結合ハイドロゲルシステムの薬物担持量は、ハイドロゲル骨格であるポリエチレングリコールの構成を変更することによって増加させることができた。また、薬物放出速度は、プロテアーゼ切断性アンカーおよび架橋剤を変更することによって調整することができた。さらに、化学的に誘発した重症度の異なる皮下炎症モデルを用いて、in vivoでのプロテアーゼの作用により誘導される薬物放出も確認した。
参考文献
本明細書で引用された既に出版されている一連の文献およびこれらに記載の考察は、当技術分野の技術水準や技術常識の一部を構成するものであると認識する必要は必ずしもない。
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Claims (29)

  1. プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルであって、
    a) 粒子に封入された薬物；
    b) 官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロック；および
    c) 官能基を含む2つのスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤
    を含み、
    b) のポリマービルディングブロックが、c) のプロテアーゼ切断性架橋剤の存在下でゲルを形成し、a) の粒子が該ゲルに内包されることを特徴とする、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  2. a) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む第2の二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤を少なくとも1つ；および／または
    b) プロテアーゼ耐性基質を含む二官能性プロテアーゼ耐性架橋剤を少なくとも1つ
    さらに含み、
    a) のプロテアーゼ切断性基質が、前記c) の架橋剤が感受性を示すプロテアーゼとは異なるプロテアーゼに感受性を示すことを特徴とする、請求項1に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  3. 前記薬物が、シリカ、リポソーム、siRNA複合体、ならびにポリカプロラクトン、ポリ（メタクリル酸）、ポリ乳酸、ポリビニルピロリドン、ポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）、およびゼラチンなどのポリマー材料を含む群から選択される材料を含む粒子に封入されている、請求項1または2に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  4. 前記ポリマービルディングブロックが、マルチアームPEG-ビニルスルホン、マルチアームPEG-マレイミド、マルチアームPEG-アジド、またはマルチアームPEG-アルキンを含む、請求項1～3のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  5. プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルであって、
    a) 官能基を有するプロテアーゼ切断性ペプチドアンカーに共有結合している薬物；
    b) 少なくとも1つの官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）ポリマーを含むポリマービルディングブロック；および
    c) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたペプチド基質を含む二官能性架橋剤
    を含み、
    前記ペプチドアンカーの官能基により、前記薬物と前記マルチアームPEGポリマーのアームが共有結合し、前記ポリマービルディングブロックの官能基と前記二官能性架橋剤の官能基が共有結合することにより、ゲルが形成されることを特徴とする、プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  6. a) 前記架橋剤がプロテアーゼによる切断性を有していないこと；もしくは
    b) 前記ペプチドアンカーがプロテアーゼによる切断性を有し、前記架橋剤が、前記ペプチドアンカーを切断する前記プロテアーゼと同一もしくは異なるプロテアーゼによる切断性を有すること；および／または
    c) 前記薬物担持ハイドロゲルが、複数種の架橋剤を含み、その1種以上がそれぞれ異なるプロテアーゼによる切断性を有すること
    を特徴とする、請求項5に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  7. 前記ポリマービルディングブロックが、マルチアームPEG-ビニルスルホン、マルチアームPEG-ビニルマレイミド、マルチアームPEG-アジド、またはマルチアームPEG-アルキンを含む、請求項5または6に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  8. 2～12wt%のマルチアームPEG-ビニルマレイミドを含む、請求項7に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  9. 前記マルチアームPEGポリマーが3～8本のアームを有する、請求項1～8のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  10. 前記薬物が抗炎症剤である、請求項1～9のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  11. 前記薬物が非ステロイド性抗炎症剤（NSAID）である、請求項10に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  12. 前記プロテアーゼが、炎症時に発現が上昇するプロテアーゼであり、マトリックスメタロプロテアーゼ、セリンプロテアーゼ、システインプロテアーゼ、およびアスパラギン酸プロテアーゼを含む群から選択される、請求項10または11に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  13. 前記基質を挟むスペーサー配列が、少なくとも1つのシステイン残基、少なくとも1つのリシン残基、および／または少なくとも1つのアジド含有非天然アミノ酸もしくはアルキン含有非天然アミノ酸を含む、請求項1～12のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  14. 前記基質を挟むスペーサー配列が、1～6個のアミノ酸からなる配列を含む、請求項13に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  15. 前記プロテアーゼ切断性基質が、メタロプロテアーゼ-9（MMP-9）、MMP-2、MMP-7、MMP-12などのマトリックスメタロプロテアーゼ、カテプシンK、カテプシンB、カテプシンSなどのカテプシン、ヒト好中球エラスターゼ（HNE）、カスパーゼ、およびウロキナーゼを含む群から選択されるプロテアーゼに対して感受性を示す、請求項1～14のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  16. 前記プロテアーゼ切断性基質が、KGPRSLSGK（配列番号30）、GPRSLSG（配列番号10）、LGRMGLPGK（配列番号11）、AVRWLLTA（配列番号12）、またはGPQGIWGQ（配列番号13）で表されるアミノ酸配列を含むMMP-9基質、APEEIMDRQ（配列番号14）またはPMAVVQSVP（配列番号15）を含むHNE基質、GRRGLG（配列番号16）またはDGFLGDD（配列番号17）を含むカテプシンB基質、およびこれらの組み合わせを含む群から選択される、請求項15に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲル。
  17. 注射用または外用投与用に製剤化された、請求項1～16のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルを含む組成物。
  18. 請求項1～16のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルを含む被覆材。
  19. 請求項1～16のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルまたは請求項17に記載の組成物の、それを必要とする対象を治療するための注射剤または外用被覆材としての使用。
  20. 請求項1～16のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルまたは請求項17に記載の組成物の有効量を、そのような治療を必要とする対象に投与することを含む治療方法。
  21. a) 粒子に封入された薬物；
    b) 官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロック；および
    c) 官能基を含む2つのスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤
    を含み、
    a)～c)が、先行するいずれかの請求項で定義されたものと同じであることを特徴とするキット、または
    a) 官能基を有するプロテアーゼ切断性ペプチドアンカーに共有結合している薬物；
    b) 少なくとも1つの官能基を有するマルチアームPEGポリマーを含むポリマービルディングブロック；および
    c) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたペプチド基質を含む二官能性架橋剤
    を含み、
    a)～c)が、先行するいずれかの請求項で定義されたものと同じであることを特徴とするキット。
  22. プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルの製造方法であって、
    a) 官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロックと薬物担持粒子を混合する工程；
    b) 官能基を含むスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤と薬物担持粒子を混合する工程；および
    c) a) の混合物とb) の混合物を混合することにより、a) のポリマービルディングブロックが、b) のプロテアーゼ切断性架橋剤の存在下でゲルを形成し、前記薬物担持粒子が該ゲルに内包される工程
    を含む製造方法。
  23. プロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルの製造方法であって、
    a) 官能基を有するペプチドアンカーに共有結合している薬物と、少なくとも1つの官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）ポリマーを含むポリマービルディングブロックとを混合することにより、該ペプチドアンカーと該マルチアームPEGポリマーのそれぞれの官能基が共有結合して、該薬物が該マルチアームPEGポリマーのアームに結合される工程；および
    b) a) の薬物-ポリマー結合体を、官能基を含むスペーサー配列に挟まれたペプチド基質を含む二官能性架橋剤と混合することにより、前記ポリマービルディングブロックの官能基と、該二官能性架橋剤の官能基とが共有結合して、ゲルが形成される工程
    を含む製造方法。
  24. a) 前記ペプチドアンカーがプロテアーゼによる切断性を有し、前記架橋剤がプロテアーゼによる切断性を有していないこと；もしくは
    b) 前記ペプチドアンカーがプロテアーゼによる切断性を有し、前記架橋剤が、前記ペプチドアンカーを切断する前記プロテアーゼと同一もしくは異なるプロテアーゼによる切断性を有すること；および／または
    c) 前記薬物担持ハイドロゲルが、複数種の架橋剤を含み、その1種以上がそれぞれ異なるプロテアーゼによる切断性を有すること
    を特徴とする、請求項23に記載の方法。
  25. 前記薬物、前記ポリマー粒子、前記架橋剤、前記切断性アンカー、および／または前記ポリマービルディングブロックが、請求項1～16のいずれか1項で定義されたものと同じであることを特徴とする、請求項22～24のいずれか1項に記載の方法。
  26. 請求項1～16のいずれか1項に記載のプロテアーゼ応答性の薬物担持ハイドロゲルを含む複合被覆材の製造方法であって、
    a) 粒子に封入された薬物と、官能基を含む2つのスペーサー配列に挟まれたプロテアーゼ切断性基質を含む二官能性プロテアーゼ感受性架橋剤との混合物を調製する工程；
    b) 粒子に封入された薬物と、官能基を有するマルチアームポリエチレングリコール（PEG）を含むポリマービルディングブロックとの混合物を調製する工程；および
    c) a) の混合物とb) の混合物を混合し、この混合物を被覆材に付着させて、ゲル化させる工程
    を含む製造方法。
  27. 前記被覆材が、アルギン酸塩の創傷被覆材である、請求項26に記載の方法。
  28. 前記複合被覆材を液体窒素中で瞬間凍結させ、凍結乾燥させる工程d) をさらに含む、請求項26または27に記載の方法。
  29. 前記薬物が、非ステロイド性抗炎症剤（NSAID）であり；前記粒子が、ポリ（乳酸-co-グリコール酸）（PLGA）を含み；前記架橋剤および／または前記アンカーが、マトリックスメタロプロテアーゼおよびセリンプロテアーゼならびにこれらの組み合わせを含む群から選択されるプロテアーゼによる切断性を有し；前記ポリマービルディングブロックが、4アームもしくは8アームのPEG-ビニルスルホン、4アームもしくは8アームのPEG-ビニルマレイミド、4アームもしくは8アームのPEG-アジド、または4アームもしくは8アームのPEG-アルキンを含む、請求項22～28のいずれか1項に記載の方法。
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