JPH09506012A

JPH09506012A - 多機能の有機ポリマー

Info

Publication number: JPH09506012A
Application number: JP7511013A
Authority: JP
Inventors: エイ．ハベル，ジェフリー; エルバート，ドナルド; エル．ヒル−ウェスト，ジェニファー; ディー．ドラムヘラー，ポール; チャウドゥリー，サンハミトラ; ソーニー，アマープリット
Original assignee: University of Texas System
Current assignee: University of Texas System
Priority date: 1993-10-05
Filing date: 1994-10-05
Publication date: 1997-06-17
Also published as: AU7967994A; DK0722470T3; CA2173317A1; PT722470E; DE69425577T2; CA2173317C; US5849839A; ATE195541T1; US5462990A; WO1995009883A1; ES2152334T3; GR3034767T3; US5627233A; EP0722470B1; EP0722470A1; AU683312B2; US5567440A; DE69425577D1

Abstract

(57)【要約】細胞と細胞、細胞と組織、および組織と組織との間の接着および免疫認識を阻害することに有用な多機能のポリマー材料が記載される。該ポリマー材料の一方の成分は細胞または組織に十分に吸着し、そして該ポリマー材料の他方の成分は組織に十分に吸着しない。荷電せずかつポリ(エチレングリコール)でない水溶性ポリマー(ポリノニオン)が非結合成分として使用される。生理学的pHで正に荷電しかつポリ(L-リジン)でない水溶性ポリマー(ポリカチオン)が組織結合成分として使用される。この二機能のポリマー材料が組織と接触する場合、該組織結合成分は、付着された非結合成分に結合し、それゆえ、該非結合成分を固定する。次いで、該非結合成分は一般に組織表面から外側に伸びて、他の組織の付着を立体的に阻害する。この方法および組成物は、外科手術後の癒着の形成の阻害、損傷された血管の血栓症および再狭窄からの保護、および付着依存性腫瘍細胞の転移の範囲の低減に有用である。

Description

【発明の詳細な説明】多機能の有機ポリマー発明の背景本発明は、一般に、有機ポリマー化学の分野に関し、より特定すると、多機能のポリマーに関する。細胞接着は、ヒト疾患に重要な役割を演じる。これらの相互作用は、細胞表面のレセプターと、他の細胞表面あるいは細胞外マトリックス内のタンパク質またはグリコサミノグリカン(glycosaminoglycan)、との相互作用により進行する。これらのレセプターは、タンパク質またはグリコサミノグリカンであり得る。これらの相互作用を中断させる経路は、代表的には、例えば、抗体（例えば、抗血小板治療用の抗糖タンパク質IIb/IIIa複合物）、レセプターアンタゴニストとして作用する可溶性リガンド（例えば、環状RGDペプチドまたはフォンビルブラント因子フラグメント）、可溶性レセプター、または他の競合物質を用いた、これらのレセプター-リガンド相互作用の競合的阻害を含む。最近では、機械的手段により、例えば細胞、細胞集合体、マトリックスまたは組織上でポリ（エチレングリコール）(poly(ethylene glycol))ベースのヒドロゲルを光重合させることにより、これらの相互作用を阻害し得ることが示された。ヒドロゲルを用いて組織癒着を阻害する例は、Henryの米国特許第5,126,141号に記載されている。このプロセスは、液体として組織に付与されるポリオキシアルキレン(polyoxyalkylene)ポリマーおよびイオン性多糖類の混合物の熱可逆ゲルを利用する。不幸にも、インヒビターに基づいた方法は、インヒビターの活性を目的の領域に制限することが困難であるという、多くの薬物治療に共通の欠点を有する。ヒドロゲルバリアは配置することが困難であり、そしてヒドロゲルと関連した化学プロセスを制御することは困難である。単離された細胞または組織はまた、水溶性のノニオン性ポリマー（例えば、ポリ-Ｌ-リジンのようなポリカチオン性ポリマーをグラフトしたポリエチレンオキシド）から形成されたマイクロカプセル中に配置することにより、細胞-細胞の接触（この場合は免疫細胞による攻撃）から保護される。しかし、これは、重合化のときにこのポリマーにカプセル化され、次いで体内へ移植するための、単離された細胞または組織の使用に制限される。Clover Consolidated，Ltd.によるW 093/18649は、細胞を「非接着性」にするように水溶性ポリマー鎖をグラフトしたポリカチオン性ポリマーの使用を開示し、ここで、非接着性とは、巨大分子またはタンパク質性のマトリックスに接着しないこととして定義され、そしてカプセル化および患者への細胞の移植と関連して使用される。ポリカチオン性ポリマーの例には、キトサン(chitosan)およびポリアミノ酸(polyamino acid)のような多糖が挙げられ；水溶性ポリマー鎖の例には、ポリエチレングリコール、ポリビニルアルコール(polyvinyl alcohol)、およびポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）(poly(hydroxyethyl methacrylate))が挙げられる。従って、本発明の目的は、組成物を製造および使用する方法を提供することであり、得られた組成物は、体内の、特に外傷または外科手術の後の組織癒着および細胞-細胞の接触を阻害するために使用される。本発明のさらなる目的は、生分解可能であり得、そして特定の組織-ポリマー材料の界面においての、またはポリマー材料の分解の間の生物活性剤の放出の結果としての薬物送達に使用され得る、多機能のポリマー材料を製造する方法を提供する。発明の要旨細胞-細胞の接触および組織の癒着の阻害に使用される二機能性のポリマー材料が開示され、ここで、この材料の１つのドメイン（すなわち、特定の機能を有する１つの領域）は細胞または組織（以下、集合的に「組織」を呼ぶ）に吸着するポリマーであり、そしてポリマー材料の他のドメインは、組織に吸着しないポリマーである。殆どの組織が正味の負電荷を有するので、正に荷電したポリマー（ポリカチオン）は組織結合ドメインとして使用される。電荷を有しない水溶性ポリマー（ポリノニオン）は非結合ドメインとして使用される。２ドメインポリマー材料が組織と接触するときに、組織結合ドメインは付着した非結合ドメインに結合し、そしてこれを固定化し、次いで、この非結合ドメインは、一般に、組織表面から外側に伸びて、他の組織の付着を立体的に阻害する。別のドメイン、結合基、および生物活性的材料が、例えば、特定のタイプの細胞または分子への接着性を与えるために、あるいは酵素的または非酵素的な手段による分解を与え得るために、この基本的２ドメイン構造に加えられ得る。これらのドメインは第３のタイプのポリマーであり得るか、あるいは直接な付着のための使用する場合、RGDのようなペプチド、または酵素による切断のためにポリアミノ酸を標的化するための単一のアミノ酸でさえあり得る。好ましい実施態様では、このポリマーは、体温(37℃)で約１年未満の期間で、酵素分解または加水分解のいずれかにより生物分解可能である。より好ましくは、このポリマーは、用途に応じて、数日〜数週間の期間で分解可能である。例えば、癒着または再狭窄を防ぐために、ポリマーは、殆どの場合、適所に数日〜１週間だけ保持される必要がある。ポリマーは、保護される組織または細胞に対して液相で付与され、ここで、組織結合ドメインはポリマー材料を組織に対して吸着させる。液相は、単離された組織あるいは外科手術中の組織に付与され得、あるいはカテーテルまたは他の侵襲性の少ないデバイスにより付与され得る。この組成物は、接着および免疫認識を阻害するために有用であり、それゆえ、手術後の癒着の予防、血栓症によって損傷された血管および再狭窄に関連する内膜肥厚の保護、ならびに組織中の腫瘍細胞の転移の程度の低減を含む、多くの疾患の治療に有用であり得る。図面の簡単な説明図１は、２ドメインポリマー材料と、接着を低減させるためにポリマー材料で処理された細胞または組織との間の相互作用の模式図である。図２ａおよび２ｂは、未処理（図２ａ）およびPEG-b-PLLの５％溶液で２分間処理された（図２ｂ）挫傷24時間後のラット頸動脈の写真である。発明の詳細な説明Ｉ．ポリマーの一般的構造本明細書中には３つの一般的構造のポリマー材料が記載される。各構造はブロックコポリマー、すなわち、異なる組成の複数のポリマー鎖を連結して構成されるポリマーである。３つの構造は、(1)ポリ(Ｂ)の骨格およびポリ(Ａ)から構成される剛毛を有するブラシ型コポリマー（瓶ブラシのように、一方の組成の骨格および他方の組成の剛毛を有する）(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙ；(2)ＡＢブロックコポリマー、すなわち、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ、またはポリ(Ｂ)の一端に連結するポリ(Ａ)；および(3)ＡＢＡブロックコポリマー、すなわち、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ(Ａ)ｚ、またはポリ(Ａ)の両端に連結するポリ(Ａ)鎖、またはあまり好ましくない実施態様では、 (Ｂ)ｘ(Ａ)ｙ(Ｂ)ｚである。ここで、Ａはモノマーであり、Ａのポリマーは組織に強く結合しない；Ｂはモノマーであり、Ｂのポリマーは組織に強く結合する；ｘは５に等しいかかまたは５より大きい整数である；ｙは３に等しいかかまたは３より大きい整数である；そしてｚは０に等しいかかまたは０より大きい整数である。本明細書中で使用されるように、「ポリマー材料」は、オリゴマーのポリマーを含む。以下に詳細に議論されるように、ｘは、所望の程度の反発性または組織への非接着性を与える数として決定され；ｙは、ポリマー材料に所望の程度の組織への接着を与える数として決定される。ポリ(Ａ)およびポリ(Ｂ)は一般に線状ポリマーであるものの、両方とも線状または分枝状であり得る。ＡおよびＢ両方は、モノマー、マクロマーまたはポリマーであり得る。Ａ．「(Ｂ)ｎ」の選択「(Ｂ)ｎ」は、任意の生体適合性の水溶性ポリカチオン性ポリマー、例えば、ペンダント基として付加したプロトン化複素環を有する任意のポリマーであり得る。本明細書中で使用されるように、「水溶性」とは、全ポリマー、ポリ(Ｂ)ｙが、20℃と37℃との間の温度で、緩衝化生理食塩水または共同溶媒として添加された少量の有機溶媒を有する緩衝化生理食塩水のような水溶液に溶解性でなければならないことを意味する。ある実施態様では、ポリ(Ｂ)自体は水溶液に十分に溶解しないが、水溶性のポリ(Ａ)鎖をグラフトすることにより溶液に導入され得る。例としては、アミン基またはピリジニル窒素をポリマー骨格またはポリマー側鎖のいずれかに有するポリアミン（例えば、ポリ-L-リジン(poly-L-lysine)) 、および他の天然または合成アミノ酸あるいはアミノ酸の混合物である正に荷電したポリアミノ酸（ポリ(D-リジン)(poly(D-lysine))、ポリ(オルニチン)(poly(or nithine))、ポリ(アルギニン)(poly(arginine))、およびポリ(ヒスチジン)(poly (histidine))を含む）、および非ペプチドポリアミン(例えば、ポリ(アミノスチレン)(poly(aminostyrene))、ポリエチレンイミン(polyethyleneimine)、ポリアリルアラミン(polyallylalamine)、ポリエーテルアミン(polyetheramine)、ポリビニルピリジン(polyvinylpyridine)、ポリ(アミノアクリレート)(poly(aminoac rylate))、ポリ(N-メチルアミノアクリレート)(poly(N-methyl aminoacrylate)) 、ポリ(N-エチルアミノアクリレート)(poly(N-ethylaminoacrylate))、ポリ(N,N -ジメチルアミノアクリレート)(poly(N,N-dimethyl aminoacrylate))、ポリ(N,N -ジエチルアミノアクリレート)(poly(N,N-diethylaminoacrylate))、ポリ(アミノメタクリレート)(poly(aminomethacrylate))、ポリ(N-メチルアミノメタクリレート)(poly(N-methyl aminomethacrylate))、ポリ(N-エチルアミノメタクリレート)(poly(N-ethyl aminomethacrylate))、ポリ(N,N-ジメチルアミノメタクリレート)(poly(N,N-dimethyl aminomethacrylate))、ポリ（N,N-ジエチルアミノメタクリレート)(poly(N,N-diethyl aminomethacrylate))、第４級アミンのポリマー（例えば、ポリ(N,N,N-トリメチルアミノアクリレートクロライド)(poly(N, N,N-trimethylaminoacrylate))、ポリ(メタクリルアミドプロピルトリメチルアンモニウムクロライド)(poly(methyacrylamidopropyltrimethyl ammonium chlor ide)))、ならびに天然または合成多糖類（例えば、キトサン、ヒアルロン酸(hya luronicacid)、およびヘパリン(heparin)）が挙げられる。Ｂ．「(Ａ)n」の選択任意の生体適合性の、好ましくは6.5と8.5との間のpHでポリノニオン性で、組織に結合しないポリマーは(Ａ)ｘとして使用され得る。これらには、ポリ（オキシアルキレンオキシド)(poly(oxyalkylene oxides)(例えば、ポリ(エチレンオキシド)(poly(ethylene oxide))、ポリ(エチルオキサゾリン)(poly(ethyloxazolin e))、ポリ(N-ビニルピロリドン)(poly(N-vinyl pyrrolidone))、ポリ(ビニルアルコール)(poly(vinyl alcohol)))、および中性ポリ(アミノ酸)(例えば、ポリ( セリン)(poly(serine))、ポリ(トレオニン)(poly(threonine))およびポリ(グルタミン)(poly(glutamine))およびこれらのモノマーのコポリマー)、多糖（例えば、デキストラン(dextran)）、水溶性セルロース誘導体（例えば、ヒドロキシエチルセルロース(hydroxy ethyl cellulose)）、ポリ(ヒドロキシエチルアクリレート)(poly(hydroxyethylacrylate))、ポリ(ヒドロキシエチルメタクリレート)(poly(hydroxyethylmethacrylate))ならびにポリアクリルアミド(polyacryla mide)が挙げられる。ある場合では、正味の負電荷を有するポリマー（ポリアニオン）もまた、非結合ドメインとして十分に機能するが、２ドメインポリマーが反対電荷間の相互作用によって沈澱しないようなポリカチオンとポリアニオンとの相互作用の場合のみに機能する。ポリアニオン性ポリマーがポリカチオン性ポリマーと混合される場合、混合物は、しばしば、この２つのポリマー上の反対電荷の相互作用によって沈澱する。これが起こる程度は、問題の特定のポリマーの電荷の性質およびそれらの溶媒環境に依存する。このような沈澱はまた、ポリアニオンが(Ａ)ｘドメインとして使用されるならば、ブロックコポリマーでも起こり得る。しかし、沈澱しないポリアニオン(Ａ)ｘおよびポリカチオン(Ｂ)ｙの組み合わせがあり得、これは、当業者の経験により決定され得る。特に、ポリアルコールのような弱酸を含む(Ａ)ｘは、このように挙動することが予想され得る。ポリアルコールは、本明細書に記載される目的のためには本質的にポリノニオン性であると考えられ得るような弱酸である。ポリ酸由来の負に荷電したポリマーもまた、有用な水溶性処方物において適切なポリカチオンと、安定で可溶性のコポリマーを形成すると決定され得る。 (Ａ)ｘおよび(Ｂ)ｙブロック自体は、これらが優位のポリノニオン性（(Ａ)ｘについて）またはポリカチオン性（(Ｂ)ｙについて）を保持する限り、コポリマー性であり得ることもまた理解されるべきである。例えば、(Ａ)ｘは、エチレンオキシドと他の水溶性ノニオン性コモノマーとのコポリマーからなり得、そして (Ｂ)ｙはリジンとカチオン性側鎖を有する他のアミノ酸（例えば、アルギニン）またはノニオン性側鎖を有する他のアミノ酸（例えば、グリシン(glycine)）とのコポリマーからなり得る。本明細書中に記載される好ましいポリマー材料の例は、ポリ(L-リジン)(PLLと省略される)である「(Ｂ)ｙ」、およびポリ(エチレングリコール)またはポリ（オキシエチレン）としても知られているポリ(エチレンオキシド)(PEGと省略される）である「(Ａ)ｘ」から形成される。PEGの末端基は、名称PEGにより特定されるように考慮するべきではない。 PLLおよびPEGのブロックコポリマーは有用な２ドメインポリマー材料であり、ここで、組織に十分に結合しないPEGドメインは、組織に十分に結合するPLLの吸着により組織上に固定化される。一般に、(Ｂ)ｙの分子量は、所望の程度の結合を生じるのに十分でなければならなず、一般に、少なくとも５個の電荷を含み、そして少なくとも300ｇ／モルの分子量を有する。一般に、(Ａ)ｘの分子量は、組織または巨大分子の所望の程度の反発力を与えるのに十分でなければならず、ポリマーの潜在的な立体阻害を考慮すると、一般に少なくとも300g／モルの分子量を必要とする。接着および免疫相互作用の良好な阻害が生じるドメイン中の(Ａ)ｘおよび(Ｂ)ｙの長さは、通常の実験により決定され得る。一般に、(Ｂ)ｙマスに対する(Ａ)ｘマスの比率が大きいほど、ポリマーの結合が弱くなり、そして潜在的に付着する組織の反発性が強くなる。従って、ポリマーの機能は、良好な結合を生じるのに必要とされる (Ｂ)ｘの最適な量、および良好な反発性を生じるのに必要とされる(Ａ)ｙの最適な量を決定するために使用される。用語「良好な」とは、近くの特定の状況の必要（例えば、特定の医療用途において、どれだけの期間の結合が必要されるか、そしてどの程度完全な反発性が必要とされるか）により定義されなければならないことが理解されるべきである。(Ｂ)ｙに対する(Ａ)ｘのマスの比に加えて、( Ａ)ｘ鎖の数および(Ｂ)ｙ鎖の数は、(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙにおいて多数のＡ：Ｂ〜１Ａ：Ｂ；(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ(Ａ)ｚにおいて多数のＡ：Ｂ〜２Ａ：Ｂ；(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙにおいて多数のＡ：Ｂ〜１Ａ：Ｂに変化し得る。同様に、２つの鎖の絶対長さも変化し得る（例えば、特定のマス分率Ａ：Ｂを有し、多くの短い(Ｂ)ｙを有する (Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙは、数個の長い(Ｂ)ｙ鎖を有するものとは異なる様式で機能し得る）。 II．ポリマーの特定の構造。二機能のポリマーの改変は以下に図式的に示す。第１の機能性は、(Ｂ)ｙにより決定される組織吸着特性である。第２の機能性は、(Ａ)ｘにより決定される、組織に吸着しない特性、または組織反発特性である。ここで、Ａは組織に十分に吸着しないドメインを示す；そしてＢは組織に十分に吸着するドメイン、例えば、ポリカチオンであるポリ-L-リジン(PLL)を示す。組織に存在するとき、２ドメインポリマーは、以下のように図に示され得る形状で組織に吸着し、ここで、実線は組織表面を示す：上記のように、Ｂ成分は組織に十分に吸着し、そして組織とは強い相互作用を有しないＡ成分は、一般に組織からぶら下がる。二機能のポリマー材料の吸着の正味の効果は、それ自身では組織に十分に吸着しないＡ成分を組織に連結させることであり、それゆえ、処理された表面への他の細胞、組織、または巨大分子の接着を阻害する。本明細書に記載されている(Ａ)ｘは単一のポリマーからなるものに関するが、上記の図で示される構造は、(Ａ)ｘとしてのポリマーの混合物を用いて合成され得る。例えば、ブラシ型ポリマー上の「剛毛」は、AGAブロックコポリマーの末端のように、異なる(Ａ)ｘ、(Ａ)ｘ₁、(Ａ)ｘ₂、(Ａ)ｘ₃などから形成され得る。１つまたはそれ以上のタイプのポリマー(Ａ)ｘからなるこれらの実施態様は、本明細書で共に(Ａ)ｘとして呼ばれる。 ABAブロックコポリマーは、BABブロックコポリマー（すなわち、中心の非結合ブロックおよび周辺の結合ブロックを有する）よりも組織を反発するためには有効であると予想される。しかし、BABブロックコポリマーが組織に対して高い結合性を示しそして近づく組織への高い反発性を示す場合があり得る。これは、強く結合する短い(Ｂ)ｙ領域と長い中心の(Ａ)ｘ領域とを使用する場合に、特に当てはまる。Ａ．結合持続時間の制御。ポリマー材料の反発性の持続時間またはポリマー材料の存在の持続時間を制御することが望ましい。これは数種の方法で行われ得る。これらの方法は一般に、 (1)ある時間にわたって組織に結合する強さまたは強さの欠乏に基づく(Ｂ)ｙの選択；(2)ポリマー材料の分解および／または反発性成分(Ａ)ｘからの結合成分( Ｂ)ｙの分離を生じるドメインＣを取り込むためのポリマー材料の修飾；および結合成分(Ｂ)ｙが非結合成分(Ｄ)ｙに転換されるか、あるいは反発性成分(Ａ)ｘが非反発性または結合成分(Ｆ)ｙに転換されるかのいずれかのポリマー材料の合成、に分類される。１．結合成分および反発性成分のタイプおよび相対比率の選択。第１の場合では、処理された組織に対するポリマーの結合の持続時間を、その脱離速度を制御することにより制御することが望ましい。このような制御は、反発の持続時間を制御するため、または調節的または毒性学的な懸念のためにその存在を制御するために望ましい。制御は、数種の方法で達成され得る。種々の( Ｂ)ｙは、異なる強さで組織に結合すると予想される。例えば、ポリ(L-ヒスチジン)は、同じ鎖長（すなわち、(Ｂ)ｙのｙが同じである）のポリ(L-アルギニン) より組織に強く結合しないと予想される。なぜなら、生理学的pHで荷電されるヒスチジン残基の分率がアルギニン残基よりも低いからである。(Ｂ)ｙの結合か強いほど、結合の持続時間が長くなる。種々の(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ、および(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ(Ａ)ｚの結合の強さは、ポリマーの特定の構造および(Ｂ)ｙに対する(Ａ)ｘのマス比率に依存する。これらのいずれの場合でも、結合持続時間は、ポリマーのいかなる化学変化をも伴わない脱離の速度により決定される。２．ポリマーへの分解可能な領域または切断部位の組み込み。分解を受ける成分は、ポリマーの存在または反発の持続時間を制御するために選択され得る。これは、非酵素的加水分解によって分解される(Ｂ)ｙ（例えば、ポリエステル、ポリアミド、ポリウレタン、またはポリ無水物）、あるいは酵素的加水分解によって分解される(Ｂ)ｙ（例えは、ポリペプチドまたは多糖）を選択することにより行われ得る。酸化メカニズムもまた、分解を達成するため利用され得る。例えば、エーテル、ウレタン、および第３級炭素構造は、酸化分解に感受性であることが知られている。コポリマーにおけるこれらの構造の使用は、反応（例えば、酸化窒素(nitric oxide)、ペルオキシ亜硝酸(peroxynitrite)、または次亜塩素酸(hypochlorite)）による分解をもたらし得る。ホモポリマー性の骨格または領域(Ｂ)ｙは、インビボで非酵素的または酵素的分解に対して異なる安定性を有すると予想され、例えば、ポリ-L-リジン、ポリ-D-リジン、ポリオルニチン、ポリヒスチジン(polyhistadine)、およびポリアルギニンは、異なる安定性を示すはずである。例えば、ポリ(D-リジン)は、ポリ(L-リジン)よりもタンパク質酵素分解に耐性であると予想される。ポリマー材料は、酵素による切断のために、ポリマー材料中に酵素に関しての認識アミノ酸または認識配列を導入することにより標的化され得る。この標的化成分は本明細書で「Ｃ」と呼ばれる。一般に、酵素は、特定のアミノ酸配列を認識する天然に存在するプロテアーゼ（例えば、トリプシン、トロンビン、第XII 因子、第XIII因子、他の凝固因子、コラゲナーゼ、エラスターゼ、プラスミン、あるいは他のエンドプロテアーゼまたはエクトプロテアーゼ）である。個々のアミノ酸は、ポリマーに組み込まれｔ、特異性の少ないプロテアーゼによる分解に感受性のポリマーを製造し得る。組織に存在する種々の酵素（例えば、アミラーゼ）により切断される糖またはオリゴ糖領域もまた使用され得る。成分Ｃはまた、非酵素的加水分解に感受性であるように選択され得、これには、例えば、乳酸(lactic acid)の二量体があり、そのエステルが加水分解に感受性である。この様式で、非結合(Ａ)ｘが(Ｂ)ｙから切断され、これにより、ポリマー材料を、もはや組織に結合しない一方の成分と、もはや組織に反発しない他の成分という２つの成分に分離させる。他の非酵素的に感受性の部位（例えば、他のエステル、アミド、無水物、および分解可能なポリマーについての当業者に明らかな多くの他の部位）もまた選択され得る。反発性のこの損失のかなりの調整は、成分Ｃの切断または分解によって反発性の剛毛が外れるように制御することにより得られ得る。この分解は、いすれの酵素活性をも用いることなく水の作用（それゆえ、単なる時間の関数である）によって制御され得、または酵素の作用により制御され得る。２タイプの酵素感受性が選択され得る：構成的に発現される酵素（例えば、凝固因子Xa）に感受性の配列（そのため分解はまた主として時間の関数である）、あるいは調節酵素（例えば、プラスミンまたはコラゲナーゼ）に感受性の配列を選択し得る。両方とも、治癒の間に、多くのタイプの移入細胞のリーディングエッジで発現される。これは、治癒の間に、細胞が治癒の前に表面を保護している反発性を消し去ることを可能にする。材料の存在の持続時間を決めるという点からみると、吸着領域Ｂの分解は組織の表面からのポリマー材料の除去をもたらす。これは、体内におけるポリマー材料の滞留が最小限であることが所望される、最適な効能および調整的な許容の両方の観点から重要であり得る。これらの改変の別の実施態様が設計され得、例えば、(Ａ)ｘは、リンカーＣを通じて(Ｂ)ｙに連結して、(Ａ)ｘＣ-ｂ-(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘＣ(Ｂ)ｙ、または(Ａ)ｘＣ(Ｂ)ｙＣ(Ａ)ｚを形成し得る。これらの実施態様は、以下に模式的に示される。ここで、Ｃは切断部位（例えは、酵素的または非酵素的加水分解による切断）を示す。３．異なる結合親和性を有するドメインに転換される(Ａ)ｘまたは(Ｂ)ｙの選択。結合の持続時間はまた、ポリマー中に化学的感受性体を設計することにより制御され得る。例えば、ポリマーの骨格は、組織に対する親和性を改変するための非分解性化学的転換を受けるように選択され得る。１つの実施態様では、脱離は、水の作用あるいは構成酵素または調節酵素の使用のいずれかによって(Ｂ)y領域を非吸着領域(Ｄ)ｙに転換することにより得られ得る。例えば、ポリ(L-グルタミン酸)(poly(L-glutamic acid))は骨格として選択され得る。このポリマーは、ポリアニオン性であるため、組織に十分に結合しない。これは、塩酸ブロモエチルアミン(bromoethylamine hydrochloride)のような化合物によるエステル化、またはエチレンジアミン(ethylene diamine)のような化合物によるアミド化により組織結合ポリマーに転換され得る。これらのエステルおよびアミドは、加水分解的に感受性であり、そして時間と共に、ポリ(L-グルタミン酸)およびエタノールアミンまたはエチレンジアミンに戻され、ポリ(Lグルタミン酸)領域は速やかに脱離する。例えば、側鎖カルボキシルは、エタノールアミン（保護されたアミン）でエステル化され、次いでこのエステルのインビボでの加水分解により、 (結合、Ｂ)アミンを放出して、(非結合、Ｄ)カルボキシルを生成する。あるいは、側鎖カルボキシルは、エチレンジアミン（１つのアミンが保護された）でアミド化され得、そして次にこのアミドのインビボでの加水分解により、(結合、Ｂ) アミンを放出して、(非結合、Ｄ)カルボキシルを生成する。この実施態様は以下に模式的に示される：ここで、Ｄは結合基Ｂの反応により生じる非結合基を示す。結合の後に、ＢはＤに転換する。他の実施態様では、インビボで反応して、もはや反発性でない(Ｅ)ｘからなるドメインを生じる非接着性の成分(Ａ)ｘが設計され得る。例えば、ポリアミンが接着成分として選択され得る。アミン基は、カルボキシル含有基（例えば、(ヒドロキシルて保護された)ヒドロキシ酸(後の脱保護を伴う)）との反応により保護され得る。得られたアミド結合は、元のアミンの接着性をかなり低下させ、そして反応性を高めて、(Ａ)ｘ成分を生じる。アミド結合の時間による加水分解は、ヒドロキシ酸の損失を引き起こし、これにより、接着性を増加させ、そして反発性を低下させる元のアミンを形成する。このようなインビボでの化学的転換は、上記のように、非酵素的に起こり得るか、またはさらに上記のように構成的に存在する酵素または調節酵素のいずれかにより酵素的に起こり得る。これは、以下に模式的に記載される。ここで、Ｅは反発性基Ａの反応により生じる接着基を示す。要するに、ある組織に対するポリマーの全体としての吸着性、次いで他の組織に対するその反発性は、最適化される：(Ｂ)ｙが多いほど、吸着性が強くなるが、続いての反発性が弱くなる；そして(Ａ)ｘが多いほど、反発性が強くなるが、吸着性が弱くなる。反発性の持続時間を決定するために、少なくとも２つの一般的方法がある： (1)組織表面上のポリマー材料の存在の持続時間を決めることによる方法、例えば、骨格の分解の時間を決めること、脱離を生じさせる(Ａ)ｘまたは(Ｂ)ｙの反応、または(Ｂ)ｙの結合親和性を改変することにより分解を伴わない脱離による方法；および(2)表面上のポリマー材料の反発性の持続時間を決めることによる方法、例えば、反発性成分(Ａ)ｘの分解の時間の決定または反発性の損失を生じさせる(Ａ)ｘの反応による方法。Ｂ．生物活性種の付着。さらなる活性は、生物活性種（「Ｆ」）を(Ａ)ｘの末端、(Ａ)ｘの他の部位、または(Ｂ)ｙに付着させることにより、ポリマー材料に加えられ得る。このような生物活性種は、接着ペプチド、接着オリゴ糖、抗体、酵素、レセプターリガンド、または薬物であり得る。生物活性種は、ポリマー材料の標的接着に使用されて、ポリマー材料-組織の界面で生物学的活性を達成するか、またはポリマー材料の分解の間に放出されるときに活性を達成し得る。例えば、ラミニン由来の接着ペプチドTyr-Ile-Gly-Ser-Argは、内皮細胞上のレセプターに結合するが、血小板には結合しない。それゆえ、オリゴペプチドTy r-Ile-Gly-Ser-Argの(Ａ)ｘの末端への付加、および損傷された血管壁へのこのポリマー材料の吸着は、血管壁の血栓症を阻害するが未損傷の血管壁周囲由来の再内皮化を阻害しないと予想される。この実施態様は、損傷血管壁の血栓形成性をカバーすることを可能にするが、(Ａ)ｘ成分の末端にある接着リガンドＦによって、ポリマー上の内皮細胞の再成長を可能にする。この場合では、Ｆは、内皮細胞、平滑筋細胞、および繊維芽細胞の接着を支持するが、血小板接着を支持しないペンタペプチドTyr-Ile-Gly-Ser-Arg(YIGSR)であるか、あるいは内皮細胞接着を支持するが、平滑筋細胞、繊維芽細胞、または血小板を支持しないことが示されたテトラペプチドArg-Glu-Asp-Val(REDV)である(J.A．Hubbellら、「新規レセプターを介在しての、血管移植における組織操作のための内皮細胞選択性材料」、BioTechnology 9:568-572(1991)、この文献の教示は、本明細書中で参考として援用される）。このアプローチはまた、これが血小板になお接着しない一方、血管壁の再内皮化を可能にし、それゆえ、治癒を可能にするが、その一方血小板の活性化および血栓形成を避ける。他の実施態様では、酵素Ｆは(Ａ)ｘ末端に結合され、これにより、損傷血管（血管形成損傷）の血小板反応性または体腔上皮（骨盤癒着）を完全にカバーすると同時に、有益な生物学的活性を固定する。有用な酵素の例は、組織プラスミノーゲン活性化因子(ｔＰＡ)を含む。なぜなら、プラスミノーゲンの活性化は、骨盤／腹部癒着の防止および血管血栓の吸収の両方において望ましいからである。多くの他の生物活性種は有益であり得る。この実施態様は以下のように模式的に示される：ここで、Ｆ＝生物活性剤。 III．ポリマーの合成一般に、異なるポリマー材料を合成する方法は、上記の記載により当業者に明らかである。Ａ．ブラシ型ブロックコポリマー：１．全てのεアミンを脱保護し、水中で化学量論制御を用いて、ＢのεアミンにＡをグラフトする方法 PEGは、以下のように、ポリ(L-リジン)のリジン残基のε-アミンに結合され得る。ポリ(L-リジン)(PLL)を、末端ヒドロキシルがカルボニルジイミジゾール(ca rbonyldiimidizole)(CDI)で予め活性化されたモノメトキシPEGと反応させる。PL Lおよび活性化されたPEGを、pH９に緩衝された水溶液で混合し、そして室温で48 時間反応させる。PLL鎖１つあたりにグラフトされたPEG鎖の数は、添加されるPL Lの１モルに対する添加される活性化されたPEGのモルの比により制御され得る。反応は、終了まで進行しなくてもよい（すなわち、反応混合物中のPLLに対するP EGのモル比は、PEG-ｂ-PLL生成物のモル比と同じでなくてもよい）が、PLLに対するPEGの比がより高いほど、PEG-ｂ-PLL生成物中のPEGの量がより高い生成物が生成する。２．全てのεアミンを脱保護し、無水溶媒中で化学量論的制御を用いて、ＢのεアミンにＡをグラフトする方法カチオン性ドメインは高い反応性の傾向があり、「Ｂ」に対する「Ａ」の添加の程度を制御することが努力されなければならない。水の非存在下で反応を実行することは、「Ａ」の非活性化を低減させ、そして良好な化学量論的制御が成される。例えば、未保護のポリ-L-リジンを水に溶解させ、次いで、ジメチルホルムアミド(dimethylformamide)(DMF)に加えて、５％水性の溶液を作る。次いで、ポリ-L-リジンを化学量論的量でCDIモノ活性化PEGと反応させ、続いて、減圧下で溶媒を蒸留させて、(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙコポリマーを生成する。あるいは、未保護のポリ-L-リジンを水に溶解させ、そしてNaOHの添加により沈澱させる。沈澱されたポリマーを無水DMFに添加し、次いで、化学量論的量でCDIモノ活性化PEG と反応させて、(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙコポリマーを生成する。反応を水の非存在下で行うとき、基の活性化を伴う副反応が低減され（すなわち、非活性化が低減される）、そして長い反応時間で、ポリマー生成物中のPEGに対するPLLのモル比は反応混合物中のモル比に、より接近する。３．制御された数の脱保護されたアミンを用いて、ＢのεアミンにＡをグラフトする。 PLLの溶液重合を、異なるε保護基を含有するモノマーを用いて行い得る。これは、「Ｂ」上の「Ａ」の置換の程度において正確な制御を可能にする。以下の実施例のように、種々のアミノ酸のN-カルボキシ無水物を合成し得、そしてコポリマーに重合し得る。N,N'-ジカルボベンゾキシ-L-リジン(N,N'-dicarbobenzoxy -L-lysine)(Z,Z-リジン)を五塩化リン(phosphorus pentachloride)と反応させて、ε,N-カルボベンゾキシ-α,N-カルボキシ-L-リジン無水物(ε,N-carbobenzoxy -α,N-carboxy-L-lysine anhydride)を生成する。α,N-カルボベンゾキシ-ε,N- tert-ブチルオキシカルボニル-L-リジン(α,N-carbobenzoxy-ε,N-tert-butylox ycarbonyl-L-Iysine)（Z,boc-リジン）をナトリウムメトキシド(sodium methoxi de)と反応させて、Z,boc-リジンのナトリウム塩を生成する。Z,boc-リジンのナトリウム塩を五塩化リンと反応させて、ε,N-tert-ブチルオキシカルボニル-α,N- カルボキシ-L-リジン無水物を生成する。Z,Z-リジン無水物をZ,boc-リジン無水物に加え、そして２つのモノマーを開始剤としてのナトリウムメトキシドの添加により重合させる。コポリマーとして、ポリ(ε boc-リジン)-コ-(εZ-リジン) が生じる。boc基を、ポリマーをトリフルオロ酢酸(trifluoroacetic acid)に15 分間加えることにより除去する。塩形態を、ピリジン(pyridine)のような反応物と反応により、遊離塩基に転換する。次いで、ポリマー上の遊離アミンをDMF中のCDI PEGと反応させる。Ｚ基を、酢酸中のHBrにポリマーを15分間添加することにより脱保護化して、(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙコポリマーを生成する。ここで、最終の生成物におけるPEG対PLLの比は、グラフトされていないＺ保護リジンに対するbo c保護リジン（最終的にはPEGでグラフトされる）の最初の比により制御される。溶液重合の代わりとして、「Ｂ」セグメントの長さに対する、より強力な制御は、固相直交合成の使用を通じて得られ得る。例えば、ポリ-L-リジンがペプチド合成機を用いて合成される。合成において使用されるモノマーリジンは２つのタイプである。リジンの第１のタイプは、Ｆ-moc保護基（9-フルオレニルメチルオキシカルボニル基）(9-fluorenylmethyloxycarbonyl group)を用いて保護されたα-アミンであり、そしてＺ保護基（ベンジルオキシカルボニル基）で保護されたε-アミンである。リジンの第２のタイプは、Ｆ-moc保護基を用いて保護されたα-アミンであり、そしてt-Boc保護基（tert-ブチルオキシカルボニル基）で保護されたε-アミンである。30個の残基のペプチドが１個のt-boc保護リジン対９個のＺ保護リジンで構築される。t-boc基は、ペプチドをニートなトリフルオロ酢酸に15分間浸すことにより選択的に切断され、次いで、ピリジンで脱塩される。遊離アミンをDMF中のCDIモノ活性化PEGと反応させる。次いで、Ｚ基を、酢酸中のHBrで15分間脱保護して、(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙコポリマーを生成する。４．他の残基と共重合するPLLの固相合成、その側基がＡのグラフト化に使用される。保護基を変化させ得るだけでなく、残基のタイプもまた改変し得る。例えば、ペプチド合成機において、ペプチドを、９個のリジン対１個のアスパラギン酸の比でＺ保護リジンおよびtert-ブチル保護のアスパラギン酸両方を利用して形成する。tert-ブチル基を、ポリマーをニートなトリフルオロ酢酸に浸すことにより脱保護する。遊離カルボキシル基を、DMF中のO-(N-スクシンイミジル)-N,N,N' ,N'-テトラメチルウロニウムテトラフルオロボレート(O-(N-Succinimidi1)-N,N, N',N'-tetramethyluronium tetrafluoroborate)(TSU)で活性化する。TSU活性化されたペプチドをDMF中のモノ-アミン-PEGと反応させる。リジン上のＺ保護基を、ペプチドと酢酸中のHBrとのインキュベーションにより除去して、(Ａ)ｘ-ｂ-( Ｂ)ｙコポリマーを生成する。Ｂ．ＡＢ(およびＡＢＡ)ブロックコポリマー：１．εアミンの脱保護の前に末端アミン（およびカルボキシル）にＡをグラフト化する。ブラシ構造でない型のポリマーを生成することが所望であり得る。これは、PL Lのεアミンを脱保護せずに、反応基がアミンおよびカルボキシル末端のみであるようにすることにより促進され得る。例えば、DMF中でのCDIモノ活性化PEGとポリε,N-カルボベンゾキシ-L-リジンとの反応により、(Ａ)ｘ-(Ｂ)ｙコポリマーを生じる。(Ａ)ｘ-(Ｂ)ｙコポリマーのカルボキシル末端のTSUによる活性化、続いてDMF中でのモノ-アミノPEGとの反応により、(Ａ)ｘ-(Ｂ)ｙ-(Ａ)ｚコポリマーを生じる。２．異なるアミン保護化学を有する２つのモノマーリジンを用いるPLLの固相合成。Ｎ(およびＣ)末端残基が他のリジン残基と異なって保護されている。「Ｂ」セグメントの両端上に遊離アミンが存在すると、ポリマーの末端に「Ａ」セグメントを付加するために必要な反応を少なくなる。これは、他のε保護基を妨害することなく除去され得るε保護基を含有する残基を用いて合成を開始することにより行われ得る。「Ａ」鎖は、この遊離アミン、およびペプチドのＮ末端の遊離アミンと反応する。例えば、ポリε,N-カルボベンゾキシ-L-リジン(pol y ε,N-carbobenzoxy-L-lysine)が固相法により合成され、カルボキシル末端の ε-残基がboc保護され、そして他の全てのε-残基がＺ保護される。bocがトリフルオロ酢酸中で除去され、そして遊離アミンがDMF中のCDIモノ活性化PEGと反応する。Ｚ基が酢酸中のHBrで除去されて、(Ａ)ｘ-(Ｂ)ｙ-(Ａ)ｚコポリマーを生じる。３．他の残基と共重合されるPLLの固相合成、Ｎ(およびＣ)末端残基が異なる組成であり、その側基がＡのグラフト化に使用される。純粋なポリ-L-アルギニン鎖の合成をリジンで開始することにより、反応性アミンがポリ-L-アルギニン鎖の両端に配置される。ポリ-L-アルギニンは「Ｂ」結合セグメントであり、そして「Ａ」セグメントがこのアミン上に配置され得る。例えば、ポリ-L-アルギニンが固相法により合成されるが、カルボキシル末端の残基はboc保護基である。boc基はトリフルオロ酢酸中て除去され、そしてペプチドはpH９の緩衝化水中でCDI PEGと反応して、(Ａ)ｘ-(Ｂ)ｙ-(Ａ)ｚコポリマーを生じ、(Ｂ)ｙセグメントはポリ-L-アルギニンを示す。以下の実施例はポリマー材料の特別に改変された実施態様に関する合成方法の例示である。４．Ｎ-カルボキシル無水物リジンと開始剤としてのPEGとの溶液相重合によりＡＢコポリマーを生じる。ポリアミノ酸の溶液相重合では、PEGのナトリウム塩は開始剤として使用され得る。例えば、リジンのN-カルボキシ無水物の重合は、Pratten，M.K.，Lloyd,J .B.，Horpel，G.，Ringsdorf，H.の「ミセル形成ブロックコポリマー：マクロファージによる飲細胞運動およびモデル膜との相互作用」、Makromol．Chem. 186 ，725-33(1985)に記載されるように、モノメトキシPEGのナトリウム塩により開始される。５．エチレンオキシドと開始剤としてのPLLとの重合。エチレンオキシドは、開始剤の添加によりPEGに重合され、この開始剤がポリマーに組み込まれる。例えば、エチレンオキシドの重合は、ポリε,N-カルボベンゾキシ-L-リジンの添加により開始され、これは、PEG-コーポリε,N-カルボベンゾキシ-L-リジンをもたらす。Ｃ．ポリマーへの分解性または切断性成分Ｃの組み込み。組織でのポリマーの滞留時間およびこのポリマーを取り除く宿主の能力は、非酵素的分解性の配列を組み込むことにより促進され得る。１．Ｃ成分の添加による剛毛の分解Ｃは、Ｃ成分が分解するときに「剛毛」が骨格から放出されるように、ポリマー材料に加えられ得る。例えば、モノメトキシPEGは、オクチル酸錫(stannous o ctate)の存在下で還流下にてd,1-ラクチド(d,1-lactide)（１：３のモル比）とキシレン(xylene)中で16時間反応して、末端基を有するPEGを生成し、この末端基が時間が経つと水で分解する。トリラクチド末端基の末端のヒドロキシルはCD Iで活性化され、次いで、これは、PLLと上記の方法によりさらに反応されて、( Ａ)ｘＣ-(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘＣ-ｂ-(Ｂ)ｙまたは(Ａ)ｘＣ-(Ｂ)ｙ−Ｃ(Ａ)ｚコポリマーを生成する。２．骨格の酵素的分解ための骨格へのＣの組み込み。特定のアミノ酸配列は、特定のタンパク質分解酵素により認識される。これらは、ポリペプチド骨格に組み込まれ得る。例えば、固相法により、６個のリジンに続く配列プロリン-X-グリシン-プロリン（ここで、Ｘは任意の中性アミノ酸である）を含有するペプチドが生産され、そして３回繰り返されて、30個の残基を有するペプチドが得られる。配列プロリン-X-グリシン-プロリンは、酵素コラゲナーゼにより加水分解される。このペプチドを、CDIモノ活性化PEGと反応させて、酵素的分解可能な(Ａ)ｘ-ｂ-Ｃ(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘ-Ｃ(Ｂ)ｙまたは(Ａ)ｘ-Ｃ(Ｂ) ｙＣ-(Ａ)ｚコポリマーを生成する。Ｄ．時間が経過すると第１の機能から第２の機能に変化する成分を用いるポリマー材料の合成。１．結合成分から非結合成分Ｄに転換するＢ成分を用いるポリマー材料の合成ポリマー材料の結合の持続時間を、分解可能な結合を通じて結合骨格に転換される非結合骨格を用いてポリマー材料を合成することにより制御し得る。例えば、末端アミンポリグルタミン酸をCDI PEGと反応させて、(Ａ)ｘ(Ｄ)ｙ-ｂ-(Ｂ) ｙコポリマーを生成する。このコポリマーをpH２で水に溶解させ、そして凍結乾燥させて、カルボン酸塩を遊離酸に転換する。ポリマーをDMFに溶解させ、そしてグルタミン酸残基をTSUで活性化させる。次いで、室温でDMFにて、活性化されたポリマーをbocで保護されたアミノエタノール(aminoethanol)と一晩反応させ、次いで、脱保護および脱塩化する。生成物は、初めはポリカチオン性および結合性であるが、非結合ポリアニオンに加水分解する。２．組織に反発性の成分から組織に反発しない成分または結合する成分に転換するＡ成分を用いるポリマー材料の合成ポリペプチドを、ペプチド合成技術を用いて（未保護の）ヒドロキシ酸と反応させて、ノニオン性ポリマーを生成し得る。時間が経つと、このアミド結合は分解し、そしてこのノニオン性は、反発性から非反発性に転換する。例えは、固相合成法を用いると、ペプチドを生成し、このペプチドでは、初めの20個の残基がリジンであり、次の10個の残基がアルギニンであり、そしてさらなる20個の残基がリジンである。このペプチドを十分に脱保護し、次いで、pH９に緩衝化した水中で、乳酸(lactic acid)、1-エチル-3-(3-ジメチルアミノプロピル)カルボジイミド(1-ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimide)(EDC)、およびN-ヒドロキシスルホスクシンイミド(N-hydroxysulfosuccinimide)と反応させて、(Ａ)ｘ- (Ｂ)ｙ-(Ａ)ｚコポリマーを生成し、ここで、「Ａ」セグメントは、最初にはノニオン性であるが、分解によってイオン性になる。Ｅ．ポリマー材料への生物活性成分の添加。組織とポリマーとのある種の相互作用が望ましい。種々のメカニズムがこの結果を影響するために使用され得、これらには、特定の細胞タイプにのみ結合するようにポリマーを標的化するために、あるいは酵素を含む可溶性媒介物の結合を促進または阻害するために使用され得る細胞特異的ペプチド配列が挙げられる。１．細胞特異的ペプチド配列の組み込み。細胞特異的ペプチド配列を、以下のようにコポリマーに組み込み得る。ペプチドであるチロシン-イソロイシン-グリシン-セリン-アルギニン(YIGSR)を、カルボキシル末端を除いて、十分に保護し、そして2-(1H-ベンゾトリアゾール-1-イル)-1,1,3,3-テトラメチルウロニウムヘキサフルオロホスフェート(2-(1H-Benzo triazol-1-yl)-1,1,3,3-tetramethyluronium hexafluorophosphate)(HBTU)で活性化させる。次いで、これをDMF中でモノ-アミノPEGと反応させ、α-ヒドロキシ，ω-YIGSR PEGを得る。この化合物をDMF中でCDIで活性化し、DMF中でPLLと反応させ、続いて、DMF中でYIGSRを脱保護して、ペンダント生物活性剤を有するコポリマーを生じる。２．アミノ酸によるPEGの誘導体化。アミノ酸によるPEGの誘導体化は、これを固相法を用いてポリペプチドに組み込むことには好都合である。例えば、CDIモノ活性化PEGをα-Fmoc保護されたリジンと反応させて、ε-リジン-PEGを形成する。固相法を用いて、コポリマーがリジンおよびε-リジン-PEGから形成される。Atassi,M.Z.，Manshouri，T.の「寛容原性のモノメトキシポリエチレングリコールおよびポリビニルアルコールのペプチド複合体の合成」、J．Prot．Chem.，10,623-7(1991)に記載の方法を使用する。この文献の教示は本明細書中で参考として援用される。 III．ポリマーの医療用途上記のように、二機能のポリマーは種々の用途を有する。数種の用途を以下の実施例に詳細に示す。これらには、外科手術時または組織への注射のいずれかで組織癒着を防ぐための、局在的適用；生物活性化合物を、放出がより有効に行われる場所に送達すること、あるいはより望ましい速度で送達すること、あるいは組織のカプセル化が悪影響を及ぼすかあるいは放出を遅らせ得る場所に送達すること；特に血管形成術の後の血管表面での血栓形成を防ぐこと；細胞の付着の改変、特に細胞の付着を防ぎ、そしてこれにより腫瘍細胞の転移を低減させること；および人工移植物（例えば、心臓弁および処理された組織由来の血管移植物）のコーティングとしての使用が挙げられる。本明細書中で使用されるように、「組織」は、細胞、細胞集合体、体内から取り出した組織、および体内に存在する組織を含む。この用語はまた、処理された組織（例えば、組織が生きておらず、そして化学的に固定された組織心臓弁、血管および膜、あるいは冷凍保存された血管または他の組織）に適応され得る。ポリマー材料は、局在的または局所的適用により直接適用され得るか、または本明細書に記載されるように標的化されるならば、全身的に適用され得る。局所または局在的適応は、一般に、接着が所望される組織の表面に非常に薄い層（通常、ポリマー材料の単層のオーダー）を噴射または注射することにより達成される。この様式でポリマー材料を適用する方法は当業者に周知である。以下の実施例に記載されるように、これらのポリマー材料は、細胞および組織の接触を防ぐことが望ましい３つの系に適応された。１．外科手術の際の器官の表面への損傷は、密接に接触する組織の癒着を引き起こし得る。この課題は、生殖外科手術には特に深刻であり、その場合、広範囲の癒着形成は不妊症を引き起こし得る。ラットの外科モデルで、子宮角に損傷を作り、続いて、PEG-ｂ-PLLで処理した。癒着は、対照（ベヒクルであるHEPES-緩衝化生理食塩水で処理された）の78％の程度から、９％（１％濃度のポリマー材料で腹腔洗浄により処理された）まで低下した。２．バルーン血管形成術の後、内皮への損傷は、血小板と血管壁との相互作用に起因する血栓形成をもたらし得る。さらに、血栓症は再狭窄をもたらし得る。ラットで、頸動脈に損傷を作り、続いて、PEG-ｂ-PLLで処理した。血液接触の再開の前に、５％濃度のポリマー材料に曝すことにより、血栓症を完全に阻害した。３．腫瘍の腹腔鏡による除去の際に、腫瘍細胞が骨盤腔に放出され得、そして腫瘍細胞が転移し得る。腫瘍細胞をPEG-ｂ-PLLとインキュベートし、次いで、マウスの腹腔内に接種した。損傷された組織表面における腫瘍細胞の移植は、対照の0.93gから処理された動物の0.17gに低下した。本明細書で記載されるポリマー性材料には、多くの他の医学的用途がある。１．損傷した血管表面での血栓症は、血管手術において合併症を引き起こし得る。このことは、特に、微小血管手術において当てはまり、そこでは吻合における血管の末端の血栓症が閉塞を導き得る。吻合する前に、結合される血管の末端を、PLL-b-PEG（または類似の二機能性ポリマー性材料）の１％溶液に浸すと、損傷した血管表面がいやされる。従って、血栓症は減少し、そして血管開存性は改善され得る。２．心臓血管移植物は、血栓症、血小板付着および凝集により悪影響を受ける。例としては、例えば、低温保存、凍結乾燥、または化学的固定によって処理されたヒトまたは動物組織から作製された心臓弁移植物の表面における血栓症は、カルシウム沈着のための核として作用することに関係している。従って、血栓症は、弁がカルシウム沈着して物質化することによって、長期の弁不全に至り得る。組織心臓弁を、緩衝化生理食塩水中のPEG-b-PLL（または同様の二機能性ポリマー性材料）の２％溶液に４℃で１時間置く。次いで、この弁を５分間生理食塩水でリンスし、そして後に移植するために包装する。ポリマー性材料溶液中でインキュベートする間に、二機能性ポリマー性材料は、それ自身の結合ドメインにより吸着され、従って、加工処理された組織弁に非結合ドメインが固定化される。これは、その後、移植後の血栓症をブロックし、従って、血栓症の部位での長期のカルシウム沈着が減少され得る。３．移植器官の血管表面への免疫細胞の接着は、急性の器官拒絶反応の原因の１つである。この急性の拒絶反応は、急性の免疫反応に関係し得、ここで、白血球細胞は、移植器官の血管表面に接着する。移植のための心臓を、添加した２ドメインポリマー性材料（例えばPEG-b-PLL）を含有する保存媒質中に置く。器官は、移植されるまで、例えば、４℃で媒質中に保存される。保存期間の間に、二機能性ポリマー性材料は、器官の血管表面に吸着し、これは、その後、移植後の器官への免疫細胞の接着をブロックする。これは、器官の急性の拒絶反応を減少し得る。４．多くの場合、表面上に固定および／または表面から放出される薬剤を有することは、有利であり得る。例としては、フィブリン溶解(fibrinolytic)酵素ストレプトキナーゼ（SK）がある。ストレプトキナーゼは、組織プラスミノーゲンアクチベーター（tPA）より劣ると考えられている。なぜなら、tPAは、フィブリンと結合し、そして固定化様式においてそのフィブリン溶解活性を奏するからである。SKは、このような結合は示さない。この困難性は、酵素を本明細書に記載されるポリマー性材料に結合することによって解消され得る。SKは、結合ドメインに連結されている非結合ドメインの末端に付加される。この場合、生物活性基は、かなり大きく、酵素であるので、非結合ドメインの数が少ないことが最適であり、結合ドメインは多いことが最適である。SK-グラフト化２ドメインポリマー性材料、例えば、SK-グラフト化PEG-PLLABブロックコポリマーが、液体を流すバルーンカテーテルのようなカテーテルを用いて、バルーン血管形成術の部位に局所的に投与される。SK-PEG-PLLは、血管表面に結合して、正確にその適用部位で局在化され、そしてより持続的なフィブリン溶解活性を生じる。同じ技術が、多くの他のクラスの薬剤のいずれか、例えば、成長因子、成長因子アンタゴニスト、レセプターアンタゴニスト、接着因子、接着アンタゴニスト、抗有糸分裂薬、アンチセンスオリゴヌクレオチド、および多くの他の薬剤を用いて適用され得る。類似のアプローチにおいて、薬剤は、乳酸ダイマーまたはオリゴマーのような切断可能なリンカー、または酵素的に切断可能なペプチドまたは糖を介して非結合ドメインの末端に付加される。このように、組織に結合した薬剤の制御放出が、薬剤と二機能性ポリマーとの結合体に設計され得る。５．病的な冠動脈がバルーン血管形成術により損傷された場合に起こるような血管損傷において、血液との接触から血管壁を保護する内皮単層が除去される。血栓症は、損傷した血管壁のタンパク質に血小板が結合するために生じる。この相互作用は、二機能性ポリマー性材料、例えば、ポリ（Ｎ−ビニルピロリジノン）-キトサンブロックコポリマー（略してPVP-キトサン）を用いて阻止され得る。PVPのキトサンに対する比、およびPVP-キトサンの分子形態は、キトサンあたりのPVPの数に依存し、血液壁への血液細胞の接着を実質的にすべて阻止するために最適化され得る。これは、再狭窄のようなさらなる血管疾患を引き起こすと疑われる血栓症をブロックする。それはまた、再内皮化（reendothelialization ）のプロセスを遅延し得る。生物接着性(bioadhesive)ドメインは、非結合ドメインの末端に付加され得、そしてこの生物接着性ドメインは、内皮細胞に結合するために選択されそして内皮細胞の接着を支持するが、血栓症を支持するように血小板に結合するために選択されない。ラミニンペンタペプチドtyr-ile-gly-se r-arg（YIGSR）は、そのN-末端１級アミンにより、PVP-キトサンABブロックコポリマー上の末端基に付加する。吸着の後、非結合基は、血栓症を阻止するが、非結合基の末端のYIGSRペプチドは、血管の非損傷周縁からの内皮細胞の付着および移動を支持する。従って、これは、血管の治癒を加速し、そして損傷領域の再内皮化を、動脈と血液との接触なしに可能にし得る。このようなアプローチは、多数の他の組織、例えば、腹膜治癒を促進しそして癒着を防ぐために脱中皮化(d emesothelialized)表面で実行され、そして角膜剥離後の治癒を促進するために脱上皮化(deepithelialized)角膜上で、特に実行され得る。６．いくつかの場合では、結合ドメインは、専らポリカチオン性結合ドメインとのように非特異的であるよりむしろ、全く、高度に特異性であり得る。例えば、ポリ（ビニルアルコール）（PVA）のようなノニオン性である水溶性ポリマーを、レセプターアンタゴニスト（例えば、細胞表面上の接着レセプターに結合するレセプターアンタゴニスト）にグラフトさせ得る。例えば、PEG-PVA ABブロックコポリマーが合成される。その後、いくつかのシアリルルイス-X(sialyl Lewis-X) （LeX）オリゴ糖を、PVA鎖上の複数のアルコールに付着させる。このPEG-Lex-PV Aコポリマーは、注入によって血流に投与される。ポリマー性材料は、E-セレクチンを発現する細胞の表面に結合し、これはLeXに結合する。PVAドメインに結合したいくつかのLeXオリゴ糖が存在するので、細胞表面上でのE-セレクチンへの結合は非常に強い。従って、LeX PVAドメインは、結合ドメインとして機能し、そしてPEGドメインは、非結合ドメインとして機能する。従って、正味の効果は、PEGのような非結合ドメインを細胞の表面に固定化することにより多数のレセプターを介して細胞の接着をブロックすることであり得る。 IV．個々の適用のためのポリマー性材料の最適化。これらの材料の生物学的挙動は、ポリマーの構造、組織結合性ポリマー数の非結合性ポリマー数に対する比、および組織結合性ポリマーのマスの、非結合性ポリマーのマスに対する比を変えることによって最適化される。いくつかの場合では、１つより多い分解様式を示すポリマー性材料が、異なる結果を達成するために必要とされ得る。例えば、非酵素的加水分解による分解は、水に対するポリマー性材料の接近し易さおよび局所pHに主として依存する。pH および水濃度が、体の多くの部分にわたって類似しているとすれば、このような分解の様式は、主に時間に依存する反発性の損失を生じる。他の例としては、分解領域が酵素に対して感受性であり、その活性が、高度には調節されていないがほぼ一定レベルで体液中に存在する場合には、反発の損失速度は、やはり主として時間に依存する。別の例としては、分解領域が酵素に対して感受性であり、その活性がより高度に調節される場合には、反発の損失速度は、その特定の酵素活性の発現に、より依存し得る。例えば、多くのタイプの細胞は、移動の際にプロテアーゼプラスミンまたはコラゲナーゼを発現する。そのとき、プラスミンに対する感受性は、すべての移動細胞がポリマー性材料の反発を低下させ、従って付着するようにさせ得る。これは、有用であり得る。例えば、損傷した血管壁を血小板から保護するが、内皮細胞を血管壁の非損傷領域から移動させて、処置した領域上に移動させ得ること、その移動につれその非接着性を低下すること、および内皮細胞を血管壁に付着させそしてその上を移動させ得ることにおいて、有用であり得る。これは、内皮細胞がない表面と血小板とを全く直接接触させることなしに、脱内皮化血管壁の再内皮化を可能し得る。これらのポリマー性材料の生物学的挙動は、それらの構造に依存する。生物学的挙動の特定の特徴は、組織との結合、対抗する組織への反発、組織との結合の持続、対抗する組織への反発の持続、および結合または反発の損失の様式を包含する。ポリマー性材料構造の特定の特徴は、組織結合ドメインのタイプ（化学的組成）、非結合ドメインのタイプ、結合ドメインのマスの非結合ドメインのマスに対する比、結合ドメイン数の非結合ドメイン数に対する比、非酵素的加水分解に対して特に感受性である部位の包含、酵素的加水分解に対して特に感受性である部位の包含、および特に生物学的親和性を有する部位の包含を含む。種々の方法が、所望の性質を最適化するために利用され得る。例えば、PEG-b- PLLブラシ型コポリマーが、損傷した組織表面を、その組織表面と接触している液体相から接近する細胞の接着から保護するために用いられるとき、ポリマー性材料は、20％血清を含有する組織培養培地においてゼラチンコートされた表面への細胞接着のような、組織培養モデルを用いて行われる研究によってより望ましく作製され得る。ゼラチンは、標準組織培養技術を用いて、例えば３％ゼラチン溶液からマルチウェル上にコートされる。20％血清を含む培地に30分間曝すことにより、フィブロネクチン（細胞接着を導くタンパク質）のゼラチン表面への吸着に至る。繊維芽細胞が20％血清を含有する培地中でこの表面に接種されると、急速な接着および拡散が起こる。細胞接着（Fa）の分率および細胞拡散（Fs）の分率の測定は、光学顕微鏡検査を用いる形態学的基準に基づいて行われ得る。接種４時間後に行われるこのような測定は、接着および反発の有用な測定を提供する。PEG-b-PLLポリマー性材料のファミリーは、例えば、以下のスケジュールに従って、合成される。各ポリマー性材料組成物について、FaおよびFbは４時間にて測定される。PEGのP LLに対する比率が非常に低いポリマー性材料（例えば、20000Da PLL、5000Da PE G、PEG鎖でグラフトしたリジン残基の1/50を含む）は、繊維芽細胞付着および拡散を防ぐためには比較的効果的でないことが予測され得る。組織からゆっくり脱着するブラシ型コポリマーが所望される場合には、同じアッセイシステムを用いることができ、そしてポリマー性材料は、他の結合ドメインを用いて、例えば、以下のスケジュールで合成され得る。電荷の特定の性質を変化させることによって、組織への結合を得るために用いられるこの例では、脱着速度が調節され得る。このアッセイシステムでは、細胞を、それぞれ日に一度、種々の処理がなされたゼラチン表面上に接種し得、そしてFaおよびFsを接種４時間後に測定し得る。その後、基質は培地でリンスされ、そして培地を含む組織培養にて翌日以後の実験のために保存され得る。その後、数週間にわたる測定によって、各処方物についての細胞反発の損失速度が測定され得る。 ABブロックコポリマーがバルーン血管形成術により損傷した動脈表面における血栓症および内膜濃厚化を防ぐために用いられるべき状況において、上記のような最初の実験によって、結合ドメインの非結合ドメインに対する所望の比率、および結合ドメインと非結合ドメインとの所望される最適の組成を決定した後に、動物実験が行われ得る。例えば、上記の実験において、重合度（DP）30のPLLおよびDP150のPEGによって良好な反発が14日間生じた場合、動物実験は、この処方周辺でわずかに偏位させて、例えば、以下のスケジュールによって、実行され得る。血栓症は損傷および治療後24時間で測定され、そして内膜濃厚化は損傷および治療後28時間で測定され得、組織学的染色を用いた光学顕微鏡検査が使用され、血栓症を測定するためにはGomoriトリクロム染色、および内膜濃厚化を測定するためにはVerhoeff染色が用いられ得る。さらなる最適化が、例えば、結合ドメインの性質に基づいて、所望される場合には、上記のスケジュールから最適の処方が選択され、そしてPLLドメインは、インビトロでの実験を参考にして、ポリ（L-ヒスチジン）(poly(L-histidine)) 、ポリ（L-アルギニン）(poly(L-arginine))、ポリ（L-オルニチン）(poly(L-or nithine))、ポリエチレンイミン(polyethyleneimine)、ポリ（アミノエチルアクリレート）(poly(aminoethylacrylate))、およびキトサン(chitosan)で置換され得る。さらなる最適化が、結合ドメインの分解の速度に基づいて所望される場合には、上記のスケジュールから最適の処方が選択され、そしてポリ（L-アミノ酸）結合ドメインは、同一アミノ酸のポリ（D-アミノ酸）ドメイン、例えば、ポリ（L- リジン）(poly(L-lysine))に対してはポリ（D-リジン）(poly(D-Iysine))で置換され得る。各ポリアミノ酸は、インビボでのタンパク質分解に対して異なる安定性を示すことが予測される。よりさらなる最適化が、結合ドメインの分解の速度に基づいて所望される場合には、上記のスケジュールから最適の処方が選択され、そしてプロテアーゼ感受性部位が、結合ドメインと非結合ドメインとの間に配置され得る。例えば、多くの細胞は、移動するときに細胞のリーディングエッジ上でプロテアーゼ、例えば、プラスミン、コラゲナーゼ、またはエステラーゼを発現する。プロテアーゼ感受性部位を適切に選択することによって、内皮移動に感受性であるポリマー性材料を設計することが可能である。このポリマー性材料は、血栓症を防ぎ得るが、治癒および再内皮化が起こるにつれて血管表面を再集合化する(repopulating)内皮細胞によって分解される。同様の結果は、非結合ドメインの末端に接着性ペプチドを配置することによっても得られ得る。例えば、ラミニンペプチドtyr-ile-gly-ser-argは、内皮細胞接着および拡散を支持することが知られている。しかし、血小板は、この配列に貧欲に結合しない。従って、非結合ドメインにおける末端（またはほかの場所）に接着性ペプチドを有するABブロックコポリマーを合成することが可能である。これもまた血小板接触を防止し得、一方、同時に内皮細胞は、損傷した血管領域の上に移動して、再集合し、そして損傷領域を再内皮化し得る。 ABブロックコポリマーは、組織表面上に薬剤を固定化するために用いられ得る。例えば、フィブリンの形成は、手術後の癒着の形成に関係していることが知られており、そしてフィブリン溶解性タンパク質は、癒着形成を減少させるために効果的であることが示されている。組織フィブリノーゲンアクチベーター（tPA ）のようなより高価なフィブリン溶解性タンパク質は、ストレプトキナーゼ（SK ）のような高価でないものよりも、tPAがフィブリンの部位で組織表面に結合するという利点を有する。このtPAの固定化による保持は、重要な利点である。この保持は、しかしながら、SKを２ドメインポリマー性材料に付与することによって、模倣され得る。例えば、ABブロックコポリマーのファミリーは、以下のスケジュールに従って合成され得る：これらのポリマー性材料は、子宮角の脈管遮断損傷後のラットにおける手術後の癒着を防止する能力について評価され得る。各ポリマー性材料は、緩衝化生理食塩水中１％溶液として各々送達され得る。最適処方を選択した後、等価なポリマー性材料を、SKの代わりにアルブミン（不活性タンパク質）を用いて、コントロールとして機能するように合成し得る。本発明は、以下の限定されることのない実施例を参照することによってさらに理解される。実施例１： PEG-b-PLLの合成および特徴付け。材料および方法。 PEG-b-PLLの合成。 SawhneyおよびHubbell、「ポリ（L-リジン）-アルギネートマイクロカプセル膜の生物学的適合性を高めるためのポリ（エチレンオキシド）-グラフト-ポリ（ L-リジン）コポリマー」Biomaterials 13:863-870(1992)の計算、およびBeaucha mpら、「ポリエチレングリコール-タンパク質付加物の合成のため新しい手順：スーパーオキシドジスムターゼ、ラクトフェリン、およびα２マクログロブリンの機能、レセプター認識、ならびにクリアランスに対する影響」Anal．Biochem. 131:25-33(1983)の化学（これらの教示は、本明細書中において援用される）に基づいて、ポリ（エチレングリコール）(poly(ethylene glycol))をポリ（L-リジン）にグラフトした。モノメトキシ末端ポリ（エチレングリコール）（PEG）（20ｇ、分子量5000；Aldrich，Mi1waukee，WI，USA）をベンゼン(benzene)からの共沸蒸留により乾燥し、そして無水ジエチルエーテル(diethylether)に添加することによって沈殿させた。このポリマーを減圧下で一晩乾燥し、そしてアルゴン(argon)下で保存した。次いで、PEGの末端ヒドロキシルを1,1-カルボニルジイミダゾール(1,1-carbonyldiimidazole)（CDI；Sigma，St．Louis，MO）で活性化した。アルゴン下で、CDI（0.194ｇ）を秤量し、次いで無水ジクロロメタン(dic hlorometane)中の乾燥PEG（10ｇ）に添加した。反応物をアルゴン下室温で２時間攪拌し、次いで生成物を無水エーテル（anhydrous ether）に添加することによって沈殿させた。生成物を減圧下で一晩乾燥した。ポリ（L-リジン）（PLL）（１ｇ、分子量21,400；Sigma）を25mlの50mMホウ酸ナトリウム緩衝液（sodium borate buffer）（pH9）に溶解し、そして0.2μmシリンジフイルター（Nalgene，Rochester，NY）に３回通してフィルター滅菌して、混入微生物を除去した。滅菌反応球(bulb)において、および滅菌キャビネットにおいて、CDI活性化PEG（CDI-PEG）（6.6ｇ）を、ポリ（L-リジン）溶液に添加し、１日かけて激しく攪拌した。次いで、この溶液を、４リットルのリン酸緩衝化生理食塩水（pH7.4）に対して１日間透析した（SpectraPor^TM透析チューブ、M Wカットオフ 12,000-14,000；Spectrum Medical Industries，Los Angeles，CA ）。次いで、この溶液を凍結乾燥し、3.44ｇの生成物を得た。 PEG-b-PLLのNMR分析。 PEG-b-PLLの¹H NMR分析を、D₂O中で、500MHz General Electricの装置にて行った。結果 D₂O中のPEG-b-PLLの¹H NMR分析は、PLLまたはPEOの個々のスペクトルには存在しなかった新しいピークの存在を示した。これらのピークは、PLLにおけるいくつかのεアミンの転換に対応した。新しいピークは、おそらくPEGのPLLへの付加によるものであった。2.9ppmのピーク（PLL側鎖におけるδ炭素上のプロトンに対応する）、および3.0ppmのより小さなピーク（CDI-PEGと反応した測鎖のδ炭素上のプロトンに対応する）の分析は、5.73％のリジン残基(lysyl)がCDI-PEGと反応したことを示した。このことは、１PLL鎖あたり9.57PEG鎖、すなわち平均分子量69,250ダルトンのPEG-b-PLLに対応する。2.9ppmおよび3.0ppmのピークとPEG 上のモノメトキシ基から得られる3.3ppmのピークとの比較は、生成物中のPEGの1 9.3％のみが実際にPLLに結合されたことを示した。これは、生成物の不完全な透析によるものであったが、PEGの存在は、適切なコントロールの選択による実験において考慮され得る。実施例２：インビトロでの１つキャップ化末端上でモノメトキシPEGを分散する細胞に対するPEG-b-PLLの影響。材料および方法。ヒト包皮繊維芽細胞（HFF）を、10％のウシ胎児血清（FBS）を含有するDMEM中で、0.2％PEG-b-PLL（実施例１に記載されたものと同様）、PLL、またはPEGと共に５分間インキュベートし、次いで、これもまた10％FBSおよび0.2％(w/v)の適切なポリマーを有するDMEMを含有する24ウェル皿に接種した。繊維芽細胞を、20 00、10,000、25,000、または40,000細胞/cm²で接種した（各濃度で２回の実験を行った）。接種の３時間後で、十分に分散した細胞の数および全細胞数を、１ウェルあたり２つのフィールドで、Nikon位相差倒立顕微鏡にて200×でカウントし、そして十分に分散した細胞のパーセントを計算した。結果。分散した細胞のパーセント（分散した細胞／全細胞×100）は、接種効率の示度である。接種効率は、ここで研究した細胞濃度の範囲内での細胞濃度にかかわらず相対的に一定のままである。しかし、低濃度での分散を妨げるポリマーは、高濃度では効果的ではあり得ない。従って、細胞接種濃度の範囲を調べることは論理的である。 PLLは、低細胞濃度でHFFの分散をいくぶん阻害するように見えるが、しかし、高濃度では、PLLは細胞を分散させた。PEG-b-PLLは、試験されたすべての濃度で繊維芽細胞分散を強く阻害した。実施例３：骨盤癒着を防止するためのPEG-b-PLLの使用のインビボでの研究。材料および方法。 PEG-b-PLL（実施例１に記載されたものと同様）を、10mM HEPES緩衝化生理食塩水中１％濃度で試験した。重量分析から、PEG-b-PLLは20重量％ PLLであることが推定された。従って、0.2％PLLおよび0.8％ PEGを、コントロールとして10 mM HEPES緩衝化生理食塩水中で一緒に混合し、これをPLL+PEGコントロールと呼んだ。PLLおよびPEGの個々の効果についての対照のために、PLLの0.2％溶液（PL Lコントロールと呼ぶ）、およびPEGの0.8％溶液（PEGコントロールと呼ぶ）を、両方とも10mM HEPES緩衝化生理食塩水中で調製した。HEPES緩衝化生理食塩水のみもまた試験し、これをHEPESコントロールと呼んだ。ポリマー溶液を以下のように調製した。10mMのHEPES緩衝化生理食塩水を最初にオートクレーブにかけ、次いで、ポリマーに添加する前に、フィルター滅菌した（150mlの使い捨てフィルターシステム、Corning、Corning、NY）。ポリマー溶液を溶解するまで振とうし、次いで上記のようにシリンジフィルター滅菌した。しかし、PLLを含有する溶液を４回フィルター滅菌して、混入微生物の除去を確実にした。ポリマー溶液はまったく同じに見え、そしてブラインドで外科手術を行えるようにするために、コードによってラベルをつけた。 14週齢のラットの子宮角への制御された損傷を電気焼灼(electrocautery)によって行って、角を脈管遮断し、そして対腸間膜表面上の漿膜損傷を引き起こした。外科手術７日間後、動物を屠殺し、そして角を調べた。腸間膜または直腸に癒着していると判断される角の部分を定規で測定し、そして角の全長と比較した。この「癒着パーセント」は、角の全長と比較した癒着した角の長さを表す。各々の動物における「癒着パーセント」値は、２つの角の間の平均値とした。この平均値を、１つのデータ点とみなした。子宮角を、癒着していない（グレード０）、薄膜状癒着有り（グレード１）、または重篤な癒着有り（グレード２）として判断した。癒着の一部のみがグレード２であることが見い出された場合、グレード２領域の長さを測定し、そしてグレード１であった癒着の長さと比較した。従って、グレード１とグレード２との間の中間値で、角を評点することが可能であった。動物における癒着のグレードは２つの角の間の平均であった。角の癒着パーセントについてのデータを、分散の１因子分析を用いて分析した。癒着の重篤度についてのデータを、分布によらないノンパラメトリックKruska l-Wallis検定を用いて分析した。結果。子宮角損傷７日後に評価された癒着の程度を表２に示す。すべての処置は、PLLとPEG+PLLとを除いて（これらは有意には異ならなかった）、他の処理とは有意に異なる（Fisher PLSD post-hoc検定による95％）。癒着の程度は、HEPESのみのコントロールと比較して、PEG、PLL、またはPEG-b -PLLの適用により減少した。PEGとPLLとの組合わせは、PLLのみとは有意には異ならなかった。PEG-b-PLL処理は、PEG+PLL処理とは有意に異なった。癒着の重篤度もまた評価され、そして表３に示される。癒着のグレードに関して集められたデータはパラメトリックであったが、標準分布していなかった。平均グレートを計算した。これは、癒着の重篤を示す。標準偏差は、非標準分布のために統計学上の意味はないとはいえ、データの再現性を判断するのに有用である。このデータをランク合計タイプ検定(rank sum type test)を用いて分析した。各処置からのランク合計を、処置におけるサンプルの数で割って、平均ランクを出した。 Kruskal-Wallis検定は、処置間の統計学的な差を示し、ｐ＝0.128 H（タイ (tie)のための補正）＝12.71であった。実施例４：インビボ研究：PEG-b-PLLを用いる動脈挫傷後の血栓症の防止。材料および方法。 350〜400ｇの重量の雄Sprague-Dawleyラットを、この研究に用いた。動物を、ペントバルビタール（pentobarbital）（50mg/kg体重）で麻酔をかけた。キシロカイン(xylocaine)を、切開直前に外科手術操作の領域に皮下的に投与した。頸動脈を、外部頸動脈岐点を越して慎重に１cm切開して露出した。Atraumatic動脈クリップを用いて、内部および外部頸動脈岐に最も近位の露出ポイント、および通常の頸動脈の最も遠位の露出ポイントで動脈をはさみ止めた(clamp off)。30 ゲージ針を取り付けたPE50ポリエチレンチューブを、内部頸動脈に導入した。残りの血液を、HEPES緩衝化生理食塩水を用いて動脈からリンスした。通常の頸動脈を止血鉗子を用いて挫滅して、動脈壁に損傷を引き起こした。次いで、動脈を、HEPES緩衝化生理食塩水中のPEG-b-PLLの無菌５％溶液（実施例１に記載されたものと同様）で満たした。溶液を２分間血管にとどめ、次いでチューブを通して廃出した。チューブを取り出し、そして内部頸動脈を5-0絹縫合糸で縛った。次いで、動脈クリップを取り除き、血液を流した。切開した筋肉層を連続的に3-0 Vicryl縫合糸で閉じ、そして皮膚を９mmステープルで閉じた。動物を外科手術２時間後または24時間後のいずれかで屠殺した。血管を摘出し、リンスし、そして緩衝化ホルマリン(buffered formalin)中で固定化した。少なくとも12時間後、血管を一連の勾配エタノール(graded ethanol series)で脱水し、キシレン(xyle ne)と交換し、パラフィン(paraffin)に埋め、５μmの厚さに切断し、そしてガラススライドに載せた。染色は、Massonトリクロム(Masson's trichrome)で行った。結果。動脈壁損傷の場合に予測されるように、すべてのコントロール動物は、２時間および24時間の両方の時点で、明らかな血栓症形成を示した。PEG-b-PLL溶液の適用は、両方の時点での血栓症を防止した。すべての処置された動脈は完全に開存性であり、頸動脈を通って正常に血液を流した（２時間の時点では、ｎ＝２処置、ｎ＝２コントロール；24時間の時点では、ｎ＝３処置、ｎ＝２コントロール；示される数字は、この条件についてのすべてのｎの代表である）。図２ａおよび２ｂは、処置していない（図２ａ）およびPEG-b-PLLの５％溶液で２分間処置した（図２ｂ）、挫滅損傷24時間後のラット頸動脈の600倍拡大の写真である。二機能性ポリマーに対する不利な組織応答の徴候はなかった。実施例５：インビボでの腫瘍細胞接種に対するPEG-b-PLL添加の効果。材料および方法。腹腔鏡外科手術のモデルを実行した。16ゲージのアンギオカテーテルを、雄C3 Hマウスに腹腔内的に挿入し、５mlの空気を用いて吸入した。１処置あたり18匹の動物を用いて、３つの処置を実行した。処置１は、１mlのリン酸緩衝化生理食塩水中の１×10⁶腫瘍細胞の注入であった。処置２は、0.1％ PLL-b-PEGを含有する１m1のリン酸緩衝化生理食塩水中の１×10⁶腫瘍細胞の注入であった。処置３は、１％PLL-b-PEGを含有する１mlのリン酸緩衝化生理食塩水中の１×10⁶腫瘍細胞の注入であった。16日後、腫瘍体積を、トロカール部位、およびすべての他の部位で比較した。結果。この結果を表４に示す。PLL-b-PEGの適用は、腫瘍体積を有意に（ｐ＜0.05）減少させた。0.1％ PLL-b-PEGと１％ PLL-b-PEGとの間の差は有意ではなかった。実施例６アミノエチルメタクリレートと共重合したメタクリル酸PEGの合成。モノメトキシPEGを、無水条件下でメタクリロイルクロライド(methacryloyl c hloride)と反応させ、メタクリル酸PEG(methacrylic PEG)を生成させた。これを、アミノエチルメタクリレート(aminoethyl methacrylate)(AEMA)と共重合させて、85 AEMA：15メタクリル酸PEGを得た。次いで、この生成物を、米国特許第5, 075,400号、Andradeら、「タンパク質耐性およびタンパク質除去のためのポリマー超界面活性剤」の方法を用いて水に対して透析した。実施例７：インビトロでのAEMA/メタクリル酸PEGコポリマーの評価。ヒト包皮繊維芽細胞をトリプシン処理し、そして0.2％(w/v)AEMA/メタクリル酸PEGコポリマーを含有する完全な培地に接種した。細胞を、ポリスチレン培養皿に2000、15,000、30,000細胞/cm²の濃度で接種した。この結果は、処理された細胞の付着および増殖を、特にコントロール細胞と比較して、防止することにおけるポリマーの有効性を示す。本明細書に記載された方法および組成物の改変および変法は、前述した詳細な説明から当業者には自明である。このような改変および変法は、添付の請求の範囲の範囲内に含まれることが意図される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号庁内整理番号ＦＩＣ０８Ｌ 79/00 ＬＱＺ 9285−4ＪＣ０８Ｌ 79/00 ＬＱＺ 101/00 ＬＳＹ 9167−4Ｊ 101/00 ＬＳＹＣ０９Ｄ 187/00 ＰＭＸ 9167−4ＪＣ０９Ｄ 187/00 ＰＭＸ // Ｃ０８Ｇ 81/00 ＮＵＴ 8619−4ＪＣ０８Ｇ 81/00 ＮＵＴ 81/02 ＮＵＶ 8619−4Ｊ 81/02 ＮＵＶ (72)発明者ヒル−ウェスト，ジェニファーエル. アメリカ合衆国テキサス 78741，オースティン，ブラフスプリングスロードナンバー1506 6503 (72)発明者ドラムヘラー，ポールディー. アメリカ合衆国テキサス 78758，オースティン，ラフトグロウス 11502 (72)発明者チャウドゥリー，サンハミトラアメリカ合衆国テキサス 787664，ラウンドロック，イーストロガン 1102 (72)発明者ソーニー，アマープリットアメリカ合衆国マサチューセッツ 02158，ニュートン，チャーチストリート 148

Claims

【特許請求の範囲】１．式(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙ（ここで、該ポリマーはポリ(Ａ)の剛毛を有するブラシ型コポリマーである）、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ(Ａ)ｚ、および(Ｂ)ｘ(Ａ) ｙ(Ｂ)ｚを有するブロックコポリマーからなる群より選択される生体適合性ポリマーを、患者に投与するための生物活性剤と共に含有し、ここで、 (Ａ)ｘ、(Ａ)ｙおよび(Ａ)ｚが、6.5と8.5との間のpHてポリノニオン性であり、そして組織に結合しない領域を形成する、生体適合性の合成ポリマーおよびポリマー混合物であり、そして (Ｂ)ｙ、(Ｂ)ｘ、および(Ｂ)ｚが、6.5と8.5との間のpHでポリカチオン性であり、そして組織に結合する領域を形成する、生体適合性の、水溶性合成ポリマーまたはポリマー混合物であり；そしてここで、ｘが５に等しいかまたは５より大きい整数であり、ｙが３に等しいかまたは３より大きい整数であり、そしてｚが０に等しいかまたは０より大きい整数であり、ここで、該ポリマーが少なくとも300g/モルの分子量を有し、ここで、該生物活性剤が細胞ではない、薬学的受容可能な組織コーティング。２．前記ポリマーが式(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙを有し、ここで、ｘが５に等しいかまたは５より大きい整数であり、ｙが３に等しいかまたは３より大きい整数であり、そしてｚが０に等しいかまたは０より大きい整数である、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。３．(Ａ)ｘおよび(Ａ)ｚが、ポリ（オキシアルキレンオキシド）、ポリ（エチルオキサゾリン）、ポリ（N-ビニルピロリドン）、ポリ（ビニルアルコール）、中性ポリ（アミノ酸）、ならびにオキシアルキレンオキシド、エチルオキサゾリン、N-ビニルピロリドン、ビニルアルコール、およびアミノ酸からなる群より選択されるモノマーのコポリマーからなる群より選択される、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。４．(Ｂ)ｙが、ポリ（エチレンイミン）、第４級アミン、およびポリマー骨格またはポリマー側鎖のいずれかにアミン基あるいはピリジニル基を有するポリアミンからなる群より選択される、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。５．式(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙ（ここで、該ポリマーはポリ(Ａ)の剛毛を有するブラシ型コポリマーである）、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ(Ａ)ｚ、および(Ｂ)ｘ(Ａ) ｙ(Ｂ)ｚを有するブロックコポリマーからなる群より選択される生体適合性ポリマーを含有し、ここで、 (Ａ)ｘ、(Ａ)ｙおよび(Ａ)ｚが、6.5と8.5との間のpHてポリノニオン性であり、そして組織に結合しない領域を形成する、生体適合性の合成ポリマーおよびポリマー混合物であり、そして (Ｂ)ｙ、(Ｂ)ｘ、および(Ｂ)ｚが、6.5と8.5との間のpHでポリカチオン性であり、そして組織に結合する領域を形成する、生体適合性の、水溶性合成ポリマーまたはポリマー混合物であり；そしてここで、ｘが５に等しいかまたは５より大きい整数であり、ｙが３に等しいかまたは３より大きい整数であり、そしてｚが０に等しいかまたは０より大きい整数であり、ここで、該ポリマーが少なくとも300g/モルの分子量を有し、ここで、該ポリマーが、さらに、インビボで加水分解、酵素分解、または酸化により分解を受ける領域Ｃを含む、薬学的受容可能な組織コーティング。６．Ｃが、インビボに存在する酵素によって切断されるペプチド配列および糖配列からなる群より選択される、請求項５に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。７．Ｃが、水の存在下で加水分解する化合物の群より選択される、請求項５に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。８．Ｃが、インビボで酸化する化合物の群より選択される、請求項５に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。９．１つまたは複数の前記Ｃ領域が、前記組織結合領域(Ｂ)ｙと前記非組織結合領域(Ａ)ｘとの間にある、請求項５に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１０．前記Ｃ領域が、前記非組織結合領域(Ａ)ｘの付着点の間にある前記組織結合領域(Ｂ)ｙ内に位置する、請求項５に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１１．式(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙ（ここで、該ポリマーはポリ(Ａ)の剛毛を有するブラシ型コポリマーである）、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ(Ａ)ｚ、および(Ｂ)ｘ( Ａ)ｙ(Ｂ)ｚを有するブロックコポリマーからなる群より選択される生体適合性ポリマーを含有し、ここで、 (Ａ)ｘ、(Ａ)ｙおよび(Ａ)ｚが、6.5と8.5との間のpHでポリノニオン性であり、そして組織に結合しない領域を形成する、生体適合性の合成ポリマーおよびポリマー混合物であり、そして (Ｂ)ｙ、(Ｂ)ｘ、および(Ｂ)ｚが、6.5と8.5との間のpHでポリカチオン性であり、そして組織に結合する領域を形成する、生体適合性の、水溶性合成ポリマーまたはポリマー混合物であり；そしてここで、ｘが５に等しいかまたは５より大きい整数であり、ｙが３に等しいかまたは３より大きい整数であり、そしてｚが０に等しいかまたは０より大きい整数であり、ここで、該ポリマーが少なくとも300g/モルの分子量を有し、ここで、該組織結合領域(Ｂ)ｙが、水、酸化または酵素による攻撃に曝されるとき、非組織結合領域に転換する、薬学的受容可能な組織コーティング。１２．前記組織結合領域(Ｂ)ｙが、アミドまたはエステルの重合により形成される、請求項１１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１３．式(Ａ)ｘ-ｂ-(Ｂ)ｙ（ここで、該ポリマーはポリ(Ａ)の剛毛を有するブラシ型コポリマーである）、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ、(Ａ)ｘ(Ｂ)ｙ(Ａ)ｚ、および(Ｂ)ｘ( Ａ)ｙ(Ｂ)ｚを有するブロックコポリマーからなる群より選択される生体適合性ポリマーを含有し、ここで、 (Ａ)ｘ、(Ａ)ｙおよび(Ａ)ｚが、6.5と8.5との間のpHでポリノニオン性であり、そして組織に結合しない領域を形成する、生体適合性の合成ポリマーおよびポリマー混合物であり、そして (Ｂ)ｙ、(Ｂ)ｘ、および(Ｂ)ｚが、6.5と8.5との間のpHでポリカチオン性であり、そして組織に結合する領域を形成する、生体適合性の、水溶性合成ポリマーまたはポリマー混合物であり；そしてここで、ｘが５に等しいかまたは５より大きい整数であり、ｙが３に等しいかまたは３より大きい整数であり、そしてｚは０に等しいかまたは０より大きい整数であり、ここで、該ポリマーが少なくとも300g/モルの分子量を有し、ここで、該非組織結合領域(Ａ)ｘが、水、酸化または酵素による攻撃に曝されるとき、組織結合領域に転換する、薬学的受容可能な組織コーティング。１４．前記生物活性剤がペプチドである、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１５．前記ポリマーが生物分解可能であり、そして前記生物活性剤が、該ポリマーが分解するときに、放出される成分である、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１６．前記生物活性剤が前記ポリマーに化学的に結合されている、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１７．前記ポリマーが、水および緩衝化水溶液からなる群より選択される薬学的受容可能なキャリア中にある、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１８．前記非組織結合領域(Ａ)ｘがポリアニオン性であり、かつ水溶性である、請求項１に記載の薬学的受容可能な組織コーティング。１９．インビボで組織をコーティングして癒着および細胞付着を低減させるための、請求項１〜１８の薬学的受容可能な組織コーティングを製造する方法であって、(Ａ)ｘが(Ｂ)ｙと化学的に結合する条件下で、(Ａ)ｘおよび(Ａ)ｚを(Ｂ)ｙと反応させて該ポリマーを形成する工程を包含する、方法。２０．前記コーティングを癒着が低減されるべき組織に適用する工程を包含する、組織癒着を低減させるための方法における、請求項１〜１８の薬学的受容可能な組織コーティングの使用。２１．癒着が低減されるべき前記部位が、組織が損傷された領域である、請求項２０に記載の方法。２２．癒着が低減されるべき前記部位が、外科的に切られている、請求項２０に記載の方法。２３．血栓症または癒着が低減されるべき前記部位が、損傷を受けた血管の内層である、請求項２０に記載の方法。２４．付着が防がれるべき前記組織が、ガン細胞または腫瘍細胞である、請求項２０に記載の方法。２５．前記組織が、損傷された他の器官と接触する、体内の器官または内腔である、請求項２０に記載の方法。２６．前記ポリマーが、生物活性剤により特定の細胞型に付着するために標的化されている、請求項２０に記載の方法。２７．前記コーティングを損傷された血管の内層に適用する工程を包含する、再狭窄を低減させるための方法における、請求項１〜１８の薬学的受容可能な組織コーティングの使用。