JP4187789B2 - ポリ（エーテル−エステル）ブロックポリマーを基剤とする感熱生分解性ポリマー - Google Patents
ポリ（エーテル−エステル）ブロックポリマーを基剤とする感熱生分解性ポリマー Download PDFInfo
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Description
本発明は、感熱生分解性ポリマーの合成並びにそのペプチド及びタンパク質薬物の非経口投与のための使用に関する。さらに特定すれば、本発明はペプチド又はタンパク質薬物を含有する感熱生分解性ポリマー及びその合成方法に関する。本発明は、以下に詳細に説明されるポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマーを基剤とする感熱生分解性ポリマーを使用することにより実行可能になる。この系は、一定の分子量及び組成範囲を有するポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマーが、常温又はその辺りの温度では澄明な水溶液として存在するが、温度が体温辺りまで上昇すると、相互作用して半固体ゲル、乳化物又は懸濁物を形成するという発見に基づく。
発明の背景と従来技術の要旨
最近、組換えＤＮＡ技術及び他の技術における進歩によって、多様な治療用途に有効な多くのペプチド／タンパク質薬物が商業的に入手可能になってきた。しかし、ポリペプチド又はタンパク質のように、それらの大きい分子量、胃腸管中での分解及び体内での短い半減期が、それらの投与経路を、静脈又は筋肉注射及び皮下注射に限定している。そして、多くの場合、期待する治療効果を得るためには、毎日、長期間に亘って注射することが必要である。これら医薬品の実用的応用に備えるため及び生物工学にこれら進歩を利用するためには、このようなポリペプチド又はタンパク質の長期間に亘る制御された送達が欠くことができない。もう一つの問題は、患者の承諾である。患者を処方箋投薬療法に従わせることは、特に、その処方箋が慢性疾患のためのもので、その薬が急性の副作用を有する場合には、困難なことが多い。それ故、治療効率、生体活用性及び患者の承諾性を高めるためには、上述の問題がなく、薬物、特にポリペプチド及びタンパク質薬物を特定期間に亘って制御された速度で送達する系を提供することが、特に切望されるであろう。
薬物担持ポリマーデバイスが、各種疾患の長期間の治療処置のために検討されている。ポリマーデバイスの重要な性質は生分解性であり、これはこのポリマーが全ての薬物を放出した後、体内で破壊又は分解して無毒の成分になることを意味する。さらに、そのデバイスを作って薬物を担持させるのに使用される技術、操作、及び溶媒は、患者にとって安全で、周囲の組織を刺激せず、そしてペプチド及びタンパク質薬物にとって無害でなければならない。現在、生分解性のインプラント可能な制御放出デバイスは、ポリグリコール酸又はポリ乳酸の結晶性ポリマーから作られる。これらポリマーの疎水性により、この物質を用いる薬物担持とデバイス作製には、塩化メチレン、クロロホルム、酢酸又はジメチルホルムアミドなどの有機溶媒を必要とする。明らかに、この工程後に十分な乾燥が必要である。大抵の場合、最終のポリマーデバイスは明確な固体形状（球状、平板状又は棒状）で作製され、外科的インプラントが必要となり、組織を刺激することになる。
現在、生体適合性、明確な分解経路及び分解生成物の安全性などに関する厳格な規制上の承認が必要なために、ペプチド及びタンパク質薬物の制御送達用に使用できる多くの合成及び天然高分子物質は多くはない。入手可能な毒性データ及び臨床データに関して最も広範囲に研究されかつ進歩している生分解性ポリマーは、ポリ（ｄ,ｌ−又はｌ−乳酸）（ＰＬＡ）及びポリ（グリコール酸）（ＰＧＡ）及びそれらのコポリマーのような脂肪族のポリ（α−ヒドロキシ酸）である。これらのポリマーは、商業的に入手可能であり、現在外科手術における生分解性縫合糸として用いられている。ペプチドの制御放出用の最初のＦＤＡ承認系であるLupron DepotTMも、乳酸−グリコール酸コポリマーを基剤としている。このLupron DepotTMは、前立腺ガン治療のために長期間（例えば、約３０日間）酢酸ロイプロリド（leuprolide acetate）を放出する注射可能なマイクロカプセルから成る。この使用の歴史に基づき、乳酸−グリコール酸コポリマーは、生分解性担体を使用する非経口徐放性送達系の初期設計における最良の物質であった。
しかし、ある程度の限定された成果は得られたが、これらポリマーも、その物理化学的性質と作製方法に関連する問題点を有している。ポリペプチドのような親水性ポリマーは、ポリラクチドの疎水性マトリックス又は膜を通して拡散することができない。ポリラクチドを使用する薬物担持とデバイス作製は有機溶媒を必要とするので、その固体投薬形態は、組織の刺激を誘起する可能性がある。
A. S. SawhneyとJ. A. Hubbell, J. Biomed. Mat. Res., 24, 1197-1411（1990）は、in vitroで急速に分解するｄ,ｌ−ラクチド、グリコリド及びε−カプロラクトンの三元コポリマーを合成した。例えば、６０％グリコリド、３０％ラクチド、及び１０％ε−カプロラクトンの三元コポリマーは、１７日の半減期を示した。この物質の親水性は、ポリエーテル系界面活性プレポリマー（Pluronic F-68）と共重合することにより増大した。このプレポリマーは、約８０重量％の疎水性ポリ（プロピレンレンオキシド）ブロックと２０重量％の親水性ポリ（エチレンオキシド）ブロックを含んでなるブロックコポリマーである。この界面活性プレポリマーと共重合すると、より強くそして生理的温度（例えば≒３７℃）で、水中で機械的に安定な強くて部分結晶性の物質になる。このコポリマーの半減期は、基本ポリマーに比べて幾分増加した。しかし、Pluronicタイプのポリマー界面活性剤、特にポリ（プロピレンレンオキシド）ブロック部分が、生分解性でないことが知られている。
Dunnら，米国特許第４,９３８,７６３号及び５,２７８,２０２号に示されているような他のインプラント可能な送達系も、しばらくの間知られていた。このような調合物の一つのユニークな点は、調合時に、それが、２２／２３ゲージの針を用いる注射が可能となる液体コンシステンシーを維持するという事実である。これらポリマーは、熱可塑性であるか又は熱硬化性である。熱可塑性系では、適切な溶媒中でポリマー溶液を調製することが含まれる。このポリマー溶液が体に注射されて体液又は水分に曝されると、その溶媒はポリマー−薬物混合物から外に拡散し、そして水がその混合物中に拡散し、それがポリマーを凝固してそのインプラントを固化させるにつれて、そのポリマーマトリックス内に薬物を被包する。Ｎ−メチル−２−ピロリドン、メチルエチルケトン、ジメチルホルムアミド、プロピレングリコール、ＴＨＦ、ＤＭＳＯ、ドデシルアザシクロヘプタン−２−オン（Azon）等の有機溶媒を使用する必要がある。熱硬化性系は、硬化剤の使用を介してin situで形成及び硬化され得る架橋性ポリマーの合成を含んでいる。このポリマーは、先ずポリオール開始剤と触媒を用いてポリオール末端プレポリマーに形成され、さらにアクリルエステル末端プレポリマーに変換される。注射の直前に、このアクリル系プレポリマー溶液に、過酸化ベンゾイル若しくはアゾビスイソブチロニトリルのような硬化剤が添加される。一旦注射すると、そのポリマーを固化させるのに充分な分子量が得られるまで、架橋反応が進行する。これらのポリマーは、主として、生分解性の疎水性ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン等の重合又は共重合で作られる。用いられるポリマーのタイプは、数週間から数か月間の範囲の分解期間を有する。分解速度は、適したポリマーを選択することにより調節できる。これらポリマーは無毒であり、人体に充分耐性があり、そしてこの系は調合が容易である。これらポリマー調合物は、それらが容易に注射でき、外科的操作の使用を避けることができるので、生分解性インプラント用に新規の手段を提供する。それらの生体適合性及び生分解性もよく確かめられている。一旦生成したゲルマトリックスは、制御された方式で薬物を放出し、次いで、容易に代謝されて排出され得る生成物に分解される。これらの熱硬化性及び熱可塑性調合物は、インプラントの利点を具体化する一方で、投与に先立つか又は放出完了後の外科的処置の必要性を無くする。しかし、この熱可塑性調合物の主な欠点は、体組織に有毒か又は刺激性の有機溶媒を使用することである。熱硬化系では硬化反応が極めて急速なので、硬化剤の添加の殆ど直後に注射しなけれならないため、触媒を添加する前に薬物をプレポリマー溶液と混合することが必要である。
注射可能又はインプラント可能なポリマー薬物送達デバイスとして使用するために最適な物質は、生分解性で、親水性又は疎水性薬物と相溶性であり、そして水のように簡単で安全な溶媒で調製することが可能であるべきであり、そして投与後の追加的重合又は反応を要しないことが必要である。
水溶液中で作製し得る一つの系は、二つの異なるポリマーブロック、即ち、親水性ポリ（エチレンオキシド）ブロックと疎水性ポリ（プロピレンレンオキシド）ブロックから成るクラスのブロックポリマーである。これらは、ポリ（エチレンオキシド）−ポリ（プロピレンレンオキシド）−ポリ（エチレンオキシド）のトリブロックを構成するように合成され、PluronicTM又はPoloxamerTMの商品名で市販されている。このトリブロックコポリマーは水を吸収して、局所医薬系及び化粧品系、即ち、局所薬物送達系への使用の可能性を有するゲルを生成する。これらは、可逆的熱ゲル化挙動を示しかつ薬物放出特性を示す界面活性ブロックコポリマーである。しかし、このPluronic系は、非生分解性であり、そのゲルの性質と薬物放出の動態には実質的な改善を必要とする。
このPluronicTM、PoloxamerTMタイプのトリブロックコポリマーは、その溶液の温度が臨界温度（ゲル化温度）以上に上がると固化する。これらポリマーは、低濃度でミセル（水を取込んだ微小球体）を形成し、高濃度及び高温（≒３０℃）で粘稠な連続ゲルに転化する。
表１に示すように、Pluronic F-68TMを含むPluronic-6TMシリーズは最低濃度５０〜６０％（ｗ／ｗ）で室温でゲルを生成し、Pluronic F-88TMは４０％で２５℃でゲルを生成し、そしてPluronic F-108TMは濃度３０％でゲルを生成する。この熱ゲル化の機構は、そのポリマーミセルの間に偽架橋結合を形成するミセルの脱溶媒和と膨潤により説明できる。このゲル化の機構は、温度を関数とするミセルへのポリマー分子の取り込みを含む。ミセルの大きさが温度と共に増すので、そのミセルは、内部ポリマーコアの脱溶媒和と共に熱で誘起された膨潤（ミセルの拡大）を起こす。この膨潤は、ポリオキシプロピレン鎖のメチル基における配座の変化に関連付けられてきた。この現象は、より高温における疎水性ポリマーの相互作用によって強められ、物理的に絡み合った安定な網目構造になる。このポリマー分子間の網目構造は、加熱でそのビヒクルの粘度とコンシステンシーの漸進的増大をもたらす。
Pluronic F-127TM（Poloxamer 407TM）は、最少毒性のブロックコポリマーの一つであり、水中で僅か２０％の濃度で２０℃でゲルを生成する。Pluronic F-127TMは、約７０重量％のエチレンオキシドと約３０％のプロピレンオキシドから成り、平均分子量は１１５００である。このポリマーのユニークな特性は、可逆的熱ゲル化であり；このコポリマーの濃厚溶液（２０〜３０wt／wt％）は、低温（１０℃以下）で流体であるが、体温では軟らかいゲルである。
潜在的には、タンパク質とポリマーの水溶液の温度を単に上げ、それによりそのタンパク質をゲルの網目構造で捕捉及び取り込むことにより、タンパク質薬物をこれらタイプのゲルの中に担持させることができた。溶媒は水であるから、そのタンパク質の生物活性は保存されるに違いなく、また、そのゲルからのタンパク質の放出速度を制御することができたのである。
注射可能な徐放性デポー剤としてのPluronic F-127TMゲルの有用性について幾つかの研究が行われている。ウサギへの筋肉内（i.m.）注射後のPluronicTMビヒクルの毒性評価が報告されている、T. P. Johnsonら，J. Parenteral Sci. & Tech., Vol. 39, No.2, pp 83-88（1985）。PoroxamerTMゲルマトリックスからのウレアーゼの徐放性も報告されている、T. P. Johnsonら，J. Parenteral Sci. & Tech., Vol. 44, No.2, pp 58-65（1990）。マウスへの腹腔内（i.p.）注射後のPoroxamer 407TMゲルマトリックスからのＩＬ−２の持続性送達が報告されている、T. P. Johnsonら，Pharmaceutical Research, Vol.9, No.3, pp.425-434（1992）。K. Morikawaら，Canser Research, 47, 37-41（1987）により報告されているように、３０％（ｗ／ｗ）Pluronic F-127TM中のＩＬ−２を皮下（s.c.）注射すると、腫瘍部位における持続的ＩＬ−２活性により抗腫瘍免疫応答が高くなる。糸球体ろ過によって効率的にイヌリンを澄明にするようにするラットの腎臓の改変が、イヌリン−PluronicTMゲル調合物を筋肉内注射後に認められたことが、K. F. Fultsら，J. Parenteral Sci. & Tech., Vol. 43, No.6, pp 279-285（1989）に記載されている。
水溶性ポリペプチド薬物を溶液に取込むために用いることができる親水性の生分解性物質に対する強い需要が存在する。A. S. Sawhneyら，Macromolecules,Vol. 26, No.4, 581-589（1993）は、ポリ（エチレンオキシド）中央ブロックを有し、オリゴ（ｄ,ｌ−乳酸）又はオリゴ（グリコール酸）のようなα−ヒドロキシ酸のオリゴマーで延長され、そしてアクリレート末端基を有するマクロマーを合成した。無毒性の光開始剤を用いると、このマクロマーは可視光線で急速に重合できる。このマクロマーの多官能性のために、重合により架橋ゲルが生成する。このゲルは、オリゴ（α−ヒドロキシ酸）領域の加水分解によりポリ（エチレングリコール）、α−ヒドロキシ酸、及びオリゴ（アクリル酸）に分解し、それらの分解速度は、そのオリゴ（α−ヒドロキシ酸）を適切に選択することにより、１日未満から４か月までの間に調節することができる。しかし、この系では、追加成分である光開始剤、並びに光架橋のような追加工程が用いられる。
Okadaら，日本特許第２−７８６２９（１９９０）号は、ポリ乳酸（ＰＬＡ）又はポリ乳酸／グリコール酸（ＰＬＡ／ＧＡ）とポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）とのエステル交換反応により、生分解性ブロックコポリマー物質を合成した。ＰＬＡ／ＧＡの分子量範囲は４００から５,０００で、ＰＥＧの分子量範囲は２００から２,０００であった。この混合物を１００から２５０℃で１から２０時間、窒素雰囲気下で加熱した。生成物は、水と混ざり合ってヒドロゲルを生成した。それは、その組成に依存して室温以上で水中で析出しもした。換言すると、このポリマー溶液を高い温度に曝すことにより、その水溶性を疎水性に変えることが可能である。得られた生成物の分子構造は、示された説明からは決めることができない。しかし、典型的な実験条件は以下の通りであった：３０ｇのポリ（ｄ,ｌ−乳酸）（ＭＷ：１５９０）を２０ｇのＰＥＧ（ＭＷ：５７０〜６３０）と混合し、いかなる溶媒も用いないで、窒素下２５０℃で４.５時間、融解状態に加熱した。得られた生成物を直ちに３００ｍＬの氷水中に分散させることにより溶解させた。この分散物を５０℃に加熱することにより、白いポリマー沈殿物が得られた。この工程を繰返すことによりこのポリマーを精製し、減圧下で５０℃で乾燥して半ワックス状の物質を得た。この物質は、各種のペプチド及びタンパク質の溶液と混合することができるので、注射可能な徐放性製剤として用いることができる。また、凍結乾燥して固体塊にすることも、又は真空乾燥してペーストにすることもでき、それらはインプラントすることができる。また、他の生体適合性物質又はヒドロキシアパタイトのような微孔性物質との混合物としても用いることができる。
T. Matsuda, ASAIO Journal, M512-517（1993）は、疾患のある血管を人工移植片で置き換えるか又は血管内デバイスで治療した時に起きる筋内膜肥厚（myointimal hyperplasia）を予防するための強力なペプチド系抗増殖剤であるアンジオペプチンの送達に生分解性ポリマーゲルを使用した。ポリ乳酸とポリ（エチレングリコール）（ＰＬＡ−ＰＥＧ）ブロックセグメントから成るブロックコポリマーの非常に粘稠な液体が、in situ被覆可能薬物担体として用いられた。この物質は、日本の兵庫県の多木化学から供給された。０.５ｇのＰＬＡ−ＰＥＧと０.５ｍｇのアンジオペプチンから成るポリマーゲルからのアンジオペプチンの長期にわたるゆっくりした放出が、そのゲルを３７℃に維持した緩衝溶液中に保持した時にin vitroで２,３週間に亘って認められた。早期の突然のアンジオペプチンの放出は観測されなかった。これらの結果に基づき、傷ついた血管上に被覆された生分解性ポリマーゲルからのin vivoでの局所持続的アンジオペプチン放出が有効であることが理論付けられた。
L. Martiniら，J. Chem. Soc., Faraday Trans., 90（13）, 1961-1966（1994）は、非常に低分子量のＡＢＡ型のトリブロックコポリマーを、エステル結合を含む鎖の加水分解的切断によるin vivoでの分解を受け易いことが知られている疎水性のポリ（ε−カプロラクトン）を取り込むことにより合成し、そしてこのＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬブロックコポリマーの溶液の特性を報告した。このブロックコポリマーの水溶液をゆっくり加熱すると、曇りが目視観測された。これらコポリマーの２重量％水溶液の曇点は、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（４５０：４０００：４５０）及びＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（６８０：４０００：６８０）でそれぞれ６５℃及び５５℃であった。ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（６８０：４０００：６８０）の溶液を冷却すると、２５℃で１３％から８０℃で３０％の臨界濃度及び温度範囲で可逆的ゲル化が観測された。その溶液をさらに０℃まで冷却しても、より低温でのゲル−ゾル転移は観測されなかった。カプロラクトンとオキシエチレンとのトリブロックコポリマーのミセル溶液のゲル化は、オキシエチレン／オキシプロピレン及びオキシエチレン／オキシブチレンコポリマーのミセル溶液の場合のように、殆ど無熱過程である。ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（６８０：４０００：６８０）のin vitro分解速度は非常に遅かった。１６週間の期間で、僅か約２０％の分子量の低下（ＧＰＣ法から）が観測されたに過ぎなかった。
発明の目的及び要旨
本発明の目的は、生分解性で、可逆的熱ゲル化挙動を示し、且つ良好な薬物放出特性を有するブロックコポリマー薬物送達系を提供することである。
本発明の目的は、コポリマー生分解性感熱ペプチド又は他の薬物送達デバイスを作製する方法を提供することでもある。
本発明のさらなる目的は、親水性薬物、特に非常に水溶性のペプチド及びタンパク質薬物の非経口投与用の薬物送達系を提供することである。
本発明のもう一つの目的は、生分解性ポリマーマトリックス中の薬物を非経口投与するための、体内でのゲルデポー剤の形成に帰着する方法であって、そのポリマーマトリックスの対応する生分解につれて、薬物がそこから制御された速度で放出される方法を提供することである。
これら及び他の目的が、以下の要旨及び本発明を構成する様々な態様の詳細な説明から明らかになるであろう。
本明細書で用いられる以下の用語は、次の意味を有する：
“非経口”とは、消化管の他のあらゆる投与経路を意味し、特定的には、筋肉内、腹腔内、腹内、皮下、及び実行可能な程度での静脈内が含まれる。
“溶液”、“水溶液”等の用語は、その溶液に含有される薬物及び生分解性ブロックコポリマーの組合せに関連して用いられる場合、その中に機能的濃度で溶解しているか若しくは均一に分散していて、且つ、そのブロックコポリマーのＬＣＳＴ以下の温度に維持されている、薬物／ポリマーの組合せを有する水をベースにした溶液を意味する。
“薬物送達液体”又は“可逆的熱ゲル化特性を有する薬物送達液体”とは、コポリマーのＬＣＳＴ以上に温度が上がるとデポー剤を生成する温血動物に注射するのに適した“溶液”を意味する。
“デポー剤”とは、温血動物に注射した後に、ＬＣＳＴまで又はＬＣＳＴ以上に上がった温度でゲルを生成した薬物送達液体を意味する。
“ＬＣＳＴ”若しくは“下方臨界溶液温度”とは、生分解性ブロックコポリマーが可逆的に熱ゲル化する温度、即ち、それ以下の温度ではそのコポリマーが水に可溶で、それ以上の温度ではそのブロックコポリマーが相分離して薬物とブロックコポリマーを含有する半固体を形成する温度を意味する。
“ＬＣＳＴ”、“ゲル化温度”及び“可逆的熱ゲル化温度”等の用語は、ＬＣＳＴに関連しては互換的に用いられる。
“ゲル”は、ＬＣＳＴの温度若しくはＬＣＳＴ以上の温度での薬物と生分解性ブロックコポリマーとの半固体状の組み合わせに関連して用いられる場合、ゲル、乳化物、分散物、懸濁物等の形のそのような組み合わせを包含している。
“生分解性”とは、ブロックコポリマーが全ての薬物を放出した後、体内で無毒の成分に分解又は崩壊し得ることを意味する。
“薬物”とは、生物活性を有するために治療目的に適合しているか又は治療目的に使用されるあらゆる有機化合物又は物質を意味する。
“ペプチド”、“ポリペプチド”、“オリゴペプチド”及び“タンパク質”は、ペプチド又はタンパク質薬物に関するときには互換的に用いられ、特に断らない限り、特定の分子量、ペプチド配列又は長さ、生物活性又は治療用途の分野に関して限定されない。
“ポリ（α−ヒドロキシ酸）”は、ポリ（α−ヒドロキシ酸）ポリマー自体又は対応するラクチド、グルコリド又はラクトンなどのα−ヒドロキシ酸前駆体の開環重合から誘導されるポリ（α−ヒドロキシ酸）のポリマー又はコポリマーを意味する。
本発明で基本的に重要な点は、疎水性ブロックセグメント又は“Ａ”ブロックセグメントと親水性ブロックセグメント又は“Ｂ”ブロックセグメントを有するブロックコポリマーを使用することである。一般に、このブロックコポリマーは、トリブロックコポリマー、即ちＡＢＡ又はＢＡＢタイプのブロックコポリマーである。しかし、このブロックコポリマーは、繰返しＢＡ又はＡＢ単位を有して、Ａ（ＢＡ）n又はＢ（ＡＢ）n（ｎは２から５の整数である）を形成する多ブロックコポリマーであってもよい。
この生分解性の疎水性又はＡブロックセグメントは、好ましくは、ポリ（ｄ,ｌ−ラクチド）、ポリ（ｌ−ラクチド）、ポリ（ｄ,ｌ−ラクチド−co−グリコリド）、ポリ（ｌ−ラクチド−co−グリコリド）、ポリ（ε−カプロラクトン）、ポリ（γ−ブチロラクトン）、ポリ（δ−バレロラクトン）、ポリ（ε−カプロラクトン−co−乳酸）、ポリ（ε−カプロラクトン−co−グリコール酸−co−乳酸）、ヒドロキシ酪酸、リンゴ酸、及びそれらの二元コポリマー又は三元コポリマーから成る群から誘導されるか又は選ばれるポリ（α−ヒドロキシ酸）構成単位である。上に列記した物は、全てを含ませることも、必ずしも自己限定的であることも意図したものではなく、様々なα−ヒドロキシ酸の組合せ若しくは混合物を用いてホモポリマー又はコポリマー疎水性ブロックセグメントを形成することができ、そしてそれらは依然として本発明の範囲内にある。このようなα−ヒドロキシ酸ポリマーブロックの平均分子量は、約５００と１０,０００の間であり、より好ましくは約５００と３,０００の間である。
もう１つの生分解性の疎水性、即ちＡブロックセグメントは、低分子量の酵素分解性ポリ（エチレンカーボネート）であってもよい。このようなポリ（エチレンカーボネート）ポリマーブロックの平均分子量は、約２００と１０,０００の間であり、より好ましくは、約２００と３,０００の間である。
親水性Ｂブロックセグメントは、好ましくは約１,０００から２０,０００の間、より好ましくは約１,０００と５,０００の間の平均分子量を有するポリエチレングリコール（ＰＥＧ）である。
本明細書で開示さた通りに合成されるＡＢＡ及びＢＡＢタイプの親水性／疎水制ブロックコポリマーはいずれも、可逆的熱ゲル化特性を有し、生分解性である。ＢＡＢタイプのブロックコポリマーは、上に説明したPluronic系と類似性を有しているが、疎水性ポリ（α−ヒドロキシ酸）又はポリ（エチレンカーボネート）Ａブロックが生分解性で、Pluronic系の疎水性ＰＰＯブロックより生体適合性であるという点で全く異なっている。
先に述べたように、このＢブロックは、様々であるが適切な分子量の親水性ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）から形成される。ＰＥＧは、そのユニークな生体適合性、無毒性、ミセル形成特性、及び体からの迅速な排泄性の故に、親水性水溶性ブロックドメインとして選ばれた。
疎水性Ａブロックは、それらの生分解性と生体適合性の故に、合成されそして使用される。これらの疎水性ポリマーブロックのin vitro及びin vivo分解は良く理解されており、その分解生成物は、体から容易に除去される天然の代謝産物である。
疎水性ポリ（α−ヒドロキシ酸）又はポリ（エチレンカーボネート）Ａブロックの分子量は、望ましい水溶性及びゲル化特性を保持するために、水溶性のＰＥＧ Ｂブロックの分子量に比べて、充分に小さく調節される。また、親水性Ｂブロックの疎水性Ａブロックに対する釣り合いのとれた重量比は、そのブロックコポリマーがＬＣＳＴ（下方臨界溶液温度）以下の温度で水溶性を有するのを可能にするのに充分でなければならない。一般に、ブロックコポリマーが水溶性であるためには、このＰＥＧブロックはそのブロックコポリマーの少くとも５０重量％でなければならず、好ましくはそれ以上である。かくして、親水性Ｂブロックがそのコポリマーの約５０から８５重量％を構成し、そして疎水性Ａブロックがそのコポリマーの約１５から５０重量％を構成する熱可逆的ゲル化特性を有する生分解性ブロックコポリマーが調製される。
ブロックコポリマーがそのＬＣＳＴ以下の温度で溶ける濃度をその機能的濃度と考えることができる。一般的に言って、約５０重量％までのブロックコポリマー濃度を用いることができ、依然として機能的である。しかし、約３から４０重量％の範囲の濃度が好ましく、約１０〜２５重量％の範囲の濃度が最も好ましい。そのポリマーの実現できる相転移を可能にするためには、一定の最低濃度が必要である。より低い機能的濃度範囲では、相転移はゲルというよりむしろ乳化物を形成する。より高い濃度では、ゲル網目構造が形成される。乳化物がゲル網目構造に相変換できる現実の濃度は、疎水性Ａブロックの親水性Ｂブロックに対する比率及び各ブロックの組成と分子量により変動し得る。乳化物とゲルはいずれも機能的であるから、現実の物理的状態が正確に求められることは必須ではない。しかし、膨潤したゲル網目構造が生成することが好ましい。
生分解性ポリマーとペプチド／タンパク質薬物の混合物は、そのポリマー物質のゲル化温度より低い温度で水溶液として調製され得る。一旦、筋肉内、皮下又は腹膜内経路で体内に注射されると、体温はその物質のゲル化温度より高いから、この薬物／ポリマー調合物は、相変化を起こして、好ましくは高度に膨潤したゲルを生成するであろう。
この系は、その物質の生体適合性に因り、最低の毒性と周囲の組織に対する機械的刺激を生じるだけであり、特定の決められた期間内に完全に生分解するであろう。ゲル化すると、そのポリマーマトリックスからの薬物の放出は、各コポリマーブロックを適当に配合することにより制御できる。
ＡＢＡ及びＢＡＢコポリマー態様のいずれにおいても、薬物とポリマーの溶液を調製してから、溶液として体内にインプラントし、温度が上がると、その薬物／ポリマー組成物の可逆的ゲル化特性により、デポー剤へとゲル化又は固化する。経口用途のためにこれら組成物を錠剤又はカプセルの形に製剤することも望ましい。
これは、上述のＡＢＡタイプ又はＢＡＢタイプの感熱生分解性ブロックコポリマーのいずれかを用いることにより、ペプチド又はタンパク質薬物を含有する微小球体を調製することによって達成される。冷水中の感熱性ポリマー溶液をペプチド／タンパク質薬物の水溶液と混合してから、暖かいオイルの中に滴下する。温度の上昇がそのポリマーのゲル化を起こして、その薬物は、暖かいオイル中に懸濁した固化又は部分沈殿したゲルの小滴内に閉じ込められる。この固化した小滴は部分的に硬化した微小球体になり、次いでこれを分離し、洗浄し、そして減圧下で乾燥することができる。得られた微小球体をカプセルに装填しても、錠剤に打錠してもよく、ペプチド／タンパク質薬物の徐放性経口投与形態が作られる。この薬物担持微小球体は、特にそのポリマーのゲル化点を越える体温でゆっくり壊変するであろう。
どれほどの量の薬物をそのコポリマーに担持させることができるかということに関する唯一の制約は、機能性による制約である。一般的に言って、薬物は、その薬物ポリマー組み合わせ物の約０.１から１０重量％を構成し、約１〜５重量％の範囲が好ましい。
本発明は、極く一般的に、ポリペプチドに適用可能であるが、約５０℃までの温度で比較的安定であるポリペプチド用に最も有用である。
多くの不安定なペプチド及びタンパク質薬物を、ここに記載した可逆的熱ゲル化カプセル化法に付することができる。
以下の物に特に限定されないが、薬学的に有用なポリペプチドは、オキシトシン、バソプレッシン、副腎皮質刺激ホルモン、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ），プロラクチン、ルリベリン又は黄体形成ホルモン放出ホルモン、成長ホルモン、成長ホルモン放出因子、インスリン、ソマトスタチン、グルカゴン、インターロイキン−２（ＩＬ−２）、インターフェロン−α、β、γ（ＩＦＮ−α、β、γ）、ガストリン、テトラガストリン、ペンタガストリン、ウロガストロイン、セクレチン、カルシトニン、エンケファリン、エンドルフィン、アンジオテンシン、チロトロピン放出ホルモン（ＴＨＲ）、腫瘍壊死因子（ＴＮＲ）、神経増殖因子（ＮＧＦ）、顆粒球−コロニー刺激因子（Ｇ−ＣＳＦ）、顆粒球マクロファージ−コロニー刺激因子（ＧＭ−ＣＳＦ）、マクロファージ−コロニー刺激因子（Ｍ−ＣＳＦ）、レニン、ブラジキニン、バシトラシン、ポリミキシン、コリスチン、チロシジン、グラミシジン、及び合成類似体、変性体、及びそれらの薬学的に活性なフラグメント、モノクロナール抗体及び可溶性ワクチンから成る群から選ぶことができる。
使用されるペプチド又はタンパク質薬物に対する唯一の制約は、機能性による制約である。
幾つかの例では、タンパク質の機能性又は物理的安定性を、そのペプチド又はタンパク質薬物の水溶液への各種の添加剤により増大させることができる。ポリオール類（ショ糖を含む）、アミノ酸、コラーゲン及びゼラチン及び或る種の塩類のような添加剤を用いることができる。これら添加剤は、本発明の可逆的熱ゲル化法に容易に組込むことができる。
タンパク質工学の発達は、ペプチド又はまたタンパク質の本来の安定性をも増大させる可能性を提供し得る。このように作られ又は変性されたタンパク質は、規制的な意味では新しい物と見做され得るが、本発明で使用するためのそれらの適性は変わらない。変性の代表的な例の一つは、ポリペプチドのＰＥＧ化である。ポリエチレングリコールのような水溶性ポリマーとポリペプチドを共有結合で複合化することにより、そのポリペプチドの安定性が有意に改善され得る。もう一つの例は、末端及び内部の付加及び欠失又は置換による一つ又はそれを越える残基の同一性又は位置についてのアミノ酸配列の変性（例えば、システイン残基の欠失又はアラニン若しくはセリンによる置換）である。
安定性におけるあらゆる改善は、その医薬組成物を患者に一回投与した後、治療的に有効なポリペプチド又はタンパク質を長期間に亘って連続的に放出させることを可能にする。
ペプチド又はタンパク質基剤薬物に加えて、制がん剤、抗生物質、抗炎症剤、ホルモン等のような他の薬物も、同様な濃度で使用することができる。典型的な制がん剤には、アドリアマイシン、マイトマイシン、ブレオマイシン、シスプラチン、カルボプラチン、ドキソルビシン、ダウノルビシン、５−フルオロウラシル、メトトレキセート、タキソール、タキソテーレ、アクチノマイシンＤ等が含まれる。
若し望まれるなら、ブロックコポリマーの分解速度は、予め定められた期間に亘って薬物を放出するのに望まれるように変えることができる。これは、その疎水性セグメントに二元コポリマー又は三元コポリマー構造を導入することにより達成することができる。
異なるポリ（α−ヒドロキシ酸）は異なる速度で分解する。例えば、ブロックコポリマー中の疎水性ポリ（ε−カプロラクトン）セグメントは、非常にゆっくり分解する。ポリ（ε−カプロラクトン）の一次加水分解生成物は、６−ヒドロキシヘキサン酸である。トリチウム標識ポリ（ε−カプロラクトン）を用いた研究は、排出された放射能の約７０％がトリチウム化された水の形であることを示した。これは、６−ヒドロキシヘキサン酸の実質的な代謝を示すものである。６−ヒドロキシヘキサン酸の代謝経路は、ヘキサン酸とアジピン酸について確立された代謝経路から推論することができる。６−ヒドロキシヘキサン酸は、主として、肝臓及び腎臓のミクロソームの中でω−酸化によりアジピン酸に変えられる。次いで、このアジピン酸は、脂肪酸と殆ど同じ様式で、β−酸化により代謝されて、主として、二酸化炭素と水を生成する。
上記の事実に基づくと、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬブロックコポリマー中の疎水性ポリ（ε−カプロラクトン）セグメントが非常にゆっくり分解することが予想される。ポリマー系薬物送達系における最適な用途にとって、そのポリマーから薬物が完全に放出された後にポリマーが後に残らないことが望ましい。ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬブロックコポリマー系の分解速度は、疎水性ＰＣＬセグメントに二元コポリマー又は三元コポリマー構造を取り込むことによりさらに変えることができる。例えば、ＰＣＬセグメントにグリコリド及び／又はラクチド単位を組込んで、二元コポリマー又は三元コポリマーのポリ（α−ヒドロキシ酸）セグメントを形成させると、この疎水性ブロックコポリマーセグメントの分解速度が有意に加速されるであろう。
異なるポリ（α−ヒドロキシ酸）を用いる他の二元コポリマー又は三元コポリマー系疎水性組合せ体が、所望の分解速度を有するブロックセグメントを誘導するために使用できる。
感熱性薬物送達系の調製におけるもう一つの適した方法は、これら温度感受性生分解性ゲルと接触しているペプチド／タンパク質薬物間の相互作用を利用することである。通常、感熱性ゲルデバイスからの徐放期間はあまり長くはない。例えば、非分解性Pluronic F-127TM（ＰＥＯ−ＰＰＯ−ＰＥＯ）ゲル調合薬の皮下注射後、約８時間の持続放出が観測された。ペプチド／タンパク質薬物と温度感受性生分解性ゲルとの相互作用が、その薬物の物理的／化学的相溶性及び生物活性に影響するであろう。例えば、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ又はＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡタイプの系では、薬物とポリマーの間の疎水的相互作用が、薬物放出の期間を長くすることができる。また、薬物／ポリマー複合体の性質も、この制御放出系の放出速度論と放出の期間を変化させるであろう。例えば、カルボキシ末端ポリエステルとペプチド／タンパク質薬物との間での塩生成が、その錯体の有機溶剤中での溶解度などの物理化学的特性を変化させ得ることが知られている。
イオン性基を取り込むことによりポリマー系を変性して、薬物とポリマーの間にイオン的相互作用を起こさせて、薬剤放出プロフィールを調節することも可能である。例えば、感熱性ポリマー系の疎水性セグメントの合成時に、コモノマーとしてリンゴ酸又はその誘導体を用いることにより、をの中にカルボキシル官能基を取り込むこともできる。他の多価カルボン酸も利用できるであろう。かくして、この酸性基がペプチド／タンパク質薬物の塩基性基と相互作用し得る。親水性ポリエチレングリコールセグメントをタンパク質に共有結合により結合させると、溶液中での薬物の安定性が増加して凝集を防ぐであろうことも知られている。一定の界面活性剤がタンパク質の安定性を有意に増大させることも知られている。従って、カルボキシ基のようなイオン性基を含有する変性親水性−疎水性ブロックコポリマーは、その特異的な薬物−ポリマー相互作用の故に、放出速度調節剤としてだけでなく、不安定なタンパク質の安定化剤としても役立つ。
所望の分解速度を有する感熱性ポリマーを得るためのもう一つの態様又はアプローチは、本発明で説明されたブロックコポリマー系に酵素分解性疎水性セグメントを取り込むことである。このアプローチは、ポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマー系は加水分解に不安定でありかつ水性環境で長期間貯蔵することが困難であるという事実の故に大きな意味を有している。in vitroでの水性環境で安定であるが、in vivoでの酵素作用により容易に分解する疎水性ポリマー物質を提供することが望ましいであろう。ポリ（エチレンカーボネート）が、この目的のための最良の候補の一つである。このポリマーは、その低ガラス転移温度（Ｔｇ；６℃）のために室温で可撓性であり、そして非常に疎水性である。室温、即ち約３７℃では水中で分解しない。しかし、このポリマーを沸騰稀塩酸で処理すると、分子量が徐々に低下する。他方、このポリマーを動物の体にインプラントすると、急速な分解が起きる。T. Kawaguchiら，Chem. Pharm. Bull. 31（4）1400（1983）により示されたように、ポリ（エチレンカーボネート）ポリマーの厚いスラブ（厚み：約３００μｍ）は、インプラント後２〜３週間以内に完全消失した。驚くべきことに、ポリ（プロピレンカーボネート）の場合には、その構造的類似性にも拘らず、酵素分解は全く起きない。酵素分解の速度は、ポリ（エチレンカーボネート）とポリ（プロピレンカーボネート）のブレンド又は共重合により調節できる。ポリ（エチレンカーボネート）が加水分解されると、両末端がヒドロキシル基になる。イソシアナート、酸クロリド、Ｎ−ヒドロキシコハク酸イミド反応のような各種の化学反応を用いて、本発明に記載されるＡＢＡ又はＢＡＢタイプのブロックコポリマー又は多ブロックコポリマーを合成することができる。
合成されたポリマーは、分子量、ブロックの長さ、ポリマー組成、臨界ミセル濃度、表面活性、ゲル化温度、ゲルの水分、組織適合性、及びそのポリマーの生分解性について特徴付けられるであろう。
ここに記載された可逆的熱的自己ゲル化系は、タンパク質調合物の粘度を増大させ、かくして、血管外投与後の全身循環内でのタンパク質の放出速度を持続するためのビヒクルとして非常に有用である。タンパク質は、熱、有機溶媒及びｐＨとイオン強度の変化に対して敏感であるためにその生物活性を失い易いので、これらポリマーは、ペプチド及びタンパク質薬物をポリマー担体に取り込むのに特に有用である。従って、これらポリマーで徐放性製剤が調製され、その場合、薬物は冷ポリマー溶液中に溶解（又は分散）され、体内に注射された直後にその薬物を閉じ込めた半固体ゲルが生成する。このポリマー／薬物混合物は、筋肉内、皮下、又は腹腔内経路で、体のあらゆる部位に注射できる。その薬物／タンパク質放出速度と期間は、固化したゲルの密度、薬物／タンパク質の分子量、及び疎水性又はイオン性相互作用のような他の因子の関数となろう。注射されたゲルは親水性であり、そしてそのゲルの塊の中に水が存在するから、バルク分解が起きるであろう。ポリマーは水溶性であるか又はそうでない小さいフラグメントに分解するであろう。この水溶性オリゴマーは、直接又は様々な代謝経路により排泄されるであろう。非水溶性オリゴマーは、マクロファージ及び異物巨細胞により取込まれ、さらにリゾソームの中で分解されるであろう。
これらのブロックコポリマー系の界面活性剤様特性の故に、その稀薄ポリマー溶液は、ポリマーが水中でその溶解性を失った時に、白濁した乳化物を形成する。この自己乳濁系も非常に興味深い。何故なら、中程度に疎水性の薬物は、ここに開示された界面活性トリブロックコポリマーによって溶解させられてから、体温で自発的に生成する乳化物（又は懸濁物）に取り込まれることができるからである。このトリブロックコポリマーは、非分解性PluronicTM系より機能的にすぐれた生分解性非イオン系界面活性剤と考えることもできる。或る種ペプチドとタンパク質もこの系に吸収又は閉じ込められ、そして新しいタイプの制御放出送達系として製剤される。薬物は、その粒子の分解と共にゆっくり放出され得る。従って、時間がかかりかつ大抵は有機溶媒を必要とするところの更なるマイクロカプセル化工程は必要でない。本発明で説明されたポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマーは、温度感受性を有し、そして血管外に注射されて取り込まれ又は閉じ込められた薬物を持続的に放出する自己ゲル化性又は自己乳化性生分解性デポー剤系の開発用にとって大きい潜在能力を有している。
上で述べたように、所望の熱可逆的ゲル化性を有する生分解性ポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマーは、その親水性Ｂブロックが、好ましくは、そのコポリマーの約５０から８５重量％を構成し、そして疎水性Ａブロックがコポリマーの約１５から５０重量％を構成しているコポリマーである。これらのブロックコポリマーがそれらのＬＣＳＴ以下の温度で可溶性であるその機能的濃度も変動すると考えられる。注射の目的に用いる場合、このブロックコポリマー濃度は、約５０重量％もの高さでもよく、唯一の制約は機能性による制約である。乳化物及びゲルの生成に関する上記の考察を考慮すると、約３から４０％の範囲の濃度が好ましく、そして約１０〜２５重量％の範囲の濃度が最も好ましい。ＬＣＳＴを越える薬物／コポリマー組合せ体の相転移温度が、要求される臨界的パラメーターである。ここで記載した指針の範囲内で、当業者は、過剰な実験をしなくても、適切な薬物担持量、ポリマー組成及び濃度、分解速度、ゲル化／乳化物形成の程度等を決めることができる。
発明の好ましい態様の詳細な説明
本発明の好ましい態様を示すために、疎水性（Ａ）及び親水性（Ｂ）ブロックから成るＡＢＡタイプのコポリマーを合成するスキームを示す。スキーム１及び２の両方で、親水性Ｂブロックを様々な分子量のポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）を用いて調製することができる。
スキーム１において、一連のトリブロックコポリマーの調製が示されている。ポリラクチド（ＰＬＡ）又はポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）のいずれも、下記のように、ＰＥＧとの反応で開始されるラクチド及びε−カプロラクトンの開環重合による融解法で調製することができる：
典型的な実験では、３ｇのラクチド（又はカプロラクトン）とオクタン酸第一スズ（モノマーに対し０.１wt／wt％）を、高真空バルブを備えた適量のＰＥＧを含有する反応器に乾燥窒素下で添加し、その反応器を脱気した後に密閉する。１３０℃で３０時間重合する。室温まで冷却した後、その反応混合物を塩化メチレンに溶かしてから、過剰量のジエチルエーテル中に沈殿させる。生成物を減圧で恒量になるまで乾燥する。得られたコポリマーを1Ｈ−ＮＭＲ（Bruker AS 200 FT分光計）及びポリスチレンスタンダードで較正されたUltrastyragelカラム（Waters）を用いるゲル透過クロマトグラフィーを用いて特性を明らかにする。1Ｈ−ＮＭＲにより全体分子量と組成が分かる。この方法で得られたＡＢＡブロックコポリマーの特性を表２に示す。このコポリマーの組成は、仕込み条件から期待される値に非常に近かった。これは、重合が定量的であったことを示している。分布が狭くピークが一つのＧＰＣ曲線から、ホモポリマーが生成しておらずかつ分子鎖の切断やエステル交換反応のような副反応が起きなかったことが証明された。
表２に示した全てのブロックコポリマーは低温で水に可溶で、温度が充分に上ると、固化する（感熱性）ことを示した。全ての場合ひおいて、その相転移は狭い温度範囲で瞬時に起きた。表３に５wt／wt％水溶液の転移温度を示す。
この種の物理的現象は、先に言及したポリ（チレンオキシド）−ポリ（プロピレンオキシド）の界面活性ブロックコポリマー（PluronicTM又はPoroxamerTM）で見られる温度感受性に似ている。
ここに記載した系は、可逆的熱ゲル化及び自己乳化のいずれもそのポリマー構造に依存していることを示す。下に示すスキーム２に従って生成するＰＣＬ−ＰＥＧ多ブロックコポリマーは加熱すると半固体状ゲルマトリックスを生成したが、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬトリブロックコポリマー（表２に示されているＰＥＣＬ−１）は乳化物を生成した。熱的変化に際してのこれら二つの異なる応答は、機構に関しては基本的に同じであって、濃度、温度及びポリマー構造における差に起因するものである。
スキーム２に、多ブロックＰＥＧ−ＰＣＬコポリマーの調製が示されている。ＰＥＧポリマー（ＭＷ≒１０００は、ベンゼン中で６０℃で過剰量のヘキサメチレンジイソシアナート（ＨＭＤＩ）と反応して、イソシアナート（−Ｎ＝Ｃ＝Ｏ）末端基ＰＥＧプレポリマーを与える。次いで、このＰＥＧプレポリマーを二官能性ポリカプロラクトンジオール（ＭＷ≒５３０）で更に鎖延長する。得られる生成物は、ウレタン結合によって連結されているブロックを有するポリエチレングリコール−ポリカプロラクトン（ＰＥＧ−ＰＣＬ）多ブロックコポリマーである。その反応スキームは次の通りである：
実施例１
ＰＥＣＬ−１の合成
３ｇのε−カプロラクトンとオクタン酸第一スズ（モノマーに対し０.１wt／wt％）の混合物を、高真空バルブを備えた適量のＰＥＧを含有する反応器に乾燥窒素下で添加し、その反応器を脱気した後に密閉した。重合は１３０℃で３０時間行なわれた。室温まで冷却した後、反応混合物を塩化メチレンに溶かしてから、過剰量のジエチルエーテル中に沈殿させた。生成物を減圧で恒量になるまで乾燥した。
実施例２
ＰＥＬＡ−１、２、３の合成
３ｇのラクチドとオクタン酸第一スズ（モノマーに対し０.１wt／wt％）の混合物を、高真空バルブを備えた適量のＰＥＧを含有する反応器に乾燥窒素下で添加し、その反応器を脱気した後に密閉した。重合は１３０℃で３０時間行なわれた。室温まで冷却した後、反応混合物を塩化メチレンに溶かしてから、過剰量のジエチルエーテル中に沈殿させた。生成物を減圧で恒量になるまで乾燥した。
実施例３
ｄ,ｌ−乳酸の高温減圧下での慣用的な重縮合により、ポリ（ｄ,ｌ−乳酸）（ＭＷ≒２,５００）（ＰＬＡ）を合成した。このポリ（ｄ,ｌ−乳酸）の融解物に、ポリエチレングリコール（ＭＷ≒６,０００）（ＰＥＧ）を添加した。乾燥窒素ガスを連続的に吹き込みながら約５０ｍｍＨｇの減圧下で１８０℃で２０時間この混合物を加熱して、ＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡブロックコポリマー（平均分子量≒２５００：６０００：２５００）を生成させた。
このトリブロックコポリマーの１グラムサンプルをガラスバイアルに入れ、１０ｍＬの氷水を加えた。このポリマーは溶けて黄褐色の液体を生成した。この溶液を水浴中で３７℃に加熱すると、固化して流動しないゲルになった。冷蔵庫中に数時間貯蔵した後、このゲルは再び流体になった。即ち、このポリマーは可逆的ゾル−ゲル転移を起こした。この溶液を６０℃に加熱すると、そのポリマーはその水相から分離して、乳白色の沈殿となった。氷水浴中で冷却すると、その乳白色の沈殿は、約５０重量％の水分を有する透明で黄褐色の半固体状ゲルになった。
上記の事実は、このＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡポリマーは、そのＬＣＳＴ以下の温度、例えば、約０℃では水に溶け、ＬＣＳＴ以上の温度、例えば、約３７℃になるとゲルを生成するが、約６０℃に加熱すると、しぼんで沈殿を生成することを示唆している。６０℃で生成した沈殿は、ＬＣＳＴ以下に冷却した時、僅かに溶けるか又は少くともゆっくり溶液になる。このようなポリマーは、冷溶液中で完全には溶けないが、それでもまだ、実施例４に示すような薬物の送達のために体内に注射又はインプラントするための有効な網目構造であることができる。
実施例４
実施例３で得た黄褐色の半固体状ゲル０.２ｇに、０.１ｍＬのヒトカルシトニン濃厚溶液（１０ｍｇ／ｍＬ）をスパチュラを用いて優しくブレンドすることにより混合した。この混合物を３７℃で１０ｍＬのリン酸塩緩衝液（ＰＢＳ）中に入れた。そのゲルの表面から、約５から２０μｍの直径を有する微細なカルシトニン含有ポリマー粒子が生成してゆっくり緩衝液中に分散し、薬物ポリマー微小球状物の乳濁液を生成した。
このポリマーゲルとカルシトニンのブレンド物をＰＢＳに稀釈すると、無菌条件で製剤すれば直接体内に注射又はインプラントすることができる微小球体懸濁液が生成した。
体内に入れると、そのカルシトニンはそのポリマーゲルからゆっくり放出されて周囲の領域に拡散し、そして生分解性であるポリマーは体から排除されるであろう。
実施例５
リンゴ酸をｄ,ｌ−乳酸と共重合させて、カルボキシル基含有オリゴマーポリエステル（Ｍ≒３,０００）を生成させる。このカルボキシル化コポリマーの融解物に、減圧下で高温で予備乾燥したポリエチレングリコール（Ｍ：５,０００）を加えてから、さらに窒素雰囲気下で１８０℃で１５時間加熱する。
実施例６
実施例５で合成したブロックコポリマーを氷水に溶かして塩基性の熱安定性の血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ−Ｂ、等電点１０.２）の溶液と混合する。この混合液を、緩衝液中に５０℃で１０,０００ｒｐｍで回転しているT. K. Homomixer Mark IIの混合ヘッドに注入する。薬物は、同時分散及び同時沈殿法によりこのコポリマー中に取り入れられる。この工程中における薬物の浸出は、イオン的相互作用及びカルボキシル化コポリマーと薬物の間での複合体生成により抑えられる。この沈殿した薬物含有コポリマー粒子を捕集して凍結乾燥する。
実施例７
脂肪族ポリ（エチレンカーボネート）ポリマーを当該技術分野で知られている方法により次のようにして合成した。加圧ボンベ反応器中、ジエチル亜鉛−水触媒の存在下で６０℃で二酸化炭素をエチレンオキシドと反応させた。得られたポリマーを塩化メチレンに溶かしてメタノール中に再沈殿させることにより精製した。この精製した高分子量のポリ（エチレンカーボネート）（ＰＥＣ）（平均分子量≒１００,０００）を１％ＨＣｌ溶液中で還流し、ポリマー鎖の両末端にヒドロキシル基を有する低分子量ポリ（エチレンカーボネート）（ＭＷ≒２,０００）、例えば、二官能性ジオールを得た。
別に、ポリエチレングリコール（平均分子量≒３,４００）を過剰量のヘキサメチレンジイソシアナート（ＨＭＤＩ）とベンゼン中で６０℃で反応させて、イソシアナート基（−Ｎ＝Ｃ＝Ｏ）末端プレポリマーを得た。このプレポリマーを上で調製した二官能性ポリ（エチレンカーボネート）で更に鎖延長した。得られた生成物は、ウレタン結合により連結されているブロックを有するポリエチレングリコール−ポリエチレンカーボネート（ＰＥＧ−ＰＥＣ）多ブロックコポリマーであった。
実施例８
実施例７で合成した多ブロックコポリマーを氷水に溶解する。亜鉛インスリン（ＰＥＮＴＥＸ組換えヒトインスリン，亜鉛塩）をＰＥＧ−ＰＥＣ多ブロックコポリマーに加え、澄明な溶液が得られるまで優しく混合する。このポリマー／インスリン塩溶液をｐＨ約５.５の緩衝液中に、その多ブロックコポリマーのＬＣＳＴ（下方臨界溶液温度）を越える温度で滴下する。固化した多ブロックコポリマー／インスリンビーズが生成し、濾過により捕集し、そして凍結乾燥する。
加水分解に安定であるが酵素分解性のこのＰＥＣブロックセグメントの性質の故に、そのインスリン放出プロフィールは、慣用的な加水分解に不安定なブロックコポリマーとは異なっており、またインスリン放出期間はより長い。
実施例９
メトキシポリエチレングリコールクロロホーメート（平均分子量≒２,０００）を実施例７で得たポリ（エチレンカーボネート）ジオール（分子量≒２,０００）と反応させて、ＰＥＧ末端ブロックを有しかつ可逆的熱ゲル化特性を有するＢＡＢタイプのブロックコポリマーを形成する。このブロックコポリマーは、その疎水性ＰＥＣ中央ブロックセグメントのために酵素分解性である。
得られたポリマーを氷水に溶かして、インターロイキン−２（ＩＬ−２）溶液と混合する。ＩＬ−２タンパク質の際立った疎水性の故に、それは界面活性剤様コポリマーとの疎水性相互作用により安定化され得る。このＩＬ−２ポリマーは、そのコポリマーの酵素分解性であるが加水分解安定性の性質により、長期間に亘って水溶液として貯蔵できる。体温でゲル化後、従来技術に記載されている非分解性PluronicTM又はPoroxamerTMに比べて、ずっと長い薬物放出期間を期待できる。
以上の説明は、当業者が、可逆的熱ゲル化特性に基づく薬物担持ブロックコポリマーを調製及び使用するのを可能にするであろう。この記載は、生分解性ブロックコポリマー又は多ブロックコポリマーに利用されそして担持され得る特定のペプチド又は他の薬物を網羅して記述することを意図するものではない。調製することができる全てのブロックコポリマーを具体的に示したものでもない。当業者は、本発明の範囲から逸脱することなしに、様々な変更がなされ得ることが明らかであろう。本発明は、以下の請求項とそれらの機能的均等物によってのみ限定されるものである。
発明の背景と従来技術の要旨
最近、組換えＤＮＡ技術及び他の技術における進歩によって、多様な治療用途に有効な多くのペプチド／タンパク質薬物が商業的に入手可能になってきた。しかし、ポリペプチド又はタンパク質のように、それらの大きい分子量、胃腸管中での分解及び体内での短い半減期が、それらの投与経路を、静脈又は筋肉注射及び皮下注射に限定している。そして、多くの場合、期待する治療効果を得るためには、毎日、長期間に亘って注射することが必要である。これら医薬品の実用的応用に備えるため及び生物工学にこれら進歩を利用するためには、このようなポリペプチド又はタンパク質の長期間に亘る制御された送達が欠くことができない。もう一つの問題は、患者の承諾である。患者を処方箋投薬療法に従わせることは、特に、その処方箋が慢性疾患のためのもので、その薬が急性の副作用を有する場合には、困難なことが多い。それ故、治療効率、生体活用性及び患者の承諾性を高めるためには、上述の問題がなく、薬物、特にポリペプチド及びタンパク質薬物を特定期間に亘って制御された速度で送達する系を提供することが、特に切望されるであろう。
薬物担持ポリマーデバイスが、各種疾患の長期間の治療処置のために検討されている。ポリマーデバイスの重要な性質は生分解性であり、これはこのポリマーが全ての薬物を放出した後、体内で破壊又は分解して無毒の成分になることを意味する。さらに、そのデバイスを作って薬物を担持させるのに使用される技術、操作、及び溶媒は、患者にとって安全で、周囲の組織を刺激せず、そしてペプチド及びタンパク質薬物にとって無害でなければならない。現在、生分解性のインプラント可能な制御放出デバイスは、ポリグリコール酸又はポリ乳酸の結晶性ポリマーから作られる。これらポリマーの疎水性により、この物質を用いる薬物担持とデバイス作製には、塩化メチレン、クロロホルム、酢酸又はジメチルホルムアミドなどの有機溶媒を必要とする。明らかに、この工程後に十分な乾燥が必要である。大抵の場合、最終のポリマーデバイスは明確な固体形状（球状、平板状又は棒状）で作製され、外科的インプラントが必要となり、組織を刺激することになる。
現在、生体適合性、明確な分解経路及び分解生成物の安全性などに関する厳格な規制上の承認が必要なために、ペプチド及びタンパク質薬物の制御送達用に使用できる多くの合成及び天然高分子物質は多くはない。入手可能な毒性データ及び臨床データに関して最も広範囲に研究されかつ進歩している生分解性ポリマーは、ポリ（ｄ,ｌ−又はｌ−乳酸）（ＰＬＡ）及びポリ（グリコール酸）（ＰＧＡ）及びそれらのコポリマーのような脂肪族のポリ（α−ヒドロキシ酸）である。これらのポリマーは、商業的に入手可能であり、現在外科手術における生分解性縫合糸として用いられている。ペプチドの制御放出用の最初のＦＤＡ承認系であるLupron DepotTMも、乳酸−グリコール酸コポリマーを基剤としている。このLupron DepotTMは、前立腺ガン治療のために長期間（例えば、約３０日間）酢酸ロイプロリド（leuprolide acetate）を放出する注射可能なマイクロカプセルから成る。この使用の歴史に基づき、乳酸−グリコール酸コポリマーは、生分解性担体を使用する非経口徐放性送達系の初期設計における最良の物質であった。
しかし、ある程度の限定された成果は得られたが、これらポリマーも、その物理化学的性質と作製方法に関連する問題点を有している。ポリペプチドのような親水性ポリマーは、ポリラクチドの疎水性マトリックス又は膜を通して拡散することができない。ポリラクチドを使用する薬物担持とデバイス作製は有機溶媒を必要とするので、その固体投薬形態は、組織の刺激を誘起する可能性がある。
A. S. SawhneyとJ. A. Hubbell, J. Biomed. Mat. Res., 24, 1197-1411（1990）は、in vitroで急速に分解するｄ,ｌ−ラクチド、グリコリド及びε−カプロラクトンの三元コポリマーを合成した。例えば、６０％グリコリド、３０％ラクチド、及び１０％ε−カプロラクトンの三元コポリマーは、１７日の半減期を示した。この物質の親水性は、ポリエーテル系界面活性プレポリマー（Pluronic F-68）と共重合することにより増大した。このプレポリマーは、約８０重量％の疎水性ポリ（プロピレンレンオキシド）ブロックと２０重量％の親水性ポリ（エチレンオキシド）ブロックを含んでなるブロックコポリマーである。この界面活性プレポリマーと共重合すると、より強くそして生理的温度（例えば≒３７℃）で、水中で機械的に安定な強くて部分結晶性の物質になる。このコポリマーの半減期は、基本ポリマーに比べて幾分増加した。しかし、Pluronicタイプのポリマー界面活性剤、特にポリ（プロピレンレンオキシド）ブロック部分が、生分解性でないことが知られている。
Dunnら，米国特許第４,９３８,７６３号及び５,２７８,２０２号に示されているような他のインプラント可能な送達系も、しばらくの間知られていた。このような調合物の一つのユニークな点は、調合時に、それが、２２／２３ゲージの針を用いる注射が可能となる液体コンシステンシーを維持するという事実である。これらポリマーは、熱可塑性であるか又は熱硬化性である。熱可塑性系では、適切な溶媒中でポリマー溶液を調製することが含まれる。このポリマー溶液が体に注射されて体液又は水分に曝されると、その溶媒はポリマー−薬物混合物から外に拡散し、そして水がその混合物中に拡散し、それがポリマーを凝固してそのインプラントを固化させるにつれて、そのポリマーマトリックス内に薬物を被包する。Ｎ−メチル−２−ピロリドン、メチルエチルケトン、ジメチルホルムアミド、プロピレングリコール、ＴＨＦ、ＤＭＳＯ、ドデシルアザシクロヘプタン−２−オン（Azon）等の有機溶媒を使用する必要がある。熱硬化性系は、硬化剤の使用を介してin situで形成及び硬化され得る架橋性ポリマーの合成を含んでいる。このポリマーは、先ずポリオール開始剤と触媒を用いてポリオール末端プレポリマーに形成され、さらにアクリルエステル末端プレポリマーに変換される。注射の直前に、このアクリル系プレポリマー溶液に、過酸化ベンゾイル若しくはアゾビスイソブチロニトリルのような硬化剤が添加される。一旦注射すると、そのポリマーを固化させるのに充分な分子量が得られるまで、架橋反応が進行する。これらのポリマーは、主として、生分解性の疎水性ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン等の重合又は共重合で作られる。用いられるポリマーのタイプは、数週間から数か月間の範囲の分解期間を有する。分解速度は、適したポリマーを選択することにより調節できる。これらポリマーは無毒であり、人体に充分耐性があり、そしてこの系は調合が容易である。これらポリマー調合物は、それらが容易に注射でき、外科的操作の使用を避けることができるので、生分解性インプラント用に新規の手段を提供する。それらの生体適合性及び生分解性もよく確かめられている。一旦生成したゲルマトリックスは、制御された方式で薬物を放出し、次いで、容易に代謝されて排出され得る生成物に分解される。これらの熱硬化性及び熱可塑性調合物は、インプラントの利点を具体化する一方で、投与に先立つか又は放出完了後の外科的処置の必要性を無くする。しかし、この熱可塑性調合物の主な欠点は、体組織に有毒か又は刺激性の有機溶媒を使用することである。熱硬化系では硬化反応が極めて急速なので、硬化剤の添加の殆ど直後に注射しなけれならないため、触媒を添加する前に薬物をプレポリマー溶液と混合することが必要である。
注射可能又はインプラント可能なポリマー薬物送達デバイスとして使用するために最適な物質は、生分解性で、親水性又は疎水性薬物と相溶性であり、そして水のように簡単で安全な溶媒で調製することが可能であるべきであり、そして投与後の追加的重合又は反応を要しないことが必要である。
水溶液中で作製し得る一つの系は、二つの異なるポリマーブロック、即ち、親水性ポリ（エチレンオキシド）ブロックと疎水性ポリ（プロピレンレンオキシド）ブロックから成るクラスのブロックポリマーである。これらは、ポリ（エチレンオキシド）−ポリ（プロピレンレンオキシド）−ポリ（エチレンオキシド）のトリブロックを構成するように合成され、PluronicTM又はPoloxamerTMの商品名で市販されている。このトリブロックコポリマーは水を吸収して、局所医薬系及び化粧品系、即ち、局所薬物送達系への使用の可能性を有するゲルを生成する。これらは、可逆的熱ゲル化挙動を示しかつ薬物放出特性を示す界面活性ブロックコポリマーである。しかし、このPluronic系は、非生分解性であり、そのゲルの性質と薬物放出の動態には実質的な改善を必要とする。
このPluronicTM、PoloxamerTMタイプのトリブロックコポリマーは、その溶液の温度が臨界温度（ゲル化温度）以上に上がると固化する。これらポリマーは、低濃度でミセル（水を取込んだ微小球体）を形成し、高濃度及び高温（≒３０℃）で粘稠な連続ゲルに転化する。
表１に示すように、Pluronic F-68TMを含むPluronic-6TMシリーズは最低濃度５０〜６０％（ｗ／ｗ）で室温でゲルを生成し、Pluronic F-88TMは４０％で２５℃でゲルを生成し、そしてPluronic F-108TMは濃度３０％でゲルを生成する。この熱ゲル化の機構は、そのポリマーミセルの間に偽架橋結合を形成するミセルの脱溶媒和と膨潤により説明できる。このゲル化の機構は、温度を関数とするミセルへのポリマー分子の取り込みを含む。ミセルの大きさが温度と共に増すので、そのミセルは、内部ポリマーコアの脱溶媒和と共に熱で誘起された膨潤（ミセルの拡大）を起こす。この膨潤は、ポリオキシプロピレン鎖のメチル基における配座の変化に関連付けられてきた。この現象は、より高温における疎水性ポリマーの相互作用によって強められ、物理的に絡み合った安定な網目構造になる。このポリマー分子間の網目構造は、加熱でそのビヒクルの粘度とコンシステンシーの漸進的増大をもたらす。
潜在的には、タンパク質とポリマーの水溶液の温度を単に上げ、それによりそのタンパク質をゲルの網目構造で捕捉及び取り込むことにより、タンパク質薬物をこれらタイプのゲルの中に担持させることができた。溶媒は水であるから、そのタンパク質の生物活性は保存されるに違いなく、また、そのゲルからのタンパク質の放出速度を制御することができたのである。
注射可能な徐放性デポー剤としてのPluronic F-127TMゲルの有用性について幾つかの研究が行われている。ウサギへの筋肉内（i.m.）注射後のPluronicTMビヒクルの毒性評価が報告されている、T. P. Johnsonら，J. Parenteral Sci. & Tech., Vol. 39, No.2, pp 83-88（1985）。PoroxamerTMゲルマトリックスからのウレアーゼの徐放性も報告されている、T. P. Johnsonら，J. Parenteral Sci. & Tech., Vol. 44, No.2, pp 58-65（1990）。マウスへの腹腔内（i.p.）注射後のPoroxamer 407TMゲルマトリックスからのＩＬ−２の持続性送達が報告されている、T. P. Johnsonら，Pharmaceutical Research, Vol.9, No.3, pp.425-434（1992）。K. Morikawaら，Canser Research, 47, 37-41（1987）により報告されているように、３０％（ｗ／ｗ）Pluronic F-127TM中のＩＬ−２を皮下（s.c.）注射すると、腫瘍部位における持続的ＩＬ−２活性により抗腫瘍免疫応答が高くなる。糸球体ろ過によって効率的にイヌリンを澄明にするようにするラットの腎臓の改変が、イヌリン−PluronicTMゲル調合物を筋肉内注射後に認められたことが、K. F. Fultsら，J. Parenteral Sci. & Tech., Vol. 43, No.6, pp 279-285（1989）に記載されている。
水溶性ポリペプチド薬物を溶液に取込むために用いることができる親水性の生分解性物質に対する強い需要が存在する。A. S. Sawhneyら，Macromolecules,Vol. 26, No.4, 581-589（1993）は、ポリ（エチレンオキシド）中央ブロックを有し、オリゴ（ｄ,ｌ−乳酸）又はオリゴ（グリコール酸）のようなα−ヒドロキシ酸のオリゴマーで延長され、そしてアクリレート末端基を有するマクロマーを合成した。無毒性の光開始剤を用いると、このマクロマーは可視光線で急速に重合できる。このマクロマーの多官能性のために、重合により架橋ゲルが生成する。このゲルは、オリゴ（α−ヒドロキシ酸）領域の加水分解によりポリ（エチレングリコール）、α−ヒドロキシ酸、及びオリゴ（アクリル酸）に分解し、それらの分解速度は、そのオリゴ（α−ヒドロキシ酸）を適切に選択することにより、１日未満から４か月までの間に調節することができる。しかし、この系では、追加成分である光開始剤、並びに光架橋のような追加工程が用いられる。
Okadaら，日本特許第２−７８６２９（１９９０）号は、ポリ乳酸（ＰＬＡ）又はポリ乳酸／グリコール酸（ＰＬＡ／ＧＡ）とポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）とのエステル交換反応により、生分解性ブロックコポリマー物質を合成した。ＰＬＡ／ＧＡの分子量範囲は４００から５,０００で、ＰＥＧの分子量範囲は２００から２,０００であった。この混合物を１００から２５０℃で１から２０時間、窒素雰囲気下で加熱した。生成物は、水と混ざり合ってヒドロゲルを生成した。それは、その組成に依存して室温以上で水中で析出しもした。換言すると、このポリマー溶液を高い温度に曝すことにより、その水溶性を疎水性に変えることが可能である。得られた生成物の分子構造は、示された説明からは決めることができない。しかし、典型的な実験条件は以下の通りであった：３０ｇのポリ（ｄ,ｌ−乳酸）（ＭＷ：１５９０）を２０ｇのＰＥＧ（ＭＷ：５７０〜６３０）と混合し、いかなる溶媒も用いないで、窒素下２５０℃で４.５時間、融解状態に加熱した。得られた生成物を直ちに３００ｍＬの氷水中に分散させることにより溶解させた。この分散物を５０℃に加熱することにより、白いポリマー沈殿物が得られた。この工程を繰返すことによりこのポリマーを精製し、減圧下で５０℃で乾燥して半ワックス状の物質を得た。この物質は、各種のペプチド及びタンパク質の溶液と混合することができるので、注射可能な徐放性製剤として用いることができる。また、凍結乾燥して固体塊にすることも、又は真空乾燥してペーストにすることもでき、それらはインプラントすることができる。また、他の生体適合性物質又はヒドロキシアパタイトのような微孔性物質との混合物としても用いることができる。
T. Matsuda, ASAIO Journal, M512-517（1993）は、疾患のある血管を人工移植片で置き換えるか又は血管内デバイスで治療した時に起きる筋内膜肥厚（myointimal hyperplasia）を予防するための強力なペプチド系抗増殖剤であるアンジオペプチンの送達に生分解性ポリマーゲルを使用した。ポリ乳酸とポリ（エチレングリコール）（ＰＬＡ−ＰＥＧ）ブロックセグメントから成るブロックコポリマーの非常に粘稠な液体が、in situ被覆可能薬物担体として用いられた。この物質は、日本の兵庫県の多木化学から供給された。０.５ｇのＰＬＡ−ＰＥＧと０.５ｍｇのアンジオペプチンから成るポリマーゲルからのアンジオペプチンの長期にわたるゆっくりした放出が、そのゲルを３７℃に維持した緩衝溶液中に保持した時にin vitroで２,３週間に亘って認められた。早期の突然のアンジオペプチンの放出は観測されなかった。これらの結果に基づき、傷ついた血管上に被覆された生分解性ポリマーゲルからのin vivoでの局所持続的アンジオペプチン放出が有効であることが理論付けられた。
L. Martiniら，J. Chem. Soc., Faraday Trans., 90（13）, 1961-1966（1994）は、非常に低分子量のＡＢＡ型のトリブロックコポリマーを、エステル結合を含む鎖の加水分解的切断によるin vivoでの分解を受け易いことが知られている疎水性のポリ（ε−カプロラクトン）を取り込むことにより合成し、そしてこのＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬブロックコポリマーの溶液の特性を報告した。このブロックコポリマーの水溶液をゆっくり加熱すると、曇りが目視観測された。これらコポリマーの２重量％水溶液の曇点は、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（４５０：４０００：４５０）及びＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（６８０：４０００：６８０）でそれぞれ６５℃及び５５℃であった。ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（６８０：４０００：６８０）の溶液を冷却すると、２５℃で１３％から８０℃で３０％の臨界濃度及び温度範囲で可逆的ゲル化が観測された。その溶液をさらに０℃まで冷却しても、より低温でのゲル−ゾル転移は観測されなかった。カプロラクトンとオキシエチレンとのトリブロックコポリマーのミセル溶液のゲル化は、オキシエチレン／オキシプロピレン及びオキシエチレン／オキシブチレンコポリマーのミセル溶液の場合のように、殆ど無熱過程である。ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ（６８０：４０００：６８０）のin vitro分解速度は非常に遅かった。１６週間の期間で、僅か約２０％の分子量の低下（ＧＰＣ法から）が観測されたに過ぎなかった。
発明の目的及び要旨
本発明の目的は、生分解性で、可逆的熱ゲル化挙動を示し、且つ良好な薬物放出特性を有するブロックコポリマー薬物送達系を提供することである。
本発明の目的は、コポリマー生分解性感熱ペプチド又は他の薬物送達デバイスを作製する方法を提供することでもある。
本発明のさらなる目的は、親水性薬物、特に非常に水溶性のペプチド及びタンパク質薬物の非経口投与用の薬物送達系を提供することである。
本発明のもう一つの目的は、生分解性ポリマーマトリックス中の薬物を非経口投与するための、体内でのゲルデポー剤の形成に帰着する方法であって、そのポリマーマトリックスの対応する生分解につれて、薬物がそこから制御された速度で放出される方法を提供することである。
これら及び他の目的が、以下の要旨及び本発明を構成する様々な態様の詳細な説明から明らかになるであろう。
本明細書で用いられる以下の用語は、次の意味を有する：
“非経口”とは、消化管の他のあらゆる投与経路を意味し、特定的には、筋肉内、腹腔内、腹内、皮下、及び実行可能な程度での静脈内が含まれる。
“溶液”、“水溶液”等の用語は、その溶液に含有される薬物及び生分解性ブロックコポリマーの組合せに関連して用いられる場合、その中に機能的濃度で溶解しているか若しくは均一に分散していて、且つ、そのブロックコポリマーのＬＣＳＴ以下の温度に維持されている、薬物／ポリマーの組合せを有する水をベースにした溶液を意味する。
“薬物送達液体”又は“可逆的熱ゲル化特性を有する薬物送達液体”とは、コポリマーのＬＣＳＴ以上に温度が上がるとデポー剤を生成する温血動物に注射するのに適した“溶液”を意味する。
“デポー剤”とは、温血動物に注射した後に、ＬＣＳＴまで又はＬＣＳＴ以上に上がった温度でゲルを生成した薬物送達液体を意味する。
“ＬＣＳＴ”若しくは“下方臨界溶液温度”とは、生分解性ブロックコポリマーが可逆的に熱ゲル化する温度、即ち、それ以下の温度ではそのコポリマーが水に可溶で、それ以上の温度ではそのブロックコポリマーが相分離して薬物とブロックコポリマーを含有する半固体を形成する温度を意味する。
“ＬＣＳＴ”、“ゲル化温度”及び“可逆的熱ゲル化温度”等の用語は、ＬＣＳＴに関連しては互換的に用いられる。
“ゲル”は、ＬＣＳＴの温度若しくはＬＣＳＴ以上の温度での薬物と生分解性ブロックコポリマーとの半固体状の組み合わせに関連して用いられる場合、ゲル、乳化物、分散物、懸濁物等の形のそのような組み合わせを包含している。
“生分解性”とは、ブロックコポリマーが全ての薬物を放出した後、体内で無毒の成分に分解又は崩壊し得ることを意味する。
“薬物”とは、生物活性を有するために治療目的に適合しているか又は治療目的に使用されるあらゆる有機化合物又は物質を意味する。
“ペプチド”、“ポリペプチド”、“オリゴペプチド”及び“タンパク質”は、ペプチド又はタンパク質薬物に関するときには互換的に用いられ、特に断らない限り、特定の分子量、ペプチド配列又は長さ、生物活性又は治療用途の分野に関して限定されない。
“ポリ（α−ヒドロキシ酸）”は、ポリ（α−ヒドロキシ酸）ポリマー自体又は対応するラクチド、グルコリド又はラクトンなどのα−ヒドロキシ酸前駆体の開環重合から誘導されるポリ（α−ヒドロキシ酸）のポリマー又はコポリマーを意味する。
本発明で基本的に重要な点は、疎水性ブロックセグメント又は“Ａ”ブロックセグメントと親水性ブロックセグメント又は“Ｂ”ブロックセグメントを有するブロックコポリマーを使用することである。一般に、このブロックコポリマーは、トリブロックコポリマー、即ちＡＢＡ又はＢＡＢタイプのブロックコポリマーである。しかし、このブロックコポリマーは、繰返しＢＡ又はＡＢ単位を有して、Ａ（ＢＡ）n又はＢ（ＡＢ）n（ｎは２から５の整数である）を形成する多ブロックコポリマーであってもよい。
この生分解性の疎水性又はＡブロックセグメントは、好ましくは、ポリ（ｄ,ｌ−ラクチド）、ポリ（ｌ−ラクチド）、ポリ（ｄ,ｌ−ラクチド−co−グリコリド）、ポリ（ｌ−ラクチド−co−グリコリド）、ポリ（ε−カプロラクトン）、ポリ（γ−ブチロラクトン）、ポリ（δ−バレロラクトン）、ポリ（ε−カプロラクトン−co−乳酸）、ポリ（ε−カプロラクトン−co−グリコール酸−co−乳酸）、ヒドロキシ酪酸、リンゴ酸、及びそれらの二元コポリマー又は三元コポリマーから成る群から誘導されるか又は選ばれるポリ（α−ヒドロキシ酸）構成単位である。上に列記した物は、全てを含ませることも、必ずしも自己限定的であることも意図したものではなく、様々なα−ヒドロキシ酸の組合せ若しくは混合物を用いてホモポリマー又はコポリマー疎水性ブロックセグメントを形成することができ、そしてそれらは依然として本発明の範囲内にある。このようなα−ヒドロキシ酸ポリマーブロックの平均分子量は、約５００と１０,０００の間であり、より好ましくは約５００と３,０００の間である。
もう１つの生分解性の疎水性、即ちＡブロックセグメントは、低分子量の酵素分解性ポリ（エチレンカーボネート）であってもよい。このようなポリ（エチレンカーボネート）ポリマーブロックの平均分子量は、約２００と１０,０００の間であり、より好ましくは、約２００と３,０００の間である。
親水性Ｂブロックセグメントは、好ましくは約１,０００から２０,０００の間、より好ましくは約１,０００と５,０００の間の平均分子量を有するポリエチレングリコール（ＰＥＧ）である。
本明細書で開示さた通りに合成されるＡＢＡ及びＢＡＢタイプの親水性／疎水制ブロックコポリマーはいずれも、可逆的熱ゲル化特性を有し、生分解性である。ＢＡＢタイプのブロックコポリマーは、上に説明したPluronic系と類似性を有しているが、疎水性ポリ（α−ヒドロキシ酸）又はポリ（エチレンカーボネート）Ａブロックが生分解性で、Pluronic系の疎水性ＰＰＯブロックより生体適合性であるという点で全く異なっている。
先に述べたように、このＢブロックは、様々であるが適切な分子量の親水性ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）から形成される。ＰＥＧは、そのユニークな生体適合性、無毒性、ミセル形成特性、及び体からの迅速な排泄性の故に、親水性水溶性ブロックドメインとして選ばれた。
疎水性Ａブロックは、それらの生分解性と生体適合性の故に、合成されそして使用される。これらの疎水性ポリマーブロックのin vitro及びin vivo分解は良く理解されており、その分解生成物は、体から容易に除去される天然の代謝産物である。
疎水性ポリ（α−ヒドロキシ酸）又はポリ（エチレンカーボネート）Ａブロックの分子量は、望ましい水溶性及びゲル化特性を保持するために、水溶性のＰＥＧ Ｂブロックの分子量に比べて、充分に小さく調節される。また、親水性Ｂブロックの疎水性Ａブロックに対する釣り合いのとれた重量比は、そのブロックコポリマーがＬＣＳＴ（下方臨界溶液温度）以下の温度で水溶性を有するのを可能にするのに充分でなければならない。一般に、ブロックコポリマーが水溶性であるためには、このＰＥＧブロックはそのブロックコポリマーの少くとも５０重量％でなければならず、好ましくはそれ以上である。かくして、親水性Ｂブロックがそのコポリマーの約５０から８５重量％を構成し、そして疎水性Ａブロックがそのコポリマーの約１５から５０重量％を構成する熱可逆的ゲル化特性を有する生分解性ブロックコポリマーが調製される。
ブロックコポリマーがそのＬＣＳＴ以下の温度で溶ける濃度をその機能的濃度と考えることができる。一般的に言って、約５０重量％までのブロックコポリマー濃度を用いることができ、依然として機能的である。しかし、約３から４０重量％の範囲の濃度が好ましく、約１０〜２５重量％の範囲の濃度が最も好ましい。そのポリマーの実現できる相転移を可能にするためには、一定の最低濃度が必要である。より低い機能的濃度範囲では、相転移はゲルというよりむしろ乳化物を形成する。より高い濃度では、ゲル網目構造が形成される。乳化物がゲル網目構造に相変換できる現実の濃度は、疎水性Ａブロックの親水性Ｂブロックに対する比率及び各ブロックの組成と分子量により変動し得る。乳化物とゲルはいずれも機能的であるから、現実の物理的状態が正確に求められることは必須ではない。しかし、膨潤したゲル網目構造が生成することが好ましい。
生分解性ポリマーとペプチド／タンパク質薬物の混合物は、そのポリマー物質のゲル化温度より低い温度で水溶液として調製され得る。一旦、筋肉内、皮下又は腹膜内経路で体内に注射されると、体温はその物質のゲル化温度より高いから、この薬物／ポリマー調合物は、相変化を起こして、好ましくは高度に膨潤したゲルを生成するであろう。
この系は、その物質の生体適合性に因り、最低の毒性と周囲の組織に対する機械的刺激を生じるだけであり、特定の決められた期間内に完全に生分解するであろう。ゲル化すると、そのポリマーマトリックスからの薬物の放出は、各コポリマーブロックを適当に配合することにより制御できる。
ＡＢＡ及びＢＡＢコポリマー態様のいずれにおいても、薬物とポリマーの溶液を調製してから、溶液として体内にインプラントし、温度が上がると、その薬物／ポリマー組成物の可逆的ゲル化特性により、デポー剤へとゲル化又は固化する。経口用途のためにこれら組成物を錠剤又はカプセルの形に製剤することも望ましい。
これは、上述のＡＢＡタイプ又はＢＡＢタイプの感熱生分解性ブロックコポリマーのいずれかを用いることにより、ペプチド又はタンパク質薬物を含有する微小球体を調製することによって達成される。冷水中の感熱性ポリマー溶液をペプチド／タンパク質薬物の水溶液と混合してから、暖かいオイルの中に滴下する。温度の上昇がそのポリマーのゲル化を起こして、その薬物は、暖かいオイル中に懸濁した固化又は部分沈殿したゲルの小滴内に閉じ込められる。この固化した小滴は部分的に硬化した微小球体になり、次いでこれを分離し、洗浄し、そして減圧下で乾燥することができる。得られた微小球体をカプセルに装填しても、錠剤に打錠してもよく、ペプチド／タンパク質薬物の徐放性経口投与形態が作られる。この薬物担持微小球体は、特にそのポリマーのゲル化点を越える体温でゆっくり壊変するであろう。
どれほどの量の薬物をそのコポリマーに担持させることができるかということに関する唯一の制約は、機能性による制約である。一般的に言って、薬物は、その薬物ポリマー組み合わせ物の約０.１から１０重量％を構成し、約１〜５重量％の範囲が好ましい。
本発明は、極く一般的に、ポリペプチドに適用可能であるが、約５０℃までの温度で比較的安定であるポリペプチド用に最も有用である。
多くの不安定なペプチド及びタンパク質薬物を、ここに記載した可逆的熱ゲル化カプセル化法に付することができる。
以下の物に特に限定されないが、薬学的に有用なポリペプチドは、オキシトシン、バソプレッシン、副腎皮質刺激ホルモン、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ），プロラクチン、ルリベリン又は黄体形成ホルモン放出ホルモン、成長ホルモン、成長ホルモン放出因子、インスリン、ソマトスタチン、グルカゴン、インターロイキン−２（ＩＬ−２）、インターフェロン−α、β、γ（ＩＦＮ−α、β、γ）、ガストリン、テトラガストリン、ペンタガストリン、ウロガストロイン、セクレチン、カルシトニン、エンケファリン、エンドルフィン、アンジオテンシン、チロトロピン放出ホルモン（ＴＨＲ）、腫瘍壊死因子（ＴＮＲ）、神経増殖因子（ＮＧＦ）、顆粒球−コロニー刺激因子（Ｇ−ＣＳＦ）、顆粒球マクロファージ−コロニー刺激因子（ＧＭ−ＣＳＦ）、マクロファージ−コロニー刺激因子（Ｍ−ＣＳＦ）、レニン、ブラジキニン、バシトラシン、ポリミキシン、コリスチン、チロシジン、グラミシジン、及び合成類似体、変性体、及びそれらの薬学的に活性なフラグメント、モノクロナール抗体及び可溶性ワクチンから成る群から選ぶことができる。
使用されるペプチド又はタンパク質薬物に対する唯一の制約は、機能性による制約である。
幾つかの例では、タンパク質の機能性又は物理的安定性を、そのペプチド又はタンパク質薬物の水溶液への各種の添加剤により増大させることができる。ポリオール類（ショ糖を含む）、アミノ酸、コラーゲン及びゼラチン及び或る種の塩類のような添加剤を用いることができる。これら添加剤は、本発明の可逆的熱ゲル化法に容易に組込むことができる。
タンパク質工学の発達は、ペプチド又はまたタンパク質の本来の安定性をも増大させる可能性を提供し得る。このように作られ又は変性されたタンパク質は、規制的な意味では新しい物と見做され得るが、本発明で使用するためのそれらの適性は変わらない。変性の代表的な例の一つは、ポリペプチドのＰＥＧ化である。ポリエチレングリコールのような水溶性ポリマーとポリペプチドを共有結合で複合化することにより、そのポリペプチドの安定性が有意に改善され得る。もう一つの例は、末端及び内部の付加及び欠失又は置換による一つ又はそれを越える残基の同一性又は位置についてのアミノ酸配列の変性（例えば、システイン残基の欠失又はアラニン若しくはセリンによる置換）である。
安定性におけるあらゆる改善は、その医薬組成物を患者に一回投与した後、治療的に有効なポリペプチド又はタンパク質を長期間に亘って連続的に放出させることを可能にする。
ペプチド又はタンパク質基剤薬物に加えて、制がん剤、抗生物質、抗炎症剤、ホルモン等のような他の薬物も、同様な濃度で使用することができる。典型的な制がん剤には、アドリアマイシン、マイトマイシン、ブレオマイシン、シスプラチン、カルボプラチン、ドキソルビシン、ダウノルビシン、５−フルオロウラシル、メトトレキセート、タキソール、タキソテーレ、アクチノマイシンＤ等が含まれる。
若し望まれるなら、ブロックコポリマーの分解速度は、予め定められた期間に亘って薬物を放出するのに望まれるように変えることができる。これは、その疎水性セグメントに二元コポリマー又は三元コポリマー構造を導入することにより達成することができる。
異なるポリ（α−ヒドロキシ酸）は異なる速度で分解する。例えば、ブロックコポリマー中の疎水性ポリ（ε−カプロラクトン）セグメントは、非常にゆっくり分解する。ポリ（ε−カプロラクトン）の一次加水分解生成物は、６−ヒドロキシヘキサン酸である。トリチウム標識ポリ（ε−カプロラクトン）を用いた研究は、排出された放射能の約７０％がトリチウム化された水の形であることを示した。これは、６−ヒドロキシヘキサン酸の実質的な代謝を示すものである。６−ヒドロキシヘキサン酸の代謝経路は、ヘキサン酸とアジピン酸について確立された代謝経路から推論することができる。６−ヒドロキシヘキサン酸は、主として、肝臓及び腎臓のミクロソームの中でω−酸化によりアジピン酸に変えられる。次いで、このアジピン酸は、脂肪酸と殆ど同じ様式で、β−酸化により代謝されて、主として、二酸化炭素と水を生成する。
上記の事実に基づくと、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬブロックコポリマー中の疎水性ポリ（ε−カプロラクトン）セグメントが非常にゆっくり分解することが予想される。ポリマー系薬物送達系における最適な用途にとって、そのポリマーから薬物が完全に放出された後にポリマーが後に残らないことが望ましい。ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬブロックコポリマー系の分解速度は、疎水性ＰＣＬセグメントに二元コポリマー又は三元コポリマー構造を取り込むことによりさらに変えることができる。例えば、ＰＣＬセグメントにグリコリド及び／又はラクチド単位を組込んで、二元コポリマー又は三元コポリマーのポリ（α−ヒドロキシ酸）セグメントを形成させると、この疎水性ブロックコポリマーセグメントの分解速度が有意に加速されるであろう。
異なるポリ（α−ヒドロキシ酸）を用いる他の二元コポリマー又は三元コポリマー系疎水性組合せ体が、所望の分解速度を有するブロックセグメントを誘導するために使用できる。
感熱性薬物送達系の調製におけるもう一つの適した方法は、これら温度感受性生分解性ゲルと接触しているペプチド／タンパク質薬物間の相互作用を利用することである。通常、感熱性ゲルデバイスからの徐放期間はあまり長くはない。例えば、非分解性Pluronic F-127TM（ＰＥＯ−ＰＰＯ−ＰＥＯ）ゲル調合薬の皮下注射後、約８時間の持続放出が観測された。ペプチド／タンパク質薬物と温度感受性生分解性ゲルとの相互作用が、その薬物の物理的／化学的相溶性及び生物活性に影響するであろう。例えば、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬ又はＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡタイプの系では、薬物とポリマーの間の疎水的相互作用が、薬物放出の期間を長くすることができる。また、薬物／ポリマー複合体の性質も、この制御放出系の放出速度論と放出の期間を変化させるであろう。例えば、カルボキシ末端ポリエステルとペプチド／タンパク質薬物との間での塩生成が、その錯体の有機溶剤中での溶解度などの物理化学的特性を変化させ得ることが知られている。
イオン性基を取り込むことによりポリマー系を変性して、薬物とポリマーの間にイオン的相互作用を起こさせて、薬剤放出プロフィールを調節することも可能である。例えば、感熱性ポリマー系の疎水性セグメントの合成時に、コモノマーとしてリンゴ酸又はその誘導体を用いることにより、をの中にカルボキシル官能基を取り込むこともできる。他の多価カルボン酸も利用できるであろう。かくして、この酸性基がペプチド／タンパク質薬物の塩基性基と相互作用し得る。親水性ポリエチレングリコールセグメントをタンパク質に共有結合により結合させると、溶液中での薬物の安定性が増加して凝集を防ぐであろうことも知られている。一定の界面活性剤がタンパク質の安定性を有意に増大させることも知られている。従って、カルボキシ基のようなイオン性基を含有する変性親水性−疎水性ブロックコポリマーは、その特異的な薬物−ポリマー相互作用の故に、放出速度調節剤としてだけでなく、不安定なタンパク質の安定化剤としても役立つ。
所望の分解速度を有する感熱性ポリマーを得るためのもう一つの態様又はアプローチは、本発明で説明されたブロックコポリマー系に酵素分解性疎水性セグメントを取り込むことである。このアプローチは、ポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマー系は加水分解に不安定でありかつ水性環境で長期間貯蔵することが困難であるという事実の故に大きな意味を有している。in vitroでの水性環境で安定であるが、in vivoでの酵素作用により容易に分解する疎水性ポリマー物質を提供することが望ましいであろう。ポリ（エチレンカーボネート）が、この目的のための最良の候補の一つである。このポリマーは、その低ガラス転移温度（Ｔｇ；６℃）のために室温で可撓性であり、そして非常に疎水性である。室温、即ち約３７℃では水中で分解しない。しかし、このポリマーを沸騰稀塩酸で処理すると、分子量が徐々に低下する。他方、このポリマーを動物の体にインプラントすると、急速な分解が起きる。T. Kawaguchiら，Chem. Pharm. Bull. 31（4）1400（1983）により示されたように、ポリ（エチレンカーボネート）ポリマーの厚いスラブ（厚み：約３００μｍ）は、インプラント後２〜３週間以内に完全消失した。驚くべきことに、ポリ（プロピレンカーボネート）の場合には、その構造的類似性にも拘らず、酵素分解は全く起きない。酵素分解の速度は、ポリ（エチレンカーボネート）とポリ（プロピレンカーボネート）のブレンド又は共重合により調節できる。ポリ（エチレンカーボネート）が加水分解されると、両末端がヒドロキシル基になる。イソシアナート、酸クロリド、Ｎ−ヒドロキシコハク酸イミド反応のような各種の化学反応を用いて、本発明に記載されるＡＢＡ又はＢＡＢタイプのブロックコポリマー又は多ブロックコポリマーを合成することができる。
合成されたポリマーは、分子量、ブロックの長さ、ポリマー組成、臨界ミセル濃度、表面活性、ゲル化温度、ゲルの水分、組織適合性、及びそのポリマーの生分解性について特徴付けられるであろう。
ここに記載された可逆的熱的自己ゲル化系は、タンパク質調合物の粘度を増大させ、かくして、血管外投与後の全身循環内でのタンパク質の放出速度を持続するためのビヒクルとして非常に有用である。タンパク質は、熱、有機溶媒及びｐＨとイオン強度の変化に対して敏感であるためにその生物活性を失い易いので、これらポリマーは、ペプチド及びタンパク質薬物をポリマー担体に取り込むのに特に有用である。従って、これらポリマーで徐放性製剤が調製され、その場合、薬物は冷ポリマー溶液中に溶解（又は分散）され、体内に注射された直後にその薬物を閉じ込めた半固体ゲルが生成する。このポリマー／薬物混合物は、筋肉内、皮下、又は腹腔内経路で、体のあらゆる部位に注射できる。その薬物／タンパク質放出速度と期間は、固化したゲルの密度、薬物／タンパク質の分子量、及び疎水性又はイオン性相互作用のような他の因子の関数となろう。注射されたゲルは親水性であり、そしてそのゲルの塊の中に水が存在するから、バルク分解が起きるであろう。ポリマーは水溶性であるか又はそうでない小さいフラグメントに分解するであろう。この水溶性オリゴマーは、直接又は様々な代謝経路により排泄されるであろう。非水溶性オリゴマーは、マクロファージ及び異物巨細胞により取込まれ、さらにリゾソームの中で分解されるであろう。
これらのブロックコポリマー系の界面活性剤様特性の故に、その稀薄ポリマー溶液は、ポリマーが水中でその溶解性を失った時に、白濁した乳化物を形成する。この自己乳濁系も非常に興味深い。何故なら、中程度に疎水性の薬物は、ここに開示された界面活性トリブロックコポリマーによって溶解させられてから、体温で自発的に生成する乳化物（又は懸濁物）に取り込まれることができるからである。このトリブロックコポリマーは、非分解性PluronicTM系より機能的にすぐれた生分解性非イオン系界面活性剤と考えることもできる。或る種ペプチドとタンパク質もこの系に吸収又は閉じ込められ、そして新しいタイプの制御放出送達系として製剤される。薬物は、その粒子の分解と共にゆっくり放出され得る。従って、時間がかかりかつ大抵は有機溶媒を必要とするところの更なるマイクロカプセル化工程は必要でない。本発明で説明されたポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマーは、温度感受性を有し、そして血管外に注射されて取り込まれ又は閉じ込められた薬物を持続的に放出する自己ゲル化性又は自己乳化性生分解性デポー剤系の開発用にとって大きい潜在能力を有している。
上で述べたように、所望の熱可逆的ゲル化性を有する生分解性ポリ（エーテル−エステル）ブロックコポリマーは、その親水性Ｂブロックが、好ましくは、そのコポリマーの約５０から８５重量％を構成し、そして疎水性Ａブロックがコポリマーの約１５から５０重量％を構成しているコポリマーである。これらのブロックコポリマーがそれらのＬＣＳＴ以下の温度で可溶性であるその機能的濃度も変動すると考えられる。注射の目的に用いる場合、このブロックコポリマー濃度は、約５０重量％もの高さでもよく、唯一の制約は機能性による制約である。乳化物及びゲルの生成に関する上記の考察を考慮すると、約３から４０％の範囲の濃度が好ましく、そして約１０〜２５重量％の範囲の濃度が最も好ましい。ＬＣＳＴを越える薬物／コポリマー組合せ体の相転移温度が、要求される臨界的パラメーターである。ここで記載した指針の範囲内で、当業者は、過剰な実験をしなくても、適切な薬物担持量、ポリマー組成及び濃度、分解速度、ゲル化／乳化物形成の程度等を決めることができる。
発明の好ましい態様の詳細な説明
本発明の好ましい態様を示すために、疎水性（Ａ）及び親水性（Ｂ）ブロックから成るＡＢＡタイプのコポリマーを合成するスキームを示す。スキーム１及び２の両方で、親水性Ｂブロックを様々な分子量のポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）を用いて調製することができる。
スキーム１において、一連のトリブロックコポリマーの調製が示されている。ポリラクチド（ＰＬＡ）又はポリ（ε−カプロラクトン）（ＰＣＬ）のいずれも、下記のように、ＰＥＧとの反応で開始されるラクチド及びε−カプロラクトンの開環重合による融解法で調製することができる：
ここに記載した系は、可逆的熱ゲル化及び自己乳化のいずれもそのポリマー構造に依存していることを示す。下に示すスキーム２に従って生成するＰＣＬ−ＰＥＧ多ブロックコポリマーは加熱すると半固体状ゲルマトリックスを生成したが、ＰＣＬ−ＰＥＧ−ＰＣＬトリブロックコポリマー（表２に示されているＰＥＣＬ−１）は乳化物を生成した。熱的変化に際してのこれら二つの異なる応答は、機構に関しては基本的に同じであって、濃度、温度及びポリマー構造における差に起因するものである。
スキーム２に、多ブロックＰＥＧ−ＰＣＬコポリマーの調製が示されている。ＰＥＧポリマー（ＭＷ≒１０００は、ベンゼン中で６０℃で過剰量のヘキサメチレンジイソシアナート（ＨＭＤＩ）と反応して、イソシアナート（−Ｎ＝Ｃ＝Ｏ）末端基ＰＥＧプレポリマーを与える。次いで、このＰＥＧプレポリマーを二官能性ポリカプロラクトンジオール（ＭＷ≒５３０）で更に鎖延長する。得られる生成物は、ウレタン結合によって連結されているブロックを有するポリエチレングリコール−ポリカプロラクトン（ＰＥＧ−ＰＣＬ）多ブロックコポリマーである。その反応スキームは次の通りである：
ＰＥＣＬ−１の合成
３ｇのε−カプロラクトンとオクタン酸第一スズ（モノマーに対し０.１wt／wt％）の混合物を、高真空バルブを備えた適量のＰＥＧを含有する反応器に乾燥窒素下で添加し、その反応器を脱気した後に密閉した。重合は１３０℃で３０時間行なわれた。室温まで冷却した後、反応混合物を塩化メチレンに溶かしてから、過剰量のジエチルエーテル中に沈殿させた。生成物を減圧で恒量になるまで乾燥した。
実施例２
ＰＥＬＡ−１、２、３の合成
３ｇのラクチドとオクタン酸第一スズ（モノマーに対し０.１wt／wt％）の混合物を、高真空バルブを備えた適量のＰＥＧを含有する反応器に乾燥窒素下で添加し、その反応器を脱気した後に密閉した。重合は１３０℃で３０時間行なわれた。室温まで冷却した後、反応混合物を塩化メチレンに溶かしてから、過剰量のジエチルエーテル中に沈殿させた。生成物を減圧で恒量になるまで乾燥した。
実施例３
ｄ,ｌ−乳酸の高温減圧下での慣用的な重縮合により、ポリ（ｄ,ｌ−乳酸）（ＭＷ≒２,５００）（ＰＬＡ）を合成した。このポリ（ｄ,ｌ−乳酸）の融解物に、ポリエチレングリコール（ＭＷ≒６,０００）（ＰＥＧ）を添加した。乾燥窒素ガスを連続的に吹き込みながら約５０ｍｍＨｇの減圧下で１８０℃で２０時間この混合物を加熱して、ＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡブロックコポリマー（平均分子量≒２５００：６０００：２５００）を生成させた。
このトリブロックコポリマーの１グラムサンプルをガラスバイアルに入れ、１０ｍＬの氷水を加えた。このポリマーは溶けて黄褐色の液体を生成した。この溶液を水浴中で３７℃に加熱すると、固化して流動しないゲルになった。冷蔵庫中に数時間貯蔵した後、このゲルは再び流体になった。即ち、このポリマーは可逆的ゾル−ゲル転移を起こした。この溶液を６０℃に加熱すると、そのポリマーはその水相から分離して、乳白色の沈殿となった。氷水浴中で冷却すると、その乳白色の沈殿は、約５０重量％の水分を有する透明で黄褐色の半固体状ゲルになった。
上記の事実は、このＰＬＡ−ＰＥＧ−ＰＬＡポリマーは、そのＬＣＳＴ以下の温度、例えば、約０℃では水に溶け、ＬＣＳＴ以上の温度、例えば、約３７℃になるとゲルを生成するが、約６０℃に加熱すると、しぼんで沈殿を生成することを示唆している。６０℃で生成した沈殿は、ＬＣＳＴ以下に冷却した時、僅かに溶けるか又は少くともゆっくり溶液になる。このようなポリマーは、冷溶液中で完全には溶けないが、それでもまだ、実施例４に示すような薬物の送達のために体内に注射又はインプラントするための有効な網目構造であることができる。
実施例４
実施例３で得た黄褐色の半固体状ゲル０.２ｇに、０.１ｍＬのヒトカルシトニン濃厚溶液（１０ｍｇ／ｍＬ）をスパチュラを用いて優しくブレンドすることにより混合した。この混合物を３７℃で１０ｍＬのリン酸塩緩衝液（ＰＢＳ）中に入れた。そのゲルの表面から、約５から２０μｍの直径を有する微細なカルシトニン含有ポリマー粒子が生成してゆっくり緩衝液中に分散し、薬物ポリマー微小球状物の乳濁液を生成した。
このポリマーゲルとカルシトニンのブレンド物をＰＢＳに稀釈すると、無菌条件で製剤すれば直接体内に注射又はインプラントすることができる微小球体懸濁液が生成した。
体内に入れると、そのカルシトニンはそのポリマーゲルからゆっくり放出されて周囲の領域に拡散し、そして生分解性であるポリマーは体から排除されるであろう。
実施例５
リンゴ酸をｄ,ｌ−乳酸と共重合させて、カルボキシル基含有オリゴマーポリエステル（Ｍ≒３,０００）を生成させる。このカルボキシル化コポリマーの融解物に、減圧下で高温で予備乾燥したポリエチレングリコール（Ｍ：５,０００）を加えてから、さらに窒素雰囲気下で１８０℃で１５時間加熱する。
実施例６
実施例５で合成したブロックコポリマーを氷水に溶かして塩基性の熱安定性の血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ−Ｂ、等電点１０.２）の溶液と混合する。この混合液を、緩衝液中に５０℃で１０,０００ｒｐｍで回転しているT. K. Homomixer Mark IIの混合ヘッドに注入する。薬物は、同時分散及び同時沈殿法によりこのコポリマー中に取り入れられる。この工程中における薬物の浸出は、イオン的相互作用及びカルボキシル化コポリマーと薬物の間での複合体生成により抑えられる。この沈殿した薬物含有コポリマー粒子を捕集して凍結乾燥する。
実施例７
脂肪族ポリ（エチレンカーボネート）ポリマーを当該技術分野で知られている方法により次のようにして合成した。加圧ボンベ反応器中、ジエチル亜鉛−水触媒の存在下で６０℃で二酸化炭素をエチレンオキシドと反応させた。得られたポリマーを塩化メチレンに溶かしてメタノール中に再沈殿させることにより精製した。この精製した高分子量のポリ（エチレンカーボネート）（ＰＥＣ）（平均分子量≒１００,０００）を１％ＨＣｌ溶液中で還流し、ポリマー鎖の両末端にヒドロキシル基を有する低分子量ポリ（エチレンカーボネート）（ＭＷ≒２,０００）、例えば、二官能性ジオールを得た。
別に、ポリエチレングリコール（平均分子量≒３,４００）を過剰量のヘキサメチレンジイソシアナート（ＨＭＤＩ）とベンゼン中で６０℃で反応させて、イソシアナート基（−Ｎ＝Ｃ＝Ｏ）末端プレポリマーを得た。このプレポリマーを上で調製した二官能性ポリ（エチレンカーボネート）で更に鎖延長した。得られた生成物は、ウレタン結合により連結されているブロックを有するポリエチレングリコール−ポリエチレンカーボネート（ＰＥＧ−ＰＥＣ）多ブロックコポリマーであった。
実施例８
実施例７で合成した多ブロックコポリマーを氷水に溶解する。亜鉛インスリン（ＰＥＮＴＥＸ組換えヒトインスリン，亜鉛塩）をＰＥＧ−ＰＥＣ多ブロックコポリマーに加え、澄明な溶液が得られるまで優しく混合する。このポリマー／インスリン塩溶液をｐＨ約５.５の緩衝液中に、その多ブロックコポリマーのＬＣＳＴ（下方臨界溶液温度）を越える温度で滴下する。固化した多ブロックコポリマー／インスリンビーズが生成し、濾過により捕集し、そして凍結乾燥する。
加水分解に安定であるが酵素分解性のこのＰＥＣブロックセグメントの性質の故に、そのインスリン放出プロフィールは、慣用的な加水分解に不安定なブロックコポリマーとは異なっており、またインスリン放出期間はより長い。
実施例９
メトキシポリエチレングリコールクロロホーメート（平均分子量≒２,０００）を実施例７で得たポリ（エチレンカーボネート）ジオール（分子量≒２,０００）と反応させて、ＰＥＧ末端ブロックを有しかつ可逆的熱ゲル化特性を有するＢＡＢタイプのブロックコポリマーを形成する。このブロックコポリマーは、その疎水性ＰＥＣ中央ブロックセグメントのために酵素分解性である。
得られたポリマーを氷水に溶かして、インターロイキン−２（ＩＬ−２）溶液と混合する。ＩＬ−２タンパク質の際立った疎水性の故に、それは界面活性剤様コポリマーとの疎水性相互作用により安定化され得る。このＩＬ−２ポリマーは、そのコポリマーの酵素分解性であるが加水分解安定性の性質により、長期間に亘って水溶液として貯蔵できる。体温でゲル化後、従来技術に記載されている非分解性PluronicTM又はPoroxamerTMに比べて、ずっと長い薬物放出期間を期待できる。
以上の説明は、当業者が、可逆的熱ゲル化特性に基づく薬物担持ブロックコポリマーを調製及び使用するのを可能にするであろう。この記載は、生分解性ブロックコポリマー又は多ブロックコポリマーに利用されそして担持され得る特定のペプチド又は他の薬物を網羅して記述することを意図するものではない。調製することができる全てのブロックコポリマーを具体的に示したものでもない。当業者は、本発明の範囲から逸脱することなしに、様々な変更がなされ得ることが明らかであろう。本発明は、以下の請求項とそれらの機能的均等物によってのみ限定されるものである。
Claims (13)
- 可逆的熱ゲル化特性を有する注射可能な生分解性ブロックコポリマー薬物送達液体であって：
（ａ）生分解性ブロックコポリマー中に充分に良く混じり合って含有された有効量の薬物、及び
（ｂ）前記生分解性ブロックコポリマーであって、
（ｉ）ポリ（α−ヒドロキシ酸）類とポリ（エチレンカーボネート）類から成る群から選ばれる構成成分を含んでなる、５０重量％未満の疎水性Ａポリマーブロックであって、疎水性Ａポリマーブロックが約５００と３０００の間の平均分子量を有する、該疎水性Ａポリマーブロック、及び
（ii）ポリエチレングリコールを含んでなる、５０重量％を越える親水性Ｂポリマーブロック
を含んでなるブロックコポリマーを均一に約３〜４０重量％含有した水溶液を含んでなり、そして前記ブロックコポリマーの下方臨界溶液温度以下の温度に維持されている注射可能な薬物送達液体。 - 前記ブロックコポリマーの親水性ポリエチレングリコールポリマーブロックが１,０００と２０,０００の間の平均分子量を有する、請求項１記載の注射可能な薬物送達液体。
- 親水性ポリエチレングリコールポリマーブロックが前記ブロックコポリマーの８５重量％までを構成しており、そして疎水性Ａポリマーブロックが前記ブロックコポリマーの少なくとも１５重量％を構成している、請求項２記載の注射可能な薬物送達液体。
- 疎水性Ａポリマーブロックがポリ（α−ヒドロキシ酸）である、請求項３記載の注射可能な薬物送達液体。
- ポリ（α−ヒドロキシ酸）が、ポリ（ｄ,ｌ−乳酸）、ポリ（ｌ−乳酸）、ｄ,ｌ−乳酸とグリコール酸との共重合体、ｌ−乳酸とグリコール酸との共重合体、ポリ（ε−カプロラクトン）、ポリ（γ−ブチロラクトン）、ポリ（δ−バレロラクトン）、ε−カプロラクトンと乳酸との共重合体、ε−カプロラクトンとグリコール酸と乳酸との共重合体、ヒドロキシ酪酸、リンゴ酸、及びそれらの二元コポリマー又は三元コポリマーから成る群から誘導されるか又は選ばれる構成成分である、請求項４記載の注射可能な薬物送達液体。
- 疎水性ポリ（α−ヒドロキシ酸）ポリマーＡブロックが約５００と３,０００の間の平均分子量を有し、そして親水性ポリエチレングリコールポリマーＢブロックが約１,０００と５,０００の間の平均分子量を有する、請求項５記載の注射可能な薬物送達液体。
- 前記ブロックコポリマーがＡＢＡ及びＢＡＢブロックセグメントから成る群から選ばれる配置を有するトリブロックコポリマーである、請求項５記載の注射可能な薬物送達液体。
- 疎水性Ａブロックセグメントが、ポリ（ｄ,ｌ−乳酸）、ポリ（ｌ−乳酸）、ｄ,ｌ−乳酸とグリコール酸との共重合体、及びｌ−乳酸とグリコール酸との共重合体から成る群から選ばれるポリ（α−ヒドロキシ酸）を含有する、請求項７記載の注射可能な薬物送達液体。
- 疎水性Ａブロックセグメントがポリ（ε−カプロラクトン）から成るポリ（α−ヒドロキシ酸）を含有する、請求項７記載の注射可能な薬物送達液体。
- 薬物がポリペプチドである、請求項１〜９のいずれかに記載の注射可能な薬物送達液体。
- ポリペプチドが、オキシトシン、バソプレッシン、副腎皮質刺激ホルモン、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）、プロラクチン、ルリベリン又は黄体形成ホルモン放出ホルモン、成長ホルモン、成長ホルモン放出因子、インスリン、ソマトスタチン、グルカゴン、インターロイキン−２（ＩＬ−２）、インターフェロン−α、β、γ（ＩＦＮ−α、β、γ）、ガストリン、テトラガストリン、ペンタガストリン、ウロガストロイン、セクレチン、カルシトニン、エンケファリン、エンドルフィン、アンジオテンシン、チロトロピン放出因子、（ＴＨＲ）、腫瘍壊死因子（ＴＮＲ）、神経増殖因子（ＮＧＦ）、顆粒球−コロニー刺激因子（Ｇ−ＣＳＦ）、顆粒球マクロファージーコロニー刺激因子（ＧＭ−ＣＳＦ）、マクロファージ−コロニー刺激因子（Ｍ−ＣＳＦ）、レニン、ブラジキニン、バシトラシン、ポリミキシン、コリスチン、チロシジン、グラミシジン、モノクロナール抗体及び可溶性ワクチンから成る群から選ばれる構成成分である、請求項１０記載の注射可能な薬物送達液体。
- 薬物が制ガン剤である、請求項１０記載の注射可能な薬物送達液体。
- 制ガン剤が、アドリアマイシン、マイトマイシン、ブレオマイシン、シスプラチン、カルボプラチン、ドキソルビシン、ダウノルビシン、５−フルオロウラシル、メトトレキセート、パクリタキセル、ドセタキセル、及びアクチノマイシンＤから成る群から選ばれる構成成分である、請求項１２記載の注射可能な薬物送達液体。
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