JP4841066B2 - Nitric oxide production hydrogel material - Google Patents

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Abstract

Hydrogels releasing or producing NO, most preferably polymerizable biodegradable hydrogels capable of releasing physiological amounts of NO for prolonged periods of time, are applied to sites on or in a patient in need of treatment thereof for disorders such as restenosis, thrombosis, asthma, wound healing, arthritis, penile erectile dysfunction or other conditions where NO plays a significant role. The polymeric materials can be formed into films, coatings, or microparticles for application to medical devices, such as stents, vascular grafts and catheters. The polymeric materials can also be applied directly to biological tissues and can be polymerized in situ. The hydrogels are formed of macromers, which preferably include biodegradable regions, and have bound thereto groups that are released in situ to elevate or otherwise modulate NO levels at the site where treatment is needed. The macromers can form a homo or hetero-dispersion or solution, which is polymerized to form a hydrogel material, that in the latter case can be a semi-interpenetrating network or interpenetrating network. Compounds to be released can be physically entrapped, covalently or ionically bound to macromer, or actually form a part of the polymeric material. The hydrogel can be formed by ionic and/or covalent crosslinking. Other active agents, including therapeutic, prophylactic, or diagnostic agents, can also be included within the polymeric material.

Description

【0001】 [0001]
生理学的量のNOを長期に渡って放出または生成する生体適合性ポリマー物質は、再狭窄、血栓症、喘息、創傷治癒、関節炎、勃起障害等の障害、またはNOが重要な役割を果たす他の状態等の治療を必要とする患者の体外または体内部位に適用される。 Biocompatible polymeric materials that release or generate across the NO physiological amounts long term, restenosis, thrombosis, asthma, wound healing, arthritis, such as erectile dysfunction disorders or NO plays an important role other, applied to external or internal site of a patient in need of treatment of conditions such as. ポリマー物質は、フィルム、コーティングまたは微粒子として形成されることもできる。 Polymeric material may also be formed a film, a coating or fine particles. ポリマーは一般にマクロマーから形成され、マクロマーは生分解性領域を含み、その領域に原位置で放出される基が結合されており、治療が必要な部位におけるNO濃度を上昇、あるいはそうでなければ調整する。 Polymers are generally formed from macromers adjustment, the macromer includes a biodegradable region are bonded group that is released in situ in the area, increasing the NO concentration in the treatment site in need or otherwise to. マクロマーはホモまたはヘテロ分散液または溶液を形成可能であり、これが重合されてポリマー物質が形成される。 Macromer is capable of forming a homo- or hetero-dispersion or solution, which polymer material is formed by polymerization. 後者の場合は半相互貫通網目構造または相互貫通網目構造となることがある。 In the latter case it may become semi-interpenetrating network structure or interpenetrating network structure. 放出される化合物は、物理的に捕捉されるか、マクロマーに共有結合またはイオン結合されるか、実際にポリマー物質の一部を形成する。 Emitted compounds, either physically trapped, either covalent or ionic bonds to the macromer, actually form part of the polymeric material. ヒドロゲルは、イオン架橋および/または共有架橋によって形成できる。 Hydrogels can be formed by ionic crosslinking and / or covalent cross-linking. 治療薬、予防薬または診断薬を含む他の活性剤も、ポリマー物質に含有させることが可能である。 Therapeutic agent, other active agents, including prophylactic or diagnostic agent is also possible to incorporate into the polymer material.
【0002】 [0002]
I. I. NO放出のためのポリマー物質ポリマー物質は生体適合性であり、NOを放出または生成する。 Polymeric material the polymeric material for NO release are biocompatible, and release or generate NO. 様々な好ましい実施形態において、ポリマーはまた生体適合性であり、ヒドロゲルを生成し、原位置で重合し、組織接着性である。 In various preferred embodiments, the polymer is also biocompatible, and form a hydrogel, polymerized in situ, a tissue adhesive. これらの特性は、マクロマー成分の選択はもちろんのこと、各種グループの成分への添加によっても付与される。 These properties, the choice of macromer component, of course, also be applied by addition to components of the various groups.
【0003】 [0003]
「重合可能な」という用語は、アクリル酸塩−型分子の、例えば炭素−炭素二重結合のマクロマー連結を生じる追加の共有結合を生成する領域を意味する。 The term "polymerizable" refers acrylate - refers to a region to generate additional covalent bonds resulting in macromer connecting carbon double bond - type molecules, such as carbon. このような重合は特徴として、最終的にフリーラジカルを生成する、ある染料および化学化合物の光子吸着から生じるフリーラジカル形成によって開始される。 Such polymerizations features, eventually generates free radicals, is initiated by free radical formation resulting from photon absorption of certain dyes and chemical compounds. しかしフリーラジカルは、当業者に知られているの他の方法および試薬を用いても得ることができる。 But free radicals can also be obtained using other methods and reagents known to those skilled in the art.
【0004】 [0004]
A. A. ポリマー物質ポリマー物質は生体適合性でなければならない、すなわち患者に投与またはインプラント後に、重大なまたは許容できない毒性または免疫反応を誘発してはならない。 Polymeric material the polymeric material must be biocompatible, i.e. after administration or implants to a patient, must not induce not be significant or unacceptable toxicity or immune reactions.
【0005】 [0005]
天然および合成ポリマーの両者を含め、生体適合性ポリマー物質が多数知られている。 Including both natural and synthetic polymers, biocompatible polymeric materials are known numerous. 例としては、タンパク質(レシピエントと同一の起源の)、硫酸コンドロイチン、およびヒアルロン酸等の多糖類、ポリウレタン、ポリエステル、ポリアミド、およびアクリル酸塩が挙げられる。 Examples include proteins (recipient same origin), polysaccharides such as chondroitin sulfate, and hyaluronic acid, polyurethane, polyester, polyamide, and acrylic acid salt. ポリマーは分解性でも、非分解性でもよい。 The polymer also degradable or nondegradable.
【0006】 [0006]
大半のポリマー物質は、様々な成分によって付与される特性の組合わせに基づいて選択する。 The majority of polymeric materials are selected based on the combination of properties imparted by the various components. これらとしては、PEGまたはPVA等の水溶性領域、加水分解によって分解する領域等の生分解性領域、マクロマーを原位置で重合するのに使用できる基等があげられる。 These include water-soluble region, such as PEG or PVA, biodegradable regions such decomposing area by hydrolysis, and a group can be used to polymerize in situ a macromer and the like.
【0007】 [0007]
(水溶性および/または組織接着領域) (Water-soluble and / or tissue adhesion area)
各種の水溶性物質をポリマーに混入することができる。 Various water-soluble materials may be incorporated into the polymer. 「少なくとも実質的に水溶性」という用語は、溶解度が少なくとも約5g/100mlの水溶液であることを示す。 The term "at least substantially water soluble" indicates that solubility is an aqueous solution of at least about 5 g / 100 ml. 好ましい実施形態において、核となる水溶性領域は、ポリ(エチレングリコール)、ポリ(エチレンオキシド)、ポリ(酢酸ビニル)、ポリ(ビニルアルコール)、ポリ(ビニルピロリドン)、ポリ(エチルオキザゾリン)、ポリ(エチレンオキシド)−ポリ(プロピレンオキシド)ブロック共重合体、ポリサッカロース、ヒアルロン酸、デキストラン、硫酸ヘパリン、硫酸コンドロイチン、ヘパリンまたはアルギン酸塩等の多糖類または炭水化物、あるいはゼラチン、コラーゲン、アルブミンまたはオボアルブミン等のタンパク質から構成できる。 In a preferred embodiment, the water soluble region the core is poly (ethylene glycol), poly (ethylene oxide), poly (vinyl acetate), poly (vinyl alcohol), poly (vinyl pyrrolidone), poly (ethyl OKI The ethylbenzthiazoline) poly (ethylene oxide) - poly (propylene oxide) block copolymers, poly sucrose, hyaluronic acid, dextran, heparin sulfate, polysaccharides or carbohydrates such as chondroitin sulfate, heparin or alginate, or gelatin, collagen, albumin or ovalbumin, etc. It can be constructed from the protein.
【0008】 [0008]
親水性(すなわち水溶性)領域は一般に、組織接着性である。 Hydrophilic (i.e. water soluble) region is generally, tissue adhesive. 大量の露出カルボン酸基を含む疎水性および親水性ポリマーはどちらも、組織接着性または生体接着性である。 The hydrophobic and hydrophilic polymer containing a large amount of exposure carboxylic acid group both a tissue adhesive or bioadhesive. 細胞の炭水化物分子に結合するRGDペプチドおよびレクチン等のリガンドは、ポリマーにも接着可能であり、組織接着性を向上させる。 Ligands such RGD peptides and lectins that bind to carbohydrate molecules of a cell, to a polymer are possible adhesive, improve the tissue adhesion.
【0009】 [0009]
(分解性領域) (Degradable area)
αーヒドロキシ酸(すなわち、乳酸、グリコール酸)のポリエステル(Hollandら,1986 Controlled Release,4:155−180)は、クロージャデバイス(縫合および止め金)からドラッグデリバリーシステム(Smithらへの米国特許第4,741,337号;Spilizewskiら,1985 J.Control.Rel.2:197−203)に渡る応用について、最も広範に使用される生分解性物質である。 α-hydroxy acids (i.e., lactic acid, glycolic acid) polyester (Holland et al., 1986 Controlled Release, 4: 155-180) of the US 4 from the closure device (sutures and staples) to drug delivery systems (Smith et al. , No. 741,337; Spilizewski et, 1985 J.Control.Rel.2: about 197-203) in cross applications, a biodegradable material which is most widely used. Dombら、1989 Macromolecules,22:3200;Hellerら、1990 Biodegradable Polymers as Drug Delivery Systems、Chasin,M. Domb et al., 1989 Macromolecules, 22: 3200; Heller et al., 1990 Biodegradable Polymers as Drug Delivery Systems, Chasin, M. およびLanger,R. And Langer, R. 編、Dekker、New York、121−161によって報告されているように、ポリ(ヒドロキシ酸)に加え、不安定な主鎖結合を利用するポリ無水物およびポリオルトエステルを含む他の複数のポリマーも生分解性であることが知られている。 Eds, Dekker, New York, as reported by 121-161, in addition to the poly (hydroxy acid), also polyanhydrides and several other polymers containing polyorthoesters utilizing labile backbone bond it is known to be biodegradable. Miyakeら、1974が報告したように、インビボで使用する場合には天然型物質中に分解するポリマーを含むことが望ましいため、ポリアミノ酸も合成されている。 Miyake et al., As 1974 reported, because it is desirable to include polymers that decompose in natural substance when used in vivo has also been synthesized polyamino acids.
【0010】 [0010]
ポリマーの分解に必要な時間は、適切なモノマーを選択して調整することができる。 The time required for the degradation of the polymer can be adjusted by selecting the appropriate monomers. 結晶度の違いも分解速度を変化させる。 Degree of crystallinity difference also changes the rate of degradation. これらのポリマーは比較的疎水性であるため、実際の質量損失は、オリゴマーフラグメントが水に溶けるほど小さい場合にのみ開始する。 Since these polymers are relatively hydrophobic, actual mass loss only begins when the oligomer fragments small enough soluble in water. したがって、最初のポリマー分子量が分解速度に影響を与える。 Therefore, the first polymer molecular weight influences the degradation rate.
【0011】 [0011]
生分解性領域は、インビボ条件下で加水分解できることが好ましい。 Biodegradable region is preferably capable of hydrolyzing in vivo conditions. 加水分解性基は、グリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、他のαーヒドロキシ酸のポリマーおよびオリゴマー、および非毒性であるか、または体内で正常な代謝産物として存在する他の生分解性ポリマーである。 Hydrolyzable groups, glycolide, lactide, .epsilon.-caprolactone, polymers and oligomers of the other α-hydroxy acids, and non-toxic or where is another biodegradable polymer present as a normal metabolite in the body. 好ましいポリ(αーヒドロキシ酸)は、ポリ(グリコール酸)、ポリ(DL−乳酸)およびポリ(L−乳酸)である。 Preferred poly (alpha-hydroxy acids) are poly (glycolic acid), poly (DL-lactic acid) and poly (L- lactic acid). 他の有用な物質としては、ポリ(アミノ酸)、ポリ(無水物)、ポリ(オルトエステル)、およびポリ(リン酸エステル)である。 Other useful materials include poly (amino acids), poly (anhydrides), poly (ortho esters), and poly (phosphate ester). 例えば、ポリ(ε−カプロラクトン)、ポリ(ε−カプロラクトン)、ポリ(δ−バレロラクトン)、およびポリ(γ−ブチロラクトン)等のポリラクトンも有用である。 For example, poly (.epsilon.-caprolactone), poly (.epsilon.-caprolactone), poly (.delta.-valerolactone) and poly (.gamma.-butyrolactone) polylactones are also useful, such as.
【0012】 [0012]
生分解性領域は、エステル、ペプチド、無水物、オルトエステルおよびリン酸エステル結合等の、酵素による生分解を受ける結合を用いて、ポリマーまたはモノマーから構成されることもできる。 Biodegradable regions, ester, peptide, anhydride, such as ortho esters and phosphate ester bonds, using binding to undergo biodegradation by enzymes, may also be comprised of a polymer or monomer. 例えば、架橋ゼラチン等の生物起源の分解性物質は知られている。 For example, degradable materials of biological origin, such as cross-linked gelatin is known. ヒアルロン酸は架橋して、分解性膨潤ポリマーとして生医学用途に使用されている(Della Valleらへの米国特許第4,987,744号、Della Valleらへの米国特許第4,957,744号(1991)Polym.Mater.Sci.Eng.,62:731−735)。 Hyaluronic acid is crosslinked, degradable are used in biomedical applications as swelling polymer (U.S. Pat. No. 4,987,744 to Della Valle et al., U.S. Patent No. 4,957,744 to Della Valle et al. (1991) Polym.Mater.Sci.Eng, 62:. 731-735).
【0013】 [0013]
(生分解性ヒドロゲル) (Biodegradable hydrogel)
水溶性領域と生分解性領域の両方を含む多くのポリマーについて述べられている。 Are references to a number of polymers containing both water-soluble region and a biodegradable region. Sawhneyら(1990)J. Sawhney et al (1990) J. Biomed. Biomed. Mater. Mater. Res. Res. 24:1397−1411は、親水性および分解速度を向上させるためにラクチドおよびε−カプロラクトンをPEGと共重合した。 24: 1397-1411, the lactide and ε- caprolactone copolymerized with PEG in order to improve the hydrophilicity and degradation rate. Caseyらへの米国特許第4,716,203号(1987)は、5−25質量%の範囲のPEGを含むPGA−PEG−PGAブロック共重合体を合成した。 To Casey et al. U.S. Pat. No. 4,716,203 (1987), it was synthesized PGA-PEG-PGA block copolymer comprising PEG in the range of 5-25 wt%. Caseyらへの米国特許第4,716,203号(1987)は、再度5−25質量%の範囲のPEGを含むPGA−PEGジブロック共重合体の合成も報告している。 Casey et al. To U.S. Pat. No. 4,716,203 (1987) have also reported the synthesis of PGA-PEG diblock copolymers comprising PEG ranging again 5-25 wt%. Churchillらへの米国特許第4,526,938号(1985)は、PEGを同様の組成物に基づく、分子量5,000を超える非架橋物質について述べている。 U.S. Patent No. 4,526,938 to Churchill et al. (1985), PEG and based on the same composition, describes non-crosslinked materials above a molecular weight of 5,000. しかし、これらの物質は水溶性ではない。 However, these materials are not water soluble. Cohnら(1988)のJ. J. of Cohn et al. (1988) Biomed. Biomed. Mater. Mater. Res. Res. 22:993−1009は、水中で60%まで膨潤するPLA−PEG共重合体について述べた。 22: 993-1009 was described PLA-PEG copolymers that swell to 60% in water. これらのポリマーも水溶性ではなく、架橋していない。 These polymers are also not water-soluble, non-crosslinked. これらの物質に共通の特徴は、水溶性ポリマーと分解性ポリマーの両方を使用し、水に不溶であり、合計で60%まで膨潤することである。 The common feature of these materials, using both degradable polymers and water soluble polymers, are insoluble in water, it is to swell up to 60% in total.
【0014】 [0014]
1995年4月25日にHubbellらに発行された米国特許第5,410,016号は、高い生体適合性と抗血栓性のために、生分解性を付与する短いポリラクチド延長部分および観察可能な熱生成なしで迅速な光重合を可能にするアクリル酸末端を有する、ポリエチレングリコール(PEG)をベースとする物質について述べている。 On April 25, 1995 issued to Hubbell et al. U.S. Pat. No. 5,410,016, for the high biocompatibility and antithrombotic, short polylactide extension and observable imparting biodegradability having acrylic acid end that allows rapid photopolymerization without heat generation, describes materials based on polyethylene glycol (PEG). これらの物質は、NOを放出または生成するヒドロゲルを生成するために容易に修正される。 These materials are readily modified to produce a hydrogel release or generate NO.
【0015】 [0015]
重合可能部分は、インビボでの均一分解を促進するために、少なくとも1つの分解性領域によって分離されている。 Polymerisable moieties, in order to facilitate uniform degradation in vivo, are separated by at least one degradable region. これらのポリマーには複数の変形がある。 These polymers have multiple variations. 例えば、重合可能領域が分解性領域によって分離されている限り、直接、分解性延長部に結合させたり、水溶性非分解性部分を通じて間接的に結合させることができる。 For example, as long as the polymerizable regions are separated by a degradable region, directly or bound to degradable extensions, it can be indirectly linked through a water-soluble, non-degradable moieties. 例えば、マクロマー組成物が分解性領域に結合した簡単な水溶性領域を含む場合、ある重合可能領域は水溶性領域に結合し、別の重合可能領域は分解性延長部または領域に結合する。 For example, if the macromer composition comprises a simple water soluble region coupled to a degradable region, there polymerizable region attached to a water soluble region, another polymerizable region binds to degradable extensions or regions. 別の実施形態において、水溶性領域はマクロマー組成物の中核を形成し、中核に結合した少なくとも2つの分解性領域を有する。 In another embodiment, the water soluble region forms a central core of the macromer composition, having at least two degradable regions attached to the core. 少なくとも2つの重合可能領域が前記分解性領域に結合しているため、重合可能領域は分解時に、特に重合ゲル形の場合に、分離されている。 Since at least two polymerizable regions are attached to the degradable regions, polymerizable region upon degradation, especially in the case of polymer gel type, it is separated. 逆にマクロマー組成物の中核が分解性領域によって形成されていると、少なくとも2つの水溶性領域を中核に結合させることが可能であり、重合可能領域を各水溶性領域に結合させることができる。 When the core of the reverse in the macromer composition is formed by the degradable region, it is possible to bond the core at least two water soluble regions, the polymerizable regions can be attached to each water soluble region. 最終的な結果は、ゲル形成およびインビボ分解条件への露出後と同じになる。 The end result is the same as after exposure to gel formation and in vivo degradation conditions.
【0016】 [0016]
別の実施形態において、マクロマー組成物は水溶性主鎖領域およびマクロマー主鎖に結合した分解性領域を有する。 In another embodiment, the macromer composition has a degradable region (s) attached to a water soluble backbone region and the macromer backbone. 少なくとも2つの重合可能領域が分解性領域に結合しているため、分解時にそれらが分離され、結果としてゲル生成物が溶解する。 Since at least two polymerizable regions are attached to the degradable regions, they are separated upon degradation, gel product is dissolved as a result. さらなる実施形態において、マクロマー主鎖は、分解性主鎖に結合した分岐またはグラフトとしての水溶性領域を持つ非分解性主鎖で形成されている。 In a further embodiment, the macromer backbone is formed of a nondegradable backbone having water soluble regions as branches or grafts attached to the degradable backbone. 2つ以上の重合可能領域が水溶性分岐またはグラフトに結合している。 Two or more polymerizable regions are attached to the water soluble branch or graft. 別の変形において、主鎖は星形であり、水溶性領域、生分解性領域または生分解性でもある水溶性領域を含むことがある。 In another variation, the backbone is a star-shaped, and may include water soluble region, a water soluble region which is also biodegradable region or biodegradable. この一般的な実施形態において、星形領域は、重合可能領域が結合した水溶性または生分解性分岐またはグラフトのいずれかを含む。 In this general embodiment, the star region contains either a polymerizable regions are bound a water-soluble or biodegradable branches or grafts. 再び重合可能領域は分解性領域により、ある点で分離される。 The polymerizable region again by degradable regions are separated by a point.
【0017】 [0017]
(重合可能基) (Polymerizable group)
重合可能基は、最も好ましくは可視または長波長紫外線照射におけるフリーラジカル生成による光開始によって重合可能である。 Polymerizable group, and most preferably polymerizable by photoinitiation by free radical generation in the visible or long wavelength ultraviolet radiation. 好ましい重合可能領域はアクリル酸塩、ジアクリル酸塩、オリゴアクリル酸塩、ジメタクリル酸塩、オリゴメタクリル酸塩または他の生物学的に許容可能な光重合基である。 Preferred polymerizable regions are acrylates, diacrylates salts, oligo acrylate, di methacrylate, oligo methacrylate or other biologically acceptable photopolymerizable groups. 好ましい三級アミンはトリエタノールアミンである。 Preferred tertiary amine is triethanolamine.
【0018】 [0018]
使用可能な光開始剤は、細胞毒性なしで、多くて数分、最も好ましくは数秒という短い時間枠内でのマクロマーのフリーラジカル生成重合による開始に使用できる光開始剤である。 Photoinitiators which can be used, without cytotoxicity, a few minutes at most, a photoinitiator which can be used to initiate by free radical generation polymerization of the macromers most preferably within a short time frame of a few seconds. LWUV開始の開始剤として選択される好ましい染料は、エチルエオシン、2,2−ジメトキシ−2−フェニルアセトフェノン、他のアセトフェノン誘導体、およびカンファーキノンである。 Preferred dyes chosen for LWUV initiation of initiators are ethyl eosin, 2,2-dimethoxy-2-phenylacetophenone, other acetophenone derivatives, and camphorquinone. 全ての場合において、架橋および重合は、例えば2,2−ジメトキシ−2−フェニルアセトフェノンまたはエチルエオシン(10 −4 −10 −2ミリM)およびトリエタノールアミン(0.001〜0.1M)の組合わせ等の光活性化フリーラジカル重合開始剤によって共重合体内で開始される。 In all cases, the set of cross-linking and polymerization, such as 2,2-dimethoxy-2-phenylacetophenone or ethyl eosin (10 -4 -10 -2 milli M) and triethanol amine (0.001~0.1M) initiated copolymerization body by light activated free-radical polymerization initiator such as combined.
【0019】 [0019]
光開始剤の選択は、光重合可能領域に大きく依存している。 Selection of the photoinitiator is largely dependent on the photopolymerizable regions. 例えば、マクロマーが少なくとも1つの炭素−炭素二重結合を含む場合、染料による光吸収によって染料が三重項状態をとり、三重項状態は次にアミンと反応して、重合を開始するフリーラジカルを形成する。 For example, the macromer at least one carbon - if it contains carbon double bonds, taking the dye triplet state by light absorption by the dye, the triplet state and then reacted with an amine, form free radicals which initiate the polymerization to. これらの物質と使用するのに好ましい染料としては、エオシン染料、および2,2−ジメチル−2−フェニルアセトフェノン、2−メトキシ−2−フェニルアセトフェノン等の開始剤、およびカンファーキノンが挙げられる。 Preferred dyes for use with these materials, eosin dye, and 2,2-dimethyl-2-phenyl acetophenone, 2-methoxy-2-phenyl acetophenone and the like of the initiator, and camphorquinone and the like. このような開始剤を使用すると、共重合体は、例えば長波長紫外線または約514nmのレーザー光によって原位置で重合される。 Using such initiators, copolymers, for example, be polymerized in situ by laser light of a long wavelength ultraviolet or about 514 nm.
【0020】 [0020]
重合は、波長約200〜700nmの波長の光、最も好ましくは長波長紫外範囲または可視範囲の320nm以上の光、最も好ましくは約514nmまたは365nmの光による照射によって開始される。 The polymerization is light of wavelengths of about 200-700 nm, and most preferably is initiated by irradiation with long wavelength ultraviolet range or visible range of 320nm or more light, and most preferably about 514nm or 365nm light.
【0021】 [0021]
複数の光酸化および光還元染料が、重合開始に使用できる。 A plurality of photooxidation and photoreduction dyes can be used in the polymerization initiator. これらは例えば、アクリブラリン等のアクリジン染料;チオニン等のチアジン染料;ローズベンガル等のキサンチン染料;およびメチレンブルー等のフェナジン染料が含まれる。 These include, for example, acridine dyes such as Akuriburarin; include phenazine dyes and methylene blue and the like; xanthine dyes rose bengal; thiazine dyes such as thionine. これらは、例えばトリエタノールアミン等のアミン;RSO 等の硫黄化合物;イミダゾール等の複素環;エノラート;有機金属;およびN−フェニルグリシン等の他の化合物、等の共触媒とともに使用される。 These include, for example amines such as triethanolamine; used and N- phenylglycine other compounds such as, together with the cocatalyst and the like; RSO 2 R 1 etc. sulfur compound; enolate; organometallic heterocycles such as imidazole . 他の開始剤としては、カンファーキノンおよびアセトフェノン誘導体が挙げられる。 Other initiators include camphorquinone and acetophenone derivatives.
【0022】 [0022]
熱重合開始剤系も使用できる。 Thermal polymerization initiator system can also be used. 37℃で不安定であり、生理温度でフリーラジカル重合を開始するこのような系としては、例えばテトラメチルエチレンジアミンが存在する、または存在しない過硫酸カリウム;トリエタノールアミンが存在する、または存在しない過酸化ベンゾイル;および重亜硫酸ナトリウムが存在する過硫酸アンモニウムがある。 Unstable at 37 ° C., as such systems which initiate free radical polymerization, for example tetramethylethylenediamine is present, or the presence of potassium persulfate not at physiological temperature; over-triethanolamine is present or absent, benzoyl peroxide; and there is ammonium persulfate, sodium bisulfite is present.
【0023】 [0023]
光開始以外に、他の開始化学作用も使用できる。 Besides photoinitiator, other starting chemistries can also be used. これらには、例えば重合可能領域として使用するマクロマーを含むイソシアネートまたはイソチオシアネートを用いた水およびアミン開始方式がある。 These include, for example, water and amine initiation schemes with isocyanate or isothiocyanate containing macromers used as the polymerizable regions.
【0024】 [0024]
(好ましい実施形態) (Preferred embodiment)
好ましい実施形態において、ポリマー物質は生分解性で、重合可能な、少なくとも実質的に水溶性マクロマー組成物である。 In a preferred embodiment, the polymeric material is biodegradable, can be polymerized, at least substantially water soluble macromer composition. 第1のマクロマーは少なくとも1つの水溶性領域、少なくとも1つのNO保持領域および少なくとも1つのフリーラジカル重合可能領域を含む。 The first macromer least one water soluble region, at least one NO holding region and at least one free radical polymerizable regions. 第2のマクロマーは少なくとも1つの水溶性領域および少なくとも2つのフリーラジカル重合可能領域を含む。 The second macromer comprises at least one water soluble region, and at least two free-radically polymerizable regions. 前記領域はある実施形態において、水溶性かつ生分解性であってもよい。 In the embodiment wherein the region located may be a water-soluble and biodegradable. 前記マクロマー組成物は、重合可能領域を、例えば光感受性化学物質および染料によって生成したフリーラジカルに曝露することによって重合される。 The macromer composition, the polymerizable regions, are polymerized by exposure to free radicals generated by, for example, the light-sensitive chemicals and dyes.
【0025】 [0025]
これらのマクロマーの例は、PVAまたはPEG−オリゴグリコリル−アクリル酸塩である。 Examples of these macromers, PVA or PEG- oligo glycolyl - acrylic acid salt. 適切なエンドキャップを選択すると、重合とゲル化が迅速になる。 When selecting the appropriate end cap, polymerization and gelation is rapid. アクリル酸塩は、紫外または可視光に短時間曝露することによって、例えばエオシン染料等の複数の開始系を使用して重合できるため好ましい。 Acrylate, by brief exposure to ultraviolet or visible light is preferred because it polymerized using several initiating systems, for example eosin dye. ポリ(エチレングリコール)またはPEG中央構造単位(核)は、優れた生体適合性を伴う、その高い親水性および水溶性に基づいて好ましい。 Poly (ethylene glycol) or PEG central structural unit (core) is preferably based on the outstanding involving biocompatibility, its high hydrophilicity and water solubility. ポリグリコール酸等の短いオリゴまたはポリ(αーヒドロキシ酸)は、エステル結合の無害の代謝産物であるグリコール酸内への加水分解によって迅速に分解するため、好ましい鎖延長部として選択される。 Short polyglycolic acid oligo or poly (alpha-hydroxy acid), in order to rapidly degraded by hydrolysis to the glycolic acid is harmless metabolite ester bond, is selected as the preferred chain extension. 結晶性の高いポリグリコール酸は水や大半の一般的な有機溶媒に不溶であるが、マクロマー組成物全体は水溶性であり、水性組織液に接触しながら生分解性網目内で迅速にゲル化される。 Although high polyglycolic acid crystalline are insoluble in common organic solvents of water and most, the entire macromer composition is water soluble, rapidly it is gelled in a biodegradable mesh while contacting the aqueous tissue fluid that. このような網目は、水溶性薬剤および酵素を捕捉および均一に分散させ、それらを制御された速度で送達するのに使用できる。 Such mesh is a water-soluble drugs and enzymes capture and uniformly dispersed, can be used to deliver at a controlled rate them. さらに前記網目は、水溶性薬剤の粒子懸濁液を捕捉するのに使用される。 Further, the mesh is used to capture the particle suspension of a water-soluble drug. 他の好ましい鎖延長部は、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリオルトエステル、およびポリ無水物である。 Other preferred chain extensions are polylactic acid, polycaprolactone, polyorthoesters, and polyanhydrides. ポリペプチドも使用できる。 Polypeptide can also be used. このような「ポリマー」ブロックは、ダイマー、トリマーおよびオリゴマーブロックを含むことを理解されたい。 Such "polymeric" blocks should be understood to include dimers, trimers and oligomers block.
【0026】 [0026]
PVAは多くのペンダントヒドロキシル基を含む。 PVA includes many of the pendant hydroxyl groups. これらのヒドロキシル基は容易に反応して、様々な架橋剤および酸化窒素供与体等の側鎖を形成する。 These hydroxyl groups readily react to form a side chain, such as various crosslinking agents and nitric oxide donors. PVAは水溶性で、優れた生体適合性を有する。 PVA is water soluble, has excellent biocompatibility. PVAがペンダントヒドロキシル基を持つジアセタール結合によってメタクリル酸塩基に結合するように修飾し、適切な光開始剤を加えると、PVAは長波長紫外線によって光重合し、ヒドロゲルを生成する。 PVA is modified to bind to methacrylic acid bases by diacetal bond with a pendant hydroxyl group, the addition of suitable photoinitiators, PVA is photopolymerized by long wavelength ultraviolet light, to produce a hydrogel. 別の好ましい実施形態において、米国特許第5,508,317号、第5,665,840号、5,849,841号、第5,932,674号、第6,011,077号、第5,939,489号および第5,807,927号に記載されているように、修飾ポリビニルアルコール(PVA)マクロマーからヒドロゲルが生成される。 In another preferred embodiment, U.S. Patent No. 5,508,317, No. 5,665,840, No. 5,849,841, No. 5,932,674, No. 6,011,077, No. 5 , as described in 939,489 and EP No. 5,807,927, the hydrogel is produced from the modified polyvinyl alcohol (PVA) macromer. 例えば、米国特許第5,508,317号で開示されたマクロマーは、架橋可能なオレフィン不飽和基を含むアクリルアミド基等のペンダント架橋可能基によって修飾されたPVAプレポリマーである。 For example, U.S. macromers disclosed in Patent No. 5,508,317 is a PVA prepolymer modified by the pendant cross-linkable groups such as acrylamide groups containing crosslinkable olefinically unsaturated groups. これらのマクロマーは、例えば光重合または酸化還元フリーラジカル重合によって重合できる。 These macromers, for example, can be polymerized by photopolymerization or redox free-radical polymerization. 開始ポリマーは特に、ポリビニルアルコールの誘導体、または例えば1,3−ジオール骨組を含むビニルアルコールの共重合体である。 Starting polymers are, in particular, a copolymer of vinyl alcohol containing polyvinyl alcohol derivatives, or such as 1,3-diol skeleton. 架橋可能な基またはさらなる修飾因子は、様々な方法で、例えば1,3−ジオール単位の数パーセントを修飾して、架橋可能なラジカルを含む1,3−ジオキサンにすることによって、あるいは2−位置のさらなる修飾因子によって、開始ポリマーの骨組に結合できる。 Crosslinkable groups or additional modifiers, in various ways, for example by modifying the percentage of 1,3-diol units, by which the 1,3-dioxane containing crosslinkable radical, or 2- position by further modifiers can be attached to the framework of the starting polymer. 別の可能性は、開始ポリマーの数パーセントのヒドロキシル基を不飽和有機酸によってエステル化することであり、これらのエステル結合ラジカルは架橋可能な基を含んでいる。 Another possibility is a few percent of the hydroxyl groups of the starting polymer is to esterified with an unsaturated organic acid, these ester bonds radicals contain crosslinkable groups. これらのマクロマーの疎水性は、一部のペンダントヒドロキシル基をさらに疎水性の高い置換基と置換することによって向上させることができる。 Hydrophobic these macromers can be improved by substituting a more hydrophobic substituent of high part of the pendant hydroxyl groups. 疎水性等のマクロマーの特性は、マクロマー主鎖にコモノマーを組込むことによって修飾できる。 Characteristics of the macromer of hydrophobic such as may be modified by incorporating the comonomer in the macromer backbone. 他の手段によって架橋可能なペンダント基を持つマクロマーも形成できる。 Macromer having a crosslinkable pendant groups by other means can also be formed.
【0027】 [0027]
B. B. NO基または調整化合物S−ニトロソチオール、有機硝酸塩および求核原子を持つNO錯体を含め、生理条件下でNOを生成する多数の分子(No供与体)が、インビトロおよびインビボの両方で同定および評価されている。 Including NO complexes with NO groups or modifying compounds S- nitrosothiols, organic nitrates and nucleophiles, a number of molecules that produce NO under physiological conditions (No donor) is identified and evaluated both in vitro and in vivo It is. L−アルギニンはNO合成酵素の基質であるため、NO供与体であり、それゆえL−アルギニンを投与すると内因性NO生産が向上し、大半の場合、NO供与体によって生じるのと同様の反応が誘発される。 Because L- arginine is a substrate for NO synthase, an NO donor, therefore L- arginine improves endogenous NO production when administered, in most cases, the same reaction to that caused by NO donors It is induced. 他のNO供与体としては、モルシドニン、CAS754、SPM−5185およびSIN−1が挙げられる。 Other NO donors, Morushidonin, CAS754, SPM-5185 and SIN-1 and the like. NOを生成および/または供与できる他の化合物を使用してもよい。 The product and / or donor can other compounds of NO may be used. これらとしては、有機硝酸塩、ニトロシル化化合物、ニトロソエステルおよびL−アルギニンが挙げられる。 These include organic nitrates, nitrosylated compounds include nitroso ester and L- arginine.
【0028】 [0028]
NOを生成する、あるいはNOを放出または発生する分子は、NOとの錯体を生成可能な求核原子および/またはS−ニトロソチオール等のチオールを含む領域に結合されていることが好ましい。 Generating a NO, or molecules that release or generate NO, it is preferably coupled to a region containing a thiol nucleophiles and / or S- nitrosothiols such as capable of producing complexes with NO.
【0029】 [0029]
C. C. 予防薬、治療薬および診断薬ポリマー物質は、全身的に放出される薬剤を装填することもできるが、ドラッグデリバリー、好ましくは前記物質が必要とされる部位におけるに予防薬、治療薬および診断薬の局所放出にも使用できる。 Prophylactic, therapeutic and diagnostic agents polymeric material, can also be loaded with drugs to be systemically released, drug delivery, prophylactic agents preferably definitive to the required site is the substance, therapeutic and diagnostic agents It can also be used in the local release of. これらの薬剤としては、タンパク質またはペプチド、多糖類、核酸分子、および天然および合成の簡単な分子が挙げられる。 These agents, proteins or peptides, polysaccharides, and simple molecules of nucleic acid molecules, and natural and synthetic. 代表的な物質として、抗生物質、抗ウィルス剤および抗菌剤、抗炎症剤(ステロイド系または非ステロイド系)、ホルモン、成長因子、サイトカイン、神経刺激剤、血管収縮剤、および心血管反応に関与する他の分子、酵素、抗腫瘍剤、局部麻酔剤、抗血管形成剤、抗体、生殖器官に影響する薬剤、アンチセンスオリゴヌクレオチド等のオリゴヌクレオチドが挙げられる。 Typical materials, antibiotics, antiviral agents and antimicrobial agents, anti-inflammatory agents (steroidal or non-steroidal), hormones, growth factors, cytokines, nerve stimulant, vasoconstrictor, and are involved in cardiovascular reaction other molecules, enzymes, anti-tumor agents, local anesthetics, antiangiogenic agents, antibodies, drugs affecting reproductive organs, and oligonucleotides such as antisense oligonucleotides. 診断物質は、放射性で、色素形成基質に結合または色素形成基質を切断するか、超音波、x−線、MRIまたは他の標準画像診断方法によって検出される。 Diagnostic agent is a radioactive, or break the bond or chromogenic substrate to a chromogenic substrate, ultrasound, x- lines are detected by MRI or other standard imaging methods.
【0030】 [0030]
これらの薬剤は、ポリマーが適用される部位において(酵素または加水分解による)分解または拡散のどちらかによって放出されるように、重合前のマクロマーに混合するか、ポリマー内またはポリマー上に塗布するか、重合前または重合中にマクロマーに共有またはイオン結合させることが可能である。 These agents, to be released by either the site where the polymer is applied (by enzymatic or hydrolytic) degradation or diffusion, or mixed before polymerization of the macromer is coated on the polymer or in a polymer or , it can be covalently or ionically bound to the macromer before or during the polymerization.
【0031】 [0031]
II. II. 使用方法A. How to use A. コーティング;フィルム;微粒子インビボ治療に関して述べられたが、本明細書で記載されるポリマー物質が細胞培養、細胞培養基質、またはステントまたはカテーテル等の医療用インプラントまたは機器のコーティングに使用可能であり、標準手法を用いて、患者に使用または投与される微粒子または他の種類の調合物に形成できることは明白である。 Coating; film; have been described with respect to particulate vivo treatment, the polymeric material described herein is cell culture, may be used in the coating of the medical implant or device of the cell culture substrate or a stent or a catheter, or the like, standard using techniques, it is obvious that it can be formed into fine particles or other types of formulations used or administered to a patient.
【0032】 [0032]
B. B. 治療用途NOの生理学的量を長期に渡って放出可能なポリマー物質は、そのような治療が必要な部位または患者に適用できる。 Releasable polymeric materials for a long time physiological amounts of therapeutic uses NO is applicable to such treatment site or patient in need. NOによって治療できる代表的な障害または症状としては、再狭窄、血栓症、喘息、創傷治療、関節炎、ペニスまたは婦人の勃起障害が挙げられる。 Exemplary disorders or conditions can be treated by NO, restenosis, thrombosis, asthma, wound healing, arthritis, erectile dysfunction penile or women. 前記物質は、通常マクロマー溶液として適用され、適用前に重合を開始できるが、原位置で重合される。 The material is applied as a normal macromer solution, can initiate the polymerization prior to application, it is polymerized in situ.
【0033】 [0033]
(創傷治療) (Wound healing)
前記調合物は、火傷、手術による創傷、開放性の脚および足の創傷等、あらゆる種類の創傷の治療に特に有用である。 The formulations, burns, wounds by surgery, wounds such openness of legs and feet, are particularly useful for treating all types of wounds. 潰瘍と呼ばれる、開放性の脚の創傷には一般に3種類ある。 It called ulcers, in general three types of the wound openness leg. いつも座っている年配者において、脚への血流が停滞した場合によく見られる、静脈鬱血性潰瘍;寝たきりで頻繁に寝返りを打てない人に最もよく起こる、圧力ずれまたは床ずれとも呼ばれる臥位潰瘍;足への血液循環の停滞によって起きる、糖尿病性足潰瘍である。 In the elderly who are always sitting, often seen when blood flow to the legs has been stagnation, venous stasis ulcers; most often occur in people who do not strike frequently rolled over in bed-ridden, the supine position, which is also referred to as a pressure deviation or bed sores ulcer; caused by stagnation of the blood circulation of the foot, diabetic foot ulcers. 老化人口の増加により、近い将来、効果的で使用者にとって扱いやすい潰瘍治療法に対する要求がますます高まるであろう。 Due to the increase of aging population in the near future, the request will be ever-increasing for the easy-to-use ulcer treatment method for effective and user.
【0034】 [0034]
本明細書で使用される「創傷」という用語は、手術および外傷によって与えられたものを含め、火傷を含め、アテローム硬化症また糖尿病等の慢性または急性的な病状による損傷と同様に、あらゆる種類の組織損傷を指す。 The term "wound" as used herein, including those provided by surgery and trauma, including burns, similarly to the damage due to chronic or acute pathologies, such as atherosclerosis also diabetes, any kind It refers to the tissue damage.
【0035】 [0035]
(再狭窄の治療) (Treatment of restenosis)
好ましい用途は、手術後の患者での再狭窄の影響を減少させる方法である。 A preferred application is a method of reducing the effects of restenosis in patients after surgery. 前記方法は、動脈内表面を、感光性フリーラジカル重合可能開始剤および多数のマクロマーの水溶液によってコーティングすることである。 The method comprises intraarterial surface is coating with an aqueous solution of a photosensitive free radical polymerizable initiator and a number of the macromer. コートした動脈に、マクロマーの重合を誘起するキセノンアークレーザ(Xenon arc laser)を照射する。 The coated arteries, irradiating the xenon arc lasers to induce polymerization of the macromer (Xenon arc laser). 新たに重合したポリマー組成物が生成すると、動脈内の生理条件によってNOの放出が誘起される。 When newly polymerized polymer composition is produced, the release of NO is induced by the physiological conditions within the artery. この放出は、長期間にわたって厳密に局在化される。 This release is strictly localized over a long period of time.
【0036】 [0036]
(手術による癒着防止) (Anti-adhesion due to surgery)
好ましい用途は、患者の外科手術後の癒着形成を低減する方法である。 A preferred application is a method of reducing adhesion formation after the patient's surgery. ある実施形態において前記方法は、患者の損傷した組織表面を、上記の感光性フリーラジカル重合可能開始剤の水溶液およびマクロマー水溶液によってコーティングすることを含む。 The method in some embodiments includes damaged tissue surface of the patient is coated with an aqueous solution and the macromer solution of the photosensitive free radical polymerizable initiator. コートした組織表面を、マクロマーの重合に十分な光に曝露させる。 The coated tissue surfaces, is exposed to light sufficient to polymerize the macromer. 感光性フリーラジカル重合開始剤は、単一の化合物(例えば2,2−ジメトキシ−2−フェニルアセトフェノン)または染料および共触媒(例えばエチルエオシンおよびトリエタノールアミン)の組合わせでもよい。 Photosensitive free radical polymerization initiator may be a combination of a single compound (e.g., 2,2-dimethoxy-2-phenyl acetophenone) or a dye and a cocatalyst (e.g., ethyl eosin and triethanol amine).
【0037】 [0037]
(組織の接着) (Tissue adhesion)
前記ポリマーの別の用途は、患者の組織表面を接着する方法である。 Another application of the polymer is a method for adhering tissue surfaces of a patient. ある実施形態において、マクロマーを光開始剤または光開始剤/共触媒混合物と混合し、水性混合物を形成し、前記混合物を組織接着が望ましい組織の表面に塗布する。 In certain embodiments, the macromer was mixed with a photoinitiator or photoinitiator / cocatalyst mixture to form an aqueous mixture, applying the mixture on the surface of the tissue adhesion is desired tissue. 前記組織表面は接着が望ましい組織と接触し、組織結合を生成する。 The tissue surface is contacted with the adhesive tissue desired to produce a tissue bond. 次に、マクロマーが重合するまで、組織結合に照射する。 Then, until the macromers are polymerized, irradiating the tissue binding.
【0038】 [0038]
(組織のコーティング) (Coating of the organization)
これらのマクロマーの特に好ましい用途において、極薄コーティングは組織の表面、最も好ましくは血管等の組織の内腔に適用される。 In a particularly preferred application of these macromers, ultrathin coating the surface of the tissue, and most preferably applied to the lumen of a tissue such as a blood vessel. このようなコーティングのある用途は、再狭窄、突発的な再閉鎖、血管介入後の血管収縮等の治療または予防においてである。 Applications of such coatings, restenosis, abrupt reclosure, is in the treatment or prevention of vascular contraction after vascular intervention. ある開始剤を組織表面に適用して、反応、吸収または組織に結合させると、未結合開始剤は希釈またはすすぎによって除去され、マクロマー溶液が塗布および重合される。 By applying a certain initiators tissue surface, the reaction, when coupled to the absorption or tissue, unbound initiator is removed by dilution or rinsing, macromer solution is applied and polymerized. この方法は、厚さ1〜500ミクロン、最も好ましくは約20ミクロンの均一なポリマーコーティングを生成することができ、血栓形成や局所炎症を引き起こさない。 This method has a thickness of 1 to 500 microns, and most preferably it is possible to produce a uniform polymeric coating of about 20 microns, it does not cause thrombus formation or local inflammation.
【0039】 [0039]
(組織支持体) (Organizational support)
前記ポリマー物質は、体内で機械的機能を担わせるための成型品を形成することによって、組織支持体の生成にも使用できる。 The polymeric material, by forming a molded article for play a mechanical function in the body, can also be used to generate tissue support. このような支持体としては、例えば出血器官用のシーラントと、骨欠陥用のシーラントおよび動脈瘤用の充填材が挙げられる。 Examples of such a support, for example, a sealant for bleeding organs include filler for sealants and aneurysms for bone defects. さらにこのような支持体は、器官、血管および管を管理時間の間、特殊な位置に保持するための狭窄を含むことも可能である。 Further, such supports are organs during administration time vessels and tubes can also include a constriction for retaining a special position.
【0040】 [0040]
(制御ドラッグデリバリー) (Control drug delivery)
上述したように、前記ポリマー物質は、ホルモン、酵素、抗生物質、抗腫瘍薬、細胞懸濁液を含む、治療薬、予防薬および診断薬としての生理活性物質の担体としても使用できる。 As described above, the polymeric material, hormones, enzymes, antibiotics, antineoplastic agents, including cell suspensions, therapeutic agents, can also be used as a carrier for biologically active substances as prophylactic and diagnostic agents. 前記ポリマー物質は、放出される薬剤の機能特性の一時的な維持はもちろんのこと、局所組織または全身循環のための薬剤の長期に渡る制御放出にも使用できる。 The polymeric material may, of course a temporary maintenance of the functional properties of the drug released can be used in prolonged controlled release of a medicament for the local tissue or systemic circulation.
【0041】 [0041]
薬剤をマクロマー溶液に混合し、次いで原位置で重合させる制御ドラッグデリバリーのための方法の変形において、マクロマーは生理活性物質と重合され、生理活性物質を含む小球体またはナノ粒子を形成する。 Drug mixed with macromer solution was then in a variant of the method for controlled drug delivery to be polymerized in situ, the macromers are polymerized with the biologically active agent, to form small spheres or nanoparticles containing the biologically active agent. 前記マクロマー、光開始剤およびカプセル化される薬剤は水性混合物中で混合される。 The macromer, the agent photoinitiator and encapsulated are mixed in an aqueous mixture. 例えば、エマルジョンを形成するために油中で混合したり、ノズルを用いて油中で小滴を形成したり、またはノズルを使用して空気中で小滴を形成したりすることによる標準手法を用いて、混合物の粒子を形成する。 For example, by mixing in oil to form an emulsion, or form droplets in oil using a nozzle, or a standard technique by or to form droplets in air using a nozzle using, to form particles of the mixture. 懸濁液または小滴は、マクロマーの光重合に適した光を照射する。 Suspension or droplets are irradiated with light suitable for photopolymerization of the macromer.
【0042】 [0042]
これらの物質は、前記ポリマーの水溶性領域によって、水がポリマー内に捕捉された物質に到達できるため、親水性物質の制御ドラッグデリバリーに特に有用である。 These substances by water-soluble region of the polymer, because the water can reach the entrapped material within the polymer, are particularly useful for controlled drug delivery of a hydrophilic material. さらに、前記物質を有機溶媒に曝露させずに、物質を含むマクロマー組成物を重合することが可能である。 Furthermore, the material without exposing the organic solvent, it is possible to polymerize the macromer composition containing the substance. 放出は、架橋間の分子量および架橋密度によって制御されるポリマー内の特徴的孔径によって、分解前のポリマーからの物質の拡散、および/または分解時のポリマーからの物質の拡散によって生じる。 Release, by a characteristic pore size of the polymer is controlled by the molecular weight and crosslink density between crosslinks caused by the diffusion of substances from the polymer diffusion, and / or upon degradation of the material from the previous decomposition polymers. ゲルの固定ならびに保護効果によって、捕捉物質の不活性化は低減され、他の制御放出系に関係する破局的なバースト効果は回避される。 The fixed and the protective effect of the gel, inactivation of the capture agent is reduced, catastrophic burst effects associated with other controlled-release systems are avoided. 捕捉物質が酵素である場合、基質がゲルを透過できるようにゲル比が選択されているならば、前記酵素は捕捉されながら基質に曝露される。 If the capture agent is an enzyme, if the substrate is a gel ratio is selected so that it can transmit gel, the enzyme is exposed to substrate while being captured. 末端エステル結合の漸進的な加水分解によるポリマーの分解により、インビボの自由巨大分子の最終的な制御放出が促進される。 By degradation of the polymer by gradual hydrolysis of the terminal ester bond, the final controlled release in vivo of the free macromolecules it is promoted.
【0043】 [0043]
III. III. 実施例実施例1−3に示すように、3種類のNO生成、PEGベースポリマーを合成し、その放出速度をインビトロで整理条件下で決定した。 As shown in the Examples Example 1-3, three types of NO production, synthesizing a PEG-based polymer was determined by organizing conditions the rate of release in vitro. 適切な物質に対する生理反応は、培養した平滑筋細胞および内皮細胞を用いてインビトロで、ヒトの再狭窄に似たラットの頸動脈損傷モデルを使用してインビボで評価した。 Physiological response to suitable substances in vitro with smooth muscle cells and endothelial cells cultured, was evaluated in vivo using the carotid artery injury model in rats that is similar to restenosis in humans. 前記物質は、次にNaNO と反応してS−ニトロソチオールを生成する、ポリエチレングリコール(A)とポリシステイン(B)のBABブロック共重合体、次にNOガスと反応して求核試薬/NO錯体を生成する、ポリエチレングリコール(「PEG」)(A)とジエチレントリアミン(「DETA」)(B)のBABブロック共重合体、次にNOガスと反応して求核試薬/NO錯体を生成する、ポリエチレングリコール(A)およびポリリジン(B)のBABブロック共重合体が含まれる。 The material is then reacted with NaNO 2 generates an S- nitrosothiol, BAB block copolymers of polyethylene glycol (A) and poly-cysteine (B), then react with NO gas nucleophile / to produce NO complexes, BAB block copolymer of polyethylene glycol ( "PEG") (a) and diethylene triamine ( "DETA") (B), then reacted with NO gas to generate the nucleophile / NO complexes include BAB block copolymers of polyethylene glycol (a) and polylysine (B) is. すべてのポリマーは、原位置で迅速に光重合させるために、活性アクリル酸塩基によってさらに終結させた。 All polymers, in order to rapidly photopolymerized in situ, was further terminated by active acrylate base.
【0044】 [0044]
PEG等の水溶性、生体適合性ポリマーが大量の前記物質を含み、分子量が十分大きいならば、このような物質は生体適合性が良好であり、各ポリマー鎖における2つのエステル結合および2つのアミド結合の存在によってゆっくりと生分解することが予想される。 Water-soluble, such as PEG, include biocompatible polymer is a large amount of the material, if the molecular weight is large enough, such materials have good biocompatibility, two ester bond and two amide in the polymer chain It is expected to slowly biodegrade by the presence of binding. これら3種類の物質は、放出動態が大きく異なるものと予想されたために選択された:求核試薬/NO錯体は、5週間にわたってNOを放出することが示されているが(Smithら,(1996)J.Med.Chem.,39:1148−56)、S−ニトロソシステインの半減期は0.023時間である(Mathewsら,(1993)J.Pharmacol.Exp.Therap.,267:1529−37)。 These three types of materials were selected for release kinetics is expected to significantly different: the nucleophile / NO complexes, have been shown to release NO over 5 weeks (Smith et al., (1996 ) J.Med.Chem, 39:. 1148-56), the half-life of S- nitroso-cysteine ​​is 0.023 hours (Mathews et al., (1993) J.Pharmacol.Exp.Therap, 267:. 1529-37 ). これらの共重合体によって生成されるNOの量は、システインまたはリジンに対するポリエチレングリコール(PEG)の比を変化させて調整してもよい。 The amount of NO produced by these copolymers, may be adjusted by varying the ratio of polyethylene glycol (PEG) to cysteine ​​or lysine.
【0045】 [0045]
これらのマクロマー組成物が有利なのは、水性環境で迅速に重合できることである。 The The macromer composition is advantageous is that it can be polymerized rapidly in an aqueous environment. したがって、生分解性バリア、生細胞または生理活性物質の担体、外科用接着剤として役立つ、組織上の原位置で正確に適合する半透過性、生分解性フィルムまたは膜を形成することができる。 Accordingly, biodegradable barrier, carrier of viable cells or bioactive substances, serve as a surgical adhesive, semipermeable fits exactly in situ on the tissue, it is possible to form the biodegradable film or membrane. 前記ポリマーは、インプラントサンプル上の最小繊維の過成長からわかるように、優れた生体適合性を示す。 The polymer, as can be seen from overgrowth minimum fibers on the implant samples show excellent biocompatibility. モデルのヒドロゲルは、長波長紫外線(LWUV)光に短時間曝露させると、水溶性前駆体から原位置でゲル化し、結果として、組織のタンパク質およびグリコサミノグリカン成分を含むヒドロゲルの相互貫通網目構造を形成した。 Model of the hydrogel, when exposing a short time to the long wavelength ultraviolet (LWUV) light, gelled in situ from water-soluble precursors, as a result, interpenetrating network of hydrogels containing protein and glycosaminoglycan components of the tissue It was formed.
【0046】 [0046]
実施例4および5に示すように、次の3種類のPVAヒドロゲルを作成し、NOおよび含有薬剤(bFGF)の放出を示した。 As shown in Examples 4 and 5, it creates the following three PVA hydrogel exhibited a release of NO and containing drug (bFGF). PVA−NH −NOヒドロゲル;PVA−Cys−NOヒドロゲル;PVA−NO−bFGFヒドロゲル。 PVA-NH 2 -NO hydrogel; PVA-Cys-NO hydrogels; PVA-NO-bFGF hydrogels. 結果は、PEGベースのヒドロゲルと同様である。 The results are similar to PEG-based hydrogels.
【0047】 [0047]
実施例1:PEG−Cys−NOマクロマーおよびヒドロゲルの合成図1に示すように、アクリロイルPEG−Cys−NOポリマーは最初に、50mM重炭酸ナトリウム緩衝液(pH8.5)中でポリエチレングリコールN−ヒドロキシスクシンイミドモノアクリレート(ACRL−PEG−NHS、分子量3400、Shearwater Polymersより市販で入手可能、Huntington,AL)をL−システインと1:2のモル比で2時間反応させて形成された。 Example 1: As shown in the synthesis diagram 1 of PEG-Cys-NO macromers and hydrogels, acryloyl PEG-Cys-NO polymer is first polyethylene glycol N- hydroxy in 50mM sodium bicarbonate buffer (pH 8.5) succinimide monoacrylate (ACRL-PEG-NHS, molecular weight 3400, Shearwater Polymers available from commercial, Huntington, AL) and L- cysteine ​​and 1: formed by reacting for 2 hours at 2 molar ratio. 次に生成物をdiH O中でセルロースエステル膜(分子量カットオフ500、Spectrum Labs,Laguna Hills,CA)によって透析し、凍結乾燥した。 Then the cellulose ester film of the product in diH 2 O in (molecular weight cut-off 500, Spectrum Labs, Laguna Hills, CA) was dialyzed by and lyophilized. アクリロイルPEG−Cys−NO共重合体の分析は、光散乱検出器および260nmのUV検出器を備えたゲル透過クロマトグラフィ(GPC)(Polymer Laboratories,Amherst,MA)を用いて行った。 Analysis of acryloyl PEG-Cys-NO copolymer, gel permeation chromatography with light scattering detector and 260nm of UV detector (GPC) (Polymer Laboratories, Amherst, MA) was performed using. アクリロイル−PEG−Cysの合成が成功したかどうかは、蒸発光散乱検出器のピーク位置のシフトによって判定した。 Whether synthesized acryloyl-PEG-Cys was successful, it was determined by the shift of the peak position of the evaporative light scattering detector. 次に共重合体を問うモル量のNaNO とpH2および37℃にて20分間反応させ、S−ニトロソシステインを形成した。 NaNO 2 molar amount then ask the copolymer at pH2 and 37 ° C. and reacted for 20 minutes to form a S- nitroso-cysteine. チオール基のS−ニトロソチオールへの変換は、Ellmanのアッセイ(Hermanson,(1995)Bioconjugate Techniques,San Diego,CA,Academic Press;88−90)を用いて測定した。 Conversion to S- nitrosothiols thiol groups, Ellman assay (Hermanson, (1995) Bioconjugate Techniques, San Diego, CA, Academic Press; 88-90) was used for the measurement. 溶液のpHを7.4に調整した後、アクリロイル−PEG−Cys−NOポリマーを、1500ppmの2,2−ジメトキシ−2−フェニルアセトフェノンを長波長紫外線開始材として含む水性溶液中でPEG−ジアクリレート(分子量3400)と1:10のモル比で混合して、光重合可能なヒドロゲル中に混入した。 After adjusting the pH of the solution to 7.4, an acryloyl-PEG-Cys-NO polymer, an aqueous solution containing 2,2-dimethoxy-2-phenylacetophenone of 1500ppm as UVA start material PEG- diacrylate It was mixed in a molar ratio of (molecular weight 3400) 1:10, was mixed into the photopolymerizable hydrogel. この混合物中に含まれる0.15%のN−ビニルピロリドンは、光開始剤の溶媒として使用された。 0.15% N- vinylpyrrolidone contained in this mixture was used as a solvent for the photoinitiator. UV光(365nm、10mW/cm )への曝露を用いてポリマーを架橋すると、ヒドロゲルに変換された(Sawhneyら,(1993)Macromol 26:581−7)。 When crosslinking the polymer using exposure to UV light (365nm, 10mW / cm 2) , was converted to a hydrogel (Sawhney et al., (1993) Macromol 26: 581-7 ).
【0048】 [0048]
実施例2:PEG−Lys −NOマクロマーおよびヒドロゲルの合成図2に示すように、アクリロイル−PEG−Lys −NOヒドロゲル用に、ACRL−PEG−NHS(分子量3400、Shearwater Polymers)およびポリ−L−リジン(DP=5)を50mM重炭酸ナトリウム緩衝液(pH8.5)中で等モル比で反応させて共重合体を合成した。 Example 2: As shown in the synthesis diagram 2 of PEG-Lys 5 -NO macromers and hydrogels, for acryloyl-PEG-Lys 5 -NO hydrogel, ACRL-PEG-NHS (molecular weight 3400, Shearwater Polymers) and poly -L - lysine (DP = 5) was synthesized copolymer is reacted in an equimolar ratio in 50mM sodium bicarbonate buffer (pH 8.5). 得られた共重合体をGPCで分析した後、水に溶解し、真空容器中でNOガスと反応させると、リジン側鎖基にアミン基を持つNO−求核試薬錯体が生成した。 After analyzing the obtained copolymer by GPC, and dissolved in water, it is reacted with NO gas in a vacuum vessel, NO- nucleophile complexes with amine groups on the lysine side chain groups are generated. アミン基のNO−求核試薬錯体への変換度は、ニンヒドリンアッセイを用いて測定し、実施例1で述べたようなヒドロゲルが形成された。 NO- degree of conversion into nucleophile complex of the amine groups was measured using the ninhydrin assay, the hydrogel as described in Example 1 was formed.
【0049】 [0049]
実施例3:PEG−DETA−NOマクロマーおよびヒドロゲルの合成ジエチレントリアミン(DETA,Aldrich,Milwaukee,WI)は、ポリ−L−リジン(DP=5)を50mM重炭酸ナトリウム緩衝液(pH8.5)中のACRL−PEG−NHS(分子量3400、Shearwater Polymers)で等モル比で反応させ、凍結乾燥させて、上述したようにGPCで分析した。 Example 3: PEG-DETA-NO macromers and hydrogels synthesized diethylenetriamine (DETA, Aldrich, Milwaukee, WI) is poly -L- lysine (DP = 5) of 50mM sodium bicarbonate buffer (pH 8.5) in the It reacted in an equimolar ratio with ACRL-PEG-NHS (molecular weight 3400, Shearwater Polymers), lyophilized, and analyzed by GPC as described above. 次に共重合体を水に溶解し、NOガスに曝露して、PEG−Lys −NOで述べたようにNO−求核試薬錯体を形成させ、ニンヒドリンアッセイを用いてアミン含有量を分析した。 Then the copolymer was dissolved in water and exposed to NO gas to form a NO- nucleophile complex as described in PEG-Lys 5 -NO, it was analyzed amine content using a ninhydrin assay . PEG−DETA−NOを凍結乾燥した後、図3に示すように、上述したように光重合させてヒドロゲルを形成した。 After lyophilization the PEG-DETA-NO, as shown in FIG. 3, and by photopolymerization to form a hydrogel, as described above.
【0050】 [0050]
実施例4:PVA−NH −NOマクロマーおよびヒドロゲルの合成ポリ(ビニルアルコール)(Hoechst,Mowiol 4−88)をdiH Oに溶解し、絶えず攪拌しながら丸底フラスコ中で95℃まで加温した。 Example 4: PVA-NH 2 -NO macromers and synthetic poly (vinyl alcohol) hydrogels (Hoechst, Mowiol 4-88) was dissolved in diH 2 O, warmed to continuous agitation 95 ° C. in a round bottom flask with did. 1時間後、前記溶液を室温まで冷却し、架橋化可能なアセタール基である、メタクリルアミドアセトアルデヒドジメチルアセタール(NAAADA)を加えた。 After 1 hour, the solution was cooled to room temperature, a crosslinked capable acetal groups, was added methacrylamide dimethylacetal (NAAADA). アミンアセタール、ガンマ−ブチルアルデヒドジエチルアセタールも加え、氷酢酸および37%塩酸を用いて混合物を酸性とした。 Amine acetal, gamma - butyraldehyde diethyl acetal also added, the mixture was acidified with glacial acetic acid and 37% hydrochloric acid. 混合物を室温で9時間攪拌した後、トリエチルアミンを用いてpHを3.6に調整した。 The mixture was stirred at room temperature for 9 hours, the pH was adjusted to 3.6 with triethylamine. ポリマーを精製するために、次に溶液を分子量3000のセルロース膜を用いて、ポリマーの6倍の体積のdiH O中でダイアフィルトレーションした。 To purify the polymer, then the solution using a cellulose membrane having a molecular weight of 3000, and diafiltered in diH 2 O of 6 times the volume of the polymer. ダイアフィルトレーションを用いてポリマー濃度を22%w/vに調整し、1N NaOHでpHを7.4に調整した。 The polymer concentration was adjusted to 22% w / v using diafiltration, the pH was adjusted to 7.4 with 1N NaOH. ポリマーのアミン濃度は、ニンヒドリンアッセイを用いて決定した。 Amine concentration of the polymer was determined using a ninhydrin assay.
【0051】 [0051]
PVA−NH に結合したNO供与体を作成するために、中和したアミン修飾ポリマーを活栓付きの丸底フラスコに入れた。 To create a NO donor bound to PVA-NH 2, was placed neutralized amine-modified polymer round bottom flask with stopcock. フラスコを真空にして、アミンのNO求核試薬錯体への変換が望ましい程度に行われるまで、酸化窒素ガスを満たした。 And the flask was evacuated, until the conversion to NO nucleophile complex of the amine is carried out to the extent desired, filled with nitric oxide gas. 光架橋ヒドロゲルは、PVA−NH −NOに0.1%IRGACURE TM 2959(Ciba−Geigy)光開始剤(溶液の総体積に基づく)を加え、次にUV光(2mW/cm 、365nm)に30秒間曝露して形成した。 Photocrosslinking hydrogels, 0.1% to PVA-NH 2 -NO IRGACURE TM 2959 (Ciba-Geigy) photoinitiator (based on the total volume of the solution) was added, followed UV light (2 mW / cm 2, 365 nm) It was formed by exposure for 30 seconds to. 光開始剤を添加すると、最終的なポリマー濃度は20%w/vとなる。 The addition of a photoinitiator, a final polymer concentration becomes 20% w / v.
【0052】 [0052]
実施例5:PVA−Cys−NOマクロマーおよびヒドロゲルの合成PVA−NH は上記のように合成した。 Example 5: PVA-Cys-NO macromers and synthetic PVA-NH 2 hydrogels were synthesized as described above. システインのアミン末端は無水酢酸を用いてアセチル貸し、システインのカルボキシル末端は、水溶性EDAC化学作用を用いてPVA−NH に結合させた。 Amine terminal cysteine is acetyl lent using acetic anhydride, carboxyl terminal cysteine is conjugated to PVA-NH 2 with a water-soluble EDAC chemistry. 得られたPVA−Cysは次に、ダイアフィルトレーションを用いて精製し、濃度を22%w/vとした。 The resulting PVA-Cys then purified using diafiltration, the concentration of 22% w / v. PVA−Cys−NOは、システイン残基に亜硝酸ナトリウムを等モル量加え、pHを2に調整し、37℃で15分間インキュベートした。 PVA-Cys-NO is added an equimolar amount of sodium nitrite to a cysteine ​​residue, the pH was adjusted to 2, and incubated for 15 minutes at 37 ° C.. システインのCys−NOに対する反応程度は、EllmanおよびGriessの反応の両者を用いて分析した。 About response to Cys-NO cysteine ​​were analyzed using both the reaction of Ellman and Griess. 光開始剤2,2−メチル−2−フェニルアセトフェノンをN−ビニルピロリドンに600mg/mlの濃度で溶解し、ポリマー溶液に加えた(溶液の総体積に基づいて0.1%)。 Photoinitiator 2,2-methyl-2-phenyl acetophenone to N- vinylpyrrolidone was dissolved at a concentration of 600 mg / ml, was added to the polymer solution (0.1% based on the total volume of the solution). 次に、UV光に30秒間曝露してポリマーを架橋し、pH7.4、37℃のHEPES緩衝生理的食塩水中に入れた。 Then exposed for 30 seconds to UV light to crosslink the polymer was placed in HEPES-buffered physiological saline pH 7.4, 37 ° C..
【0053】 [0053]
実施例6:PVA−NO−bFGFヒドロゲルの合成PVA−NO−bFGFヒドロゲルの場合、上の手順を用いてPVA−NOポリマーを作成した。 Example 6: Synthesis PVA-NO-bFGF hydrogels PVA-NO-bFGF hydrogels, have created a PVA-NO polymers using the above steps. UV光に曝露させる直前に、25μg/mlのbFGFをポリマー溶液に加え、よく混合した。 Just prior to exposure to UV light, addition of bFGF in 25 [mu] g / ml in the polymer solution and mixed well. ゲルは前述のように架橋され、pH7.4、37℃のHEPES緩衝生理的食塩水中で保存された。 The gel is crosslinked as described above were stored in HEPES buffered physiological saline pH 7.4, 37 ° C..
【0054】 [0054]
実施例7:ヒドロゲルからのNO放出上述したようにNO放出物質の調製および光重合の後、ヒドロゲルを秤量し、pH7.4、37℃のHEPES緩衝生理的食塩水中で保存した。 Example 7: After the preparation and photopolymerization of NO-releasing substances as NO release above from the hydrogel, the hydrogel was weighed and stored in HEPES buffered physiological saline pH 7.4, 37 ° C.. 緩衝液の一部を各時点で除去し、新しい緩衝液を加えた。 Some of buffer was removed at each time point was added fresh buffer. 各時点で取り出したサンプルは次に、Griess反応に基づく比色アッセイを用いて亜硝酸塩含有量を分析した。 Samples taken at each time point were then analyzed nitrite content using a colorimetric assay based on Griess reaction.
【0055】 [0055]
ヒドロゲルの可能な保存条件を探るために、各種のpHレベルの緩衝液で保存したヒドロゲルのNO放出動態も調べた。 To explore the possible storage conditions of the hydrogel, NO release kinetics of hydrogels stored in buffer of various pH levels was examined. ヒドロゲルからのNOの放出は、酸性pHレベルで著しく抑制された。 Release of NO from the hydrogel was significantly inhibited at acidic pH levels.
【0056】 [0056]
アクリロイル−PEG−Lys −NOヒドロゲルからのNO放出を図4に示す。 Figure 4 shows the NO release from acryloyl-PEG-Lys 5 -NO hydrogel.
【0057】 [0057]
アクリロイル−PEG−DETA−NOヒドロゲルからのNO放出を図5に示す。 NO release from acryloyl-PEG-DETA-NO hydrogels is shown in Figure 5.
【0058】 [0058]
アクリロイル−PEG−Cys−NOヒドロゲルからのNO放出を図6に示す。 NO release from acryloyl-PEG-Cys-NO hydrogels is shown in Figure 6.
【0059】 [0059]
実施例8:PVA−NO−bFGFヒドロゲルからのNOおよびbFGFの放出実施例6で述べたように調製したPVA−NO−bFGFヒドロゲルからのNO放出は、実施例7と同じ方法で決定し、図7Aに示す。 Example 8: PVA-NO-bFGF NO release from NO and bFGF PVA-NO-bFGF hydrogels prepared as described in release Example 6 from hydrogels, determined in the same manner as in Example 7, FIG. It is shown in 7A. bFGFの放出は、BCAアッセイ(Pierce Chemicals)を用いて定量し、図7Bに示す。 bFGF release was quantified using a BCA assay (Pierce Chemicals), shown in Figure 7B. NOの放出は12時間を大幅に超えて続くが、増大係数は最初の5時間以内で完全に放出される。 NO release is followed by significantly more than 12 hours, enhancement factor is completely released within the first 5 hours.
【0060】 [0060]
実施例9:培養平滑筋細胞に対するNO放出マクロマーの影響:増殖および生存度血管損傷後の平滑筋細胞(SMC)増殖を低減する物質の可能性を評価するため、培養平滑筋細胞をNO放出物質の存在下で培養し、これらの物質の細胞に対する影響を評価した。 Example 9: Effect of NO release macromer on cultured smooth muscle cells: To assess the potential for an agent that reduces proliferation and viability vascular injury after smooth muscle cells (SMC) proliferation, the cultured smooth muscle cells NO-releasing substances cultured in the presence of, and to evaluate the effects on cells of these substances. Wistar−Kyotoラットから単離した平滑筋細胞(継代11−15、T.Scott−Burden提供)を、10%FBS、2mM L−グルタミン、500単位のペニシリン、100mg/lのストレプトマイシンを追加した最小必須培地を用いて37℃のCO 環境にて培養した。 Min smooth muscle cells isolated from Wistar-Kyoto rats (passage 11-15, T.Scott-Burden provide) a, in which 10% FBS, 2 mM L-glutamine, 500 units penicillin, adding streptomycin 100 mg / l and cultured at 37 ° C. in CO 2 environment using essential medium. 前記細胞を24ウェル組織培養プレート(Becton Dickinson,Franklin Lakes,NJ)に10,000細胞/cm の密度で播種した。 The cells 24-well tissue culture plates (Becton Dickinson, Franklin Lakes, NJ ) were seeded at a density of 10,000 cells / cm 2 in. 播種1日後に、溶解形またはヒドロゲル形のいずれかのNO供与体をウェル内の培地に加えた。 Sowing day later, either NO donors dissolved form or hydrogel form was added to the medium in the well. 培養第4日に、トリプシンの単一細胞懸濁液を調製し、Coulterカウンタ(Multisizer番号0646,Coulter Electronics,Hialeah,FL)を用いて各グループの3個のサンプルをカウントして、細胞数を決定した。 On day 4 of culture, single cell suspensions of trypsin was prepared, Coulter counter (Multisizer number 0646, Coulter Electronics, Hialeah, FL) by counting the 3 samples of each group with the number of cells Were determined.
【0061】 [0061]
SMC増殖に対する溶液中のNO供与体の影響は、最初にNO用量反応曲線を実施して調べた。 Effect of NO donor in the solution for SMC proliferation was investigated first by implementing NO dose response curve. そこでは、ヒドロゲル研究に適切な用量を確認するために、細胞をある範囲のNO供与体濃度(1μM〜10mM)で培養した。 There, in order to confirm the appropriate dose for the hydrogel studies, were cultured in NO donor concentration in the range of the cell (1μM~10mM). NO−求核試薬錯体(Lys−NOおよびDETA−NO)は、水中でL−リジンまたはDETAのどちらかをNOガスと24時間反応させて作成した。 NO- nucleophile complexes (Lys-NO and DETA-NO) were prepared either in water L- lysine or DETA is reacted NO gas and 24 hours. 可溶性Cys−NOは、pH2および37℃で等モル量のL−システインをNaNO と20分間反応させて合成した。 Soluble Cys-NO was synthesized with equimolar amounts of L- cysteine reacted NaNO 2 and 20 minutes at pH2 and 37 ° C.. すべてのNO供与体溶液は、細胞培養物に加える前にpH7.4に調整した。 All NO donor solution was adjusted to pH7.4 before addition to cell cultures.
【0062】 [0062]
次に、上で決定したNOの最適用量を用いて、NO生成および制御ヒドロゲルの存在下での平滑筋細胞の増殖を調べた。 Next, using the optimal dose of NO was determined above, was examined the proliferation of smooth muscle cells in the presence of NO generation and control hydrogel. アクリロイル−PEG−Lys −NO、アクリロイル−PEG−DETA−NO、アクリロイル−PEG−Cys−NOを含むヒドロゲルは、2,2−ジメトキシ−2−フェニルアセトフェノンを加える前にゲル溶液を0.2μmシリンジフィルタ(Gelman Sciences,Ann Arbor,MI)によって滅菌濾過したことを除いて、上記のように形成した。 Acryloyl -PEG-Lys 5 -NO, acryloyl -PEG-DETA-NO, hydrogel comprising acryloyl-PEG-Cys-NO is, 0.2 [mu] m syringe gel solution before the addition of 2,2-dimethoxy-2-phenylacetophenone filter (Gelman Sciences, Ann Arbor, MI), except that sterile filtered by, formed as described above. NO供与体を含まないPEG−ジアクリレートヒドロゲルは対照として使用した。 Not include NO donors PEG- diacrylate hydrogels was used as a control. ヒドロゲルは細胞培養インサート(8μm孔径、Becton Dickinson,Franklin Lakes,NJ)中で光重合させ、培養細胞上の培地中に置いた。 Hydrogels cell culture inserts (8 [mu] m pore size, Becton Dickinson, Franklin Lakes, NJ) photopolymerized in and placed in the medium on the cell culture.
【0063】 [0063]
3種類のヒドロゲルNO供与体すべてが、著しいSMC成長を示した(p<0.0001)。 Three hydrogel NO donors all showed significant SMC growth (p <0.0001). 平滑筋細胞の数は播種密度の数に近いままであり、すべての実験で最終対照細胞数の10−15%の範囲であった。 The number of smooth muscle cells remained close to the number of seeding density was 10-15% of the final control cell number in all experiments.
【0064】 [0064]
アクリロイル−PEG−Lys −NOヒドロゲルによるSMC増殖の阻害を、図8Bに示したマクロマー溶液対照と比較して、図8Aに示す。 Inhibition of SMC proliferation by acryloyl-PEG-Lys 5 -NO hydrogel, as compared to the macromer solution control shown in FIG. 8B, FIG. 8A. どちらもSMCの増殖を著しく阻害した。 Both were also significantly inhibited the growth of SMC.
【0065】 [0065]
アクリロイル−PEG−DETA−NO−求核試薬錯体ヒドロゲルによるSMC増殖の阻害を、図9Bに示したマクロマー溶液対照と比較して、図9Aに示す。 Inhibition of SMC proliferation by acryloyl-PEG-DETA-NO- nucleophile complex hydrogels, as compared to the macromer solution control shown in FIG. 9B, shown in Figure 9A. どちらもSMCの増殖を著しく阻害した。 Both were also significantly inhibited the growth of SMC.
【0066】 [0066]
アクリロイル−PEG−Cys−NOヒドロゲルによるSMC増殖の阻害を、図10Bに示したマクロマー溶液対照と比較して、図10Aに示す。 Inhibition of SMC proliferation by acryloyl-PEG-Cys-NO hydrogels, as compared to the macromer solution control shown in FIG. 10B, shown in FIG. 10A. どちらもSMCの増殖を著しく阻害した。 Both were also significantly inhibited the growth of SMC.
【0067】 [0067]
アクリロイル−PEG−Cys−NOヒドロゲル、アクリロイル−PEG−DETA−NOヒドロゲル、アクリロイル−PEG−Lys−NOヒドロゲルによるSMC増殖の阻害は、図11対照ヒドロゲルと比較した。 Inhibition of SMC proliferation acryloyl-PEG-Cys-NO hydrogels, acryloyl-PEG-DETA-NO hydrogels, by acryloyl-PEG-Lys-NO hydrogels, compared to 11 control hydrogel. すべてのNOヒドロゲルはSMC成長を著しく阻害した。 All of NO hydrogel was significantly inhibited SMC growth.
【0068】 [0068]
実施例10:インビトロでの血小板接着に対するNO放出マクロマーの影響これらの物質の血栓症予防に対する可能性を評価するために、血小板接着に対するNO放出マクロマーの影響を調べた。 Example 10: To evaluate the potential for thrombosis prophylaxis of these substances influence of NO release macromer on platelet adhesion in vitro was investigated the effect of NO release macromer on platelet adhesion. 健康な志願者から静脈穿刺によって血液を採取し、10U/mlヘパリンで抗凝血処理をした。 Blood was collected by venipuncture from healthy volunteers was anticoagulated with 10 U / ml heparin. 血小板および白血球細胞に対して、10μMの濃度のメパクリンで蛍光標識した。 Against platelets and white blood cells were fluorescently labeled with mepacrine concentration of 10 [mu] M. 3%氷酢酸のdiH Oによる2.5mg/mlコラーゲンI溶液を調製し、ガラススライドに塗布して、室温の加湿環境で45分間置いた。 The 2.5 mg / ml collagen I solution by diH 2 O 3% glacial acetic acid was prepared and was applied to a glass slide, was placed for 45 minutes at room temperature humidified environment. アクリロイル−PEG−Cys−NOおよびPEG−ジアクリレートヒドロゲルを上述のように調製し、標識した全血とともに37℃で30分間インキュベートした。 Acryloyl-PEG-Cys-NO and PEG- diacrylate hydrogel were prepared as described above, were incubated with whole blood labeled 37 ° C. for 30 minutes. ヒドロゲルを除去し、次に血液をコラーゲンでコートしたガラススライドとともに37℃で20分間インキュベートし(グループごとに2枚)、その後、HBSですすいだ。 The hydrogel was removed and then blood was incubated for 20 min at 37 ° C. with a glass slide coated with collagen (two per group), then rinsed with HBS. スライド1枚に付き、4個の領域を無作為に選択し、40xでの視野当たりの血小板数を蛍光顕微鏡(Zeiss Axiovert 135,Thornwood,NY)の下でカウントした。 Per slides, select the four regions were randomly counting the number of platelets per field at 40x fluorescence microscope (Zeiss Axiovert 135, Thornwood, NY) under the.
【0069】 [0069]
対照のPEG−ジアクリレートまたはアクリロイル−PEG−Cys−NOヒドロゲルに曝露した血小板の写真は、NO放出ヒドロゲルへの曝露によって、血小板が血栓形成表面に接着するのを阻害することを示している。 Photos of platelets exposed to control PEG- diacrylate or acryloyl-PEG-Cys-NO hydrogels, by exposure to NO release hydrogel, platelets have been shown to inhibit the adhesion of thrombus formation surface. 血小板が通常接着する血栓形成表面として、コラーゲンでコートしたガラススライドを用いた。 As thrombogenic surface platelets normally bonded, with a coated glass slide with collagen. 血液を対照PEG−ジアクリレートヒドロゲルとインキュベートすると、視野当たり69.25±4.46(平均±標準偏差)の接着血小板が見られた。 When incubated with blood control PEG- diacrylate hydrogel adhesive platelets per field 69.25 ± 4.46 (mean ± standard deviation) was observed. 血液を事前にアクリロイル−PEG−Cys−NOヒドロゲルに曝露させると、この数は視野当たり7.65±6.16個に減少した(p<0.0001)。 When exposing the blood in advance acryloyl-PEG-Cys-NO hydrogels, this number was reduced to 7.65 ± 6.16 cells per field (p <0.0001).
【0070】 [0070]
本明細書で記載された方法および物質の修正または変形は、上述の詳細な説明および添付図から当業者には明らかとなるであろう。 Modifications or variations of the methods and materials described herein will become apparent from the detailed description and the accompanying drawings of the above to those skilled in the art. これらの方法および物質は、特許請求に含まれるものである。 These methods and materials are intended to be within the claims.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】図1は、S−ニトロソシステインヒドロゲル(アクリロイル−PEG−Cys−NO)の合成の概略図である。 [1] Figure 1 is a schematic diagram of the synthesis of S- nitroso-cysteine ​​hydrogel (acryloyl -PEG-Cys-NO).
【図2】図2は、アクリロイル−PEG−リジン −NO−求核試薬錯体ヒドロゲルの合成の概略図である。 Figure 2 is a schematic diagram of the synthesis of acryloyl -PEG- lysine 5 -NO- nucleophile complex hydrogels.
【図3】図3は、アクリロイル−PEG−DETA−NO−求核試薬錯体ヒドロゲルの合成の概略図である。 Figure 3 is a schematic diagram of the synthesis of acryloyl-PEG-DETA-NO- nucleophile complex hydrogels.
【図4】図4は、pH7.4(丸)およびpH3.0(四角)におけるアクリロイル−PEG−Lys −NOヒドロゲルからのNOの時間放出(日数に対するNO放出%)を示すグラフである。 Figure 4 is a graph showing the pH 7.4 (circles) and pH3.0 time release of NO from acryloyl-PEG-Lys 5 -NO hydrogel in (squares) (NO releasing% versus days).
【図5】図5は、pH7.4(丸)およびpH2.0(四角)におけるアクリロイル−PEG−DETA−NOヒドロゲルからのNOの時間放出(日数に対するNO放出%)を示すグラフである。 Figure 5 is a graph showing the pH 7.4 (circles) and pH2.0 time release of NO from acryloyl-PEG-DETA-NO hydrogels in (squares) (NO releasing% versus days).
【図6】図6は、pH7.4(丸)およびpH2.0(四角)におけるアクリロイル−PEG−Cys−NOヒドロゲルからのNOの時間放出(日数に対するNO放出%)を示すグラフである。 Figure 6 is a graph showing the pH 7.4 (circles) and pH2.0 time release of NO from acryloyl-PEG-Cys-NO hydrogels in (squares) (NO releasing% versus days).
【図7Aおよび図7B】図7Aは、pH7.4、37℃におけるPVA−NO−bFGFヒドロゲルからのNOの時間放出(時間に対するポリマー1g当たりの放出NOμmol)を示すグラフである。 Figure 7A and 7B] FIG. 7A is a graph illustrating the (emission NOμmol per polymer 1g versus time) NO Time release from PVA-NO-bFGF hydrogels at pH 7.4, 37 ° C.. 図7Bは、pH7.4、37℃におけるPVA−NO−bFGFヒドロゲルからのNOの時間放出(時間に対するポリマー1g当たりの理論放出bFGF%)を示すグラフである。 Figure 7B is a graph showing the time release of NO from PVA-NO-bFGF hydrogels at pH 7.4, 37 ° C. (theoretical release bFGF% per polymer 1g versus time).
【図8Aおよび図8B】図8Aおよび8Bは、アクリロイル−PEG−リジン−NOヒドロゲルが平滑筋細胞の増殖を阻害することを示すグラフである。 Figure 8A and 8B 8A and 8B are graphs showing that acryloyl -PEG- lysine -NO hydrogel inhibits the proliferation of smooth muscle cells. 図8A、対照細胞数の%、ヒドロゲル調合物。 Figure 8A, control cell number%, the hydrogel formulation. 図8B、対照細胞数の%、可溶性ポリマー。 8B, the control cell number%, soluble polymer.
【図9Aおよび図9B】図9Aおよび9Bは、アクリロイル−PEG−DETA−NOヒドロゲル(図9A)および可溶性ポリマー(図9B)から放出されたNOによる、SMC増殖の阻害を対照のパーセンテージとして示すグラフである。 Figure 9A and 9B 9A and 9B is due to the NO released from acryloyl-PEG-DETA-NO hydrogels (Figure 9A) and soluble polymer (Figure 9B), a graph showing inhibition of SMC proliferation as percentage of control it is.
【図10Aおよび図10B】図10Aおよび10Bは、アクリロイル−PEG−CYSNO、Lys−NOヒドロゲル(図10A)および可溶性ポリマー(図10B)から放出されたNOによる、SMC増殖の阻害を対照のパーセンテージとして示すグラフである。 Figure 10A and 10B 10A and 10B are acryloyl -PEG-CYSNO, by NO released from Lys-NO hydrogels (Figure 10A) and soluble polymer (Figure 10B), as percentage of control inhibition of SMC proliferation it is a graph showing.
【図11】図11は、NOを含む対照ヒドロゲルと比較した、ヒドロゲル:アクリロイル−PEG−Lys−NO、アクリロイル−PEG−DETA−NOおよびアクリロイル−PEG−Cys−NOからのNO放出による平滑筋細胞成長の阻害の程度を比較するグラフである。 Figure 11 is compared to a control hydrogel containing NO, hydrogel: acryloyl-PEG-Lys-NO, smooth muscle cells by NO release from acryloyl-PEG-DETA-NO, and acryloyl-PEG-Cys-NO is a graph comparing the degree of inhibition of growth. 平滑筋細胞成長の阻害パーセントは、対照のPEG−ジアクリレートヒドロゲルと比較した各NO−放出ヒドロゲルの細胞成長と比較して決定する。 Percent inhibition of smooth muscle cell growth is determined by comparing the cell growth of the NO- releasing hydrogels compared to control PEG- diacrylate hydrogel.
(発明の背景) (Background of the Invention)
通常は動脈壁の内膜層中の単層として存在する内皮細胞は、インビボで平滑筋細胞(SMC)の増殖の調節に重要な役割を果たしていると考えられている。 Normally endothelial cells present as a monolayer of intimal layer of the arterial wall is believed to the regulation of in vivo proliferation of smooth muscle cells (SMC) plays an important role. 内皮細胞は、経皮経腔冠状動脈血管形成および同様の手順によるものを含め、ほどんどの形の血管損傷によって深刻に阻害される。 Endothelial cells, including by percutaneous transluminal like angioplasty and similar procedures, are severely inhibited by vascular injury in the form of Hodondo. 経皮経腔冠状動脈血管形成を受けた患者の約35〜50%が最初の治療の6ヶ月以内に、動脈の深刻な再狭窄化、すなわち再狭窄を臨床的に経験する。 About 35% to 50% of patients undergoing percutaneous transluminal like angioplasty is within 6 months of the first treatment, severe restenosis of the artery, i.e., experiencing restenosis clinically. 再狭窄は、動脈壁内の閉塞性新内膜層を作成するための基質タンパク質の分泌増加とともに、少なくとも部分的には、動脈壁内の平滑筋細胞の移動および増殖によるものである。 Restenosis, with increased secretion of matrix proteins to create occlusive neointimal layer in the artery wall, at least in part, is due to migration and proliferation of smooth muscle cells in the artery wall. 同様の問題により、血管移植片の性能も制限される。 The same problem, the performance of the vascular graft is also limited. 血管形成術等によって起きる血管損傷後の動脈創傷治癒を調節するプロセスは、いまだによく理解されていないが、血液および血管壁由来の因子の複雑なカスケードを含むと思われる。 The process of adjusting the arterial wound healing following vascular injury caused by angioplasty and the like is not yet well understood, it seems to contain a complex cascade of factors from the blood and the vessel wall.
内膜肥厚および再狭窄を促進する多数の因子が、外因性タンパク質の投与、細胞の遺伝子変更、または抗体または他の特異性成長因子阻害剤を用いたある信号の遮断によって確認されている。 A number of factors that promote intimal thickening and restenosis, administration of exogenous protein, has been confirmed by the blocking of a signal using genetic alteration of a cell, or an antibody or other specific growth factor inhibitor. これらの平滑筋細胞の有糸分裂誘発因子および化学遊走物質は、血液または血栓形成および血管壁自体の両方に由来するものである。 Mitogenesis factors and chemoattractants in these smooth muscle cells are derived from both the blood or thrombus formation and the vessel wall itself. 内皮細胞は、平滑筋細胞の増殖をダウンレギュレートすることが知られている、硫酸ヘパリン、プロスタサイクリン(PG12)よびNOを含む多くの物質を生成する。 Endothelial cells are known to down-regulate the proliferation of smooth muscle cells, to produce a number of substances including NO and heparin sulfate, prostacyclin (PG12).
NOは、再狭窄予防に有用な内皮細胞由来の標的分子である。 NO is a target molecule from a useful endothelial cells restenosis prevention. なぜなら、平滑筋細胞の増殖を制限することに加え(Gargら,(1989)J.Clin.Invest.,83:1774−7)、血小板の凝集を低減し(de Graafら,(1992)Circulation,85:2284−90;Radomskiら,(1987)Br.J.Pharmacol.,92:181−7)、内皮細胞の増殖を増大させ(Zicheら,(1993)Biochem.Biophys.Res.Comm.,192:1198−1203)、白血球凝着を減少させる(Leferら,(1993)Circulation,88:2337−50)ためであり、これらはすべて内膜肥厚および再狭窄の低下にたいへん望ましい(Loscalzo,(1996)Clin.Appl.Thro This is because, in addition to limiting the proliferation of smooth muscle cells (Garg et al., (1989) J.Clin.Invest, 83:. 1774-7), reduced platelet aggregation (de Graaf et al., (1992) Circulation, 85:.. 2284-90; Radomski et al, (1987) Br.J.Pharmacol, 92: 181-7), to increase the proliferation of endothelial cells (Ziche et al., (1993) Biochem.Biophys.Res.Comm, 192 : 1198-1203), reducing leukocyte adhesion (Lefer et al., (1993) Circulation, 88: 2337-50) is because they are highly desirable to decrease in intimal hyperplasia and restenosis all (Loscalzo, (1996 ) Clin.Appl.Thro mb.Hemostas.,2:7−10)。 mb.Hemostas, 2:. 7-10). 再狭窄プロセスは複雑であるため、複数の標的に作用するアプローチが最も成功すると思われる。 Since the restenosis process is complex, approach acting on multiple targets is most likely to be successful.
NOがこれらの複数の反応に影響するメカニズムは、今のところ十分に理解されていないが、NOは可溶性グアニル酸シクラーゼのヘモ部分に結合し、複数の細胞効果を持つ細胞間の第2のメッセンジャーである環状グアノシンモノリン酸塩(cGMP)のレベルを向上させることによって、グアニル酸シクラーゼを活性化することが知られている(Moroら,(1996)Proc.Natl.Acad.Sci.USA,93:1480−5)。 Mechanism NO affects the plurality of reaction is not fully understood now, NO binds to the hemolysin portion of the soluble guanylate cyclase, second messengers between cells with multiple cellular effects by improving the level of cyclic guanosine monophosphate (cGMP) are known to activate guanylate cyclase (Moro et al., (1996) Proc.Natl.Acad.Sci.USA, 93: 1480-5). NOの効果は、cGMPまたはより安定なcGMPの誘導体の投与によって模倣できることが多い(Gargら,(1989)J.Clin.Invest.,83:1774−7)。 The effect of NO can often be mimicked by administration of cGMP or more stable cGMP derivatives (Garg et al., (1989) J.Clin.Invest, 83:. 1774-7). さらにNOは、細胞呼吸に関与する複数の酵素(Stuehrら,(1989)J.Exp.Med.,169:1543−55)と同様に、リボヌクレオチドをデオキシリボヌクレオチドに変換し、ひいてはDNA合成に著しい影響を与える(Lepoivreら,(1991)Biochem.Biophys.Res.Comm.,179:442−8;Kwonら,(1991)J.Exp.Med.,174:761−7)酵素である、リボヌクレオチドラクターゼを阻害することがわかっている。 Moreover NO, a plurality of enzymes (Stuehr et al., (1989) J.Exp.Med, 169.: 1543-55) involved in cellular respiration and similarly, converting the ribonucleotide deoxyribonucleotides, remarkable therefore DNA synthesis influence (Lepoivre et, (1991) Biochem.Biophys.Res.Comm, 179:.. 442-8; Kwon et al., (1991) J.Exp.Med, 174: 761-7) is an enzyme, ribonucleotide it has been found to inhibit the lactase.
生理条件下でNOを生成する多数の分子(NO供与体)がインビトロとインビボの両方で確認および評価されている。 Number of molecules (NO donors) have been identified and evaluated both in vitro and in vivo to produce NO under physiological conditions. NO供与体分子は、NOを模倣する生理効果を及ぼし、S−ニトロソチオール(Diodatiら,(1993)Thromb.Haem.,70:654−8;Leferら,(1993)Circulation,88:2337−50;DeMeyerら,(1995)J.Cardiovasc.Pharmacol.,26:272−9)、有機硝酸塩(Ignarroら,(1981)J.Pharmacol.Exp.Ther.,218:739−49)およびNOと求核試薬の錯体(Diodatiら,(1993)Thromb.Haem.,70:654−8;Diadatiら,(1993)J.Cardiovasc.Pharmacol.,22:287−92;Maragosら,(1993)Cancer NO donor molecules exert a physiological effect that mimics the NO, S- nitrosothiols (Diodati et al, (1993) Thromb.Haem, 70:. 654-8; Lefer et al, (1993) Circulation, 88: 2337-50 ; DeMeyer et, (1995) J.Cardiovasc.Pharmacol, 26:.. 272-9), organic nitrates (Ignarro et al., (1981) J.Pharmacol.Exp.Ther, 218: 739-49) and NO with nucleophiles complex reagent (Diodati et al, (1993) Thromb.Haem, 70:. 654-8; Diadati et, (1993) J.Cardiovasc.Pharmacol, 22:. 287-92; Maragos et al, (1993) Cancer Res.,53:564−8)が挙げられる。 Res, 53:. 564-8), and the like. これらの多くは、全身的に投与される低分子量分子であり、生理条件下での半減期が短いため、多くの組織タイプに活性を短期間及ぼす。 Many of these are low molecular weight molecules that are administered systemically, because of the short half-life under physiological conditions, exerts a short time the activity in a number of tissue types. さらに、L−アルギニンはNO供与体と考えられることが多く、L−アルギニンはNO合成酵素の基質であるため、L−アルギニンの投与によって、内因性のNO生成が向上し、大半の場合、NO供与体によって引き起こされる反応と似た反応を誘発する(Cookら,(1992)J.Clin.Invest.,90:1168−72)。 Furthermore, L- arginine is often thought to NO donors, since L- arginine is a substrate for NO synthase, by the administration of L- arginine, increased endogenous NO production is in most cases, NO inducing a reaction similar to the reaction caused by the donor (Cook et al., (1992) J.Clin.Invest, 90:. 1168-72).
NO/求核試薬錯体を含むNO放出ポリマーの開発がSmithら,(1996)J. Development Smith et al. NO releasing polymers containing NO / nucleophiles complex, (1996) J. Med. Med. Chem. Chem. ,39:1148−56によって報告されている。 , 39: It has been reported by 1148-56. これらの物質は、インビトロで5週間にもわたってNOを放出可能であり、培養中の平滑筋細胞の増殖を制限し、動脈−静脈シャントモデルにおいて、血小板の血管移植片物質への凝着を低減することができた。 These materials can emit NO Over the 5 weeks in vitro, to limit the proliferation of smooth muscle cells in culture, arteries - the shunts model, the adhesion to the vascular graft material of platelets It could be reduced. これらの物質は、カテーテル用抗血栓コーティング物質等の、局所的なNO生成が望ましい場合に、多くの臨床用途として有望であるが、これらの物質は多数の欠点を被っているため、インビボの組織の直接治療にはおそらく有用ではないだろう。 These materials, if such antithrombotic coating material for catheters, local NO production is desired, it is promising as many clinical applications, because these materials suffer from numerous drawbacks, in vivo tissue the direct treatment of will is probably not useful. これらのポリマーはフィルム、粉末または微粒子として作成できるが、細胞および組織に直接接触させて原位置で形成させることはできないため、ある組織に対するNO治療を厳密に局所化することが困難となり、適用部位にポリマーを保持しておくことに関する問題が起きる可能性がある。 These polymers films, can be created as a powder or particulate, it is not possible to form in situ by direct contact with cells and tissues, it is difficult to exactly localize the NO therapy for certain tissues, the site of application there is a possibility that problems regarding to hold the polymer happens. 調合の問題によっても、腹腔鏡検査またはカテーテルに関する手順の間の局所投与が困難または不可能になる。 The formulation of problems, local administration of between procedures for testing or catheter laparoscope becomes difficult or impossible. さらに、ベースポリマーの生体適合性はインプラント可能なNO放出ポリマーにとって、特に長期使用向けの場合にはNO放出停止後に炎症または血栓反応が発生するおそれがあるため、重大な問題となる。 Furthermore, biocompatible base polymer for for implantable NO releasing polymers, especially in the case for long-term use may cause inflammation or thrombus reaction occurs after stopping NO release, a serious problem.
これらの化合物を治療が必要な部位に単独で投与したり、場合によっては、前記薬剤の全身的投与による副作用を低減および消滅できれば、特に長期に渡る場合は、さらに効果的である。 Or administered alone these compounds in the treatment is required site, in some cases, if reducing and eliminating the side effects of systemic administration of the drug, especially when long-term, it is more effective.
したがって、本発明の目的は、局部または局所的投与後に、NOおよび/またはNOレベルを調節する化合物の特定部位での制御放出用の薬剤を提供することである。 Accordingly, an object of the present invention, after local or topical administration, is to provide a medicament for controlled release at a specific site of the compound to modulate NO and / or NO levels.
本発明のさらなる目的は、適用部位においてNOレベルを調節する化合物を放出するヒドロゲル物質を提供することによって、炎症反応を含む症状の治療方法を提供することである。 A further object of the present invention, by providing a hydrogel material that releases a compound that modulates the NO level in the application site, is to provide a method of treating conditions involving inflammatory reactions.

Claims (20)

  1. NOまたはNO供与体の制御放出のための、生体適合性で重合可能なマクロマー組成物であって、少なくとも1つのNO保持領域またはNO供与体を含み、 For the controlled release of NO or NO-donor, a polymerizable macromer composition of a biocompatible, comprising at least one NO holding area or NO donor,
    NOまたはNO供与体が、 組織上での重合後に、生理条件下で前記マクロマー組成物から放出され、 NO or NO donor, after polymerization on the tissue, is released from the macromer composition under physiological conditions,
    前記マクロマー組成物が、水溶性領域、組織接着領域、および重合可能末端基領域からなる群から選択される領域と、タンパク質、炭水化物、核酸、有機分子、無機分子、生理活性分子、細胞、組織、および組織凝集体からなる群から選択される少なくとも1つの治療薬または診断薬とをみ、 The macromer composition is a water soluble region, a region selected from the group consisting of tissue adhesion area, and a polymerizable end group regions, proteins, carbohydrates, nucleic acids, organic molecules, inorganic molecules, bioactive molecules, cells, tissues, and I saw including at least one therapeutic or diagnostic agent is selected from the group consisting of tissue aggregates,
    前記マクロマー組成物が、アクリロイル-PEG-Cys-NOマクロマー、アクリロイル-PEG-Lys 5 -NOマクロマー、アクリロイル-PEG-DETA-NOマクロマー、PVA-NH 2 -NOマクロマー、PVA-Cys-NOマクロマー、およびPVA-NO-bFGFマクロマーからなる群より選択されるマクロマーを含む、 The macromer composition is an acryloyl-PEG-Cys-NO macromer, acryloyl-PEG-Lys 5 -NO macromer, acryloyl-PEG-DETA-NO macromer, PVA-NH 2 -NO macromer, PVA-Cys-NO macromer, and containing macromer is selected from the group consisting of PVA-NO-bFGF macromer,
    マクロマー組成物 Macromer composition.
  2. マクロマー組成物が、重合後にNOを放出しないマクロマーをさらに含む、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer composition further comprises a macromer do not release NO after polymerization, the macromer composition of claim 1.
  3. マクロマーが架橋可能な側基をさらに含む、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer further comprises a cross-linkable side groups, macromer composition as in claim 1.
  4. マクロマー組成物が少なくとも1つの分解性領域を含む、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer composition comprises at least one degradable region, macromer composition as in claim 1.
  5. マクロマー組成物が水溶性である、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer composition is a water-soluble, the macromer composition of claim 1.
  6. マクロマー組成物が組織に接着する、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer composition to adhere to tissue, the macromer composition of claim 1.
  7. マクロマー組成物が、分解性領域に結合する水溶性領域、水溶性領域に結合する少なくとも1つの重合可能領域、および分解性領域に結合する少なくとも1つの重合可能領域を含む、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer composition comprises a water soluble region which binds to a degradable region, at least one polymerizable region binds to soluble region, and at least one polymerizable region binds to degradable region, according to claim 1 macromer composition.
  8. 分解性領域が中央核であり、少なくとも2つの水溶性領域が前記核に結合し、少なくとも1つの重合可能領域が各水溶性領域に結合している、 請求項1に記載のマクロマー組成物 Degradable region is a central core, at least two water soluble regions are attached to the nucleus, at least one polymerizable region attached to each water soluble region, macromer composition as in claim 1.
  9. マクロマー組成物が、中央核を形成する水溶性領域、前記核に結合する少なくとも2つの分解性領域、および前記分解性領域に結合する少なくとも2つの重合可能領域を含む、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer composition is a water soluble region forming a central core, at least two degradable regions which bind to the nucleus and at least two polymerizable regions are coupled to the degradable regions, macromer according to claim 1 composition.
  10. マクロマー組成物が、少なくとも1つの水溶性領域、少なくとも1つのNO保持領域、および少なくとも1つのフリーラジカル重合可能領域を含む、請求項1に記載のマクロマー組成物 Macromer composition, at least one water soluble region, at least one NO holding area, and at least one free radical polymerizable regions, macromer composition as in claim 1.
  11. 少なくとも1つの分解性領域をさらに含む、 請求項10に記載のマクロマー組成物 Further comprising at least one degradable region, macromer composition of claim 10.
  12. 生理条件下でNOを生成するNO供与体を含むか、または放出可能に結合している、請求項1に記載のマクロマー組成物 Or containing NO donor which produce NO under physiological conditions, or releasably have bound to, macromer composition as in claim 1.
  13. 生理条件下でNOを放出する、請求項1に記載のマクロマー組成物 Release NO under physiological conditions, macromer composition as in claim 1.
  14. NOまたはNO供与体の制御放出のための、生体適合性で重合可能なマクロマー組成物の製造におけるマクロマーの使用であって、 For the controlled release of NO or NO-donor, to the use of macromers in the preparation of polymerizable macromer composition of a biocompatible,
    前記マクロマー組成物が、少なくとも1つのNO保持領域またはNO供与体を含み、NOまたはNO供与体が、 組織上での重合後に、生理条件下で前記マクロマー組成物から放出され、 The macromer composition comprises at least one NO holding area or NO donors, NO or NO donor, after polymerization on the tissue, is released from the macromer composition under physiological conditions,
    前記マクロマー組成物が、水溶性領域、組織接着領域、および重合可能末端基領域からなる群から選択される領域と、タンパク質、炭水化物、核酸、有機分子、無機分子、生理活性分子、細胞、組織、 および組織凝集体からなる群から選択される少なくとも1つの治療薬または診断薬を含み The macromer composition is a water soluble region, a region selected from the group consisting of tissue adhesion area, and a polymerizable end group regions, proteins, carbohydrates, nucleic acids, organic molecules, inorganic molecules, bioactive molecules, cells, tissues, and at least one therapeutic or diagnostic agent is selected from the group consisting of tissue aggregates,
    前記マクロマー組成物が、アクリロイル-PEG-Cys-NOマクロマー、アクリロイル-PEG-Lys 5 -NOマクロマー、アクリロイル-PEG-DETA-NOマクロマー、PVA-NH 2 -NOマクロマー、PVA-Cys-NOマクロマー、およびPVA-NO-bFGFマクロマーからなる群より選択されるマクロマーを含む、 The macromer composition is an acryloyl-PEG-Cys-NO macromer, acryloyl-PEG-Lys 5 -NO macromer, acryloyl-PEG-DETA-NO macromer, PVA-NH 2 -NO macromer, PVA-Cys-NO macromer, and containing macromer is selected from the group consisting of PVA-NO-bFGF macromer,
    使用 Use.
  15. マクロマー組成物溶液が重合される部位に、重合開始剤最初に適用される請求項14に記載の使用 At a site macromer composition solution is polymerized, the polymerization initiator is first applied, use according to claim 14.
  16. 重合開始剤が組織に結合し、そしてマクロマー組成物溶液を適用する前に未結合重合開始剤除去される請求項15に記載の使用 Polymerization initiator is bound to tissue, and unbound initiator prior to applying the macromer composition solution is removed, use according to claim 15.
  17. 障害または症状をNOによって治療するための薬剤の製造における、少なくとも1つのNO保持領域またはNO供与体を含む生体適合性で重合可能なマクロマー組成物の使用であって、 In the manufacture of a medicament for treating a disorder or condition by NO, to the use of polymerizable macromer composition with a biocompatible containing at least one NO holding area or NO donor,
    NOまたはNO供与体が、 組織上での重合後に、生理条件下でマクロマー組成物から放出され、 NO or NO donor, after polymerization on the tissue, is released from the macromer composition under physiological conditions,
    マクロマー組成物が、水溶性領域、組織接着領域、および重合可能末端基領域からなる群から選択される領域を含み Macromer composition comprises a region selected from the group consisting of water soluble regions, tissue adhesive regions, and polymerizable end groups region,
    前記マクロマー組成物が、アクリロイル-PEG-Cys-NOマクロマー、アクリロイル-PEG-Lys 5 -NOマクロマー、アクリロイル-PEG-DETA-NOマクロマー、PVA-NH 2 -NOマクロマー、PVA-Cys-NOマクロマー、およびPVA-NO-bFGFマクロマーからなる群より選択されるマクロマーを含む、 The macromer composition is an acryloyl-PEG-Cys-NO macromer, acryloyl-PEG-Lys 5 -NO macromer, acryloyl-PEG-DETA-NO macromer, PVA-NH 2 -NO macromer, PVA-Cys-NO macromer, and containing macromer is selected from the group consisting of PVA-NO-bFGF macromer,
    使用 Use.
  18. マクロマー組成物が分解性領域をさらに含む、 請求項17に記載の使用 Macromer composition further comprises a degradable region use according to claim 17.
  19. 障害または症状が、創傷治療、再狭窄、血栓、喘息、関節炎、および勃起障害よりなる群より選択される、請求項17に記載の使用 Disorder or condition, wound healing, restenosis, thrombosis, asthma, is selected from the group consisting of arthritis, and erectile dysfunction The use according to claim 17.
  20. マクロマー組成物が組織に接着することにより、外科的癒着を防止するか、組織を接着させるか、組織に支持を与えるか、または組織をコートする、 請求項17に記載の使用 By macromer composition to adhere to tissue, or to prevent surgical adhesions, or to adhere the tissue, or providing support to the tissue, or coating of tissue, use of claim 17.
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