JP6078480B2 - 移植可能な膨潤性生体吸収性ポリマー - Google Patents

Description

発明の分野
本発明は、個体に移植しやすく、必要に応じて個体に薬剤を輸送する膨潤性生体吸収性架橋ポリマーに関する。

技術的背景
おおまかに三つのタイプの吸収性生体材料が存在する。まず一つ目は、空隙や実質的な空間を塞ぎ、血管やその他空洞（自然のもの或いは外科的なもの）、しわのような不具合を閉塞するのに適用される生体材料である。二つ目のタイプは、薬剤輸送システム（例えば、脳（抗有糸分裂剤）、眼（血管新生阻害剤）、または空洞（外科的空隙における抗生物質または抗炎症剤）のような組織への局所輸送）のような純粋な機能を有する生体材料である。三つ目のタイプは、空間充填剤の機能を、輸送機能と組み合わせた生体材料（抗有糸分裂剤を送達する塞栓形成マイクロスフェア、麻酔薬または抗炎症薬を含有する皮膚充填剤）である。

吸収性薬剤を輸送する生体材料に必要な二つの機能を、既存の吸収性生体材料は十分に有していない。これらは、それぞれいくつかの興味深い性質を有しているが、それらは多機能で移植可能な生体材料として提案されるための性質を十分に有していない。理想的な材料は、移植後その位置で制御された方法で膨潤し、時間と速度が制御された方法で薬剤を送達し、送達後、最終的に吸収される必要がある。塞栓と膨化組織の分野に基づく以下の例は、既存の吸収性材料の不十分な点を説明するために示す。

塞栓の分野における、いくつかの製品は、それぞれ一つの興味深い特性を有する。ゼラチンスポンジは、組織への移植後や、空洞、管や血管への注射後に生分解する。ゼラチンスポンジは、容易に生理食塩水および／または造影剤を浸透させることができる。しかしながら、ゼラチンスポンジは、水和した後、その形状と抵抗力を失う。また、性質、均質性、大きさ、酵素電位及び局所炎症反応などの多くの要因が影響し、吸収速度に大きなばらつきがある。吸収性ゼラチンの質量は大きな割合で異なり得るので、結果として塞栓の吸収時間が変化し得る。

デキストランデンプンマイクロスフェア（ファルマシアのSpherex（登録商標）；PharmaceptのEmbocept（登録商標））は、非毒性で且つ易分解性であり、特に、主に化学療法薬と同時投与したときの腫瘍の治療のための一時的な血管閉塞をもたらすために使用される。しかしながら、それらはいくつかの制限を受ける。まず第一に、これらのマイクロスフェアは、直径１００μｍ未満の小さなサイズでのみ利用できる。このような小さい直径では、ターゲットとする塞栓（特に近位閉塞のための塞栓）を可能にはしない。また、吸収は、通常の半減期が１時間未満と急速であり、得られるマイクロスフェアの体積を吸収するための酵素の能力に依存するため、正確に予測することはできない。

また、アクリル酸とＰＶＡのコポリマーに基づく吸水乾燥マイクロスフェアが、塞栓用の膨潤性インプラントとして提案されている（Osuga et al. (2002) J Vasc Interv Radiol. 13:929-34）。これらのマイクロスフェアは、コマーシャルプレゼンテーション（Quadrasphere（登録商標）、Biosphere Medical）では、乾燥した形態である。これらは、使用する際、生理食塩水および／またはヨウ素化造影剤と混合される。これらの初期の大きさに対する吸水後の最終的な大きさは、媒体のイオン電荷に応じて異なる（それぞれ生理食塩水と造影剤で２倍または４倍）。しかし、最終的な大きさは、移植後の制御された最終容量を可能にするためにはあまりに変化しすぎるため、使用するための重大な制限となっている。さらに、これらのマイクロスフェアは吸収性ではない。

軟組織修復および軟組織増大の分野において、多くの製品が使用されている。しかし、それらはすべて、いくつかの欠点がある。

シリコーンゲル（又はシリコーンオイル）は、使用しやすい。しかし、注射後に、単純な重力による、注射点の下に位置する組織へのシリコーンの液滴の移行が認められる。また、これは、液体シリコーンが、身体の遠い部分に移行し、生理学的および臨床学的なさまざまな問題を引き起こす傾向があることを示している。実際に、シリコーンが、しばしば、慢性炎症、肉芽腫の形成、さらには、遅発性アレルギー反応の原因となる。シリコーンは、生分解が可能ではなく、多くの場合、シリコーンが肝臓において観察される。したがって、ＦＤＡは、ヒトにおける液状シリコーンの使用を禁止している。

コラーゲン懸濁液は、過去１０年間非常に幅広く使用されてきた。しかしながら、コラーゲンは１ないし３ヶ月以内に吸収されるため、結果的に、非常に失望させている。また、コラーゲンは牛由来であり、ウシ蛋白質に対するアレルギー反応が、約２％の患者に見られることも留意すべきである。これらの課題を解決するために、架橋コラーゲンが導入され、有効な治療時間が約６ヶ月に延長した。しかし、アレルギー反応がまだ発生する。

ヒアルロン酸ゲルが、その生体適合性および非毒性により、良好な代替手段を提供した。さらに、それらは幅広く眼科手術に使用される。しかし、それらは、急速な生体吸収性（最大２ヶ月）のため、形成外科での使用には有効ではない。さらに、ヒアルロン酸ゲルは、急性過敏症または遅延型過敏症の原因になる可能性があり、重度の局所炎症反応を発生させる可能性がある。

また、生分解性粒子（ＰＬＧＡ）も、非生分解性粒子（アクリルアミド、ＰＭＭＡ、ＥＭＡ）も、用いることができる。

ポリ（メチルメタクリレート）（ＰＭＭＡ）のマイクロスフェアのような非生分解性粒子は長持ちする。そのため、体が、これらのポリマーに対する異物反応を高める可能性があり、その材料の周りにタイトな繊維カプセルを形成する。さらに、この材料が、注射部位から離れて、移動するおそれがある。

ＰＬＧＡのような生分解性粒子の欠点は、臨床適用の前および／または臨床適用の間に凝集するそれらの傾向であり、注射を困難にし、および／または、注射部位に硬い不溶性の塊を形成し、浮腫や腫物の原因になり、多くの時間、矯正医学の介入を必要とする。さらに、それらは、分解され、サブユニットが放出される限り、長期の炎症反応を受ける。

また、微粒子（分解性または非分解性）を含有するゲル材料（ヒアルロン酸ゲルおよび／またはコラーゲンゲル）の組み合わせを使用することが知られている。公知の市販品は、特に、サノフィアベンティスのNew-Fill Sculptra（登録商標）（カルボキシメチルセルロースナトリウム、マンニトールおよび水に懸濁したポリ−Ｌ−乳酸微粒子）、およびアルテスメディカルのArtefill（登録商標）、Artecoll（登録商標）（コラーゲンゲルに懸濁したポリ（メチルメタクリレート）のマイクロスフェア）である。しかしながら、ゲルと微粒子の組み合わせは、上記課題を解決するものではない。担体ゲルは、１ないし３ヶ月以内にその場から消え、同時に、残りの微粒子に対する宿主反応が、より永続的な方法で徐々に充填効果のロスを補う。宿主異物反応は、自然の経過をたどり、永続的なデノボ線維性瘢痕組織が、これらゲルの対象の充填剤を埋め込むまで続く。

さらに、移植された生体材料における組織の内部成長が、材料の気孔率に大きく依存するということが、長年、固体インプラントに関する文献で証明されている。制御された気孔率を有する、スキャフォールドおよび／またはマトリクスが、細胞の内部成長、栄養素の拡散及び血管網の十分な形成を可能にするために必要とされる。平均孔径は、組織工学のためのスキャフォールドの不可欠な態様である。孔が小さすぎる場合、細胞が、構造の中心に向かって移動することができず、栄養素の拡散および老廃物の除去が制限される。逆に、細孔が大きすぎる場合、使用可能な比表面積が減少し、細胞付着が制限される。組織工学用途のために使用される、スキャフォールドの透過性および他の三次元構造の透過性は、構造内の圧力場に影響を及ぼすだけでなく、スキャフォールドの栄養素の拡散および老廃物の除去の制御に重要である（O'Brien Technol Health Care. 2007;15(1):3-17）。

小さな直径を有する針状粒子の注射を容易にするために、いくつかの皮膚充填剤は、移植後迅速に吸収される天然高分子ゲルを含んでいる。その吸収時間は、通常一様であり、一般的に急速に起こる。これらのゲルは、注射された体積の大部分（場合によっては８０％）であるので、消失することにより、フィラー効果の大部分を失うことになる。この成分は、組織の内部成長に都合がよいと言われている。しかし、それらには、殆ど物質を含まず、高含水（約９０％）であるので、これらのゲルは、しばしば、組織の内部成長のためのマトリクスを構成するには緩みすぎている構造を体に提供する。したがって、ほとんどの組み合わせのゲル（ゲル及び粒子）は、粒子間またはポリマースレッド間の組織の内部成長を促進するためには、実際、効率的ではない。

Brownにより、マイクロスフェアが、組織工学のための固体スキャフォールドを得るために提案されている（Brown J Biomed Mater Res B Appl Biomater. 2008 Aug;86B(2):396-406）。彼は、得られる気孔率、平均孔径及び機械的性質を制御すると共に、組織工学の目的に適した、多孔質ポリマーのマイクロスフェアのスキャフォールドを形成する溶媒／非溶媒の焼結技術を適用した。−８ないし４１℃ガラス転移温度を示す五つの異なる生分解可能な生体適合性のポリホスファゼン、ポリ（ラクチド−コ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）、多くの生物医学の現場で使用される分解性ポリマーを、プロセスの多用途性を研究し、加熱焼結プロセスを評価するために検討した。溶媒／非溶媒の焼結、溶液組成と浸漬時間などのパラメータは、焼結プロセスに影響を与える。溶媒／非溶媒の焼結で調製されたＰＬＧＡマイクロスフェアのスキャフォールドは、連続気孔率（interconnected porosity）と孔径が３１．９％と１７９．１マイクロメートルを示し、それぞれ、従来の加熱焼結されたＰＬＧＡマイクロスフェアのスキャフォールドの値に類似している。生分解性ポリホスファゼンマイクロスフェアのスキャフォールドは、最大連続気孔率３７．６％、最大圧縮弾性率９４．３ＭＰａを示した。溶媒／非溶媒の焼結は、組織工学スキャフォールドおよび薬剤送達ビヒクルを開発するための優れた加工経路とする環境条件下で、ガラス転移温度の広いスペクトルを伴う、ポリマーマイクロスフェアを焼結するための有効な戦略である。

特許ＷＯ２００９０４９２３０には、溶媒または溶媒系気体の亜臨界ＣＯ_２中で、マイクロスフェアの部分的な融合により互いに結合し、三次元マトリクスを形成した、多量の生体適合性マイクロスフェアの集合を含む固体スキャフォールドが開示されている。マイクロスフェア間で定められ、その間に並ぶマトリクスの細孔は、約２００マイクロメートルないし約１６５０マイクロメートルの範囲である。異なるマイクロスフェアの集合は、ポリマーの性質、粒度、粒度分布、生物活性剤のタイプ、生物活性剤の組み合わせのタイプ、生物活性剤の濃度、生物活性剤の量、生物活性剤の放出速度、機械的強度、柔軟性、剛性、色、高周波透過性、高周波不透過性等の異なる特性を有し得る。マイクロスフェアのタイプは、ポリ−ラクチド−コ−グリコリドまたはポリ（乳酸−コ−グリコール酸）などの生分解性ポリマーから製造することができる。

しかし、緻密度（compacity）６０％を有するマイクロスフェアの沈殿物中のマイクロスフェア間に位置する多孔質空間の直径は、かなり小さく、マイクロスフェアの直径の約１３％である。これは、平均直径１００μｍを有するマイクロスフェアのクラスタにおいて、内部マイクロスフェア孔径が約１３μｍであることを意味する。マイクロスフェア懸濁液の注射から生じるクラスタが、６０％よりも低い緻密度を持っていると考えれば、そのようなクラスタにおいて、孔径は１３μｍから数十マイクロメートルの範囲と考えることができる。このような内部マイクロスフェア孔径は、クラスタ内の組織の内部成長に好ましくない。マクロファージのような一つの細胞の最小孔径は約１５μｍである。さらに、脂肪前駆細胞のようないくつかの細胞は、脂質の取り込みのために分化中に拡大し、少なくとも４０μｍのサイズの大きな細孔が必要とされる（Von Heimburg, Biomaterials. 2001 Mar; 22(5):429-38）。

スキャフォールド内で組織化した組織の成長には、大きな孔径と大きな空隙率の両方が必要である。６０％ないし７０％の範囲のマイクロスフェアの沈殿物の空隙率（Void Fraction、ＶＦ）では、機能性の組織により効率的に充填できるようにするには不十分である。Zeltinger は、空隙率が、孔径から独立した、スキャフォールドコロニー形成の主要な決定要因であることを実証した。孔径が３８μｍを超える場合、９０％ＶＦを有するスキャフォールドが組織形成に適当である一方で、７５％ＶＦを有するスキャフォールドは組織形成には不適当である（Zeltinger Tissue Eng. 2001 Oct;7(5):557-72）。要するに、組織におけるマイクロスフィアの注射によって得られる天然のマイクロスフェアの沈殿物／床は、組織の内部成長に都合のよい孔径と十分な空隙率を提供することからは、非常にほど遠い。

したがって、組織の内部成長のためのスキャフォールドおよび／またはマトリクスとして有用な、軟組織修復および軟組織増大のための新しい製品を見出す必要がある。

特許Ｎｏ．ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７で、移植しやすい、膨潤性および生体吸収性の架橋ポリマーを合成することが提案されている。しかしながら、これらポリマーの分解の後、身体中の残留物は、分子量が大きすぎる可能性がある。したがって、それらが患者の腎臓に蓄積する傾向があり、健康に有害であり得る。

さらに、ポリマーに薬剤を担持した場合、当該薬剤の放出速度を経時的に制御できることが重要である。当該薬剤の制御放出は、拡散、ネットワークの膨潤、或いはポリマーマトリクスの分解によって達成される。薬剤の担持は、化学的結合または物理的捕集することによって行われ、それぞれの薬剤放出プロセスは、カプセル化のタイプに依存する。

化学結合した薬剤では、薬剤を粒子の化学的性質に直接的に接続するので、担持を予測することができる。放出は、ポリマーネットワークと薬剤との間のリンカーの加水分解により生じる必要がある。放出を制御するためには、リンカーの化学組成を扱うことができる。しかしながら、疎水性薬剤については、ポリマーネットワークの分解が遅くなり得るということが見出された。実際には、薬剤の非極性構造は、ポリマーの膨潤を減少させる可能性があり、より少ない水分子が、ポリマーの加水分解性基と接触することになる。また、同様の理由で、ポリマー内部の疎水性構造により、大幅に放出が減少する。

物理的に捕集された薬剤について、担持は、受動的吸着（薬剤の溶液中でのポリマーの膨潤）またはイオン相互作用のいずれかによって行うことができる。カプセル化の効率は、主に、両方の構造および／または良好な相互作用の間の適合性に依存する。一般に、ＰＬＧＡシステムを使用して得られたポリマーは、浸食と拡散の両方に基づく放出動力学を示す。この種の系では、薬剤の初期バーストまたは急速な放出が観察される。このバーストの結果は、ポリマーが投与された患者における望ましくない副作用をもたらす可能性がある。ポリマーの架橋マイクロスフィアで薬剤の制御されたおよび／または持続した放出を達成するために、二つの主な要因（架橋の性質および程度）が薬剤放出に影響を及ぼすことがある。低分子量の薬剤（通常１０００Ｄａ未満）の場合、ポリマーネットワークのメッシュサイズの減少はポリマーの分解前のメッシュを通る分子の拡散をあまり又は全く緩和させないので、これらの二つの要因を扱うことは容易ではない。共有結合の共役系のような、疎水性薬剤の捕集は、ポリマーの膨潤を減少させ、吸収システムの分解速度を変化させる可能性がある。

したがって、本発明の目的は、上述の課題を解決することである。

発明の概要
本発明は、特許Ｎｏ．ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載のポリマーの重合において、エキソメチレン基を有する環状モノマーを存在させることにより、ポリマーの機械的特性を変更することなく、ポリマーの分解後に得られる残渣の分子量を下げることができるという、本発明者らによる予期せぬ発見から生まれた。

重合におけるこの種のモノマーの使用は、ポリマーネットワークの主鎖に不安定な点の数を増やし、それにより、加水分解後に得られる残渣の分子量を低下させる。したがって、この特徴により、腎臓中のポリマーの望ましくない蓄積を避けることができる。

さらに、以前の特許Ｎｏ．ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載のポリマーを得るための当該モノマーの使用は、薬剤担持にどんな方法を使用しても、良好な効率を維持し、低分子量薬剤の徐放性を維持する一方で、薬剤を担持するポリマーの能力を変更しない。実際には、どんな方法を使用しても、薬剤の導入は、ポリマーの性質を変更しないだろう。したがって、本発明は、ポリマーの初期特性の維持と結びつく両側面（すなわち、担持効率／徐放性）の結合に依存する。

さらに、ポリマーが球状粒子として提供される場合、膨潤時でも球形を維持することができる。

さらに、羊の肩関節で行った動物実験において、本発明に基づくマイクロスフィアのポリマーは、従来技術のマイクロスフィアとは異なり、急速に、滑膜組織に組み込まれ、滑膜での滞留時間が、少なくとも数週間(１カ月)であり、本発明のマイクロスフィアが、数週間または数カ月の間滑膜中に薬剤を送達するのに適しているということが出願人によって証明された。

さらに、エキソメチレン基を有する環状モノマーを用いない重合により得られるＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載のポリマーは、この種のポリマーを用いて得られるマイクロスフィアの吸収がどんな炎症反応も誘導しないので、軟組織修復および軟組織増大のために有用であるという驚くべきことが見出された。また、この種のポリマーが組織の内部成長のためのマトリクスに適していることも見出された。実際には、異なる直径および吸収時間を有する当該ポリマーのマイクロスフィアを得、注射のための単一の組成物にマイクロスフィアを組み合わせることは容易である。

しかしながら、ポリマーの吸収後に得られる残渣の腎臓における蓄積を避けるために、エキソメチレン基を有する環状モノマーを用いた重合によって得られるポリマーを用いることが好ましい。

したがって、本発明は、
（ｉ） 少なくとも一つの式（Ｉ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１）ＣＯ−Ｋ （Ｉ）
［式中、
Ｋは、Ｏ−ＺまたはＮＨ−Ｚを示し、Ｚは、（ＣＲ_２Ｒ_３）_ｍ−ＣＨ_３、（ＣＨ_２−ＣＨ_２−Ｏ）_ｍ−Ｈ、（ＣＨ_２−ＣＨ_２−Ｏ）_ｍ−ＣＨ_３、（ＣＨ_２）_ｍ−ＮＲ_４Ｒ_５（ｍは１〜３０の整数を示す。）を示し;
Ｒ_１、Ｒ_２、Ｒ_３、Ｒ_４及びＲ_５は、独立して、ＨまたはＣ_１−Ｃ_６アルキルを示す。］のモノマー；
（ｉｉ） 少なくとも０．１ないし５０％ｍｏｌ、有利には１ないし３０％ｍｏｌ、より有利には１ないし２０ｍｏｌ％、通常１ないし１０ｍｏｌ％の式（ＩＩ）:

［式中、
Ｒ６、Ｒ７、Ｒ８およびＲ９が、独立して、ＨまたはＣ_５−Ｃ_７アリール基を示すか、あるいはＲ６及びＲ９が存在せず、Ｒ７及びＲ８が、それらが結合する炭素原子と一緒になって、Ｃ_５−Ｃ_７アリール基を形成し；
ｉ及びｊは、独立して、０ないし２から選ばれる整数を示し、有利には、ｉおよびｊが０及び１から選ばれ、より有利には、ｉ＝ｊであり、なお一層有利には、ｉ＝ｊ＝１であり；
ＸはＯを示すか、あるいはＸは存在せず、後者の場合、ＣＲ６Ｒ７及びＣＲ８Ｒ９は、単結合Ｃ−Ｃを介して結合している。］
のエキソメチレン基を有する環状モノマー；および
（ｉｉｉ） 少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤
を重合して得ることができるポリマーに関する。

本発明の具体的な実施形態では、上記で定義されたポリマーは、
（ｉ） 少なくとも一つの式（Ｉ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１）ＣＯ−Ｋ （Ｉ）
［式中、
Ｋは、Ｏ−ＺまたはＮＨ−Ｚを示し、Ｚは、（ＣＲ_２Ｒ_３）_ｍ−ＣＨ_３、（ＣＨ_２−ＣＨ_２−Ｏ）_ｍ−Ｈ、（ＣＨ_２−ＣＨ_２−Ｏ）_ｍ−ＣＨ_３、（ＣＨ_２）_ｍ−ＮＲ_４Ｒ_５（ｍは１〜３０の整数を示す。）を示し；
Ｒ_１、Ｒ_２、Ｒ_３、Ｒ_４及びＲ_５は、独立して、ＨまたはＣ_１−Ｃ_６アルキルを示す。］
のモノマー；
ｉｉ） 少なくとも１ないし２０ｍｏｌ％，有利には１ないし１０ｍｏｌ％の式（ＩＩ）：

［式中、
Ｒ６、Ｒ７、Ｒ８およびＲ９が、独立して、ＨまたはＣ_５−Ｃ_７アリール基を示すか、あるいはＲ６及びＲ９が存在せず、Ｒ７及びＲ８が、それらが結合する炭素原子と一緒になって、Ｃ_５−Ｃ_７アリール基を形成し；
ｉ及びｊは、独立して、０ないし２から選ばれる整数を示し、有利には、ｉおよびｊが０及び１から選ばれ、より有利には、ｉ＝ｊであり、なお一層有利には、ｉ＝ｊ＝１であり。］
のエキソメチレン基を有する環状モノマー、および
（ｉｉｉ） 少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤
を重合して得ることができる。

本発明の他の具体的な実施形態では、上記で定義されたポリマーは、少なくとも一つのモノマー（Ｉ）、少なくとも０．１ないし５０％ｍｏｌ、有利には１ないし３０％ｍｏｌ、より有利には１ないし２０ｍｏｌ％、通常１ないし１０ｍｏｌ％の下記式（ＩＩ）：

の２−メチレン−１，３，６−トリオキソカン（ＭＴＣ）、および少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤（ｉｉｉ）を重合して得ることができる。

有利には、本発明に基づく上記で定義されたポリマーは、少なくとも一つのモノマー、少なくとも一つの環状モノマー、少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤、および（ｉｖ）さらに少なくとも一つの連鎖移動剤を重合して得ることができる。

多くの場合、重合を開始するために用いられる活性種は反応性が高く、いくつかの場合、連鎖移動反応のような望ましくない副反応が起こり得る。これは、短鎖または長鎖の枝分かれの生成、あるいはさらに非吸収性の架橋形成の問題につながり得る（Scorah 2006, Polym. Bull. 57, 157-167）。これらの構造的変化は、材料の生体適合性に悪影響を及ぼし得る。これらの副反応を避けるために、いくらかの連鎖移動剤を、ネットワーク形成に影響を与えることなく、有利には適切な量で、モノマー溶液に添加してもよい。高い移動反応性を有するこれらの分子は、「調整剤（regulators）」とも呼ばれ、低濃度であっても非常に有効である。さらに、少なくとも一つの移動剤の使用は、ポリマー鎖の残渣の分子量を減少させる／制御するための付加的な方法である（Loubat 2001, Polym. Int. 50, 375-380; Odian, G. “Principles of polymerization” 3^rd ed., J. Wiley, New York 1991）。

有利には、少なくとも一つの連鎖移動剤は、単官能或いは多官能のチオール、ハロゲン化アルキル、遷移金属塩又は錯体、および２，４−ジフェニル−４−メチル−１−ペンテンのようなフリーラジカル連鎖移動反応プロセスで活性があると知られているその他化合物からなる群から選ばれる。

特に有利には、少なくとも一つの連鎖移動剤は、脂環式の又は好ましくは脂肪族のチオール（通常、２個ないし約２４個の炭素原子を有し、アミノ、ヒドロキシ、カルボキシの基から選ばれるさらなる官能基を有していてもよい。）である。

特に好ましい連鎖移動剤の例としては、チオグリコール酸、２−メルカプトエタノール、ドデカンチオールおよびヘキサンチオールである。

本発明によれば、少なくとも一つの連鎖移動剤は、単官能のモノマーのモル数に対して、例えば０．１ないし１０モル％、好ましくは１ないし４モル％、特に好ましくは１．５ないし３．５モル％の量で反応混合物中に存在してもよい。

本発明の一実施形態では、上記で定義されたポリマーは、少なくとも一つのモノマー、少なくとも一つの環状モノマー、少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤、必要に応じて少なくとも一つの上記定義の連鎖移動剤、ならびに
（ｉ） 下記式（ＩＶ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１３）ＣＯ−Ｌ_１−Ｄ （ＩＶ）
［式中、
Ｒ_１３は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
Ｌ_１は、Ｄ基に結合した加水分解性官能基を含む１ないし２０個の炭素原子を有するリンカー部分を示し；
Ｄ基は、薬剤又はプロドラッグを示す。］
の薬剤担持モノマー；および
（ｉｉ）下記式（Ｖ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１４）ＣＯ−Ｍ−Ｅ （Ｖ）
［式中、
Ｒ_１４は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
Ｍは、単結合または１ないし２０個の炭素原子を有するリンカー部分を示し；
Ｅは、１００個以下の原子を有する、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性の基を示す。］
の荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマー
を含むリストから選ばれる少なくとも一つのさらなるモノマー
を重合して得ることができる。

本発明の別の実施形態では、上記で定義されたポリマーは、少なくとも一つのモノマー、少なくとも一つの環状モノマー、少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤、および薬剤担持モノマーの重合から得ることができる。

本発明のさらに別の実施形態では、上記で定義したポリマーは、少なくとも一つのモノマー、少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤、少なくとも一つの環状モノマー、および少なくとも一つの荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーを重合して得ることができる。

これらの実施形態は、本発明のポリマーが、上記で定義された薬剤担持モノマーから重合され、当該ポリマーは、薬剤送達システムとして使用することができる点で有利である。また、本発明のポリマーが上記で定義された荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーから重合される場合、ポリマーは、送達される薬剤の担持（すなわち非共有結合的な吸着）を可能にする様々な物理化学的な表面特性を呈することがある。

したがって、本発明のさらなる実施形態では、上記で定義されたポリマーは、薬剤又はプロドラッグ又は診断薬が担持される。

本発明の別の実施形態では、上記に定義されたポリマーは、少なくとも一つのモノマー、少なくとも一つの環状モノマー、少なくとも一つのブロックコポリマー架橋剤、少なくとも一つの薬剤担持モノマー、必要に応じて少なくとも一つの荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマー、および少なくとも一つの下記式（ＩＸ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_２３）ＣＯ−Ｑ （ＩＸ）
［式中、
Ｒ_２３は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
Ｑは、ヒドロキシル、オキソ又はアミノの官能基からなる群から選ばれる少なくとも一つの置換基で置換されていてもよいＣ_１−Ｃ_１００アルキルを示す。］
の親水性モノマーを重合して得ることができる。

上記で定義された親水性モノマーの本発明のポリマーへの組み込みは、本発明のポリマーによる薬剤の放出を調節できるという点で有利である。

また、本発明は、有利には、皮膚老化の修復のため、並びに／又は創傷治癒のため、並びに／又は組織再構築のため、並びに／又は軟組織の修復のため、並びに／又は炎症、がん、動静脈奇形、脳動脈瘤、消化管出血、鼻出血、一次分娩後出血及び／若しくは外科出血の治療のため、並びに／又はヒト若しくは動物における組織再生のための、医薬品として使用するための、上記で定義された少なくとも一つのポリマーに関する。

また、本発明は、有利には注射による投与のための、薬理学的に許容される担体と共に、上記で定義された少なくとも一つのポリマーを含む医薬組成物に関する。

特に、それは、
（ａ）直径５０ないし５００μｍの球面形状を有し、数日ないし３週間の吸収時間を有する本発明に係るポリマー；
（ｂ）直径５０ないし５００μｍの球面形状を有し、１ないし３カ月の吸収時間を有する本発明に係るポリマー；および
（ｃ）少なくとも一つの薬理学的に許容される賦形剤
を含有する注射可能な医薬組成物に関する。

本発明に係る組成物において、ポリマー（ａ）と（ｂ）の球状粒子は、同じ直径を有さないことが有利であり、ポリマー（ａ）の球状粒子の直径が１００ないし３００μｍであり、ポリマー（ｂ）の球状粒子の直径が３００ないし５００μｍであることが有利である。

また、本発明は、少なくとも一つの上記で定義されたポリマーまたは上記で定義された組成物を含有するインプラントに関するものである。

発明の詳細な説明
生体吸収性ブロックコポリマー
本明細書で意図しているように、「生体吸収性」という表現は、ブロックコポリマーが、生物（好ましくは、哺乳類、特に、ヒト、生命体）に投与した場合に、分解或いは開裂することを意味する。本明細書で意図しているように、「生体吸収性」とは、ブロックコポリマーが加水分解され得ることを示す。

本明細書で意図しているように、「コポリマー架橋剤」という表現は、コポリマーが、いくつかのポリマー鎖を互いに結合させるために少なくとも二つの末端に官能基を含むという意味を意図している。この官能基が、二重結合を含んでいることが有利である。

上記で定義された生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤は、直鎖状であることが好ましく、両末端が（ＣＨ_２＝（ＣＲ_１０））−基（式中、Ｒ_１０は、独立して、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示す。）を示すことが有利である。また、好ましくは、生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤は、ジブロックコポリマーまたはトリブロックコポリマーである。

ブロックコポリマー架橋剤は、特にブロックの一つにＰＥＧが含まれている場合、それらがより多くの水分子を引き付けるため、それにより、より容易に加水分解される傾向があるので、ランダムコポリマーよりも有利である。さらに、その使用目的に応じて、ブロックのサイズを変更することにより、本発明に係るポリマーの生分解速度を適応させることは容易である。

また、上記で定義された生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤のブロックは、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリ−乳酸（ポリ−ラクチドとも称す）（ＰＬＡ）、ポリ−グリコール酸（ポリ−グリコリドとも称す）（ＰＧＡ）、ポリ−乳酸−グリコール酸（ＰＬＧＡ）及びポリ（カプロラクトン）（ＰＣＬ）からなる群から選ばれることが好ましい。

当業者に周知であるように、ＰＥＧ、ＰＬＡ、ＰＧＡおよびＰＣＬは、以下ように表され、ｎは重合度を示す：

ラクチド単位とグリコリド単位の両方を含むＰＬＧＡに関し、重合度は、ラクチド単位とグリコリド単位の数の合計である。

より好ましくは、上記で定義された生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤は、下記式（ＩＩＩ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−（Ｘ_ｎ）_ｌ−ＰＥＧ_ｐ−Ｙ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_８＝ＣＨ_１２） （ＩＩ）
［式中：
Ｒ_１１及びＲ_１２は、独立して、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
Ｘ及びＹは、独立して、ＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＬＧＡ又はＰＣＬを示し；
ｎ，ｐ及びｋは、それぞれ、Ｘ、ＰＥＧ及びＹの重合度を示し、ｎ及びｋは、独立して、１ないし１５０の整数であり、ｐは、１ないし１００の整数であり；
ｌは、０又は１を示す。］
のものである。

最も好ましくは、上記で定義された生体吸収性ブロックココポリマー架橋剤は：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＬＡ_ｎ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）；
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＧＡ_ｎ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）；
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＬＧＡ_ｎ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）；
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＣＬ_ｎ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＣＬ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）；
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）；
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）；
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）；及び
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＣＬ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）
［式中、Ｒ_１１、Ｒ_１２、ｎ、ｐ及びｋは上記定義の通りである。］
からなる群から選ばれる式のものである。

ポリマー
当業者には明らかであるように、本発明のポリマーは、生体吸収性（すなわち、加水分解性）架橋ポリマーである。特に、本発明のポリマーは、０．１ないし５０％ｍｏｌ、有利には１ないし３０％ｍｏｌ、より有利には１ないし２０％ｍｏｌ、通常１ないし１０％ｍｏｌのエキソメチレン基を有する環状モノマーからなるエステル結合を含む、少なくとも一つの鎖が上記で定義された生体吸収性ブロックココポリマー架橋剤によって架橋された、少なくとも一つの重合した上記定義のモノマーの鎖から構成されている。

有利には、本発明のポリマーは、膨潤性であり、すなわち、液体（特に、水）を吸収する能力を有している。したがって、この種のポリマーはヒドロゲルと呼ばれる。

当業者には明らかであるように、本発明のモノマーは、例として、以下のように表すことができる：

次いで、重合時に、本発明のモノマーは次のように表すことができる：

好ましくは、上記で定義された式（Ｉ）のモノマーは、ｓｅｃ−ブチルアクリレート、ｎ−ブチルアクリレート、ｔ−ブチルアクリレート、ｔ−ブチルメタクリレート、メチルメタクリレート、Ｎ−ジメチル−アミノエチル（メチル）アクリレート、Ｎ，Ｎ−ジメチルアミノプロピル−（メタ）アクリレート、ｔ−ブチルアミノエチル（メチル）アクリレート、Ｎ，Ｎ−ジエチルアミノアクリレート、アクリレート末端ポリ（エチレンオキシド）、メタクリレート末端ポリ（エチレンオキシド）、メトキシポリ（エチレンオキシド）メタクリレート、ブトキシポリ（エチレンオキシド）メタクリレート、アクリレート末端ポリ（エチレングリコール）、メタクリレート末端ポリ（エチレングリコール）、メトキシポリ（エチレングリコール）メタクリレート、ブトキシポリ（エチレングリコール）メタクリレートからなる群から選ばれる。

最も好ましくは、上記で定義された式（Ｉ）のモノマーは、ポリ（エチレングリコール）メチルエーテルメタクリレートである。

好ましくは、一般式（ＩＩ）の環状モノマーは、２−メチレン−１，３−ジオキソラン、２−メチレン−１，３−ジオキサン、２−メチレン−１，３−ジオキセパン、２−メチレン−１，３，６−トリオキソカン、及びそれらの誘導体（特に、ベンゾ誘導体及びフェニル置換誘導体）からなる群から選ばれ、有利には、２−メチレン−１，３−ジオキソラン、２−メチレン−１，３−ジオキサン、２−メチレン−１，３−ジオキセパン、２−メチレン−４−フェニル−１，３−ジオキソラン、２−メチレン−１，３，６−トリオキソカン及び５，６−ベンゾ−２−メチレン−１，３ジオキセパンからなる群から選ばれ、より有利には、２−メチレン−１，３−ジオキセパン、５，６−ベンゾ−２−メチレン−１，３ジオキセパン及び２−メチレン−１，３，６−トリオキソカンからなる群から選ばれる。

また、Ｅは、ＣＯＯＨ、ＣＯＯ⁻、ＳＯ_３Ｈ、ＳＯ_３ ⁻、ＰＯ_４Ｈ_２、ＰＯ_４Ｈ⁻、ＰＯ_４ ^２−、ＮＲ_１５Ｒ_１６、ＮＲ_１５Ｒ_１６Ｒ_１７ ^＋（式中、Ｒ_１５、Ｒ_１６及びＲ_１７は、独立して、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示す。）、Ｃ_１−Ｃ_２０アルキル基、Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基、Ｏ、Ｎ又はＳからなる群から選ばれるヘテロ原子を含む（５〜３０員）ヘテロアリール基、Ｏ−Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基及びＯ−（５〜３０員）ヘテロアリール基、クラウンエーテル及びシクロデキストリンから構成される群から選ばれることが好ましい。

好ましくは、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーは、カチオン性モノマーであり、有利には、（メタクリロイルオキシ）エチルホスホリルコリン、２−（ジメチルアミノ）エチル（メタ）アクリレート、２−（ジエチルアミノ）エチル（メタ）アクリレート及び塩化２−（（メタ）アクリロイルオキシ）エチル］トリメチルアンモニウムからなる群から選ばれ、より有利には、カチオン性モノマーが、ジエチルアミノ）エチル（メタ）アクリレートである。有利には、本発明に係るポリマーは、モノマーの総量を基準にして、１ないし３０ｍｏｌ％の上記カチオン性モノマーを用いて得られ、より有利には１０ないし１５ｍｏｌ％用いて得られる。

別の有利な実施形態では、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーは、アニオン性モノマーであり、有利には、アクリル酸、メタクリル酸、２−カルボキシエチルアクリレート、２−カルボキシエチルアクリレートオリゴマー、３−スルホプロピル（メタ）アクリレートカリウム塩及び２−（メタクリロイルオキシ）エチル］ジメチル−（３−スルホプロピル）アンモニウム水酸化物から選ばれる。有利には、本発明に係るポリマーは、モノマーの総量を基準にして、１ないし３０ｍｏｌ％の上記アニオン性モノマーを用いて得られ、より有利には１０ないし１５ｍｏｌ％用いて得られる。

有利な実施形態では、Ｅが、シクロデキストリンであり、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーが、下記式（ＶＩ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_１８）ＣＯＯ−Ｌ_２−Ｗ−ＣＤ （ＶＩ）
［式中：
Ｒ_１８は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
Ｌ_２は、ヒドロキシル基で置換されていてもよい１ないし２０個の炭素原子を有するリンカー部分を示し；
Ｗは、−ＮＨ−、−ＣＯ−、−ＮＨ−Ｒ_１９−ＮＨ−、−ＣＯ−Ｒ_１９−ＣＯ−又は−トリアゾリル−Ｒ_２０−基（式中、Ｒ_１９及びＲ_２０は、互いに独立して、Ｃ_１−Ｃ_６アルキル基を示す。）を示し；
ＣＤは、シクロデキストリンを示す。］
を有する。

有利には、本発明に係るポリマーは、モノマーの総量を基準にして、１ないし４０ｍｏｌ％、通常、１ないし２０ｍｏｌ％の上記式（ＶＩ）のモノマーを用いて得られる。

本発明においては、シクロデキストリンは、任意の公知のシクロデキストリンであればよく、特に、ベータ−シクロデキストリン、メチル−ベータ−シクロデキストリン、ガンマ−シクロデキストリン又はヒドロキシプロピル−ガンマ−シクロデキストリンからなる群から選ばれる。有利には、ベータ−シクロデキストリンである。

シクロデキストリン残基を有する（メタ）アクリル酸構造の例は、以下の文献に提案されている：Macromol Chem Phys 2009, 210, 2107；Macromol Chem Phys 2010, 211, 245；J polym Sci 2009, 47, 4267。

別の有利な実施形態では、Ｅは、クラウンエーテルであり、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーは、下記式（ＶＩＩ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_２１）ＣＯＯ−Ｌ_３−ＣＲＥ （ＶＩＩ）
［式中、
Ｒ_２１は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
Ｌ_３は、ヒドロキシル基で置換されていてもよい１ないし２０個の炭素原子を有するリンカー部分（有利には、Ｃ_１−Ｃ_６アルキル及びＣ_１−Ｃ_６アルキル（ＯＣ_１−Ｃ_６アルキル）（アルキル基は、ヒドロキシル基で置換されていてもよい）からなる群から選ばれる。）を示し；
ＣＲＥは、クラウンエーテルを示す。］
を有する。

有利には、本発明に係るポリマーは、モノマーの総量を基準にして、１ないし５０ｍｏｌ％、通常、１ないし２０ｍｏｌ％の上記式（ＶＩＩ）のモノマーを用いることによって得られる。

クラウンエーテル残基を有する（メタ）アクリル酸構造の例としては、以下の文献に提案されている：Polymer 2004, 45, 1467 ; Macromolecules 2003, 36, 1514。

さらに別の有利な実施形態では、Ｅは、Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基、Ｏ、Ｎ又はＳからなる群から選ばれるヘテロ原子を含む（５−３０員）ヘテロアリール基、Ｏ−Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基及びＯ−（５−３０員）ヘテロアリール基から構成される群から選ばれ、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーは、下記式（ＶＩＩＩ）：
（ＣＨ_２＝ＣＲ_２２）ＣＯＯ−Ｌ_４−Ａｒ （ＶＩＩＩ）
［式中：
Ｒ_２２は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
Ｌ_４は、ヒドロキシル基で置換されていてもよい１ないし２０個の炭素原子を有するリンカー部分（有利には、Ｃ_１−Ｃ_６アルキル及びＣ_１−Ｃ_６アルキル（ＯＣ_１−Ｃ_６アルキル）（アルキル基は、ヒドロキシル基で置換されていてもよい。）からなる群から選ばれる。）を示し；
Ａｒは、Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基、Ｏ、Ｎ又はＳからなる群から選ばれるヘテロ原子を含む（５−３０員）ヘテロアリール基、Ｏ−Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基又はＯ、Ｎ又はＳからなる群から選ばれるヘテロ原子を含むＯ−（５−３０員）ヘテロアリール基を示す。］
を有する。

有利には、本発明に係るポリマーは、モノマーの総量を基準にして、１ないし５０ｍｏｌ％、通常、１ないし３０ｍｏｌ％の上記式（ＶＩＩＩ）のモノマーを用いて得られ、より有利には、５ないし１５ｍｏｌ％用いて得られる。

有利には、上記で定義された式（ＶＩＩＩ）の、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーは、２−（４−ベンジル−３−ヒドロキシフェノキシ）エチル（メタ）アクリレート、２−ヒドロキシ−３−フェノキシプロピル（メタ）アクリレート、エチレングリコールフェニルエーテル（メタ）アクリレート、ベンジルメタクリレート、９Ｈ−カルバゾール−９−エチルメタクリレートからなる群から選ばれる。

また、上記で定義された親水性のモノマーは、（メタ）アクリルアミド、２−ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン、ブチル（メタ）アクリレート、アクリル酸、アクリル酸無水物、Ｎ−トリスヒドロキシメチルメタクリルアミド、グリセロールモノ（メタ）アクリレート、ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、４−ヒドロキシブチル（メタ）アクリレートからなる群から選ばれることが好ましい。

また、Ｌ_１、Ｌ_２、Ｌ_３及びＬ_４並びにＭは、下記式：
Ｏ−Ｔ−（Ｕ）_ｑ−Ｔ’又はＮＨ−Ｔ−（Ｕ）_ｑ−Ｔ’
［式中、Ｔ及びＴ’は、同一又は異なって、１以上のヒドロキシル基、オキソ基又はアミノ基で置換されていてもよいＣ_１−Ｃ_６アルキル鎖を示し、Ｕは、エステル、アミド、ジスルフィド、アミノ−オキシ又は無水物の官能基のような加水分解性の官能基を示し、ｑは、Ｍでは０ないし２の整数を示し、Ｌ_１、Ｌ_２、Ｌ_３及びＬ_４では１ないし２の整数を示す。］
であることが好ましい。

本発明のポリマーは、容易に、当業者に周知の多くの方法により合成することができる。一例として、以下および実施例で記載するように、本発明のポリマーは懸濁重合により得ることができる。

直接懸濁は以下のように進めてもよい：(a)(i) 上記で定義された少なくとも一つのモノマー、上記で定義された一つの環状モノマーおよび少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤；(ii) モノマー１００重量部あたり０．１重量部ないし約２重量部の範囲の量の重合開始剤、及びラジカル開始剤（例、ＡＩＢＮ）；(iii) モノマー１００重量部あたり約５重量部以下（好ましくは約３重量部以下、最も好ましくは０．５ないし１．５重量部の範囲）の量の界面活性剤；および(iv) 水中油型懸濁液を形成するための水を含む混合物を撹拌するか或いはかき回す；および(b) モノマーおよび生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤を重合する。

逆懸濁は以下のように進めてもよい：(a)(i) 上記で定義された少なくとも一つのモノマー、および少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤；(ii) モノマー１００重量部あたり０．１重量部ないし約２重量部の範囲の量の重合開始剤；(iii) モノマー１００重量部あたり約５重量部以下（好ましくは約３重量部以下、最も好ましくは０．５ないし１．５重量部の範囲）の量の界面活性剤；および(iv) 油中水型懸濁液を形成するための油を含む３０混合物を撹拌するか或いはかき回す；および(b) モノマーおよび生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤を重合する。

薬剤
本明細書で意図されているように、上記で定義された薬剤又はプロドラッグは、任意のタイプのものでよく、任意の疾患や障害の予防又は治療のため、あるいは苦痛を低減又は抑制するためのものを意図している。特に、それは、低分子量の薬剤又はプロドラッグ又は小さい生物学的薬剤であり、有利には５０００Ｄａ未満の分子量、通常、１０００Ｄａ未満の分子量を有する。より有利には、疎水性の薬剤である。

本発明の意味において、用語「プロドラッグ」は、ｉｎ ｖｉｖｏで分解され、治療活性を有する薬剤が生じる、任意の薬剤誘導体の意味を意図している。プロドラッグは、たいてい（ただし常ではない）、それらが分解した薬剤より標的受容体でより低い効力である。プロドラッグは、所望の薬剤が、投与が困難または非効率的となる化学的または物理的な性質を有する場合に、特に有用である。例えば、所望の薬剤だけが、難溶性であってもよく、粘膜上皮を越えて送達され難くてもよく、また望ましくない短い血漿半減期を有してもよい。プロドラッグのさらなる議論は、Stella, V. J. et al. “Prodrugs”, Drug Delivery Systems, 1985, 112-176、Drugs, 1985, 29, 455-473および“Design of Prodrugs”, ed. H. Bundgaard, Elsevier, 1985で見ることができる。アミノ基を有する薬剤は、マンニッヒ塩基を形成するケトン又はアルデヒド（例えば、ホルムアルデヒド）で誘導体化され得る。これは、水溶液中において一次速度で加水分解される。一つ以上の遊離ヒドロキシ基が薬理学的に許容されるエステルの形態にエステル化した、薬剤の薬理学的に許容されるエステル誘導体は、特に、生理的条件下で加溶媒分解により、遊離ヒドロキシ基を有する薬剤に転換され得るプロドラッグエステルである。

好ましくは、本発明のポリマーとの共有結合相互作用が求められる場合には、薬剤は、カルボキシル基、ヒドロキシル基、チオール基またはアミノ基のような反応性官能基を有する必要がある。例えば、薬剤は、アリール誘導体で構成された親油性の尾部を備える酸性官能基（プロピオン酸、カルボン酸基、又は酢酸カルボン酸基）を含んでいてもよい。この場合には、分解性結合を介するポリマーネットワークとの化学的結合が存在する。本発明の吸収性マイクロスフィアの結合は、抗癌剤又はそのような薬剤に結合したリンカーのヒドロキシ基及び酸基から形成することができる。抗癌剤の例：マイトマイシン、メルファラン、メトトレキサート、ラルチトレキセド(raltirexed)、ゲムシタビン、ドキソルビシン、イリノテカン；ＮＳＡＩＤの例：イブプロフェン。上述の式ＩＸの親水性モノマーを用いてポリマー鎖の間に親水性単位を導入すると、薬剤放出割合が増加する（Babazadeh, Int J Pharm 316 (2006) 68）。

化学結合した薬剤では、粒子の化学的性質に直接的に接続するので、担持を予測することができる。放出は、ポリマーネットワークと薬剤との間のリンカーの加水分解によって生じ得る。

上述のように、特に、本発明のポリマーが、少なくとも一つの荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマーを重合して得られる場合、薬剤は、非共有結合性の相互作用により、ポリマーに担持、即ち、ポリマー上に吸着されていてもよい。薬剤やプロドラッグを捕集するこの特定の方法は、物理的捕集と呼ばれている。特定の要件は、担持された薬剤またはプロドラッグに課せられない。

担持は、受動的吸着（薬剤の溶液中でのポリマーの膨潤）のような多くの当業者に周知の方法、或いはイオン相互作用によって行ってもよい。カプセル化の効率は、主に、両方の構造及び／又は望ましい相互作用の間の適合性に依存している。

第一の方法：マイクロスフィアによる薬剤吸着
本発明に係るポリマーは、特にマイクロスフィアを形成する時、膨潤により、受動的に薬剤の溶液を吸収することができる乾燥したスポンジのように振る舞う。

例えば、乾燥形態（特に、凍結乾燥形態）のポリマーは、薬剤に応じて薬剤又はプロドラッグの1時間ないし24時間の所要量を含む溶液で膨潤させ、次いで、担持ポリマーは０．９％（ｗ／ｖ）塩化ナトリウム溶液で二度洗浄される。

薬剤の担持を改善するため、ＤＭＦ、ＤＭＳＯ、Ｎ−メチルピロリドン、ジメチルエチルアミド、ジエチレングリコールジメチルエーテル、乳酸エチル、エタノール、メタノールなどの非水性溶媒を、薬剤の溶解を容易にするために使用してもよい。

疎水性の薬剤をポリマーに担持する場合、親水性/疎水性のバランスを調整するために、上記で定義した式ＩＸの親水性コモノマーを、ポリマーネットワークに組み込んでもよい。分解時間の増加を防ぐために、より反応性のある架橋剤（加水分解に対してより敏感なもの）を加えてもよい。例えば、より反応性のある架橋剤が、以下の実施例１．２で調製したものに存在している。

当該方法により、以下の薬剤が本発明に係るポリマー中に担持されていてもよい：スニチニブ、イブプロフェン、イリノテカン、シスプラチン。

第二の方法：イオン相互作用
いくつかのクラスの治療剤は、生理学的ｐＨにおいて正または負の電荷を帯びる。この場合、ポリマーの種類は、担持可能な薬剤またはプロドラッグの種類に対して影響を与える。

上記の式Ｖのアニオン性モノマー（例えば、Ｅが、カルボキシレート、スルホネート、スルフェート又はホスフェートの基を示すもの）の使用により、本発明に係るポリマーがアニオン性である場合、担持される薬剤は、高い会合性効果または錯体形成効果を達成するために、カチオン性（即ち、生理学的ｐＨにおいて正の電荷を帯びている）である必要がある（例えば、ドキソルビシンとイリノテカン）。有利には、Ｅは、カルボキシル基を示す。実際、カルボキシル基は、優れた水素結合供与体であるため、目的の薬剤対象と強いイオン相互作用を形成する能力を有している。

アニオン性ポリマーは、その高い負電荷密度により、かなりの量のカチオン性薬剤を結合することができる。形成する錯体は、場合によっては、薬剤安定性を改善するだけではなく、持続的薬剤放出を容易にし得る。薬剤の担持能力および放出はＨＰＬＣによって評価される。ポリマーネットワークの分解速度は、Vlugt-Wensink et al, biomacromolecules, 2006, 7, 2983-2990に記載されているように評価される。

上記の式Ｖのカチオン性モノマーの使用により、本発明に係るポリマーがカチオン性である場合、担持される薬剤は、高い会合性効果または錯体形成効果を達成するために、アニオン性（即ち、生理学的ｐＨにおいて負の電荷を帯びている）である必要がある。アニオン性の薬剤の例としては、イブプロフェン（アリールプロピオネート化合物）またはフォスカルネット（抗ウイルス活性を有するピロホスフェート類似体）が挙げられる。

薬剤放出は、ＨＰＬＣおよび／またはＵＶなどの光学的手法によって評価される。ポリマーネットワークの分解速度は、Vlugt-Wensink et al, biomacromolecules, 2006, 7, 2983-2990に記載されているように評価される。

どのようにイオン電荷をポリマーネットワークに導入しようとも、当該ポリマーは、中性の類似体に比べて、よりソフトになり、より急速に分解し得る。イオン要素（ionic entities）の存在は、ネットワーク内に水分子を引き付けるので、それらと反発する要素を追加する必要がある。そのような要素は、中性の疎水性モノマーである。中性の疎水性モノマーの例としては、メタクリル酸オクチルまたはメタクリル酸ドデシルが挙げられる。また、加水分解性架橋剤の割合および性質を調整してもよい。

第三の方法：他の非共有結合性の相互作用
薬剤の担持を増加させ、薬剤の放出速度を制御するために、コンセプトは、非共有結合性の相互作用を介して薬剤と相互作用することができるポリマー骨格中に特定の化学的部分を導入するように構成されている。このような相互作用の例としては、なかでも特に、静電相互作用（前述）、疎水性相互作用、π−πスタッキング、および水素結合が挙げられる。

ホストがシクロデキストリンである疎水性相互作用／ホスト−ゲスト相互作用
この場合、Ｅがシクロデキストリンであり、特に、モノマーが、式（ＶＩ）を有する。

シクロデキストリンの疎水性の内部空洞により、当該分子は、部分的または全体的に、適切なサイズの親油性または疎水性の低分子量の薬剤またはプロドラッグを組み込むことができる。シクロデキストリンのケージに、このような薬剤またはプロドラッグを含むことは、安定した複合体の形成によるエントロピーの利益をもたらす。一般的には、薬剤：シクロデキストリンの親和定数が強くなればなるほど放出が遅くなる。この特徴は、持続的な薬剤放出に適したシステムを提供する（Biomaterials 2009, 30, 1348）。

ポリマーを含有するシクロデキストリンが、薬剤（より具体的に、疎水性の薬剤）を担持するために提案されている（例えばＷＯ２００７０７２４８１参照）。

シクロデキストリン残基を有する（メタ）アクリル酸構造の例は、以下の文献に提案されている：Macromol Chem Phys 2009, 210, 2107；Macromol Chem Phys 2010, 211, 245；J polym Sci 2009, 47, 4267。

本発明に係るポリマーは、イブプロフェン、インドメタシン、クマリン、ドキソルビシンおよびイリノテカンのような疎水性の低分子量の薬剤を、この方法を使用して担持することができる。

ホストがクラウンエーテルである疎水性相互作用/ホスト−ゲスト相互作用
クラウンエーテルは、内部に穴または空洞を含む環状化合物である。それゆえ、その分子の内部の空隙は、種々の分子種が浸透し得る。いくつかの場合で、特定の安定な相互作用が、クラウンと尿素のような「パートナー」分子との間で確認された。また、クラウンエーテルは、金属錯体と会合し得る（Chulkova, Inorg Chem Commun 2010,13, 580）。したがって、このような化合物は、薬剤送達システムとして有用である。

クラウンエーテル残基を有する（メタ）アクリル酸構造の例は、以下の文献に提案されている：Polymer 2004, 45, 1467；Macromolecules 2003, 36, 1514。

本発明に係るポリマーは、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ドキソルビシンなどの化学療法剤を、この方法を使用して担持することができる。

π−π相互作用
式ＩＶのモノマーは、薬剤またはプロドラッグと、π−π相互作用を可能にする構造を有していてもよい。この種の結合は、Mahmudらによって報告されている（macromolecules 2006, 39, 9419）。この場合、Ｅは、Ｃ５−Ｃ２０アリール基、Ｏ、Ｎ又はＳからなる群から選ばれるヘテロ原子を含む（５−３０員）ヘテロアリール基、Ｏ−Ｃ５−Ｃ２０アリール基及びＯ−（５−３０員）ヘテロアリール基から構成される群から選ばれる。特に、Ｅは、ベンゼン、ナフタレン、アントラセン、チオフェン、ピリジン、カルバゾール、ポルフィリン及びトリフェニレンのような芳香族アミンからなる群から選ばれ得る。有利には、モノマーが式（ＶＩＩＩ）を有し得る。

この種のモノマーの例としては、２−（４−ベンゾイル−３−ヒドロキシフェノキシ）エチル（メタ）アクリレート、２−ヒドロキシ−３−フェノキシプロピル（メタ）アクリレート、エチレングリコールフェニルエーテル（メタ）アクリレート、ベンジルメタクリレート、ナフチル（naphtyl）メタクリレート、９Ｈ−カルバゾール−９−エチルメタクリレートが挙げられる。

このポリマーは、５−フルオロウラシル、ドキソルビシン、インドメタシン及びイブプロフェンなどの疎水性の低分子量の薬剤を担持することができる。

Ｈ結合
Ｈ−結合は、薬剤のカプセル化能に有利であり、薬剤の放出を制御するための理想的な非共有結合性の相互作用である。利用可能な酸性水素原子を有する供与体（Ｄ）が、利用できる非結合の孤立電子対を有する受容体（Ａ）と相互作用している場合に、Ｈ−結合が形成される。その強さは、主に、溶媒、並びにＨ−結合の供与体および受容体の数と配置に依存する。多種多様な水素結合のモチーフを、容易にポリマー構造に組み込むことができるということが文献に報告されている。

どのような薬剤を捕捉する相互作用を選択しようとも、ネットワークの化学構造は、その性質（コモノマー、架橋剤の性質および割合）を保つように調整され得る。

また、それは上記で定義された薬剤は、抗癌剤またはＮＳＡＩＤであることが好ましい。

本発明に係る好適なＮＳＡＩＤの例としては、イブプロフェン、ケトプロフェン、ジクロフェナク、インドメタシンまたはナプロキセンを包含する。

本発明に係る好適な抗癌剤の例としては、マイトマイシン、メルファラン、メトトレキサート、ラルチトレキセド、ゲムシタビン、ドキソルビシンまたはイリノテカンを包含する。

より有利には、薬剤またはプロドラッグは、抗炎症剤、局所麻酔剤、鎮痛薬、抗生剤、抗癌剤、組織再生剤、オリゴ糖（有利には３ないし１０の重合度を有するもの）、ステロイドおよびそれらの混合物からなる群より選択され、有利には、リドカイン、ブピバカイン、キシロカイン、ノボカイン、ベンゾカイン、プリロカイン、リピバカイン（ripivacaine）、プロポフォール、イブプロフェン、ケトプロフェン、ジクロフェナク、インドメタシン、トリアムシノロン（trimacinolone）、デキサメタゾン、ナプロキセン、マイトマイシン、メルファラン、メトトレキサート、ラルチトレキセド（raltirexed）、ゲムシタビン、トブラマイシン（tobramicin）、ドキソルビシン、イリノテカン、スニチニブ、シスプラチン、５−フルオロウラシル、マイトマイシンＣ、バカンピシリン、クロラムフェニコールスクシネート（chloramphenicol succinate）、クロラムフェニコールスクシネートエステル（chloramphenicol succinate ester）及びクマリンからなる群から選ばれる。

特定の実施形態では、本発明に係るポリマーに担持された薬剤又はプロドラッグは、１μｍよりも小さい平均サイズを有する薬剤またはプロドラッグを担持したナノ粒子の形態であり、当該ナノ粒子がナノスフェア又はナノカプセルである。

この場合には、薬剤を担持したナノ粒子が、薬剤の制御された及び／又は持続的な放出を達成するために、本発明に係る吸収性ポリマーのネットワーク中に吸収され、或いは捕捉される。

この実施形態は、不安定な構造を有し、且つ／或いは上記の方法に基づくポリマーネットワークとの相互作用が成り立たない、薬剤またはプロドラッグに関する。まず、薬剤またはプロドラッグは、薬物またはプロドラッグを保護するために、またはポリマーの最終的な形態に取り込みやすくするために、カプセル化され、或いはそうでなければ、ナノ粒子に組み込まれ得、薬剤またはプロドラッグの、制御された及び／又は持続的な（長期にわたる）放出を可能にする。

ナノ粒子は、光散乱法により測定した場合、１μｍ未満の平均サイズを有するナノスフェアまたはナノカプセルである。それらは、水性コアまたは基質コア(matricial core)を有し得る。

ナノ粒子が水性コアを有する場合、それらは、例えば、５−フルオロウラシル、マイトマイシンＣ、バカンピシリン、クロラムフェニコールスクシネート（Chloramphenicol succinate）のような親水性の薬剤またはプロドラッグを含有するのに使用される。この場合、ナノカプセル中の薬剤またはプロドラッグの取り込みは、ナノ粒子（nanoparticule）（それ自体が二重エマルジョン法により得られる）の製造において実現される（Pharm Res 15(2): 270-5 1998, J Control Release 75(1-2): 211-24, 2001, Crit Rev Ther Drug Carrier Syst. 2002; 19(2):99-134）。

薬剤またはプロドラッグが、例えば、クロラムフェニコールスクシネートエステル（Chloramphenicol succinate ester）のような水不溶性である場合、それは、好ましくは、基質コア（matricial core）とナノスフェアに組み込まれている。その場合には、薬剤またはプロドラッグの取り込みは、ナノ粒子自体の製造において行われる。ナノ粒子は、Vauthier C, Bouchemal K “Methods for the preparation and manufacture of polymeric nanoparticles” Pharm Res 2009 May; 26(5):1025-58に記載されているような公知の方法に基づき製造される。

ナノ粒子が作られるポリマーは、好ましくは、ポリ乳酸（ポリラクチド）、ポリグリコール酸（ポリグリコリド）、ラクチド−グリコリドコポリマー、ラクチド−グリコリド−ポリエチレングリコールコポリマー、ポリオルトエステル、ポリ無水物、生分解性ブロック−コポリマー、ポリ（エステル）、ポリ（ブチロラクトン）、ポリ（バレロラクトン）、ポリ（リンゴ酸）および一般的にポリラクトン、ならびに１以上のこれらのポリマーそれぞれのコポリマーから選ばれる。

好ましくは、ナノ粒子は、ラクチド−グリコリド−ポリエチレングリコールコポリマーで作られている。

これらのポリマーは、薬剤またはプロドラッグを含む或いは被覆したナノ粒子、或いは薬剤またはプロドラッグが埋め込まれているナノ粒子を形成し、それにより、薬物またはプロドラッグの放出を遅らせる。

薬剤またはプロドラッグを含有するナノ粒子を、本発明に係るポリマーに担持するために、ポリマーを、水中の薬剤またはプロドラッグを担持したナノ粒子に注ぎ、得られた懸濁液を凍結乾燥する。

吸収性のインプラントは、シリンジからのカテーテルのハブ又は針への送達を制御するための色素、または注射中又は注射後に体内での可視化のための造影剤のようなマーカー（硫酸バリウム、タングステンまたはチタン粉末、ヨウ素化化合物、常磁性化合物（例、デキストランマグネタイト粒子）、ガドリニウム誘導体、放射性核種）を含む。

ポリマーの形態
本発明のポリマーは、好ましくは、フィルム、発泡体、粒子、塊、糸またはスポンジの形態であり、最も好ましくは球状粒子の形態である。球状粒子は、好ましくは、マイクロスフェアであり、即ち、膨潤時（即ち、水和時）、１ないし５０００μｍの範囲、より好ましくは５０ないし２５００μｍの範囲、典型的には５０ないし１０００μｍの（貪食されず、小さな針を容易に通過できる）範囲、より有利には１００ないし３００μｍ又は３００ないし５００μｍ又は５００ないし７００μｍ又は７００ないし９００μｍ又は９００ないし１２００μｍの範囲の直径を有する。球状粒子は、針やカテーテルによって注射するのに十分に小さい直径（特に、小さな針の直径）を有するが、マクロファージによる貪食を防ぐのに十分な大きさである必要がある。球状粒子は膨潤後に注射することができる。また、それらを主に移植後、創傷、間質媒体および血液体液（blood fluid）からの流体などの生理学的流体を吸収することによって膨潤させるため、注射前に、それらの膨潤を、例えば、液体吸収能力の総容量の約５０％に制限してもよい。

膨潤させるために、本発明のポリマーは、好ましくは、制御された方法で、水のような液体を吸収してもよく、特に、ヒトまたは動物の体内に注射することができ、且つ一般的に塞栓形成手順において、又は皮膚充填または空洞の手術において用いられる、或いは関節内のスペース、脳室、くも膜下のスペースなどの自然の空洞内での注射において用いられる、生理食塩水、グルコース溶液、血漿、イオン性または非イオン性のヨード造影剤、磁気共鳴イメージングのための酸化鉄系造影剤、薬剤の溶液、緩衝溶液または任意の非発熱物質（apyrogen）の無菌溶液のような溶液から吸収してもよい。定義された限られた量の水が本発明のポリマーによって吸収されるため、ポリマーは球状粒子である場合、膨潤時の直径を予測することができる。

ポリマーの薬学的および治療的使用
有利には、球状粒子の形態の本発明のポリマーのために得ることができる範囲では、血管造影法によって検出可能であり、カテーテルおよびマイクロカテーテルへのナビゲーションによってアクセス可能な細動脈を遮断するために、当該ポリマーは特に適している。また、イオン性または非イオン性のヨード造影剤、磁気共鳴イメージングのための酸化鉄系造影剤、硫酸バリウム、タングステンまたはタンタルのような造影剤を吸収する本発明のポリマーの能力は、当該ポリマーを放射線不透過性マイクロスフェアとして特に有用にする。

有利にはまた、本発明のポリマーの吸収は、加水分解に依存し、酵素メカニズムには依存しない。したがって、吸収速度は、上記で定義した生体吸収性架橋剤とモノマーの種類および量を調整することによって、容易に制御することができる。特に、ポリマーネットワークにおけるエステル結合の存在によって、吸収後、得られた残留物は低分子量を有し、従って、患者の腎臓に蓄積しない。

同じように有利には、本発明のポリマーの吸収は、上記で定義された生体吸収性架橋剤とモノマーの種類および量に応じて、数時間から数週間あるいは数ヶ月の範囲で変動し得る。さらに、ポリマーの分解生成物は、非毒性でかつ迅速に排泄されるので、本発明のポリマーでは、移植の際の限られた局所炎症反応のみが生じる。

このように定義された医薬組成物は、有利には、注射による薬剤の投与のために意図された、薬理学的に許容される担体を含んでいる。

薬理学的に許容される担体の例としては、注射用水、生理食塩水、デンプン、ヒドロゲル、ポリビニルピロリドン、多糖類、ヒアルロン酸エステルおよびプラズマが挙げられるが、これらに限定されるものではない。また、医薬組成物は、緩衝剤、防腐剤、ゲル化剤、界面活性剤を含有し得る。有利には、薬理学的に許容される担体は、生理食塩水または注射用水である。

医薬組成物は、注射のために許容される粘度を有する必要がある。特に、クエット粘度計（Couette viscosimeter）にて２５℃で測定した場合に、１０ないし１００ｃＰの間であってもよく、より有利には２０ないし３０ｃＰの範囲である。

特に、注射可能な医薬組成物は、
（ａ） 薬剤が担持されており或いは担持されておらず、完全膨潤または限定した膨潤時に５０ないし５００μｍの直径の球状形態を有し、２日ないし３週間の吸収時間を有する本発明のポリマー；
（ｂ） 薬剤が担持されており或いは担持されておらず、完全膨潤または限定した膨潤時に５０ないし５００μｍの直径の球状形態を有し、１か月ないし３か月の吸収時間を有する本発明のポリマー；および
（ｃ） 少なくとも一つの薬理学的に許容される賦形剤
を含む。

特に、薬学的賦形剤は、例えば、１週間以下の吸収時間を有するヒドロゲルであり得る。

有利には、ポリマー（ａ）の粒子およびポリマー（ｂ）の粒子は、同じ密度を有する。

特定の有利な実施形態では、ポリマー（ａ）および（ｂ）の球状粒子は、完全膨潤または限定した膨潤時にすべて同じ直径を有し、特に、１００ないし３００μｍの範囲、或いは３００ないし５００μｍの範囲、より有利には１００ないし３００μｍの範囲から選ばれる直径を有する。

医薬組成物におけるポリマー（ａ）および（ｂ）の割合は、２０ないし８０重量％、有利には４０ないし７０重量％、さらに有利には６０重量％であり得る。

別の有利な実施形態では、ポリマー（ａ）の割合は、医薬組成物中のポリマー（ｂ）の割合と同じである。

別の有利な実施形態では、それらの割合がそれぞれ異なっている。この場合には、例えば、それぞれの比は、ポリマー（ａ）＋（ｂ）の総量に対して、ポリマー（ａ）が６０ないし８０重量％、有利には７０重量％であり、ポリマー（ｂ）が２０ないし４０重量％、有利には３０重量％である。

特定の実施形態では、ポリマー（ａ）および（ｂ）の球状粒子は同一の直径ではない。有利には、ポリマー（ａ）の球状粒子の直径が、１００ないし３００μｍであり、ポリマー（ｂ）の球状粒子の直径が、３００ないし５００μｍである。

別の有利な実施形態では、ポリマー（ａ）の球状粒子は全て同一の直径ではない。これらの一部が、１００ないし３００μｍの直径を有し、その他が、３００ないし５００μｍの直径を有し、有利には、これらの半分が、１００ないし３００μｍの直径を有し、その他半分が、３００ないし５００μｍの直径を有する。

本発明に係る特定の組成物において、ポリマー（ａ）の球状粒子およびポリマー（ｂ）の球状粒子は、すべて１００ないし３００μｍの直径を有し、ポリマー（ａ）の粒子の割合は７０重量％であり、ポリマー（ｂ）の粒子の割合は３０重量％である。

本発明に係る別の特定の組成物において、ポリマー（ａ）の球状粒子およびポリマー（ｂ）の球状粒子は、すべて３００ないし５００μｍの直径を有し、ポリマー（ａ）の粒子の割合は７０重量％であり、ポリマー（ｂ）の粒子の割合は３０重量％である。

本発明に係るさらに特定の組成物において、ポリマー（ａ）の球状粒子は、すべて１００ないし３００μｍの直径を有し、ポリマー（ｂ）の球状粒子は、すべて３００ないし５００μｍの直径を有し、ポリマー（ａ）の粒子の割合は５０重量％であり、ポリマー（ｂ）の粒子の割合は５０重量％である。

本発明に係るなおさらに特定の組成物において、ポリマー（ａ）の球状粒子の半分は、すべて１００ないし３００μｍの直径を有し、その他半分は、すべて３００ないし５００μｍの直径を有し、ポリマー（ｂ）の球状粒子は、すべて３００ないし５００μｍの直径を有し、ポリマー（ａ）の粒子の割合は５０重量％であり、ポリマー（ｂ）の粒子の割合は５０重量％である。

この医薬組成物は、注射後、注射部位で貯留物（depot）を形成する。

これらの組成物は、特に、しわ、小じわ、皮膚のひび割れ、皮膚のくぼみ、リポジストロフィー、顔面半側萎縮症、第二鰓弓症候群及び／又は傷跡（特にニキビ痕）の充填及び／又はカムフラージュ及び／又は修正、及び／又は皮膚の凹凸の平滑化のため、及び／又は細胞培養及び／又は組織工学のためのマトリクスとして有用である。実際には、ポリマー（ａ）の粒子の大部分は、貯留物において、組織の内部成長を促進するためにその場ですぐに吸収される。吸収は、体が貯留物を異物ではなくマトリクスとして認識するのを助けるための三つのフェーズで進行し、生じる。

注射後、三つのフェーズが存在する：
急性フェーズ（数日）の間、組成物は塞栓効果を有している。ポリマー（ａ）の粒子の膨潤およびより低い程度でポリマー（ｂ）の粒子の膨潤により、組成物が（制御された）水の吸入が起こる。移植された本発明に係る組成物上で、タンパク質吸着、細胞接着性もある。また、注射された本発明に係る組成物には、タンパク質吸着作用および細胞接着性がある。第二フェーズ（これは数週間または数ヶ月続く）の間、ポリマー（ａ）の粒子の吸収が起こり、細胞（例えば線維芽細胞）によるその浸透を促進する塞栓の孔が形成され、コラーゲン沈着および線維化（最初のネットワーク構造）が開始する。ポリマー（ａ）の粒子は、コラーゲンまたはヒアルロン酸の相によって置き換えられる。これらの粒子は、非常に柔軟であり、注射を容易にする粘着性ゲルとして働き、ポリマー（ｂ）粒子の安定性を備えるように設計されている。これらの粒子の割合は、貯留物に対する広範囲の炎症反応を避けるために、比較的低く維持される。第三フェーズにおいて、さらなる数か月の間、ポリマー（ｂ）の粒子の吸収がおこり、組織成長と血管新生（血管結合組織の内部成長）により全置換のための新しいチャネルが開かれ得る。

この種の組成物において、注射後に得られる貯留物の孔は、継時的に増加し、さらに、本発明に係るポリマーが吸収される。吸収速度と吸収の重要性は、組成物の調製に使用されるポリマーによって制御され、それゆえ、それらの吸収時間によって制御される。吸収時間は、ポリマーの調製のために使用されるモノマーの種類に依存し、特に、架橋剤の種類および量に依存する。

したがって、本発明に係るポリマーは、組織の内部成長によってコロニーを作るように設計された多孔質構造に吸収されることにより変換される、組織スキャフォールドまたはマトリクスを移植後その場で制御された方法で製造するため、様々なサイズおよび吸収時間を有する吸収性マイクロスフェアの組み合わせの注射可能な懸濁液を得ることができる。

多孔質構造の性質（孔径、孔の接続、出現回数（time of appearance））は、いくつかの要因（吸収性マイクロスフェアの性質、懸濁液中の関連する異なる吸収性マイクロスフィアの割合、異なる吸収性マイクロスフィアの大きさ）を制御することによって設計されている。

組織の内部成長を高めるために、本発明に係るポリマーは、上述のように薬剤を担持することができる。有利には、これらの薬剤は、低分子量の血管新生促進要因から選択することができ、特に、プロスタグランジン（ＰＧＥ１、ＰＧＥ２、ＰＧＦ）、およびサイロキシン（Lei, 121-132, 2004, Basic Research in Cardiology）から選択することができる。

有利には、血管新生促進因子は、３〜１０の二糖で構成された、ヒアルロン酸から得られるオリゴ糖からなる群から選ばれる（Selvin, 58-68, 2007, Matrix biology）。

細胞接着および増殖をサポートするために、細胞接着および拡散を促進するペプチドをポリマーにグラフトさせていてもよい。有利には、リガンドは、細胞外分子（フィブロネクチン）、ラミニンから誘導されるＩＫＶＡＶ、ＹＩＧＳＲおよびＲＮＩＡＥＩＩＫＤＩペプチド(Tessmar and Gopferich, 274-291, 2007, Advanced Drug Delivery Reviews)、または配列ＸＢＢＸＢＸおよびＸＢＢＢＸＸＢＸ（ここで、Ｂは塩基性アミノ酸であり、Ｘは細胞表面プロテオグリカンに結合する潜在的なへパチン結合ドメインのような疎水性親水性指標のアミノ酸（hydropathic amino acid）である）からなるプロテオグリカン結合ペプチドで特定されるＲＧＤモチーフからなる群から選ばれる（Rezania and Healy, 19-32, 1999, Biotechnol Prog）。プロテオグリカン結合ペプチドの例は、ＦＨＲＲＩＫＡモチーフである。接着配列を組み込むための最も簡単な方法は、二重結合を含むアクリル酸誘導体での小ペプチドの修飾である（Tessmar and Gopferich, 274-291, 2007, Advanced Drug Delivery Reviews, Hern et Hubbell, 266-276, 1998）。

本発明に係るポリマーは、特に、しわ、小じわ、皮膚のひび割れ、皮膚のくぼみ、リポジストロフィー、顔面半側萎縮症、第二鰓弓症候群及び／又は傷跡（特にニキビ痕）の充填及び／又はカムフラージュ及び／又は修正、及び／又は皮膚の凹凸の平滑化のため、及び／又は細胞培養及び／又は組織工学のためのマトリクスとして使用するための上記の医薬組成物を調製するために特に適している。また、あまり適切ではないとしても、ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載されたポリマーが、この種の適用のために、及び上記の医薬組成物を調製するために用いることができる。

また、本発明は、上記の組成物又は本発明に係るポリマーを含む、インプラントに関し、特に、組織（有利には、顔の組織、特に、軟組織）、内部の解剖学的スペース（例、腹膜及び髄膜スペース）、体腔、管および血管へ移植するためのインプラントに関する。

目的の治療用途又は化粧用途のタイプに応じて、適用部位が異なる。目的の用途が顔に関する場合、インプラントを軟組織に注射し、特に、皮下または皮内に注射する。

インプラントを組織に注射する場合、組織の体積が増加し得る。

特定の実施形態において、医薬組成物は、凍結乾燥の形態のような乾燥形態の本発明のポリマーを含む。

本発明の医薬組成物および／または本発明に係るポリマーは、好ましくは、塞栓術のフレームにおいて用いられ、特に、子宮動脈塞栓術（ＵＡＥ）または止血に用いられ得る。塞栓術において、本発明のポリマーは、薬剤を含ませたり、薬剤を担持させる必要はない。また、動静脈奇形、脳動脈瘤、消化管出血、鼻出血、一次分娩後出血および／または外科出血の治療に用いることができる

また、本発明の医薬組成物は、好ましくは、癌の治療に使用される。この場合、治療は、塞栓術（特に、反復塞栓術）、および／または本発明のポリマーに含まれたもしくは本発明のポリマーに担持された抗癌剤もしくはプロドラッグの送達によって行われてもよい。特に対象となる癌は、肝臓病変（典型的には、肝細胞癌（ＨＣＣ））、腎臓病変および／または子宮筋腫からなる群から選択される。これらの場合において、医薬組成物を、有利には、直接的な腫瘍内注射又は周囲腫瘍注射により、あるいは選択的カテーテル法および塞栓術により腫瘍部位に注射することができる。

また、本発明の医薬組成物は、好ましくは、炎症を予防または治療するために使用することができる。この場合、本発明のポリマーは、好ましくは、ＮＳＡＩＤを含んでいてもよく、ＮＳＡＩＤを担持していてもよい。特に、本発明の医薬組成物は：
関節腔、腱、軟骨および骨の欠損；
脳の外科的手術後における、抜歯後の上顎骨、切断術後の骨、外科的腫瘍切除後の肝臓や腎臓における、手術腔；
筋肉（特に筋炎や破裂の場合）；
中枢神経系における脳脊髄液腔；
関節手術、関節鏡検査、関節内洗浄、半月軟骨切除術（menisectomy）、骨切断
に関連する炎症の予防または治療に特に適している。

また、本発明は、しわ、小じわ、皮膚のひび割れ、皮膚のくぼみ、リポジストロフィー、顔面半側萎縮症、第二鰓弓症候群及び／又は傷跡（特にニキビ痕）の充填及び／又はカムフラージュ及び／又は修正、及び／又は皮膚の凹凸の平滑化のための、及び／又は細胞培養及び／又は組織工学のためのマトリクスとしての、上記のインプラントの使用、本発明に係るポリマーの使用、または上記の組成物の使用に関する。

また、動物（特に、ヒト）における、有利には、皮膚の老化の防止および／または創傷の治療および／または組織の再構築および／または軟組織の修復、組織の再生を対象とする、医薬として用いるための、上記のインプラント、本発明に係るポリマーまたは上記の組成物に関する。しかしながら、あまり適切ではないとしても、ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載されたポリマーが、この種の適用のために使用できる。

本発明の特定の形態では、特に、美容外科、皮膚科、リウマチ科および消化器科における用途での、細胞培養のためのマトリクスとして、本発明に係るポリマーおよび／または組成物および／またはインプラントを用いることが可能である。実際に、本発明に係る吸収性ポリマーは、特に、上記の組成物の形態で、各種細胞の増殖をサポートするための優れた三次元の基質である。しかしながら、あまり適切ではないとしても、ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載されたポリマーが、この種の適用のために使用できる。

美容外科では、シワやくぼみに充填するためのインプラントとしての適用を挙げることができる。

皮膚科では、慢性創傷の治療に使用することができる：マトリクスとして、それは、治療プロセスの関係しない発育（tangential development）および肥大治療の際の出芽の防止を可能にする。

リウマチ科および整形外科において、細胞培養のためのマトリクスとして、本発明に係るポリマーおよび／または組成物および／またはインプラントを用いることは、軟骨誘導による軟骨の修復に特に適している。

自己細胞の細胞成長のための三次元の基質としての本発明に係るポリマーおよび／または組成物および／またはインプラントに適用に関しては、骨、軟骨、皮膚およびその他器官の再構築のための移植可能な組織工学スキャフォールドを調製するために特に適している。しかしながら、あまり適切ではないとしても、ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載されたポリマーが、この種の適用のために使用できる。

また、本発明に係るポリマーおよび／または組成物および／またはインプラントは、様々な軟組織の修復または増大の処置のために用いることができ、特に、例えば、傷跡のカムフラージュ、くぼみの充填、凹凸の平滑化、顔面半側萎縮症、第二鰓弓症候群、顔面リポジストロフィーにおける非対称の矯正、加齢によるしわのカムフラージュのように、顔面組織において用いることができる。それは、加齢、外傷、疾患またはその他の異常によって変形した軟組織に対して形態および／または機能を回復させる再建手術に用いることができる。また、それは、顔の脂肪の喪失（脂肪組織萎縮症）の代わりとすることができ、例えば、老齢や病気の理由から、脂肪、コラーゲンや筋肉の喪失に苦しむ患者の軟組織の領域にボリュームを与えることで代わりとすることができる。しかしながら、あまり適切ではないとしても、ＰＣＴ／ＥＰ２０１０／０６３２２７に記載されたポリマーが、この種の適用のために使用できる。

定義
本明細書で用いられる、用語「アルキル」とは、示された数の炭素原子を有する直鎖又は分枝鎖の飽和の一価の炭化水素基を言う。例えば、用語「Ｃ_１−６−アルキル」は、Ｃ_１、Ｃ_２、Ｃ_３、Ｃ_４、Ｃ_５及びＣ_６アルキル基を含む。限定されない例として、望ましいアルキル基としては、メチル、エチル、プロピル、イソプロピル、ブチル、イソブチル、tert-ブチル、ペンチル及びヘキシルが挙げられる。本発明の一形態では、アルキル基の範囲は：Ｃ_１−６−アルキル、Ｃ_１−５−アルキル、Ｃ_１−４−アルキル、Ｃ_１−３−アルキル及びＣ_１−２−アルキルである。

本明細書で用いられる、用語「アリール」とは、縮合していてもよく、または二環式でもよい、１個、２個又は３個の環を有する一価の不飽和の芳香族炭素環基を言う。本発明の一形態では、用語「アリール」とは、５又は６個の炭素原子を含む芳香族単環、７、８、９又は１０個の炭素原子を含む芳香族二環系又は縮合環系、又は１０個以下の炭素原子を含む芳香族三環系を言う。限定されない例として、望ましいアリール基としては、フェニル、ビフェニル、アントラセニル、チオフェニルが挙げられる。本発明の一形態では、アリール基の範囲は：Ｃ_５−２０−アリール、Ｃ_５−１０−アリール、Ｃ_５−８−アリール及びＣ_６−７−アリールである。

用語「（５−３０員）ヘテロアリール」とは、少なくとも１個のヘテロ原子（hetereoatom）（特に、Ｏ、Ｎ又はＳ）、有利には２個のヘテロ原子、特に３個のヘテロ原子を含む、縮合していてもよく、または二環式でもよい、１個、２個、３個又はそれより多くの環を有する５ないし３０員の一価の不飽和の芳香族複素環基を言う。適切に、用語「ヘテロアリール」は、少なくとも１員がＮ、Ｏ又はＳ原子であり、１個、２個または３個のさらなるＮ原子を含んでいてもよい５員の芳香族の単環系、１、２又は３員がＮ原子である６員の芳香族の単環、少なくとも１員がＮ、Ｏ又はＳ原子であり、１、２又は３個のさらなるＮ原子を含んでいてもよい９員の芳香族の二環又は縮合環、又は１、２又は３員がＮ原子である１０員の芳香族の二環である、ヘテロアリール部分を含む。限定されない例として、望ましいヘテロアリール基としては、フラニル、ピリジル、フタルイミド、チオフェニル、ピロリル、イミダゾリル、ピラゾリル、チアゾリル、イソチアゾリル、オキサゾリル、オキサジアゾリル、ピロニル、ピラジニル、テトラゾリル、チオナフチル、ベンゾフラニル、インドリル、オキシインドリル、イソインドリル、インダゾリル、インドリニル、アザインドリル、ベンゾピラニル、クマリニル、イソクマリニル、キノリル、イソキノリル、シンノリニル、キナゾリニル、ベンゾオキサジニル、クロメニル、クロマニル、イソクロマニル、チアゾリル、イソオキサゾリル、イソオキサゾロニル、イソチアゾリル、トリアゾリル、オキサジアゾリル、チアジアゾリル、トリアジルカルバゾール、ポルフィリン、トリフェニレン及びピリダジルが挙げられ、有利には、ピリジン、カルバゾール、ポルフィリン、トリフェニレンが挙げられる。

実施例1
１．ＨＥＭＡ／ＰＥＧＭＡ法による生体吸収性架橋剤の合成：
第一工程：
マグネチックスターラーバーを備えた乾燥シュレンク内で、ラクチド (2.22 g; 0.0154 mol)及びヒドロキシエチル メタクリレート (0.75 mL; 0.0062 mol)を、窒素下5mlのトルエンに溶解した。上記の系にSn(Oct)₂ (8mg)のトルエン溶液を導入し反応を開始した。90℃で20時間後、5mlのクロロホルムを加え、反応混合物を希釈し、形成したポリマーを大量の石油エーテルで析出させて精製した。収率 94%.
¹H NMR in CD₃COCD₃: 1.53 (m, CH₃, PLA), 1.91 (s, CH₃, メタクリレート), 4.38 (m, CH₂, HEMA), 5.17 (m, CH, PLA), 5.65-6.10 (m, CH₂=C).

第二工程：
第一工程で形成したポリマーを、さらにメタクリロイル クロリドと反応させることにより、PLA 鎖の末端でヒドロキシル基により修飾した。あらかじめ形成したポリマー(1.07mmol of OH 基, 1eq.)を、マグネチックスターラー及び滴下ロートを備えた三つ口フラスコ中、無水CH₂Cl₂に溶解した。フラスコの内容物を0℃に冷却し、トリエチルアミン (1.5eq.; 0.0016 mol)を加えた。溶液を撹拌し、次いでCH₂Cl₂(2.5ml)中メタクリロイル クロリド (1.5eq.; 0.0016 mol)を溶液に滴下した。撹拌を0℃で1時間、次いで室温で一晩続けた。トリエチルアミン塩をろ過により除去し、ポリマーを大量の石油エーテル中で析出させた。収率: 95%.
¹H NMR in CD₃COCD₃: 1.53 (m, CH₃, PLA), 1.91 (m, CH₃, メタクリレート), 4.39 (m, CH₂, HEMA), 5.17 (m, CH, PLA), 5.65-6.16 (m, CH₂=C).

２．ＰＥＧ法による生体吸収性架橋剤の合成：
第一工程：
マグネチックスターラーバーを備えた乾燥シュレンク内で、オクタン酸第一錫 (114 mg)を触媒として使用して、PEG600 (10 g ; 0.0167 mol)を、d,l-ラクチド (7.2 g ; 0.05 mol)及びグリコリド (5.8 g; 0.05 mol)とアルゴン下115℃で20時間反応させた。次いで、ポリマーをクロロホルムに溶解し、大量の石油エーテル/ジエチルエーテル (50/50)、次いで純粋な石油エーテルで析出させた。
¹H NMR in CDCl₃: 1.55 (m, CH₃, PLA), 3.64 (m, CH₂, PEG), 4.25 (m, CH₂, PEG), 4.80 (m, CH₂, PGA), 5.20 (m, CH, PLA)

第二工程：
第一工程で形成したポリマーを、さらにメタクリル酸無水物と反応させることによりPLGA末端でヒドロキシル基により修飾した。典型的な反応で、あらかじめ形成したポリマー(4.91 g)を、マグネチックスターラーを備えた乾燥シュレンク管で脱気酢酸エチル (25 ml)に溶解した。フラスコの内容物を0℃に冷却し、メタクリル酸無水物 (3.3 ml.; 0.022 mol)を、アルゴンフロー下、溶液に滴下した。撹拌を0℃で1時間、次いで 80℃で6時間続けた。冷却後、ポリマーを大量の石油エーテルで三回析出させた。
¹H NMR in CDCl₃: 1.56 (m, CH₃, PLA), 1.94 (m, CH₃, メタクリレート), 3.63 (m, CH₂, PEG), 4.29 (m, CH₂, PEG), 4.80 (m, CH₂, PGA), 5.20 (m, CH, PLA), 5.64-6.15 (m, CH₂=C)

一連の生体吸収性架橋剤を、PEGの分子量、並びに吸収性セグメントの長さ及び化学組成を変化させることにより合成した（表１）。

実施例2
2-メチレン-1,3-ジオキセパン（ＭＤＯ）の合成：
合成をこれまでにUndinらにより示された修飾法を用いて行った（J PolymSci: Part A 48, 4965-4973-2010）。
工程１．1:1のモル比の1,4-ブタンジオール及びブロモアセトアルデヒド ジエチルアセタールを、Dowex 50 (2.5 gDowex 50/1 molモノマー)と共に丸底フラスコに秤り取った。反応フラスコに10 cm ビグリューカラムを取り付け、減圧下100℃に加熱した。もはやエタノールが蒸留除去されなくなったときに、反応を停止した。生成物は100℃で減圧蒸留し、精製した。収率: 60%. ¹H NMR (300 MHz, CDCl₃): 4.88 (t, 1H, CH), 3.93-3.62 (m, 4H, CH₂-O), 3.30 (d, 2H, CH₂Br), 1.70 (m, 4H, CH ₂ -CH₂-O).
工程２．2-(ブロモメチル)-1,3-ジオキセパン(プレモノマー)を1/3のTHF (3.2 ml 無水THF/1 g プレモノマー)に溶解した。カリウム tert-ブトキシド(プレモノマーに対して2 mol当量)及びAliquat 336 (プレモノマーに対して2 %mol)をマグネチックスターラーバーを備えた丸底フラスコ中2/3のTHFに懸濁し、0℃に冷却した。プレモノマーのTHF溶液を一滴ずつ加えた。反応を3時間0℃、および12時間25℃で行った。遠心分離で固体残渣を除去し、溶媒を除去し、生成物を50℃で減圧蒸留を行うことにより精製した。収率: 57%. ¹H NMR (300 MHz, CDCl₃): 3.92 (m, 4H, CH₂-O), 3.44 (s, 2H, =CH₂), 1.73 ppm (m, 4H, CH ₂ -CH₂-O).

実施例3
イブプロフェンモノマーの合成：
１．ＨＥＭＡ−ｉＢｕ：
以下の反応を実行した：

マグネチックスターラーバーを備えた丸底フラスコに、イブプロフェン (0.34g; 1.65mmol)及び4-ジメチルアミノピリジン(0.01g; 0.09mmol)を窒素雰囲気下、乾燥CH₂Cl₂(4ml)に溶解した。ヒドロキシエチル メタクリレート (0.21g; 1.65mmol)、及び2mlの乾燥CH₂Cl₂に溶解したジシクロヘキシルカルボジイミド(0.34g; 1.65mmol)の混合物を0℃にて順次加えた。0℃で24時間反応させた後、混合物をろ過し、粗生成物をシリカゲルカラム(シクロヘキサン/酢酸エチル: 2/1)で精製した。
¹H NMR in CD₃COCD₃による特性評価: 0.88 (d, CH₃, イソプロピル), 1.43 (d, CH₃-CH, イブプロフェン), 1.85 (m, CH₃, メタクリレート + CH-iPr, イブプロフェン), 2.44 (d, CH₂-フェニル, イブプロフェン), 3.75 (q, フェニル-CH-COO-, イブプロフェン), 4.31 (m, CH₂, HEMA), 5.59-5.98 (m, CH₂=C), 7.16 (dd, C₆H₄)

２．ＧＭＡ−ｉＢｕ
以下の反応を実行した:

グリシジル メタクリレート (1.348 g; 9.5 mmol)、イブプロフェン (1.955 g;9.5 mmol)、ヒドロキノン (0.2g)及びピリジン (2ml)を5mlのDMFに溶解した。混合物を真空下6時間40℃で振動させた。次いで、混合物を冷却し、飽和NaHCO₃水溶液(20ml)中に注いだ。有機相を酢酸エチルで三回抽出し、飽和NaCl 溶液で洗浄し、MgSO₄で乾燥し、減圧下溶媒留去した。残渣をクロマトグラフィー (酢酸エチル / シクロヘキサン: 1/5)で精製した。収率 : 40%.
¹H NMR in CDCl₃による特性評価: 0.89 (d, CH₃, イソプロピル), 1.51 (d, CH₃-CH, イブプロフェン), 1.85 (m, CH-iPr, イブプロフェン), 1.94 (s, CH₃, メタクリレート), 2.45 (d, CH₂-フェニル, イブプロフェン), 3.75 (q, フェニル-CH-COO-, イブプロフェン), 4.08-4.19 (m, CH₂-CH(OH)-CH₂), 5.60-6.12 (m, CH₂=C), 7.16 (dd, C₆H₄)

実施例4
吸収性ヒドロゲルの合成：
１．有機溶媒中
吸収性架橋剤PEG₂₂PLGA₁₂(5 % mol)を1 ml のトルエンに溶解し、窒素下脱気した。ここに、ポリ(エチレングリコール)メチルエーテル メタクリレート (Mw 300)、2-メチレン-1,3-ジオキセパン及びヘキサンチオール (3 % mol /1 mol PEGMA)を加えた。1 % molのAIBNを1 mlのトルエンに溶解し、モノマー溶液に加えた。混合物を80℃で8時間加熱した。冷却後、ポリマーをアセトンで二回、次いで蒸留水で洗浄した。
ヒドロゲルディスク (厚さ7 mm、直径21 mm)を、撹拌下37℃で完全に分解するまで(固体残渣が存在しなくなるまで)、50 mlの0.1N NaOHを含むガラス製バイアル中に入れた。一晩維持し、内容物をMilli-Q-water で透析し(乳酸、グリコール酸及び塩類を除去するために、100-500 Daの分子量のカットオフ)、凍結乾燥した。残存したポリマーの分子量を、カルボン酸基のメチル化後、サイズ排除クロマトグラフィーで決定した（表２）。

エキソメチレン基を有する環状モノマーを加えることにより、たとえ低い割合であっても、残存したポリマー鎖の分子量を減少する。分解後、一定の割合のMDOを用いる場合は、分解生成物におけるメタクリレート鎖はすべて、循環系に蓄積する分子量範囲より小さい４〜３０ｋＤａの範囲と、比較的低分子量であることに留意することが重要である。

２．水性溶媒中Ｇ＃７
吸収性架橋剤PEG₂₂PLGA₈ (0.33 g, 0.2 mmol)を3 mlの蒸留水に溶解し、窒素下で脱気した。ここに、ポリ(エチレングリコール) メチルエーテル メタクリレート(Mw 475) (1.8 g, 3.8 mmol)、2-メチレン-1,3-ジオキセパン (0.023 g, 0.2 mmol)、テトラメチルエチレンジアミン (12 μl)及びチオグリコール酸 (10 mg)を加えた。180 mgのペルオキソ二硫酸アンモニウムを0.2 mlの蒸留水に溶解し、モノマー溶液に加えた。混合物を40℃で30分間加熱した。冷却後、ポリマーを蒸留水で洗浄し、凍結乾燥した。
10 mlの0.1N NaOHを含むガラス製バイアル中に入れたヒドロゲルディスクG#7 (厚さ4 mm 及び直径10 mm )は、１０分ですべて分解した(目で見える残渣が存在しない)。

実施例5
吸収性マイクロスフェア：
１．吸収性マイクロスフェアの調製
0.5%ポリビニルアルコール(88%加水分解)水溶液(3% NaCl含有)(120ml)を250mlのリアクターに導入し、窒素雰囲気下15分間静置した。ポリ(エチレングリコール)メチルエーテル メタクリレート、2-メチレン-1,3-ジオキセパン、吸収性架橋剤、連鎖移動剤 (3 % mol / 1 mol PEGMA)、及び7.5mlのトルエンに溶解した1 mol% AIBNを含むモノマー相を15分間溶液に窒素をバブリングすることにより脱気した。モノマー相を80℃で水相に加え、8時間撹拌した。混合物を熱時ろ過し、アセトンおよび水で洗浄した。次いで、ビーズを凍結乾燥した。

一連の吸収性マイクロスフェアを架橋剤、ＰＥＧモノマーの性質及びＭＤＯの割合を変化させて合成した（表３）。

エキソメチレン基を有する環状モノマーを加えることでは、架橋剤／モノマーの割合及び性質がどうであれ、懸濁重合は妨げられない。さらに、環状モノマーは、分解後残存するポリマー鎖の分子量を減少させる。

上記にリストアップ（表３）されたマイクロスフェアのin vitro分解速度は、1日未満から最大4ヶ月まで架橋剤の化学組成及び/又はPEGモノマーの性質を変化させることによって調整することができる。PLAに基づく架橋剤は、PLGA のものに比べてマイクロスフェアの分解速度がより遅い。架橋剤のPEG セグメントの長さは、吸収速度に影響する。環状モノマーは吸収速度を大きく変化させない。

２．サイズの制御
撹拌速度、モノマー相に対する水の比率およびポリビニルアルコール安定剤の濃度の単純な変化により、粒度の注目すべき範囲で鋭いサイズ分布を完全に達成することができる。粒度分布は、25℃にてMastersizer S apparatus (Malvern Instrument Ltd.)でレーザー回析することにより決定される。乾燥ビーズを水中に分散し、測定前15分間膨潤させた。各注入を3回分析した。
これら要素の組み合わせにより、220 μm(260 rpm, O/W = 1/11)から、317 μm (215 rpm, O/W = 1/8)、614 μm (160 rpm, O/W = 1/6)及び1144 μm (120 rpm, O/W = 1/6)の平均のサイズ範囲の調製を可能にする。

３．様々な直径の針を介するマイクロスフェアの注射
乾燥マイクロスフェア (500-800 μm)を食塩水 (0.9 wt% NaCl(蒸留水中))で含水させ、オムニパークで50％に希釈し、試験溶液を形成した。次いで、マイクロスフェア懸濁液を、直径を小さくしたショート(I.V.)カテーテルを介して注射した（表４）。

ポリマーネットワーク中にエキソメチレン基を有する環状モノマーを加えることにより、直径を小さくした針を介して注射するために、マイクロスフェアの能力を変更されない。機械的特性は、環状モノマーの導入により変更されない。

実施例6
イオン吸収性マイクロスフェアの合成
実施例5と同様な手順を用いたが、イオン性モノマーを、トルエン相中に加えた（表５）。

様々な量のイオン性モノマーによるマイクロスフェアを、環状モノマーの存在下或いは不存在中で正常に合成した。それらの分解速度は、類似した組成の中性のマイクロスフェアに比べて速く、イオン性モノマーの量とともに増加する。環状モノマーは、吸収速度を変化させない。

実施例7
シクロデキストリンを含む吸収性ヒドロゲルの合成
１．モノメタクリレートβ−シクロデキストリンの調製
モノマーを以前に方法と同様にして合成した（Ren et al. Journal of polymer science, part A 2009, 4267-4278）。
工程１．収率 = 51%. ¹H NMR (300 MHz, DMSO-d₆): 7.74 (d, 2H, トシル), 7.45 (d, 2H, トシル), 4.84-4.77 (m, 7H, O-CH-O), 3.70-3.45 (m, 28H), 3.40-3.20 (m, 14H), 2.43 (s, 3H, Ph-CH₃)
工程２．収率 = 69% ¹H NMR (300 MHz, D₂O): 9,26 (s, CHO), 5.20-5.10 (m, 7H, O-CH-O), 4.04-3.90 (m, 26H), 3.73-3.60 (m, 14H)
工程３．収率 = 71%. ¹H NMR (300 MHz, D₂O): 6.22 (s, =CH), 5.89 (s, =CH), 5.11 (d, 7H, O-CH-O), 4.04-3.88 (m, 28H), 3.71-3.59 (m, 14H), 3.05 (s, 2H, CH₂-OCO), 2.90 (s, 2H, CH₂-NH), 2.04 (s, 3H, CH₃-C=)

２．モノメタクリレートβ−シクロデキストリンを用いた吸収性ヒドロゲルの調製Ｇ＃８
まず、モノメタクリレート β-シクロデキストリンを4.5 mlの蒸留水/DMSO (3/1 vol)に溶解した。ここに、吸収性架橋剤PEG₂₂-PLGA₈(0.33 g, 0.2 mmol)、ポリ(エチレングリコール)メチルエーテル メタクリレート(Mw 475) (1.71 g, 3.6 mmol)、2-メチレン-1,3-ジオキセパン (0.023 g, 0.2 mmol)、テトラメチルエチレンジアミン(12 μl)及びチオグリコール酸 (10 mg)をこの順序で加えた。180 mgのペルオキソ二硫酸アンモニウムを0.5 mlの蒸留水に溶解し、モノマー溶液に加えた。混合物を40℃で30分間加熱した。冷却後、ポリマーを蒸留水で洗浄し、凍結乾燥した。

10 mlの0.1N NaOHを含むガラス製バイアルに入れたヒドロゲルディスク G#8 (厚さ4 mm、直径10 mm)は、10分で完全に分解した(目視できる残渣が存在しない)。

したがって、エキソメチレン基を有する環状モノマーを加えることは、モノメタクリレートシクロデキストリンンの重合を妨げない。

実施例8
クラウンエーテルを含む吸収性ヒドロゲルの合成
１．18-クラウン-6-メタクリレートの調製
2-ヒドロキシメチル-18-クラウン-6 (1 mmol) を、マグネチックスターラーを備えたシュレンク管中で脱気CH₂Cl₂(10 mL)に溶解した。フラスコの内容物を0 ℃に冷却し、トリエチルアミン (3 mmol) を加えた。溶液を撹拌し、次いでメタクリロイル クロリド (3 mmol)を溶液に滴下した。撹拌を0℃で2時間、次いで室温で終夜続けた。反応混合物を1M HCl溶液で抽出し、水次いで飽和Na₂CO₃溶液で洗浄し、MgSO₄で乾燥した。ろ過し、溶媒をエバポレーションし、残渣をクロマトグラフィー（シリカゲル）(CHCl₃/MeOH 9/1 溶離液)で精製し、194 mg (収率 54%)の2-メチルメタクリレート-18-クラウン-6を得た。¹H NMR (300 MHz, CDCl₃): 6.11 (s, 1H, =CH₂), 5.57 (s, 1H, =CH₂), 4.32-4.15 (m, 2H, CH₂-OCO), 3.81-3.68 (m, 23H, CH₂-O), 1.95 (s, 3H, CH₃)

２．クラウンエーテルG#9(30%)、G#10(50%)を用いた吸収性ヒドロゲルの調製
吸収性架橋剤PEG₂₂-PLGA₁₂ (0.22g, 0.125 mmol)を、0.8 mlのトルエンに溶解し、窒素下で脱気した。ここに、クラウンエーテルメタクリレート(0.27g, 0.75 mmol)、ポリ(エチレングリコール)メチルエーテル メタクリレート(Mw 300) (0.49g, 1.62 mmol)、2-メチレン-1,3-ジオキセパン (14.3 mg, 0.125 mmol)及びヘキサンチオール (7 μl)を加えた。2 % molのAIBNを0.2 mlのトルエンに溶解し、モノマー溶液に加えた。混合物を80℃で8時間加熱した。冷却後、ポリマーをアセトンで二回、次いで蒸留水で洗浄した。

10 mlの0.1N NaOHを含むガラス製バイアルに入れたヒドロゲルディスク (厚さ4 mm、直径10 mm) は12時間で完全に分解した (固体残渣が存在しない)。

したがって、エキソメチレン基を有する環状モノマーを加えることにより、異なる割合のクラウンエーテルメタクリレートの重合は妨害されない。

実施例9
ナフチル（naphtyl）基を含む吸収性ヒドロゲルの合成
吸収性架橋剤PEG₂₂-PLGA₁₂ (5 %mol)を、1.5 mlトルエンに溶解し、窒素下で脱気した。ここに、ナフチル メタクリレート(ナフチル（naphtyl）MA)、ポリ(エチレングリコール)メチルエーテル メタクリレート(Mw 300)、2-メチレン-1,3-ジオキセパン (5 %mol)及びヘキサンチオール (3 %mol /1 mol PEGMA)を加えた。2 % molのAIBNを、0.5 mlのトルエンに溶解し、モノマー溶液に加えた。混合物を80℃で8時間加熱した。冷却後、ポリマーをアセトンで二回、次いで蒸留水で洗浄した。

ヒドロゲルディスク (厚さ4 mm、直径10 mm)を、すべて分解 (目視できる残渣が存在しない)するまで、10 mlの0.1N NaOHを含むガラス製バイアル中に入れた。

一連のゲルをナフチル基の量を増やして合成した（表６）。

したがって、エキソメチレン基を有する環状モノマーを加えることにより、異なる割合のナフチル（naphtyl） メタクリレートの重合は妨害されない。ナフチル（naphtyl）MAを加えることにより、分解時間が伸びた。

実施例10
ベンジル基を含む吸収性マイクロスフェアＭＳ＃１７、ＭＳ＃１８、ＭＳ＃１９、ＭＳ＃２０の合成
0.5%ポリビニルアルコール(88% 加水分解)水溶液（3% NaCl含有）(120 ml)を、250ml反応器に導入し、窒素雰囲気下で15分間静置した。ベンジル メタクリレート (10 mol%)、ポリ(エチレングリコール)メチルエーテル メタクリレート Mw 300 (80 mol%)、2-メチレン-1,3-ジオキセパン (5 mol%)、PEG₂₂-PLGA₁₂架橋剤 (5 mol%)、ヘキサンチオール (3 % mol /1 mol PEGMA)及び7.5mlのトルエンに溶解した1 mol% AIBNを含むモノマー相を、15分間溶液に窒素をバブリングすることにより脱気した。モノマー相を水相に80℃で加え、8時間撹拌した。混合物を熱時ろ過し、アセトン及び水で洗浄した。次いで、ビーズを凍結乾燥した。

10 mlの0.1N NaOHを含むガラス製バイアルに入れた1mlのマイクロスフェアは、2分で完全に分解した (目視できる残渣が存在しない)。

したがって、エキソメチレン基を有する環状モノマーを加えることにより、異なる割合のベンジル メタクリレートの懸濁重合は妨げられない。

実施例11
イオン性吸収性マイクロスフェアに担持されたドキソルビシン
実施例6に記載の体積0.1 mLの沈殿マイクロスフェア (n=3)を、pH7の水で水和した3.5mgのドキソルビシン (ファイザー) (濃度 = 2.5mg/ml)と共に、撹拌しながら、室温で1時間インキュベートした。上澄みに残ったドキソルビシンを計量(DO 492nm)し、減算することにより担持量を算出した。

次いで、担持マイクロスフェアを、10mLのトリスバッファー (pH 7.3)中でインキュベートした。2分、10分、1時間及び3時間で、1mlの放出培地をサンプリングし、未使用のトリスバッファーで新しくした。上澄み中のドキソルビシンを計量 (DO 492nm)し、放出した量を算出した（表７）。

イオン性化合物を加えることにより、吸収性マイクロスフェアに担持されたドキソルビシンの高い速度が可能となり、DCビーズ (BiocompatiblesUK-BTG group)の速度の約９０％、それと同様の速度に達する。

実施例12
クラウンエーテルヒドロゲルに担持されたドキソルビシン
1 mLのドキソルビシン溶液 (0.5 mg/mL)を、実施例8に記載の100 mgのウェットゲル(n=2)に加えた。薬剤の担持を、室温で終夜穏やかに振とうし、実行した。薬剤担持効率は、上澄みに残った薬剤量を測定し、決定した (OD 492 nm)。薬剤担持効率は、ゲル100 mgあたりに吸収されたドキソルビシン（doxurubicin）をμgで示した。次いで、担持したゲルを、5mLトリス-HClバッファー、0.9 % NaCl (pH 7.3)中、37℃で振とうしながらインキュベートした。72時間後、上澄み中の遊離ドキソルビシンを決定し(DO 492 nm)、値を100 mgのゲルに対して計算した（表８）。

コントロールに対して、クラウンエーテルを組み込んだゲルは、クラウンエーテルの量に応じて、ドキソルビシンの担持を増加させる。放出は持続した：食塩水バッファーでインキュベートしてから3日後、ドキソルビシン放出は完了していなかった (薬剤の25ないし30%のみが放出)。ポリマーネットワークにおけるMDOの存在は、ドキソルビシンの担持/放出に対応している。

実施例13
吸収性マイクロスフェアに担持されたイブプロフェン／アンフォテリシンＢナノ粒子
イブプロフェンを担持したナノ粒子(NP)を乳化/溶媒留去技術により調製した。通常、9 mgのPEG-b-PLGA コポリマー（Resomer（登録商標）d5055）および様々な量のイブプロフェンを、1 mLのアセトンに溶解し、溶液を9 mLの蒸留水に注いだ。このようにして得られた乳液を、オープンの容器で、マグネチックスターラーにより2時間穏やかに撹拌し、有機溶媒を留去した。このように得られたナノ粒子を、遠心分離 (11600g, 30分)により回収し、水で二回洗浄した。

アンフォテリシンBを担持したナノ粒子を、以下のようにして調製した: 9 mgのPEG-b-PLGAコポリマー及び563μgのアンフォテリシンを、DMSOに溶解し、溶液を9 mLの蒸留水に注いだ。マグネチックスターラーを用いて１時間穏やかに撹拌し、懸濁液を、水に対して4時間透析した(MWCO 25000 kDa)。
薬剤の担持内容量及び効率を、凍結乾燥したナノ粒子をアセトニトリル (イブプロフェンに対して)又はDMSO(アンフォテリシンBに対して)に溶解することにより決定し、薬剤の量を、264 nm (イブプロフェンに対して)及び421 nm (アンフォテリシンBに対して)にて分光光度法で測定した（表９）。

マイクロスフェアにナノ粒子を組み込むために、100 μLのナノ粒子懸濁液を100 μL の凍結乾燥したMS#6に加えた。8時間室温で機械撹拌下でインキュベートし、ナノ粒子を担持したMSを再蒸留水で二回洗浄した。次いで、1 mLのPBS (10mM) をMSの懸濁液に加えた。異なる時間間隔で、上澄みからサンプルを採取し、同じ体積 (1 mL)の未使用のバッファー溶液に置き換えた。これらのサンプルにおける、ナノ粒子の存在を260 nmでの分光光度法にて証明した。

三種のナノ粒子で、バッファー中での24時間インキュベートの間、ナノ粒子の放出が観察された。マイクロスフェアのポリマーネットワークのMDOの存在は、ナノ粒子の担持/放出に対応している。

実施例14
吸収性ベンジルマイクロスフェアに担持されたインドメタシン
ベンジル基の量(0%、10%、20%、30%)を増加させた実施例10に記載の0.1 mLの体積のマイクロスフェア沈殿物 (n=5)を、DMSO (20 mg/ml)およびリン酸緩衝食塩水の溶液中5mgのインドメタシン(INDO, Sigma)と共に、振とうさせながら室温で3時間及び24時間インキュベートした。

上澄みに残ったインドメタシンを計量し (OD 260nm)、減算することにより担持量を算出した（表１０）。

マイクロスフェアにおけるベンジル メタクリレートの組み込みにより、有意にπ相互作用によるインドメタシンの担持能力が増加した。ポリマーネットワークにおけるMDOの存在は、インドメタシンの担持に対応している。

実施例15
吸収性ナフチル（naphtyl）ゲルに担持されたインドメタシン
ナフチル（naphtyl）基の量(0%、10%、20%) を増加させた実施例9に記載の100 mgの(水和)ゲルを、DMSO (20 mg/ml)およびリン酸緩衝食塩水の溶液中5mgのインドメタシン(INDO, Sigma)と共に、振とうさせながら室温で3時間及び24時間インキュベートした。

上澄みに残ったインドメタシンを計量し (DO 260nm)、減算することにより担持量を算出した（表１１）。

ヒドロゲルにおけるナフチル（naphtyl） メタクリレートの組み込みにより、π相互作用によるインドメタシンの担持能力が有意に増加した。ポリマーネットワークにおけるMDOの存在は、インドメタシンの担持に対応している。

実施例16
in vitro 細胞毒性分析
マイクロスフェアの細胞毒性を、細胞培地で調製されたマイクロスフェアの抽出物を用いて分析した。簡潔に、マウス線維芽細胞 (L929)培養物を、37℃のCO2インキュベーター中、10% FBS、2 mM のL-グルタミン、50μg/mL のストレプトマイシン、50 Units/mL のペニシリンを伴う高グルコースDMEM培地に保持した。L929細胞の回収を、トリプシンEDTA (Lonza)を用いて実行し、5.10³細胞/ウェルの密度にて96ウェルプレート(NUNC)で継代培養を開始した。マイクロスフェア抽出物を無菌チューブに準備し、DMEM中で500μLのマイクロスフェアペレットを加え、体積を細胞培地で3 mLにした。サンプルを撹拌下37℃でインキュベートし、マイクロスフェアの分解を完結させた。物質濃度はマイクロスフェア抽出物中約25mg/mLであった。外科用グローブのフラグメント (ラテックス)を細胞毒性の陽性コントロールとして用いた。細胞播種後、細胞培地のマイクロスフェア抽出をウシ血清で完結させ、pHを調整し(およそpH 7)、非コンフルエント線維芽細胞 (6ないし8ウェル/条件)を加えた。外科用グローブから得られた抽出物もマウス線維芽細胞に加えた。培養72時間(37℃, 5% CO₂)後、培地を除去し、細胞を100μLのPBSで洗浄し、0.08% CuSO4 (w/v)及び0.05 % Triton X-100を含む100μL のビシンコニン酸溶液 (BCA タンパク質試薬, Sigma)を加えた。インキュベート(37℃で1時間)後、吸光度を570 nmで測定し、タンパク質の量を、ウシ血清アルブミンを用いた標準曲線からの外挿法によって得た（表１２）。

マイクロスフェア抽出物での3日間の細胞培養は、ラテックスコントロールで観察されたような細胞死(p < 0.05)を誘導しなかった。有意な細胞毒性は、コントロール培養物に対して30％以上の細胞増殖の阻害につながる効果として定義される（Lin et al 2009 Colloid Surface B, 70: 132-41）。

吸収性マイクロスフェア(MS#12及びMS#13)における10% molのメタクリル酸は、メタクリル酸を用いずに得られるマイクロスフェア (MS#3及びMS#2)に比べて細胞毒性がない。反対に、マイクロスフェア (MS#16)に高い含有量のメタクリル酸 (50 % mol)を取り込むと、細胞生存を損なうプロトンの高い放出(pH 7を下回る)を与える素早い吸収に起因する、毒性が生じる。マイクロスフェア (MS#10)にβ-カルボキシ-エチル アクリレート(10% mol)を加えると、弱毒性を誘導した；しかし、成長阻害は細胞毒性の閾値 (70 %)に近いものであった。メタクリル酸は、毒性の結果に関して、アニオン性マイクロスフェアの調製では、β-カルボキシエチル アクリレートに比べてアニオン性コモノマーの方が良好であるようである。

MDO (5 % mol)を含むマイクロスフェアに疎水性コモノマー (ベンジル メタクリレート, 10 % mol)を加えると、細胞増殖を抑止しなかった。

(MS#10及びMS#16)を除き、表１２にリストアップされている吸収性マイクロスフェア（MDOが有るもの、または無いもの）の全ての増殖値は70%よりも高く、それゆえ、それらは培養細胞に対して非細胞毒性であった。

実施例17
ウサギへの皮下移植
ホワイトニュージーランドウサギ (n=22)の背中の皮膚に、食塩水中の吸収性マイクロスフェア (ウサギあたり総量0.8mLのマイクロスフェア沈殿物) 、または食塩水のみ(SHAM)を移植した。ウサギは、2日目、7日目又は28日目までに表 13に基づき屠殺した。急速な吸収性のマイクロスフェア(吸収 < 24時間 in vitro)は、D2及びD7でのみ評価した。より遅い吸収性のマイクロスフェア(吸収 > 4日 in vitro) は、D7及びD28で評価した。組織反応及び物質吸収は組織学により評価した。犠牲動物から主要な臓器を回収し、全身毒性を示唆する異常を確認した。

結果
全てのマイクロスフェアは、D2でのいくらかの好中球、D7及びD28でのマクロファージを含む、弱い炎症反応しか引き起こさなかった。
D7でのPLAベースのマイクロスフェアはその形状を保持し、吸収が進行する段階にあり、フィブリンによって置き換えられ、線維芽細胞様細胞とコロニーを形成していた。
D28でのPLAベースのマイクロスフェアは、目視できるものはなく、完全に吸収されていた。移植の空洞は、線維芽細胞及び若いコラーゲン線維及びほんのわずかな残留マクロファージで満たされていた。
D2でのPLGAベースのマイクロスフェアは、その形状を保持し、吸収段階が進行しており、フィブリンに置き換えられ、細胞のコロニー化は伴っていなかった。
D7でのPLGAベースのマイクロスフェアは、扁平な空洞で目視できるものはなく、完全に吸収されており、移植部位で小さな瘢痕組織のみを伴っており、ごく少数の残留マクロファージを伴っていた。
全身毒性の影響は、吸収性マイクロスフェアを移植したウサギの排出リンパ節、肝臓、腎臓、心臓及び脾臓で検出されなかった(SHAMと差がなかった)。

実施例18
吸収性マイクロスフェアを用いた塞栓
吸収性 マイクロスフェア (MS#13)を、種々の動物モデルで塞栓形成のために使用し、動脈網を閉塞する能力を評価した（表１４）。

ブタの腎臓の再疎通
材料および方法
ミノブタに、300-500 μm のマイクロスフェアを、標的領域で実質混濁（parenchyma opacification）が消失するまで2.4Fマイクロカテーテルを通じて動脈内に注射することにより、腎臓の下極に選択的塞栓術を施した。処置後一週間、制御血管造影を行い、腎動脈の再疎通を評価した。血管造影では、塞栓した直後および一週間後に造影剤による染色領域を測定し、塞栓形成前の腎動脈の染色領域と比較した（割合）。

結果
腎臓の下極は首尾よく吸収性マイクロスフェアで塞栓した。マイクロスフェアの注射は水の注射と同様に容易であった。直径1mm以下の動脈は下極で閉塞された。犠牲動物では、腎動脈は皮質領まで再疎通された。D0及びW1における、血管新生の割合は、最初の血管造影(100%)に対して、それぞれ76%及び93%であり、腎動脈の極めて完全な再疎通を示した。

Claims (22)

1. （ｉ） 式（Ｉ）
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１）ＣＯ−Ｋ （Ｉ）
   ［式中、
   Ｋは、Ｏ−Ｚを示し、Ｚは、（ＣＲ_２Ｒ_３）_ｍ−ＣＨ_３、（ＣＨ_２−ＣＨ_２−Ｏ）_ｍ−Ｈ、（ＣＨ_２−ＣＨ_２−Ｏ）_ｍ−ＣＨ_３、（ＣＨ_２）_ｍ−ＮＲ_４Ｒ_５（ｍは１〜３０の整数を示す。）を示し；
   Ｒ_１、Ｒ_２、Ｒ_３、Ｒ_４及びＲ_５は、独立して、ＨまたはＣ_１−Ｃ_６アルキルを示す。］の少なくとも一つのモノマー；
   （ｉｉ） 少なくとも０．１ないし５０ｍｏｌ％の式（ＩＩ）：
   ［式中、
   Ｒ_６、Ｒ_７、Ｒ_８およびＲ_９が、独立して、ＨまたはＣ_５−Ｃ_７アリール基を示すか、あるいはＲ_６及びＲ_９が存在せず、Ｒ_７及びＲ_８が、それらが結合する炭素原子と一緒になって、Ｃ_５−Ｃ_７アリール基を形成し;
   ｉ及びｊは、独立して、０ないし２から選ばれる整数を示し；
   ＸはＯを示すか、あるいはＸは存在せず、後者の場合、ＣＲ_６Ｒ_７及びＣＲ_８Ｒ_９は、単結合Ｃ−Ｃを介して結合している。］
   のエキソメチレン基を有する環状モノマー：
   （ｉｉｉ） 少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤：及びさらに、
   ２ないし約２４個の炭素原子を有する脂環式の又は脂肪族のチオールである、少なくとも一つの連鎖移動剤
   を重合して得ることができる架橋ポリマーであり、
   式（Ｉ）のモノマーが、アクリレート末端ポリ（エチレンオキシド）、メタクリレート末端ポリ（エチレンオキシド）、メトキシポリ（エチレンオキシド）メタクリレート、ブトキシポリ（エチレンオキシド）メタクリレート、アクリレート末端ポリ（エチレングリコール）、メタクリレート末端ポリ（エチレングリコール）、メトキシポリ（エチレングリコール）メタクリレート、ブトキシポリ（エチレングリコール）メタクリレートからなる群から選ばれ、及び
   生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤が、直鎖状であり、両末端が（ＣＨ_２＝（ＣＲ_１０））−基（式中、Ｒ_１０は、独立して、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示す。）を示す架橋ポリマー。
2. 生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤が、下記式（ＩＩＩ）：
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−（Ｘ_ｎ）_ｌ−ＰＥＧ_ｐ−Ｙ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）
   （ＩＩＩ）
   ［式中：
   Ｒ_１１及びＲ_１２は、独立して、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
   Ｘ及びＹは、独立して、ＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＬＧＡ又はＰＣＬを示し；
   ｎ、ｐ及びｋは、それぞれ、Ｘ、ＰＥＧ及びＹの重合度を示し、ｎ及びｋは、独立して、１ないし１５０の整数であり、ｐは、１ないし１００の整数であり；
   ｌは、０又は１を示す。］
   のものである、請求項１に記載のポリマー。
3. 生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤が：
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＬＡ_ｎ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）、
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＧＡ_ｎ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）、
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＬＧＡ_ｎ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）、
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）、
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）、及び
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１１）ＣＯ−ＰＥＧ_ｐ−ＰＬＧＡ_ｋ−ＣＯ−（ＣＲ_１２＝ＣＨ_２）
   ［式中、Ｒ_１１、Ｒ_１２、ｎ、ｐ及びｋは請求項２で定義された通りである。］
   からなる群から選ばれる式のものである、請求項１又は２に記載のポリマー。
4. 式（Ｉ）のモノマーが、ポリ（エチレングリコール）メチルエーテルメタクリレートである、請求項１ないし３の何れかに記載のポリマー。
5. 式（ＩＩ）の環状モノマーが、２−メチレン−１，３−ジオキソラン、２−メチレン−１，３−ジオキサン、２−メチレン−４−フェニル−１，３−ジオキソラン、２−メチレン−１，３−ジオキセパン、５，６−ベンゾ−２−メチレン−１，３−ジオキセパン及び２−メチレン−１，３，６−トリオキソカンからなる群から選ばれる、請求項１ないし４の何れかに記載のポリマー。
6. 式（ＩＩ）の環状モノマーが、２−メチレン−１，３−ジオキセパン、５，６−ベンゾ−２−メチレン−１，３ジオキセパン及び２−メチレン−１，３，６−トリオキソカンからなる群から選ばれる、請求項１ないし４の何れかに記載のポリマー。
7. 少なくとも一つの連鎖移動剤が、２ないし約２４個の炭素原子を有し、アミノ、ヒドロキシ及びカルボキシの基から選ばれるさらなる官能基を有する脂環式の又は脂肪族のチオールである、請求項１に記載のポリマー。
8. 少なくとも一つのモノマー、少なくとも一つの環状モノマー、少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤、少なくとも一つの請求項１で定義された連鎖移動剤、ならびに
   （ｉ） 下記式（ＩＶ）：
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１３）ＣＯ−Ｌ_１−Ｄ （ＩＶ）
   ［式中、
   Ｒ_１３は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
   Ｌ_１は、Ｄ基に結合した加水分解性官能基を含む１ないし２０個の炭素原子を有するリンカー部分を示し；
   Ｄ基は、薬剤又はプロドラッグを示す。］
   の薬剤担持モノマー；及び
   （ｉｉ） 下記式（Ｖ）：
   （ＣＨ_２＝ＣＲ_１４）ＣＯ−Ｍ−Ｅ （Ｖ）
   ［式中、
   Ｒ_１４は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
   Ｍは、単結合又は１ないし２０個の炭素原子を有するリンカー部分を示し；
   Ｅは、１００個以下の原子を有する、荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性の基を示す。］
   の荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマー
   を含むリストから選ばれる少なくとも一つのさらなるモノマー
   を重合して得ることができる、請求項１ないし７の何れかに記載のポリマー。
9. Ｅは、ＣＯＯＨ、ＣＯＯ⁻、ＳＯ_３Ｈ、ＳＯ_３ ⁻、ＰＯ_４Ｈ_２、ＰＯ_４Ｈ⁻、ＰＯ_４ ^２−、ＮＲ_１５Ｒ_１６、ＮＲ_１５Ｒ_１６Ｒ_１７ ^＋（式中、Ｒ_１５、Ｒ_１６及びＲ_１７は、独立して、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示す。）、Ｃ_１−Ｃ_２０アルキル基、Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基、Ｏ、Ｎ又はＳからなる群から選ばれるヘテロ原子を含む（５−３０員）ヘテロアリール基、Ｏ−Ｃ_５−Ｃ_２０アリール基、Ｏ−（５−３０員）ヘテロアリール基、クラウンエーテル及びシクロデキストリンから構成される群から選ばれる、請求項８に記載のポリマー。
10. 少なくとも一つのモノマー、少なくとも一つの環状モノマー、少なくとも一つの生体吸収性ブロックコポリマー架橋剤、少なくとも一つの薬剤担持モノマー、少なくとも一つの荷電した、イオン性の、親水性の又は疎水性のモノマー、及び少なくとも一つの下記式（ＩＸ）：
    （ＣＨ_２＝ＣＲ_２３）ＣＯ−Ｑ （ＩＸ）
    ［式中：
    Ｒ_２３は、Ｈ又はＣ_１−Ｃ_６アルキルを示し；
    Ｑは、ヒドロキシル、オキソ又はアミノの官能基からなる群から選ばれる少なくとも一つの置換基で置換されているＣ_１−Ｃ_１００アルキルを示す。］
    の親水性モノマーを重合して得ることができる、請求項８又は９の何れかに記載のポリマー。
11. ５０００Ｄａ未満の分子量を有する、薬剤又はプロドラッグ又は診断薬を担持した請求項８ないし１０の何れかに記載のポリマー。
12. 薬剤又はプロドラッグが、抗炎症剤、局所麻酔剤、鎮痛剤、抗生剤、抗癌剤、組織再生剤、オリゴ糖、ステロイドおよびそれらの混合物からなる群から選ばれる、請求項１１に記載のポリマー。
13. 薬剤又はプロドラッグが、リドカイン、ブピバカイン、キシロカイン、ノボカイン、ベンゾカイン、プリロカイン、リピバカイン（ripivacaine）、プロポフォール、イブプロフェン、ケトプロフェン、ジクロフェナク、インドメタシン、トリアムシノロン（trimacinolone）、デキサメタゾン、ナプロキセン、マイトマイシン、メルファラン、メトトレキサート、ラルチトレキセド（raltirexed）、ゲムシタビン、トブラマイシン（tobramicin）、ドキソルビシン、イリノテカン、スニチニブ、シスプラチン、５−フルオロウラシル、マイトマイシンＣ、バカンピシリン、クロラムフェニコールスクシネート（Chloramphenicol succinate）、クロラムフェニコールスクシネートエステル（Chloramphenicol succinate ester）及びクマリンからなる群から選ばれる、請求項１１に記載のポリマー。
14. 薬剤が、１μｍ未満の平均サイズを有する薬剤を担持したナノ粒子の形態であり、当該ナノ粒子がナノスフェア又はナノカプセルである、請求項１１ないし１３の何れかに記載のポリマー。
15. フィルム、発泡体、粒子、塊、糸またはスポンジの形態である、請求項１ないし１４の何れかに記載のポリマー。
16. 薬理学的に許容される、注射による投与を意図した担体と共に、請求項１ないし１５の何れかに記載の少なくとも一つのポリマーを含む医薬組成物。
17. （ａ） ５０ないし５００μｍの直径の球状形態を有し、２日ないし３週間の吸収時間を有する請求項１ないし１５の何れかに記載のポリマー；
    （ｂ） ５０ないし５００μｍの直径の球状形態を有し、１か月ないし３か月の吸収時間を有する請求項１ないし１５の何れかに記載のポリマー；および
    （ｃ） 少なくとも一つの薬理学的に許容される賦形剤
    を含む注射可能な医薬組成物。
18. ポリマー（ａ）及び（ｂ）の球状粒子が、同一の直径ではなく、ポリマー（ａ）の球状粒子の直径が、１００ないし３００μｍであり、ポリマー（ｂ）の球状粒子の直径が、３００ないし５００μｍである、請求項１７に記載の組成物。
19. 請求項１ないし１７の何れかに記載のポリマー、または請求項１６ないし１８の何れかに記載の組成物を含むインプラント。
20. 組織、内部の解剖学的スペース、体腔、管および血管への移植するための、請求項１９に記載のインプラント。
21. しわ、小じわ、皮膚のひび割れ、皮膚のくぼみ、リポジストロフィー、顔面半側萎縮症、第二鰓弓症候群及び／又は傷跡、ニキビ痕の充填及び／又はカムフラージュ及び／又は修正、及び／又は皮膚の凹凸の平滑化のため、及び／又は細胞培養及び／又は組織工学のためのマトリクスとしての、請求項１９または２０の何れかに記載のインプラントの使用、請求項１ないし１５の何れかに記載のポリマーの使用、あるいは請求項１６ないし１８の何れかに記載の組成物の使用。
22. 皮膚老化の修復のため、並びに／又は創傷治癒のため、並びに／又は組織再構築のため、並びに／又は軟組織の修復のため、並びに／又は炎症、がん、動静脈奇形、脳動脈瘤、消化管出血、鼻出血、一次分娩後出血及び／若しくは外科出血の治療のため、並びに／又はヒト若しくは動物における組織再生のための医薬品として使用するための、請求項１９または２０の何れかに記載のインプラント、請求項１ないし１５の何れかに記載のポリマー、または請求項１６ないし１８の何れかに記載の組成物。