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JPH09504308A - 非直鎖状の親水性−疎水性マルチブロックコポリマーのナノ粒子およびマイクロ粒子 - Google Patents

非直鎖状の親水性−疎水性マルチブロックコポリマーのナノ粒子およびマイクロ粒子

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Publication number
JPH09504308A
JPH09504308A JP7505337A JP50533795A JPH09504308A JP H09504308 A JPH09504308 A JP H09504308A JP 7505337 A JP7505337 A JP 7505337A JP 50533795 A JP50533795 A JP 50533795A JP H09504308 A JPH09504308 A JP H09504308A
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JP
Japan
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acid
particles
group
polymer
poly
Prior art date
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Pending
Application number
JP7505337A
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English (en)
Inventor
ジェイ． ドンブ，アブラハム
グレ，ルクサンドラ
義春 南竹
テレサ ペラッチャ，マリア
エス． ランガー，ロバート
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Massachusetts Institute of Technology
Original Assignee
Massachusetts Institute of Technology
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
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Priority claimed from US08/210,677 external-priority patent/US5565215A/en
Application filed by Massachusetts Institute of Technology filed Critical Massachusetts Institute of Technology
Publication of JPH09504308A publication Critical patent/JPH09504308A/ja
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Abstract

(57)【要約】 網内細胞系のマクロファージにより血流から迅速に除去されない粒子が提供され、そしてそれは改変されて可変放出速度を達成しまたは特定の細胞または器官を標的にする。この粒子は、多官能性化合物と、１つまたはそれ以上の疎水性ポリマーおよび１つまたはそれ以上の親水性ポリマーとを共有結合することにより形成し、そして生物学的活性な物質を含む。ポリ(アルキレングルコール)の末端ヒドロキシル基が、特定細胞または器官を標的にする抗体、もしくは粒子の電荷、親油性または親水性に影響を与える分子を含む生物学的に活性な分子の表面に共有結合するために使用され得る。この粒子の表面はまた、粒子のコアを形成する構造と同一構造の生分解性ポリマーを結合することにより改変され得る。本明細書に記載のように、マイクロ粒子もまた形成され得るが、この粒子の代表的なサイズは、180nmと10,000nmとの間、好ましくは、180nmと240nmとの間である。この粒子は、診断画像法のための磁気粒子または放射線不透過性材料、所定の部位に送達されるべき生物学的に活性な分子、もしくはこの粒子を標的するための化合物を含み得る。この粒子は、表面にポリ(アルキレングリコール)成分を含まない粒子に比べて血液中で延長された半減期を有する。

Description

【発明の詳細な説明】 非直鎖状の親水性−疎水性マルチブロックコポリマーの ナノ粒子およびマイクロ粒子 本発明は、生物学的に活性な物質およびポリマーから作製される診断用目的の 制御された送達のための生分解性ブロックコポリマーおよびナノ粒子およびマイ クロ粒子の分野に関する。 発明の背景 生物学的に活性な物質の非経口投与の分野における主な試みは、制御された送 達用デバイスの開発であり、このデバイスは静脈から投与し得るほど小さく、そ して長い循環半減期を有する。制御された方法で組織または血液に投与された生 物学的に活性な物質は、それが溶液の形態で注入された場合と比べて、有毒な副 次的効果の低減が期待され、そして血漿中の不安定な化合物の分解を減少させ得 る。 マイクロカプセル、マイクロ粒子、リポソームおよびエマルションを含む数多 くの注入可能な薬剤送達システムが検討されてきた。これらの注入可能な薬剤送 達物質の使用において重要な障害は、網内系(RES)のマクロファージによる血流 からの物質の速やかなクリアランスである。例えば、直径60ナノメーターほどの 小さいポリスチレン粒子は、２〜３分内で血液から除去される。これらの粒子を ポリ(エチレングリコール)(poly(ethylene glycol))およびポリ(プロピレングリ コール)(poly(propylene glycol))を基にしたブロックコポリマーでコーティン グすることにより、それらの半減期は著しく増大した。L．Illum，S.S．Davis, 「静脈内に投与されるコロイド粒子の器官の取り込みは、非イオン性界面活性剤 (poloxamer 338)を用いることにより変化され得る」，FEBS Lett.，167，79(198 4)。 リポソーム薬剤送達システムは、生物学的に活性な物質の静脈投与用に広範囲 に渡って考慮されてきた。なぜなら、それらは血液中を自由に循環することが期 待されたからである。しかし、リポソームは網内系に捕らえられて迅速に血液か ら除去されることが見出された。ポリ(エチレングリコール)を用いたリポソーム のコーティングは、それらの半減期を実質的に増大させる。柔軟で比較的親水性 のPEG鎖は、明らかにリポソーム表面で立体的効果を誘起し、これはタンパク質 の吸着を減少、すなわちRES捕捉を減少させる。T.M．Allen，C．Hansen，Biochi mica et Biophysica Acta ，1068，133-141(1991); T.M．Allenら，Biochimica e t Biophysica Acta ，1066，29-36(1991); V．Torchilin，A．Klibanov，「核療 法および診断用の抗体結合キレートポリマー」，Critical Reviews in Therapeu tic Drug Carrier Systems ，7(4)，275-307(1991); K．Maruyamaら，Chem．Phar m．Bull. ，39(6)，1620-1622(1991); M.C．Woodleら,Biochimica et Biophysica Acta，193-200(1992) ; およびD.D．Lassicら，Biochimica et Biophysica Acta ，1070，187-192(1991); およびA．Klibanovら，Biochimica et Biophysica Act a ，1062，142-148(1991)。 欧州特許出願番号第0 520 888 A1号および同第0 520 889 A1号は、生物学的に 活性な物質の注入可能な制御された投与のためのポリ乳酸(polylactic acid)と ポリ(エチレングリコール)との直鎖状ブロックコポリマーのナノ粒子を開示して いる。この出願は、薬剤放出プロファイルを変化させるためにコポリマーをどの ように改変するかも、コポリマーの改変がインビボでの送達デバイスの分布およ びクリアランスにどのように影響するかも開示していない。この出願はまた、特 定の細胞または器官に対して標的にされるナノ粒子をどのようにして調製するの か、あるいは診断用途用ガンマ線イメージングに有用なナノ粒子をどのように調 製するのかを教示していない。 1993年7月23日に出願された米国出願番号第08/690,370号には、注入可能な粒 子が開示されている。この粒子は、表面に生物学的に活性な物質およびポリ(ア ルキレングリコール)部分を含有する生分解性の固体のコアから、あるいはポリ( アルキレン)グリコール部分と生分解性ポリマーとのブロックコポリマーから形 成され、網内系による取込みに対する耐性が増加することを示す。 網内系のマクロファージにより血流から速やかに浄化されず、そして特定の細 胞または器官に対して標的にされる必要性または物質の送達速度を操作する必要 性に応じて改変され得る、物質の制御された送達用の他のタイプの粒子を得るこ とが望まれる。 本発明の目的は、網内系による取込みを減少し、そして容易に送達されるマイ クロ粒子またはナノ粒子またはコーティングを調製するためのコポリマーを提供 することである。 本発明の他の目的は、血流から速やかに浄化されない、診断および治療用の物 質の制御された送達用の粒子を提供することである。 本発明の他の目的は、特定の細胞または器官に対して標的にされる必要性また は物質の送達速度を操作する必要性に応じて改変され得る、マイクロ粒子または ナノ粒子を提供することである。 本発明の他の目的は、診断用イメージングのために検出可能な物質を含有する 生分解性マイクロ粒子またはナノ粒子を提供することである。 発明の要旨 非直鎖状マルチブロックコポリマーは、多官能性の化合物と、１つまたはそれ 以上の親水性ポリマーおよび１つまたはそれ以上の疎水性の生腐食性(bioerodib le)ポリマーとを共有結合させて、少なくとも３つのポリマーブロックを含むポ リマーを形成することにより調製される。１つの実施態様において、ポリエチレ ングリコール(PEG)鎖または多糖類部分のような、１つまたはそれ以上の親水性 ポリマーは、クエン酸(citric acid)または酒石酸(tartaric acid)のような多官 能性分子に共有結合され、１つまたはそれ以上の活性ヒドロキシ、カルボン酸ま たは疎水性ポリマーに結合し得る他の多官能性の反応性官能基を残す。次いで、 疎水性ポリマー、例えば、ポリ乳酸(PLA)、ポリグリコール酸(polyglycolic aci d)(PGA)、ポリ酸無水物(polyanhydride)、ポリホスファゼン(polyphosphazene) またはポリカプロラクトン(polycaprolactone)(PCL)は、開環重合または縮合重 合のような適切な反応により、多官能性化合物に共有結合される。１つの実施態 様において、マルチブロックコポリマーは、多官能性化合物に結合されるいくつ かの短いPEG鎖（例えば、分子量1000未満）を有し得る。リガンドは、１つまた はそれ以上のポリマー鎖に結合して、広範な用途のための種々の性質を達成し得 る。 ブロックコポリマーは、移植デバイスに、ならびに最も好ましい実施態様にお いては、ナノ粒子およびマイクロ粒子にコーティングを形成するに有用である。 このナノ粒子およびマイクロ粒子は、網内系のマクロファージによって血流から 急速に浄化されず、そして種々の放出速度を達成するようにあるいは所望の特定 の細胞または器官を標的とするように必要に応じて改変され得る。この粒子は、 その内部にまたはその表面に、治療または診断のいずれかの目的で送達されるべ き物質を取り込み得る。好ましい実施態様において、親水性ポリマーは、ポリ( アルキレングリコール)(poly(alkylene glycol))(PAG)である。ポリ(アルキレン グリコール)または他の親水性ポリマーの末端ヒドロキシル基は、粒子の表面に 分子を共有結合的に付着するために用いられ得る。粒子上にまたは粒子内に取り 込まれる物質には、生物学的活性分子および標的分子が包含され、例えば、特定 の細胞または器官と免疫反応性の抗体、細胞表面成分と特異的に反応する化合物 、磁気粒子、診断画像用の放射線不透過性物質のような検出可能な物質、空気の ようにＸ線または超音波、蛍光、磁気共鳴画像法により検出可能な他の物質、な らびに粒子の電荷、親油性または親水性に影響する分子が包含される。 粒子の典型的なサイズは、約80nmと10,000nmとの間、好ましくは80nmと400nm との間であるが、マイクロ粒子は本明細書に記載のようにもまた形成され得る。 粒子は、種々の方法で投与され得るが、好ましい実施態様は静脈内投与によるも のである。粒子は、容易に、凍結乾燥されそして水溶液に再分散される。生体分 散(biodistribution)実験は、粒子の表面にポリ(アルキレングリコール)部分を 含んでいない粒子と比較して、血中における粒子の半減期が延長されていること を示す。 図面の簡単な説明 図１a、１b、および１cは、多官能性化合物を１つまたはそれ以上の親水性ポ リマーおよび１つまたはそれ以上の疎水性の生腐食性ポリマーと共有結合するこ とにより作製される、マルチブロックコポリマーから形成されるナノ粒子の概略 図である。 図２aは、ポリエチレングリコールブロックがリガンドにより官能化され得る 、 (PEG)3-シトレート-ポリラクチド((PEG)3-citrate-polylactide)、(PEG)3-シト レート-ポリカプロラクトン((PEG)3-citrate-polycaprolactone)、および(PEG)3 -シトレート-ポリセバシン酸((PEG)3-citrate-polysebacic acid)の合成の概略 図である。 図２bは、酒石酸(tartaric acid)およびムチン酸(mucic acid)と、ポリ乳酸（ PLA）、ポリカプロラクトン（PCL）、ポリセバシン酸（PSA）、およびポリグリ コール酸（PGA）との疎水性ブロック、ならびにポリエチレングリコール（PEG） 親水性ブロックのマルチブロックコポリマーの概略図である。 図２cは、PEG-ジ-PLAの概略図である。 図２dは、ベンゼンテトラカルボン酸と、ポリエチレングリコール（PEG）およ びポリ乳酸（PLA）またはポリ無水セバシン酸(polysebacic anhydride)（PSA） ブロックとのマルチブロックコポリマーの概略図である。 図２eは、ポリ乳酸（PLA）およびポリエチレングリコール（PEG）ブロックを 有するブタンジグリシジルエーテルベースの(butane diglycidyl ether-based) ４本の腕を有するジブロックコポリマーの合成の概略図である。 図２fは、グルカル酸(glucaric acid)の1,4-3,6-ジラクトンと、リガンド、ポ リ乳酸（PLA）およびポリエチレングリコール（PEG）ブロックとのマルチブロッ クコポリマーの概略図である。 図２gは、PEGブロックがリガンドまたはPLAによりさらに官能化される、(PEG)3 -シトレート-ポリラクチド((PEG)3-citrate-polylactide)の概略図である。 図２hは、PLA-シトレート-デキストラン(PLA-citrate-dextran)およびPLA-2- ヒドロキシアジプアルデヒド-デキストラン(PLA-2-hydroxyadipaldehyde-Dextra n)の概略図である。 図２iは、PEGがリガンドまたはメチル基により官能化され得る、PEG-2-ヒドロ キシアジプアルデヒド-PLA(PEG-2-hydroxyadipaldehyde-PLA)の概略図である。 図２a〜２iのそれぞれの非直鎖状ブロックコポリマーは、分子量600、1900、5 ,000；12,000；および20,000のポリ(エチレングリコール)[PEG]、ならびにポリ ラクチド(polylactide)（PLA）、ポリグリコリド(polyglycolide)、ポリカプロ ラクトン（PCL）、またはポリ無水セバシン酸（PSA）から合成された。 発明の詳細な説明 非直鎖状マルチブロックコポリマーは、多官能性化合物と１つまたはそれ以上 の親水性ポリマーおよび１つまたはそれ以上の疎水性の生腐食性ポリマーとを共 有結合して、少なくとも３つのポリマー性ブロックを含むポリマーを形成するこ とにより調製される。１つの実施態様において、１つまたはそれ以上の親水性ポ リマー（例えば、ポリエチレングリコール(PEG)鎖または多糖類(polysaccharide )部分）は、クエン酸または酒石酸のような多官能性分子に共有結合されて、１ つまたはそれ以上の活性ヒドロキシル、カルボン酸または疎水性ポリマーとの結 合に利用され得る他の反応性官能基を残す。次いで、疎水性ポリマー（例えば、 ポリ乳酸(PLA)、ポリグリコール酸(PGA)、ポリ酸無水物、ポリホスファゼン、ま たはポリカプロラクトン(PCL)）は、開環重合または縮合重合のような適切な反 応により多官能性化合物に共有結合される。 コブロックポリマーから形成される粒子は、親水性ポリマーで表面を改変して いない粒子の場合、網内系のマクロファージによって血流中から急速に浄化され ず、そして種々の放出速度を達成するようにあるいは所望の特定の細胞または器 官を標的とするように必要に応じて改変され得るということが開示される。粒子 は、広範な目的のために制御された方法で生物学的に活性な物質を投与するのに 有用である。Ｉ. 非直鎖状ブロックコポリマー ポリマーの選択 親水性ポリマー ポリ(アルキレングリコール)（ポリマーがグリコールの代わりにオキシドから 調製された場合は、ポリ(アルキレンオキシド)としてもまた呼ばれ得る）および 多糖類を包含するがこれに限定されない親水性ポリマーは、マルチブロックコポ リマーの親水性部分として用いられる。ポリ(アルキレングリコール)以外に用い られ得る親水性ポリマーには、ポリピロリドン、ポリ(アミノ酸)（短い非毒性の タンパク質および非免疫原性のタンパク質、およびヒトアルブミン、フィブリン 、 ゼラチン、およびそれらのフラグメントのペプチドを包含する）、デキストラン 、およびポリ(ビニルアルコール)が包含される。他の物質には、ポリオキシエチ レンとポリオキシプロピレンとのコポリマーであるPluronicTM F68（BASF Corpo ration）が包含され、これは米国食品医薬品局（FDA）により承認されている。 本明細書で用いられるように、用語「ポリ(アルキレングリコール)」は、式HO -[(アルキル)O]y-OHのポリマーを意味し、ここでアルキルは、C1〜C4の直鎖状ま たは分岐状のアルキル部分を意味し、メチル、エチル、プロピル、イソプロピル 、ブチル、およびイソブチルを包含するがこれらに限定されない。Ｙは４を超え る整数であり、典型的には８と500との間、さらに好ましくは40と500との間であ る。 インビボの結果により、より高分子量(MW)のPEGほど、血中の循環時間（半減 期）がより長いことが示される。 ポリ(アルキレングリコール)の具体例には、ポリ(エチレングリコール)、ポリ プロピレン1,2-グリコール(polypropylene 1,2-glycol)、ポリ(プロピレンオキ シド)、およびポリプロピレン1,3-グリコール(polypropylene 1,3-glycol)が包 含される。好ましい親水性ポリマー性部分は、分子量約300〜20,000の間のPEGで ある。 体からの排出を保証するために、ポリエチレングリコールの分子量は、約300 と20,000ダルトンとの間にあるべきであり、多糖類の分子量は、40,000以下であ るべきであり、タンパク質の分子量は70,000以下であるべきである。 疎水性ポリマー 疎水性ポリマーは、生腐食性で、生体適合性で、そして例えば、ヒドロキシル 基、チオール基、アミノ基、カルボキシ基、アルデヒド基、または多官能性分子 の他の官能基のような末端官能基と反応して共有結合を形成し得る末端基を有す るべきである。ポリ乳酸部分を含有するマルチブロックコポリマーは、好ましい 実施態様である。しかし、乳酸とグリコール酸とのコポリマー、ならびに他のポ リマー、例えば、ポリ酸無水物、ポリホスファゼン、α-ヒドロキシカルボン酸 のポリマー、ポリヒドロキシ酪酸(polyhydroxybutyric acid)、ポリオルトエス テル(polyorthoesters)、ポリカプロラクトン、ポリホスフェート(polyphosphat e)、またはこれらのポリマーのモノマーから調製されるコポリマーは、本明細書 に記載されるマルチブロックコポリマーを形成するために用いられ得る。粒子を 形成するブロックコポリマーを調製するために用いられ得る種々の物質は、イン ビボで達成され得る放出速度および放出プロファイルの多様性を有意に増加させ る。 好ましい実施態様において、ポリ(乳酸-コ-グリコール)酸(poly(lactic-co-gl ycolic)acid)（PLGA）のポリエステルは、多官能性化合物に結合した疎水性腐食 性(erodible)ポリマーとして用いられる。これらのポリマーは、FDAにより非経 口投与が承認されている。PLGAはインビボで加水分解により分解するので、分解 速度は、インビトロのデータから予測され得るからである。PLGAは、体内に通常 見られる物質である、乳酸とグリコール酸とに分解する。さらに、乳酸とグリコ ール酸とのモル比およびコポリマーの分子量を変えることにより、異なる分解パ ターンが得られ得る。 ポリマーの分子量および化学組成および立体化学配置は、種々の有機溶媒にお けるポリマーの溶解度、およびポリマーの結晶性に影響する。この点において、 乳酸とグリコール酸とのコポリマーは好ましい。 好ましくは、疎水性で生腐食性のポリマーは、酢酸エチルまたはアセトンに溶 解する。酢酸エチルまたはアセトンは、ジクロロメタンおよびクロロホルムのよ うな他の有機溶媒よりも好ましい。なぜなら、酢酸エチルまたはアセトンは、イ ンビボでの適用について毒性が少ないからである。 ポリL-ラクチドは、高度の結晶性を有するポリマーである。ポリD,L-ラクチド はより少ない結晶性であり、そして有機溶媒により可溶である。D,L-ラクチドと グリコリドとの75：25の比のランダムコポリマーは、有機溶媒に、特に酢酸エチ ルに非常に可溶である。このコポリマーは完全にアモルファスであり、制御した 放出のためのナノスフェアおよびマイクロスフェアを作製するために有用なポリ マーを提供する。 ポリ-L-ラクチドは、インビトロで数ヶ月から数年の分解時間を有する。この 長い分解時間は、ポリマーを水の浸透から保護するより高い結晶性が原因である 。D,L-ラクチドはアモルファスであるため、分解時間は、典型的には１ヶ月から 数 ヶ月である。ポリグリコリドもまた結晶性構造を有し、そして１ヶ月から数ヶ月 の分解時間を有する。D,L-PLGAはアモルファスであり、インビトロで数週間から 数ヶ月の分解時間を有する。グリコール酸の比が増加するにつれ、分解速度は高 まる。乳酸は、α炭素にかさ高いメチル基（-O-CH(CH3)-CH-)）を有する。この ことにより、水分子がエステルに接近することを困難にする。一方グリコール酸 はα炭素にプロトン（-O-CH2-CO-)）を有し、このことは、水分子がエステル結 合に容易に接近することを可能にする。 粒子の親水性および疎水性領域の分子量は、粒子の水の溶解度に影響を与え、 従って、水溶液中での安定性に影響を与える。 マルチブロックコポリマーの調製 多官能性化合物を、１つまたはそれ以上の親水性ポリマー、好ましくはポリ( アルキレングリコール)(poly(alkylene glycol))(PAG)、さらに好ましくはポリ( エチレングリコール)(poly(ethylene glycol))、および１つまたはそれ以上の疎 水性ポリマーと共有結合させることにより形成されるマルチブロックコポリマー は、多くの方法により調製され得る。１つの方法は、疎水性ポリマー(例えばポ リエチレングリコール(polyethylene glycol))の一方の末端を保護する工程、お よび官能基を、保護されていない末端で、多官能性化合物の１つまたはそれ以上 の反応性基と反応させる工程を包含する。次いで、多官能性化合物に残っている 反応性基は、１つまたはそれ以上の疎水性生腐食性ポリマーと反応し得、続いて 保護基が除去され得る。保護基の選択的除去により、疎水性ポリマーおよび親水 性ポリマーの選択的な改変が可能となり、そしてこの選択的除去は、ポリマー合 成の分野の当業者に周知である。 好ましい保護されたポリアルキレングリコール(polyalkylene glycol)は、モ ノメトキシポリ(アルキレングリコール)(monomethoxy poly(alkylene glycol)) 、例えばモノメトキシ-PEG(monomethoxy-PEG)または当業者に公知の別の酸素保 護基で保護されたPEGを含み、これらは、一方の末端ヒドロキシル基が保護され 、そして他方がポリマーと自由に反応し得る。 第２の方法は、疎水性の生腐食性ポリマーを、１つの保護された末端官能基と 、 多官能性化合物の１つまたはそれ以上の反応性基とを反応させる工程、次いで、 保護された親水性ポリマーを、多官能性化合物に残された１つまたはそれ以上の 反応性基と反応させる工程を包含する。 別の実施態様において、多官能性化合物のカルボン酸基は、アミノ官能性末端 のポリ(アルキレングリコール)(poly(alkylene glycol))(Shearwater Polymers ，Inc.)と反応し得、アミド結合を生成し得る。アミド結合は、一般にエステル 結合より強力である。アミド結合は、ナノ粒子表面のポリ(アルキレングリコー ル)(poly(alkylene glycol))の保持力のより長い期間を提供する。アミノ基をカ ルボン酸基と結合させてアミドを生成する方法は、当業者に周知である。 さらに別の実施態様において、ポリマーのチオール基は、多官能性化合物のカ ルボキシ基と反応しチオエステル結合を生成し得る。チオエステル結合を生成す る方法は、当業者に公知である。 さらに別の実施態様において、ポリマーのアミノ基は、グルタルアルデヒド(g lutaraldehyde)のような架橋剤を使用して、多官能性化合物のアミノ基とカップ リングし得る。これらのカップリング反応は、当業者に公知である。 ポリ(アルキレングリコール)(poly(alkylene glycol))末端の、および特に、 ポリ(エチレングリコール)(poly(ethylene glycol))末端の他のマルチブロック コポリマーは、上述の反応を使用し、分岐状のまたは他の適切なポリ(アルキレ ングリコール)(poly(alkylene glycol))を使用し、そして反応すべきでない末端 基を保護して調製され得る。Shearwater Polymers，Inc.は、広範なポリ(アルキ レングリコール)(poly(alkylene glycol))誘導体を提供する。 １つの実施態様において、PLAまたはPLGAのような疎水性ポリマー部分の末端 基を、1,3,5-ベンゼントリカルボン酸(1,3,5-benzenetricarboxylic acid)、ブ タン-1,1,4-トリカルボン酸(butane-1,1,4-tricarboxylic acid)、(プロパン-1, 2,3-トリカルボン酸)(tricarballylic acid(propane-1,2,3-tricarboxylic acid ))、およびブタン-1,2,3,4-テトラカルボン酸(butane-1,2,3,4-tetracarboxylic acid)を含むがこれらに限定されない適切なポリカルボン酸モノマー(polycarbo xylic acid monomer)と反応させることにより、マルチブロックコポリマーが調 製される。ここで、反応を意図されないカルボン酸部分は、当業者に公知の手段 により保護される。次いで、保護基を除去し、そして残るカルボン酸基を、ポリ (アルキレングリコール)(poly(alkylene glycol))のような親水性ポリマーと反 応させる。別の実施態様において、ジアミン、トリアミン、またはポリアミンは 、同様に分岐剤として使用される。II.ブロックコポリマーからの粒子の調製 ナノ粒子の調製およびキャラクタリゼーション ナノスフェアを、ブロックコポリマーから、予め生成されたコポリマーを使用 するエマルジョン/蒸発技術により調製し得る。予め生成されたポリマーおよび 随意に送達されるべき物質は(有機溶媒に可溶な場合には)、有機溶媒に溶解され 得る。装填物は、約25mgのポリマー/2ml塩化メチレン(methylene chloride)、お よびポリマー重量のおよそ10%と50%との間の送達されるべき物質であり得る。得 られる有機溶液は、水相を用いてボルテックスすることによりエマルジョン化さ れ得、そして次いで代表的には１分間、およそ40ワットの出力で超音波処理され 得る。溶媒を蒸発させ得、ナノスフェアを遠心分離(30分、5,000rpm)により回収 し、２回洗浄し、そして凍結乾燥し得る。 両親媒性マルチブロックコポリマーは、薬剤または他の化合物を捕らえること が可能な生分解性で高密度なコアと免疫系による迅速な認識を防止するために有 効なコーティングとを有するナノスフェアを生成し得る。親水性ブロックおよび 疎水性ブロック(例えばPEGおよびポリエステル(polyester)またはポリ酸無水物( polyanhydride))の水中および有機溶媒中での異なる溶解性により、ナノスフェ アの所望の相分離構造を得る。ポリマーおよび薬剤を含有する有機相を、いかな るさらなる安定化剤も用いずに、水を用いてマルチブロックコポリマーの界面活 性剤特性によりエマルジョン化し得る。２つの相をエマルジョン化することによ り、親水性ブロックは水との界面に移動し、そして疎水性ブロックは小滴の内側 に残り、そして溶媒蒸発の後、固体の生分解性コアを形成する。表面上で高いPE G密度を有する200nm未満のサイズを有する粒子が、超音波のような高エネルギー 形態を使用して得られ得る。AFM分析により、この様式で調製されるナノスフェ アは球状であることが示され、QELSより、この様式で調製されるナノスフェアの 粒子サイズが、I80nmと240nmとの間の範囲にあり、単一モードのサイズ分布を有 する。 例えば、ブロックコポリマーおよび送達されるべき物質の混合物を、酢酸エチ ル(ethyl acetate)または塩化メチレン(methylene chloride)のような共通溶媒 中で混合し得る。好ましくは、有機溶媒は、親水性ポリマーに対する非溶媒であ り、かつ疎水性ポリマーに対する溶媒である。溶液に水、好ましくは蒸留脱イオ ン水を添加することにより、エマルジョンを生成し得る。有機溶媒の緩慢な蒸発 により、小滴内部および小滴表面でのポリマー鎖の再編成が可能になる。好まし くは有機溶媒に不溶性である親水性ポリマーは、水相へ移動する傾向にある。一 方、水に溶けない疎水性ポリマーは、小滴の内部に留まり、そして溶媒が蒸発し た後ナノスフェアのコアを形成する。コア内部のPEG鎖は、避けられるべきであ る。なぜなら、このことが、コアによる水の吸収と、引き続く加速された未制御 の薬剤放出とを導き得るからである。 有機溶媒の除去後、粒子を、水相から遠心分離により単離し得る。これらは、 後に容易に水に再分散し得る。 別の実施態様において、アセトン(acetone)、メタノール(methanol)、または エタノール(ethanol)およびこれらの水溶液が、蒸留脱イオン水の代わりに使用 され得る。一般に、水が好ましい。なぜなら、より高濃度のポリ(アルキレング リコール)(poly(alkylene glycol))を粒子の表面に押しやるからである。しかし 、疎水性ポリマー、例えばポリ酸無水物(polyanhydride)が水に反応しやすい場 合には、アセトン(acetone)が沈澱剤として使用され得る。 さらに別の実施態様において、マルチブロックコポリマーは、粒子作製前に直 鎖状の疎水性-親水性コポリマー(例えばPLGAまたはPLAと混合したPLGA-PEG)とブ レンドされ得、粒子上の異なる性質を提供し得る(例えばインビボでのそれらの 半減期を変化させる)。PLGA-PEGを他のポリマーに添加することにより、粒子の インビボ半減期を増加させ得る。 代表的な実施態様において、直鎖状コポリマーを、０重量%より大きく100重量 %まで、好ましくは10重量%と100重量%との間の比率でマルチブロックコポリマー と混合し得る。 送達されるべき物質は、０より大きく99までの比率で、好ましくは、１〜70の 比率で、コポリマーまたはコポリマーの混合物と混合され得る。 PEG-ポリ酸無水物(PEG-polyanhydride)およびPEG-ポリエステル(PEG-polyeste r)ナノスフェアのカプセル化性質および形態特性を調べるために、異なる薬物装 填において特性研究を行った。粒子サイズを準弾性光散乱（quasi-elastic ligh t scattering(QELS)）により測定した。使用した装置は、ゴニオメーターおよび 136チャンネルデジットコリレーター(136 channel digit correlator)およびシ グナルプロセッサー(signal prosessor)からなるブロークハーベン装置(Brookha ven apparatus)を有するレキセルアルゴンイオンレーザー（Lexel Argon-ion la ser、Fremont，CA，USA）（model BI-200SM）であった。測定を、90°の散乱角 度で波長488nmのレーザーで行った。ナノスフェアの画像を、原子力顕微鏡（AFM ）により撮影した。装置（ナノスコープIII(Nanoscope III)、Digital Instrume nts、Santa Barbara，CA，USA）は、350kHzの周波数で垂直に振動する（タッピ ングモード(tapping mode)）の片持バリ(cantilever)から構成された。 ナノスフェア表面のPEGの存在を調べるために、およびこの表面に配置されて いる薬物分子の存在を調査するために、化学的表面分析(XPS)を行った。データ を、Perkin-Elmer 5100装置において出力300WのMgKαX線により収集した。 ポリマーの分解を調べるため、乳酸(lactic acid)を、乳酸塩試薬(Lactate Re agent)(Sigma)を用いる比色法により、540nmでの乳酸塩の定量測定について検出 した。 ナノスフェア内の薬物の結晶化を調べるために、および薬物とポリマーとの間 のあらゆる可能な相互作用を調査するために、示差走査熱量測定(DSC)を行った 。 凍結破断により得られたサンプル断面の透過型電子顕微鏡分析によりナノスフ ェア内部コアの形態分析を行った。 薬物装填を、凍結乾燥ナノスフェアを適切な溶媒に溶解し、そして薬物（リド カイン(lidocaine)またはプレドニゾロン(prednisolone)）の量を分光分析的に アッセイすることにより測定した。 PEGコートされたナノスフェアは、好適なナノスフェアの例であり、そして多 官能性化合物を、少なくとも１つのポリ（エチレングリコール）(PEG)および少 なくとも１つの疎水性生腐食性のポリマー、例えば、ポリ(D、L乳酸)(poly(D,Ll actic acid))、またはポリ(乳酸−コ−グリコール酸(poly(lactic co-glycolic acid))、ε-ポリカプロラクトン(ε-polycaprolactone)のようなポリラクトンな どのポリエステルあるいはポリ（セバシン酸）(poly(sebacic acid))のようなポ リ酸無水物と共有結合させることにより形成されるマルチブロックコポリマーか ら調製され得る。 光散乱研究により、得られる粒子のサイズは、有機相の粘性、有機相と水相と の比率、ならびに超音波処理の出力および時間により決定され得ることが示され た。粘性の増加はより大きい粒子を生じ、そして有機相に比べて水相容積のより 高い比率はより小さい粒子を生じる。超音波処理の出力および時間の影響は以下 の通りである：25mgのポリマー／2ml CH2Cl2を30mlの0.3％ポリビニルアルコー ル(polyvinyl alcohol)溶液に加える。混合物を最大強さで30秒間ボルテックス し、次いで、出力７でプローブ超音波処理装置(probe sonicator)で30秒間超音 波処理する。この条件により、180と240nmとの間の粒子サイズのナノ粒子を再現 的に生成し得る。これらのパラメーターは、約200nmの狭い単一モードサイズ分 布という所望のサイズ範囲を有するナノスフェアを得るために、最適化され得る 。 直鎖状ブロックコポリマーを用いる場合に比べて、非直鎖状ブロックコポリマ ーを用いると、ナノスフェア表面の親水性ブロックの密度が増加され得、そして これらのキャリアの血液循環が延長され得る。マルチPEGブロックを含有するマ ルチブロックコポリマーが使用される場合には、ESCAにより示されるように、PE Gが、典型的に、直鎖状コポリマーから調製されたナノスフェアの表面よりもく し形コポリマーから調製されたナノスフェアの表面に多く存在する。直鎖状コポ リマーを用いる場合に比べて、非直鎖状マルチブロックコポリマーを用いると、 PEGの量（Cピークコンボリューション(C peaks convolution)を比較してPEGとPL AまたはPLGAとの間の比率から差し引かれた）は、35.65％から44％より上に増加 され得る。 他の特性研究を、PEG-ポリ酸無水物およびPEG-ポリエステルナノスフェアの形 態特性およびカプセル化性質を調査するため、異なる薬物装填において行った。 凍結破断したナノスフェアの断面画像はTEMにより得られ、粒子密集コアを示し た。薬物の部分的結晶化はDSCデータにより示された。 ナノスフェアの化学組成は、最終の粒子サイズの決定に重要であり得る。粒子 の表面にかなりの量のPEGを含む、マルチブロックくし形コポリマーから調製さ れたナノスフェアは、典型的に、180nmまたはそれ以上のサイズ範囲である。(PE G 20K)3-PLA粒子における最大のPEG分子量の場合には、直径が240nmまで増加さ れ得、それに対して、PLAナノ粒子の場合には、直径が120nm未満であり得る。意 外に、これは、直鎖状コポリマーから調製された粒子（例えば、PEG-PLGA粒子（ ここで、コートされない粒子に比べて、PEF-PLGA粒子中のPEGがナノスフェアサ イズを低減させ得た））とは対照的である。疎水性ブロックの組成もまた、粒子 サイズに影響する。例えば、塩化メチレンにさらに溶解し得るポリカプロラクト ンを用いてナノスフェアコアを形成すると、100nm未満の直径を有する粒子が得 られ得る。薬物装填は、粒子サイズに対して影響をほとんど有しないようである 。リドカインおよびプレドニゾロンで装填された粒子は、装填された薬物の量が 45％の程度のときにも同じサイズを示し得る。 マイクロ粒子の調製 マイクロ粒子は、超音波バスを使用せずに、先に記載されているナノ粒子を調 製する方法を用いて調製され得る。このマイクロ粒子はまた、有機溶媒中のマル チブロックコポリマー溶液を水溶液にスプレーすることにより、調製され得る。 粒子の組成 先に記載されているように、粒子は、多官能性化合物を、少なくとも１つの親 水性ポリマー（例えば、300と20,000との間の分子量を有するポリ（アルキレン グリコール）または多糖類部分）、および少なくとも１つの疎水性ポリマー（例 えば・ポリオルトエステル(polyorthoesters)、ポリホスフェートエステル(poly phosphate esters)、ポリ（乳酸−コ−グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ グリコール酸）、ポリ酸無水物、ポリホスファゼン(polyphosphazenes)、ポリカ プロラクトンまたはその他の生分解性ポリマー、生体適合性ポリマー、およびそ れらのコポリマー）と共有結合させることにより調製されたマルチブロックコ ポリマーから形成される。この多官能性化合物は、１個と10個との間の親水性ポ リマーおよび１個と10個との間の疎水性ポリマーで置換され得、そして好ましく は、１個と６個との間の親水性ポリマーおよび１個と６個との間の疎水性ポリマ ーで置換される。 本明細書中で使用されるように、親水性ポリマーとは、水性媒体に溶解し得、 そして医療用途に使用されるときに生体適合性で、かつ人体から容易に排出され るポリマーを意味する。好適な分子量は、PEGでは、300と20,000との間であり、 多糖類では、1,000と40,000との間であり、そしてポリアミノ酸（ペプチド）で は、1,000と70,000との間である。 本明細書中で使用されるように、疎水性の生腐食性ポリマーとは、水性媒体に 溶解しないが、その重量の30％までの水を吸収し得、そして生体適合性かつ分解 性のポリマーを意味する。好ましい分子量範囲は、500と500,000との間である。 本明細書中で使用されるように、多糖類とは、多くの単糖類(monosaccharides )から構成された炭水化物(carbohydrate)を意味する。 本明細書中で使用されるように、多官能性化合物とは、ポリマーの官能基とカ ップリングされ得る少なくとも２個の官能基を有する化合物を意味する。この化 合物は、直鎖状、分枝状または環式のアルキル基、芳香族基、複素環式基、また はそれらの組み合わせであり得る。これらの基のタイプは、限定されないが、ヒ ドロキシル(hydroxyl)、チオール(thiol)、アミノ(amino)、カルボン酸(carboxy lic acid)、アルデヒド(aldehyde)、スルホン酸(sulfonic acid)、リン酸(phosp horic acid)、アミド(amide)、イソシアネート(isocyanate)、イミン(imine)お よびそれらの誘導体を包含する。好ましくは、この化合物は、非毒性かつ生分解 性である。好適な多官能性化合物の例は、限定されないが、酒石酸(tartaric ac id)、ムチン酸(mucic acid)、クエン酸(citric acid)、グルカロン酸(glucaroni c acid)ならびにトリ−、テトラ−およびポリカルボン酸（ベンゼンテトラカル ボン酸を含む）、デキストリン(dextrins)ならびにトリ、テトラおよびポリアル コール、ならびにカルボキシル基およびヒドロキシル基の組み合わせを有する分 子を包含する。 粒子のサイズ 本明細書中に記載されるように、粒子の典型的なサイズは、80nmと10,000nmと の間、好ましくは、80nmと400nmとの間である。この方法は、80と10,000nmとの 間の粒子、すなわち、ナノ粒子および１ミクロンまたはそれ以上の直径を有する マイクロ粒子の両方を作る。本明細書中で一般的説明を容易にするために、マイ クロ粒子およびナノ粒子の両方は、特に指定されなければ、粒子として呼ばれる 。 本明細書中で使用されるように、用語「ナノ粒子」とは、10〜1000nmの範囲の 固体粒子を意味する。「理想」のナノ粒子は、生分解性、生体適合性であり、20 0nm未満のサイズを有し、そして剛直な生分解性のコア（そこへは、送達される べき物質が取り込まれ得る）を有する。 本明細書中で使用されるように、用語「マイクロ粒子」とは、１ミクロン以上 で1000ミクロンまでの範囲のサイズの粒子を意味する。 本明細書中で具体的に記載されているナノ粒子は、所望の用途に応じてより適 切な場合、マイクロ粒子として作製され得る。 粒子の構造 図1a、1b、および1cは、本明細書中に記載されるように調製されるナノ粒子の 実施態様の概略図である。図1aでは、粒子10は、生物学的に活性な物質14を含有 する生分解性の固体コア12と、表面に１つ以上のポリ（アルキレングリコール） 部分16とを有する。表面のポリ（アルキレングリコール）部分16が水に高い親和 性を有し、これは粒子表面へのタンパク質の吸着を減少させる。従って、網内系 (RES)によるナノ粒子の認識および取り込みは減少される。図1bに示されるよう に、ポリ（アルキレングリコール）の末端ヒドロキシル基は、ナノ粒子の表面に おいて、生物学的に活性な分子、または粒子の電荷、親油性および親水性に影響 を与える分子をナノ粒子表面に共有結合的に付着させるために使用され得る。図 1c中のPEGは、図1a中のPEGよりも短い分枝状PEG分子である。 ナノスフェアとは、形状が球状のナノ粒子を意味する。本明細書中またはその 他の周知の手順に従って調製されるナノ粒子の形状は、走査電子顕微鏡で容易に 測定される。球状に成形されたナノ粒子は、血流中の循環に好適である。所望で あれば、粒子は、周知の技法を用いて特定の用途に対してより有用な他の形状に 作製され得る。 分解特性 本明細書中で使用されるように、用語「生分解性の」または「生腐食性の」と は、所望の用途（通常インビボでの治療）において受容可能な期間内（通常、５ 年未満、好ましくは、１年未満）で、６と８との間のpHで25℃と37℃との間の温 度を有する生理学的溶液に曝すときに、溶解または分解するポリマーを意味する 。好適な実施態様では、ナノ粒子が所望の用途に依存して、１時間と数週間との 間の期間内で分解する。 ナノスフェアを構成するためのコポリマー ナノ粒子からの物質の放出期間、放出動力学はコポリマーまたはコポリマー混 合物またはこのナノ粒子を作製するために選択されたブレンドに依存して変化す る。本明細書中の開示を提供すると、当業者は、所望の効果を得るために適切な ポリマーまたはポリマーの組み合わせを選択し得る。III.粒子の表面にまたは内部に取り込まれる物質 送達されるべき物質 広範な生物学的に活性な物質または薬物は、粒子の表面にまたは内部へ組み入 れられ得る。組み入れられる物質は、粒子作製の間、または放出プロセスの間に ポリマーと化学的に相互作用すべきではない。添加剤（例えば、無機塩、BSA（ ウシ血清アルブミン）、および不活性の有機化合物）が、当業者に周知のように 、物質放出の様式を改変するために使用され得る。生物学的に不安定な物質（例 えば、細菌、酵母のような原核生物または真核生物の細胞、またはヒトの細胞を 含む哺乳動物の細胞、またはそれらの要素（例えば、細胞壁）、または細胞の複 合体）もまた、粒子に含まれ得る。用語「生物学的に活性な物質」とは、インビ ボで動物（限定されないが、鳥類およびヒトを含む哺乳類を包含する）に投与さ れるときに生物学的効果を生じさせるペプチド、タンパク質、炭水化物、核 酸、脂質、多糖類またはそれらの組み合わせ、または合成無機分子または有機分 子を意味する。非限定的な例は、抗原、酵素、ホルモン、レセプター、およびペ プチドである。取り込まれ得る他の分子の例は、ヌクレオシド(nucleosides)、 ヌクレオチド(nucleotides)、アンチセンス(antisense)、ビタミン(vitamines) 、ミネラル(minerals)、およびステロイド(steroids)を包含する。 このプロセスに従って調製された粒子は、非ステロイド性抗炎症化合物、麻酔 剤、化学療法剤、イムノトキシン、免疫抑制剤、ステロイド、抗生物質、抗ウイ ルス剤、抗真菌剤、およびステロイド性抗炎症薬、抗凝血薬のような薬物を送達 するために使用され得る。例えば、リドカイン(lidocaine)またはテトラカイン( tetracaine)のような疎水性薬物は、粒子に導入され得、そして数時間にわたっ て放出される。ナノ粒子において40（重量）％程度の装填が得られた。疎水性物 質のカプセル化はより困難であり、そして一般に、その装填効率が、親水性物質 のそれよりも低い。 １つの実施態様では、抗原がナノ粒子に取り込まれる。用語「抗原」は、抗体 の形成を刺激する、または細胞仲介の体液性応答を誘発するあらゆる化学構造を 包含し、限定されないが、タンパク質、多糖類、ヌクレオタンパク質(nucleopro tein)、リポタンパク質(lipoprotein)、合成ポリペプチド、またはタンパク質キ ャリアと結合した小分子（ハプテン(hapten)）を包含する。抗原は所望のアジュ バントと共に投与され得る。適切なアジュバントの例は、合成グリコペプチド(s ynthetic glycopeptide)、ムラミルジペプチド(muramyl dipeptide)を包含する 。他のアジュバントは、死亡ボルデテラ属百日咳菌（Bordetella pertussis）、 グラム陰性細菌のリポ多糖(liposaccharides)、および大きなポリマー性アニオ ン（例えば、硫酸デキストラン(dextran sulfate)）を包含する。ポリ電解質の ようなポリマーもまた、アジュバント活性を与えるナノ粒子の作製のために選択 され得る。 本明細書中に記載のナノ粒子に装填され得る抗原の具体例は、限定されないが 、弱毒化または死亡ウイルス、トキソイド、多糖類、細胞壁ならびにウイルスお よび細菌の表面または被覆タンパク質を包含する。これらはまた、複合体、アジ ュバント、または他の抗原と組み合わせて使用され得る。例えば、精製された莢 膜 多糖(Hib)の形態でのインフルエンザ菌(Haemophilius influenzae)は、単独でま たはジフテリアトキソイド(diphtheria toxoid)との複合体として使用され得る 。これらの抗原が由来する生物体の例は、ポリオウイルス、ロタウイルス、A型 、B型、およびC型肝炎ウイルス、インフルエンザウイルス、狂犬病ウイルス(rab ies)、HIV、麻疹ウイルス(measles)、おたふくかぜウイルス(mumps)、風疹ウイ ルス(rubella)、ボルデテラ属百日咳菌、肺炎球菌（Streptococcus pneumoniae ）、C.ジフテリア(C．diphtheria)、C.テタニ(C．tetani)、コレラ菌、サルモネ ラ菌、ナイセリア(Neisseria)、および赤痢菌(Shigella)を包含する。 粒子の非薬学的使用は、安定剤および分散剤または他の粘性改変剤を含む食物 添加剤の送達、農薬、除草剤、殺虫剤、肥料、およびフェロモンの制御された選 択的送達、ならびに印刷およびインク産業における発色およびインク処方物を包 含する。 診断目的の物質の取り込み 他の実施態様では、γ線で標識されたナノ粒子が提供され、これは、粒子のイ ンビボでの生体分配をモニターするために使用され得る。限定されないが、イン ジウム(indium)およびテクネチウム(technetium)を含むあらゆる薬学的受容可能 なγ線放射部分が使用され得る。磁性粒子が本明細書中に記載されるように調製 され得、他方、表面改変磁性ナノ粒子を含む磁性ナノ粒子が市販で購入され得、 その表面は親水性ポリマー性コートを付着することによりさらに改変される。 例えば、磁性ナノ粒子は、親水性ポリマーをナノ粒子と共有結合させる方式で 、親水性ポリマーの溶液と混合され得る。他方、γ線放射磁性部分は、粒子の親 水性または疎水性生腐食性ポリマー物質に共有結合される。磁性部分のサイズが 大きいほど、得られる粒子のサイズが大きい。 他の材料もまた、空気またはバリウムおよび蛍光化合物のような放射線不透過 性材料を含む、診断目的のための粒子内に取り込まれ得る。ローダミン(rhodami ne)のような疎水性蛍光化合物は、粒子のコアに取り込まれ得る。親水性蛍光化 合物もまた、取り込まれ得るが、親水性材料と疎水性の生分解性コアとの適合性 が低下するために、カプセル化の効率がより小さい。親水性材料は、水中で分離 して溶解し、そして多相エマルジョン技術が粒子製造のために用いられなければ ならない。 １つの実施態様では、粒子は、送達されるべき物質とマルチブロックコポリマ ーとを含有する。このマルチブロックコポリマーは、生物学的に活性な分子（例 えば、FabまたはFab2抗体フラグメントのような抗体または抗体フラグメント） に共有結合される。ここで、この粒子は、生物学的に活性な分子が粒子の外表面 に存在するような方法で調製される。 粒子の表面特性の改変 粒子の電荷、親油性、または親水性は、適切な化合物を粒子の表面の親水性ポ リマーに付与することにより改変させられ得る。粒子はまた、デキストランでコ ートされ得る。これらは、一般にポリ（アルキレングリコール）よりも親水性で あるが柔軟ではない。デキストランをコートしたナノ粒子は、磁気共鳴画像法(M RI)に有用である。 粒子表面への特異的リガンドの付与。 本明細書中に記載のように調製される粒子は、細胞混合物中の所定の細胞につ いての特異的リガンドを粒子表面に付与することにより、細胞分離に用いられ得 るか、または特異的組織に標的され得る。磁気粒子がさらに取り込まれる際に、 粒子は、組織特異的表面タンパク質に対する組織特異的レセプターまたは抗体の ようなリガンドを用いて標的され得、次いで、粒子のイメージングが行われるか 、または送達され得る化合物が放出される間、磁場を用いて標的された細胞に維 持され得る。 例えば、１つの実施態様では、カルムスチン(carmustine)(BCNU)、またはシス プラチン(cisplatin)のような他の抗癌剤が粒子のコアに取り込まれ、そして標 的癌細胞に対する抗体が粒子の表面に共有結合される。 ナノスフェアの薬学的投与 本明細書中に記載の粒子は、液体、クリーム、ゲル、または固体で種々のルー ト（例えば、経口的、非経口的、静脈内、皮内、皮下的、または局所的）で患者 に投与され得る。 粒子は凍結乾燥され、次いで、使用前にμg/ml〜100mg/mlの範囲で水性懸濁液 に処方され得る。あるいは、粒子はペースト、軟膏、クリーム、またはゲル、も しくは経皮パッチに処方され得る。 ナノ粒子は、治療した患者に重篤な毒性の効果を引き起こすことなく、治療学 的に効果的な量の化合物を患者に送達するに充分な量で、送達されるべき物質を 含有すべきである。ナノ粒子内の活性化合物の所望の濃度は、薬剤の吸収速度、 失活速度、および排出速度、ならびにナノ粒子からの化合物の送達速度に依存す る。用量値もまた、緩和されるべき状態の重篤度と共に変化することに留意すべ きである。さらに、特定の被験体についての特定の用量処方箋は、個々の必要性 、および投与するまたは組成物の投与を管理する者の専門的な判断に従った時間 にわたって調節されるべきであることを理解すべきである。 粒子は、粒子の放出速度および所望の用量に依存して、一度に投与され得るか 、または多くのより小さな用量に分けて、時間間隔を変化させて投与され得る。IV. 移植用デバイス(implantable device)のコーティング 本明細書中に記載のように装填されるポリマーはまた、ステント、カテーテ ル、人工血管移植片、およびペースメーカーのような移植用デバイスをコートす るために用いられ得る。このデバイスは、粒子を凍結乾燥した粉末、または当業 者に公知の他のものを用いてコートされ得る。コーティングは、抗生物質、抗炎 症剤、または抗凝固剤を所定の速度で放出し得、移植したデバイスに関連した合 併症を予防し得る。本明細書中に記載されるように調製した制御送達デバイスは また、眼に対する薬剤の放出を延長させるための眼内挿入物(ocular insert)と して用いられ得る。 実施例 PLAおよびPLGAのような疎水性の生腐食性(bioerodible)ポリマーおよびPEGの ような親水性のポリアルキレングルコール(polyalkylene glycol)と、酒石酸(ta rtaric acid)、ムチン酸(mucic acid)、クエン酸(citric acid)、ベンゼンテト ラカルボン酸(benzene tetracarboxylic acid)、グルカロン酸(glucaronic acid )、およびブタンジグリシジルエーテル(butane diglycidyl ether)のような多官 能性化合物との特異的マルチブロックコポリマーの調製を以下に詳述する。これ らのポリマーを、種々の鎖長のPEGおよび種々の疎水性ポリマーを用いて調製し た。この詳細な記載が得られれば、当業者は、ナノスフェアの中に、製造に適し た広範なマルチブロックコポリマーをどのように生成するかを理解するであろう 。 材料および方法 毒性の低いオクテン酸第１スズ(stannous octoate)をICNから入手した。D,L- ラクチドをAldrich Chemical Companyから入手し、そしてグリコリドをPolyscie nces，Inc.から入手した。これらの化合物を、使用する前に酢酸エチルから再結 晶した。分子量5,000、12,000、および20,000を有する高純度のモノメトキシPEG （monomethoxy PEG；M-PEG）をShearwater Polymers，Inc.から入手した。ポリ マーの数平均分子量を、Phenomenexの５μmの粒子で満たされた混合床Phenogel カラムを備えたLC-25屈折率検出器を有するPerkin-Elmer GPCシステムを用いて 測定した。クロロホルム(chloroform)を、溶離液として流速0.9ml／分で用いた 。分子量を、分子量分布の狭いPolysciencesのポリスチレン(polystyrene)およ びポリ（エチレングリコール）(poly(ethyleneglycol))標準に関して測定した。 熱転移のデータをPerkin-Elmer DSC-7（Newton Centaer、MA）を用いて集めた 。試料の重量は20mg〜25mgであった。インジウムを温度およびエンタルピーのキ ャリブレーションのために用いた。各試料を、10℃／分の速度で-60℃〜150℃の 加熱-冷却-加熱サイクルにかけた。S=0.05でニッケル(Nickel)でフィルターされ たCu Kα線源を用いるRigaku Corporation（Danvers、MA）のRigaku Rotaflex回 折計を用いて、広角Ｘ線回折スペクトルを得た。このデータをMicro Vax IIコン ピュータで解析した。塩化ナトリウム(sodium chloride)結晶上に溶融したポリ マー粉末を用いて薄層フィルムを得、IRスペクトルをNicolet 500分光計に記録 した。13C NMRの研究を、Nicolet NT-360分光器を用いて、重水素化クロロホル ム (deuterated chloroform)中に溶解させた試料について行った。ピークの適性化 をVGデータシステムを用いて行った。 実施例１：(メトキシ-PEG-NH2)3、シトレート(citrate)（化合物Ａ）の合成 ３つのPEGシトレートを以下のように調製した： PEG-NH2（１ｇ、MW=5,000、Sherewater）を、ジシクロヘキシルカルボジイミ ド(dicyclohexylcarbodiimide；DCC)（54mg、１当量）およびDMAP（４mg、触媒 ）の10ml乾燥ジクロロメタン(dichloromethane)溶液を用いてクエン酸（14mg、0 .33当量）と反応させた。マグネチックスターラーで撹拌しながら、室温で２日 間反応を継続した。DCU副生成物を濾過によって単離し、そして濾液を、100mlの エーテル(ether)：石油エーテル(petroleum ether)の1:1混合物に注いだ。沈殿 したポリマーをエーテルで洗浄し、そして乾燥させて0.8ｇの白色粉末を得た。 生成物は酸基を含まず（ブロモフェノール(Bromophenol)試験）、そしてGPCクロ マトグラムで15,000の領域に単一のピークを示した。IRは、典型的なエステル(e ster)のピーク(1720cm-1)を示した。以下の分子量、すなわち1,900、12,000、お よび20,000のPEGを有するメトキシ-PEGシトレートトリマーをこの手順を用いて 調製した。 種々のPEG鎖長を有する酒石酸［（メトキシ-PEG）2-タートレート］(tartaric acid[(methoxy-PEG)2-tartrate])、ムチン酸［（メトキシ-PEG）-2-ムコエート ］(mucic acid[(methoxy-PEG)-2-mucoate])、およびグルカロン酸（メトキシ-PE G-ムコエート）(glucaronic acid(methoxy-PEG-mucoate))のPEG誘導体を同様に 調製した。全ての誘導体は、適切な分子量（PEG標準を用いてGPCにより測定され る）を有するカルボン酸についてのブロモフェノール試験で負の結果を示し、そ してアミド結合について典型的な1720で吸収ピークを有していた。 実施例２：DCCを用いるメトキシPEG-OHとクエン酸との間のエステル化反応 反応条件を上記と同様にし、そしてGPCで測定して、80％の転化率を得た（化 合物A-1）。 実施例３：メトキシPEG-OHとクエン酸との間の直接エステル化反応 Dean-Stark共沸装置を備えた100mlの丸底フラスコ中で、メトキシPEG-OH（MW 1900、Polysciences）を、トルエン(toluene)および触媒として硫酸(sulfuric a cid)（１％）中のクエン酸（0.33当量）と反応させた。反応を、H2O除去のため に共沸混合物を用い、還流下で行った。GPC測定によると約75％の収率が得られ た。 実施例４：メトキシPEG-OHとメチルシトレートエステル(methyl citrate e ster)との間のトランスエステル化反応 シトレートメチルエステル(citrate methyl ester)を、還流によりクエン酸と 補助メタノール(access methanol)との間の反応から得た。 得られたトリメチルシトレート(trimethyl citrate)（１当量）を、メトキシP EG（MW-1900、３当量）の還流トルエン溶液と３時間反応させた。トルエンの蒸 留およびジエチルエーテル(diethyl ether)による抽出後、GPCで測定して、約70 ％の収率で生成物を単離した。 実施例５：(PEG)3-シトレート-ポリラクチド[PEG3-PLA]またはPEG3-カプロ ラクトン[PEG3-PCL]ジブロックコポリマー（化合物Ａ１、図２ ａ）の合成 PEG3-シトレート（１ｇ）（Sherewater、MW-5,000、12,000および20,000）を2 0mlのベンゼン(benzene)に溶解した。ラクチド（５ｇ）（Aldrich、99％＋）を 添加し、そして溶液を60分間還流し共沸した。オクテン酸第１スズ（（ラクチド 当たり）0.2重量％）をベンゼンの１％溶液として添加した。反応物を５時間還 流し、溶媒を共沸的に除去し、そして粘性の物質を得た。重合を130℃で２時間 継続した。得られたポリマーは透明であり、わずかに黄色いかたまりであり、そ して高分子量を有していた（表１）。PEG-ポリカプロラクトン(PEG-polycaprola ctone)のマルチブロックコポリマーを同様に合成した。このポリマーは一般の有 機溶媒に可溶であった。 実施例６：マルチブロック(くし型)PEG-リガンド-PLA(化合物Ｂ、図２a)の合成 クエン酸(0.1モル)を、100mlの乾燥ジクロロメタン(dichloromethane)中のDCC (0.33当量)およびDMAP(0.01モル、触媒)を用いて、メトキシ-PEGアミン(methoxy -PEG amine)(MW 1900)(0.2モル)およびベンジルエステルカルボキシ-PEG-アミン (benzyl ester carboxy-PEG-amine)(MW 5,000)(0.1モル)の混合物と反応させた 。マグネチックスタラーで撹拌しながら、室温で２日間反応を継続した。DCU副 生成物を濾過により単離し、そして濾液を、500mlのエーテル：石油エーテルの １：１混合物中に注いだ。沈殿したポリマーをエーテルで洗浄し、そして乾燥し て90％の収率で白色粉末を得た。生成物は、酸基を含まず(ブロモフェノール(Br omophenol)試験)、そしてGPCクロマトグラムで分子量9,000の単一ピークを示し た。IRは、代表的なエステルピーク(1720 cm-1)。ラクチド(lactide)およびカプ ロラクトン(caprolactone)のブロックコポリマーを、PLA-PEGくし型ブロックコ ポリマーについて記載された同一の方法を用いて合成した。 PLA-PEGシトレートトリマー(PLA-PEG citrate trimer)を、テトラヒドロフラ ン中に溶解し、そして水素-パラジウム触媒で水素化し、PEG 5000鎖でベンジル( benzylic)保護基を除去した。末端鎖カルボン酸PEGを、次いで、アミドカップリ ングのための活性化剤としてDCCを用いてウシ血清アルブミン(リガンドに相当す る)と反応させた。 同様に、上記の方法を用いて、２つまたは３つのリガンドを、２または３当量 のベンジルカルボキシレートを末端に有するPEG-アミンを用いて(PEG)３-シトレ ート((PEG)３-citrate)に結合され得る。 実施例７：PEG2-タートレート(tartrate)-PLA2の調製(化合物Ｃ、図２b) ジ-PEGタートレートを、(PEG)3-シトレートの合成について記載された手順を 用い、活性化剤としてDCCを用いてアミノ末端メトキシPEGと酒石酸との間の反応 から調製した。このジ-PEGタートレート誘導体を、ラクチドまたはグリコリド(g lycolide)混合物と反応させ透明ポリマーを形成した（表１）。 実施例８：ジ-メトキシPEG-ムコエート(mucoate)-テトラPLAの調製(化合物Ｄ、 図２b) ムチン酸(mucic acid)(Aldrich)を、DMF中のDCCの存在下で２当量のメトキシP EGと反応させてジ-PEG-ムコエートを形成し、ラクチド、グリコリドまたはカプ ロラクトンと共重合させ、高分子量(MW=65,000〜95,000)の６本腕のブロックコ ポリマーを形成した。 実施例９：ペンタ-メトキシPEG-グルコロネート(glucoronate)無水物の調製 (化合物Ｅ、図２b) グルカロン酸(glucaronic acid)を、DCCの存在下でカルボン酸末端を有するメ トキシPEG(MW=5,000、Sherewater)と反応させ、(PEG)5-グルコネート(gluconate )を形成した。ペンタ-PEG化合物を、脱水剤として無水酢酸を用いて、セバシン 酸と重合した(1:5重量比)。分子量約75,000のポリマーを得た。 実施例10：モノ-PEG-ペンタPLAグルコロネートの調製(化合物Ｆ、図２b) グルカロン酸を、DMFのジクロロメタン中DCCの存在下でアミノ末端を有するメ トキシPEG(MW=5,000、Sherewater)と反応させ、PEG-グルコネートアミドを形成 した。グルコネートPEG誘導体を、ラクチド、グリコリドまたはカプロラクトン と重合した(１：５重量比)。 実施例11：PEG-ジ-PLAの調製(化合物Ｇ、図２c) メトキシ-PEG-エポキシド末端(Sherewater)を、炭酸ナトリウム(sodium carbo nate)溶液中で一晩室温で加水分解した。得られた２つの水酸基を有するPEGを、 エーテル：メタノール１：１混合物中の沈殿により単離し、そして乾燥した。ヒ ドロキシ末端PEGを、ラクチド、グリコリド、およびカプロラクトンとブロック 共重合し、高分子量のポリマーを得た(分子量は、70,000−115,000の範囲であっ た)。 実施例12：トリメトキシPEG-シトレート-ポリ(無水セバシン酸)ジブロックコ ポリマーの調製(化合物Ｈ、図２a) トリメトキシ-PEG-シトレート(0.01モル、上記のように調製)を、プロトンア クセプターとしてトリエチルアミンとともにジクロロメタン中で過剰量のアジポ イルクロライド(adipoyl chloride)(0.012モル)と反応させた。室温で24時間後 、水を添加し、反応混合物を室温で１時間撹拌し、そしてポリマーを、メタノー ル-ジエチルエーテル１：１の混合物を添加することにより単離した。得られる トリメトキシ-PEG-シトレート-アジペート(adipate)を無水酢酸と反応させ、ア セテート無水物誘導体を形成し、無水セバシン酸プレポリマーと重合し、分子量 MW＝58,000；Mn＝31,000を有するマルチブロックコポリマーを形成した。MP＝65 〜74℃。 実施例13：無水ベンゼンテトラカルボン酸(benzene tetracarboxylic anhydr ide)(BTCA)誘導体(化合物Ｉ、図２d) BTCAを、環流THF中２当量のメトキシPEGアミンと５時間反応させ、２つの残留 カルボキシル基を有するジメトキシ-PEGテトラカルボキシベンゾエート(dimetho xy-PEG tetracarboxybenzoate)を生成した。PEGダイマーを、無水酢酸、そして 次いで無水セバシン酸と反応させ、４本腕のジブロックPEG2-ベンゼン-PSA2を形 成した。 あるいは、ポリカプロラクトンジオール(MW＝3,000、Polysciences)を、２つ のカルボン酸を含むジメトキシ-PEGテトラカルボキシベンゾエートと反応させ、 ４本腕のPEG-PCLジブロックコポリマーを形成した。PLAまたはPCLブロックコポ リマーを調製し、そして次いでPEG-ベンゼンテトラカルボキシレートのカルボン 酸基を、プロピレンオキシド(propylene oxide)と反応させ、ラクチド、グリコ リドおよびカプロラクトンとのブロック共重合に利用可能なヒドロキシル誘導体 を形成した。 実施例14：ブタンジグリシジルエーテル(butane diglycidyl ether)ベースの テトラジブロックコポリマー(化合物Ｊ、図２e) ブタンジグリシジルエーテルを、環流THF中で２当量のメトキシ-PEG-OHと10時 間反応させた。PEGダイマーを、触媒としてオクテン酸錫を用いてトルエン中で ラクチド、グリコリドまたはカプロラクトンとブロック共重合した。高分子量ポ リマーを得た(高分子量を規定する)。 実施例15：グルカル酸の１,４；３,６-ジラクトンに基づくマルチブロックコ ポリマー(化合物Ｋ、図２f) PLAを、ベンゼン中で触媒としてオクテン酸第１スズを用いて、ジラクトンと 共重合した(５：１重量比)。２つのカルボン酸基を用いて、アミド結合を介して メトキシ-PEG-アミンを結合した。 実施例16：PLA-シトレート-デキストランの合成(化合物Ｎ、図２h) 臨床的に用いられる生分解性の材料であるデキストランを、PEGに対する代替 えの親水性ポリマーとして使用した。クエン酸のベンジルエステルをラクチドと 重合し、PLA-末端シトレートエステルを形成し、それを水素化してベンジル基を 除去した。このクエン酸末端PLAをデキストランでエステル化してPLA-シトレー ト-デキストラン3を形成した。 実施例17：PEG２-ヒドロキシアジプアルデヒド(2-hydroxyadipaldehyde)の誘 導体(化合物Ｍ、図２i) ２-ヒドロキシアジプアルデヒド(Aldrich)を、アミノ末端PEGと反応させ、シ ッフ(Shciff)塩基を形成し、それをNaBH4で水素化し、対応するアミンを形成し た。ジ-PEG誘導体を、オクテン酸錫の存在下でラクチドまたはカプロラクトンと 反応させ、PLAまたはPCL-PEG2ジブロックコポリマーを形成した。 実施例18：デキストランまたはリガンド２-ヒドロキシアジプアルデヒドの誘 導体(化合物Ｍ-１、図２h) ２-ヒドロキシアジプアルデヒドを、オクテン酸錫の存在下でラクチドと反応 させ、アジプアルデヒド末端PLAを形成する。アルデヒド基を、リガンド(ペプチ ドまたはタンパク質)のアミノ側鎖基と反応させ、ジリガンド-PLAジブロックを 形成する。あるいは、アルデヒド末端をエチレンジアミン(ethylene diamine)と 反応させ、ジアミノ基を有するPLA末端を形成する。このポリマーを、デキスト ランまたはアミロースのような酸化された多糖類と反応させ、PLA-ジ(多糖類)誘 導体を形成する。 実施例19：ポリ酸無水物-PEG ポリ酸無水物末端PEGを、セバシン酸プレポリマー(無水酢酸中でセバシン酸を 還流し、そして得られるポリマーを、エーテル/石油エーテル溶液中で沈殿する ことにより合成した)およびメトキシPEG-OH、または無水メトキシPEG-カルボキ シレートアセテートと溶融縮合することにより調製した。代表的な実験では、メ トキシ-PEG-カルボキシレート(１g)をセバシン酸プレポリマー(３g)と混合した 。この混合物を、180℃で真空下(0.1mmHg)90分間重合してポリマーを得た。この ポリマーは、1805および1740cm-1のIR吸収を示し(脂肪族の無水物結合に典型的 である)、そして1H-NMRスペクトルはポリマー構造に一致する。 実施例20：非直鎖状マルチブロックコポリマーならびに直鎖状ポリマーおよ びコポリマーの混合物からのナノ粒子の調製 PEG3-シトレート-PLA、PLGA-PEGコポリマーおよびポリカプロラクトンホモポ リマーの重量比１：１：３の混合物から、上記のようなエマルジョン/蒸発技術 を用いてナノスフェアを調製した。あらかじめ形成されたポリマーを、有機溶媒 中に所定濃度のポリマー/溶媒で溶解した。得られる有機溶液を、ボルテックス によりそして次いで40-W出力で１分間超音波処理することにより水相とエマルジ ョン化した。溶媒を蒸発し、そしてナノスフェアを遠心分離により集め(30分、5 ,000rpm)、２回洗浄し、そして凍結乾燥して平均サイズ約200nmを有するナノス フェアを得た。 実施例21：薬剤放出特性 リドカイン(Lidocaine)およびプレドニゾロン(prednisolone)(Sigma)をカプセ ル化のために選択した。なぜならそれらは、低水溶性(水中で５mg/ml未満)であ り、有機溶媒(塩素化ハイドロカーボン、テトラヒドロフラン、ジメチルホルム アミドまたはジオキサン)中で高溶解度(20mg/mlを超える)であり、およびUV分光 測光法により検出容易だからである。 放出試験は、異なる量(20％wt、33％wt)のリドカインを装填したナノスフェア を用いて、リン酸緩衝溶液(PBS、pH7.4)中、37℃で行った。透析膜(50,000カッ トオフ)を、凍結乾燥ナノスフェアの懸濁液(10mg/５mlPBS)で満たし、そして次 いで25mlのPBS中に置いた。試料を外液から取り、次いでその度に新しい溶液で 置き換えた。薬剤放出は、240nmの分光測定で検出した。 マルチブロックくし型コポリマーから作成された粒子を用いて、高いカプセル 化効率が達成され得るが、マルチブロックコポリマーの疎水性のため100％のカ プセル化効率を得ることは困難であり得る。カプセル化効率は、PEGとのPEG3-シ トレート-PLAマルチブロックコポリマー(５、12、20kDaの分子量)について70％ 未満であり得ることが観察された。 PEGでコートされたナノスフェアの放出特性、特にナノスフェア表面のPEGの存 在の影響、および薬剤放出動力学に関するナノスフェアコア組成(ポリマーおよ び薬剤特性、薬剤装填)の影響を調査するためにインビトロ研究を行った。ナノ スフェアの懸濁液は、さらなる添加物なしで、凍結乾燥粒子を水溶液中にボルテ ックスにより再分散することにより容易に得られた。リドカインをモデル薬剤と して用いた。リドカインの放出は、直鎖状PEG-PGLAコポリマーおよび非直鎖状く し型コポリマーから作成された粒子において試験された。 両方のタイプの粒子は、数時間にわたってインビトロで連続放出を示すが、異 なる放出動力学を有する。分子量は、PEG-PLGAナノスフェアの放出パターンに影 響を与えない。なぜなら、薬剤は、分子量５、12、20KDaのPEGとのコポリマーを 用いて約10時間で完全に放出されるからである。ナノスフェア表面のPEGの存在 は、薬剤放出を改変することが期待されない。しかし、マルチブロックコポリマ ーを用いると、より高いPEG密度およびPEG鎖長さのような因子が薬剤放出を遅延 し得る。10時間で、90％を超えるリドカインがPLAナノスフェアから放出された が、(PEG 20K)3-PLA粒子からは60％しか放出されなかった。 PEG-ε-ポリカプロラクトンから作成されるナノスフェアからの薬剤放出は、 ２相性である。 ポリマー腐食のため、ポリ酸無水物から作られるコアがより速い薬剤放出を導 き得ることが通常期待される。しかし、最初の２時間における初期の速い放出の 後、次の８時間の間は薬剤は一定速度で放出されたが、薬剤放出はプラトー(pla teau)に到達した。 ポリマー分解動力学をまたインビトロで調査した。PEG-PLGA、PEG-PCL、およ び(PEG)3-PLA粒子では、ポリマーは数週間後分解を開始する。ポリ酸無水物から 作成されるナノスフェアコアはすぐに分解を開始する。最初の場合では、薬剤放 出は、拡散メカニズムに支配される。なぜなら、薬剤は、ポリマー分解が起こる 前に完全に放出され得るからである。ポリ酸無水物では、ポリマー腐食は、薬剤 放出に影響し、そして薬剤の特性は、放出動力学においてより重要な役割を有す る。粒子の小さなサイズと大きな表面積は、スラブ(slab)のような他の薬剤送達 系に対してポリマー腐食の速度を増加し、そしてその後薬剤溶解度が溶解動力学 を支配する。 薬剤装填量は、放出動力学に強い影響を有し得る。33％wtのリドカインを含む PEG-PLGAナノスフェアは、12時間にわたり薬剤を放出し得る。驚くべきことに、 10％の薬剤を装填した粒子は、６時間で完全な薬剤の放出を示し得る。増加する 薬剤装填は、DSCにより示されるように、装填された薬剤の一部をコア中に再結 晶化させ得る。リドカインのような、疎水性薬剤の結晶の存在は、放出動力学を 遅延し得る。薬剤負荷ナノスフェアについて行われたESCA研究は、薬剤結晶がナ ノスフェア表面に位置しないことを確認した。ポリマー組成がまた改変され、そ して薬剤装填は45％wtまで増加した。 実施例22：インビボでの111In標識ナノ粒子の生体分布の評価 インジウム111(「In」)は、複合体形成によりマルチブロックコポリマーに直 接結合され得る。Inおよびジエチルトリアミノペンタ酢酸(diethyltriamiopenta acetic acid)(DTPA)を、ステアリルアミン(stearylamine)と反応させる。得られ る化合物、In-DTPA-ステアリルアミドは、疎水性コア内でカプセル化されるため に相互作用するに十分疎水性である。この場合、親水性および疎水性ポリマーの 分子量は、相互作用にほとんど影響を有さない。PBS中またはウマ血清中で37℃ での24時間を超えるインキュベーションの後、標識の損失は、遠心分離後の上澄 み溶液の放射活性を測定することにより評価され得る。この標識方法は、従って 、γ-シントグラフィー(scintography)によりまたは血液および/または異なる器 官中の放射活性の直接測定によりインビボ研究に対して有用であり得る。 本発明を、その好ましい実施態様を参照して記載してきた。本発明の変更およ び改変は、上記の本発明の詳細な記載から当業者に自明である。これらの変更お よび改変のすべてが添付の請求項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 ＦＩ Ｃ０８Ｇ 79/02 ＮＵＱ 0276−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 33/545 Ｚ Ｃ０８Ｊ 3/12 ＣＦＪ 7329−4Ｃ Ａ６１Ｋ 9/14 Ａ Ｇ０１Ｎ 33/545 0277−2Ｊ Ａ６１Ｂ 5/05 ３８３ (31)優先権主張番号 ２６５，４４０ (32)優先日 1994年６月24日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ，ＵＳ (72)発明者 南竹 義春 アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02146，ブルックリン，フリーマン スト リート 175，アパートメント ナンバー 610 (72)発明者 ペラッチャ，マリア テレサ イタリア国 アイ―43100 パーマ，５, ビア カルドゥシ (72)発明者 ランガー，ロバート エス. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02158，ニュートン，ロムバード ストリ ート 77

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １．１つまたはそれ以上の親水性ポリマーおよび１つまたはそれ以上の疎水性 生腐食性ポリマーと共有結合している多官能性化合物を含み、そして少なくとも ３つのポリマーブロックを含む、マルチブロックコポリマー。 ２．前記多官能性化合物が、デキストリン、ペンタエリスリトール、グルカロ ン酸、酒石酸、ムチン酸、クエン酸、ベンゼンジカルボン酸、ベンゼントリカル ボン酸、ベンゼンテトラカルボン酸、およびブタンジグリシジルエーテルからな る群から選択される、請求項１に記載のマルチブロックコポリマー。 ３．前記親水性ポリマーが、ポリアルキレングリコール、ポリビニルアルコー ル、ポリピロリドン、ポリ(アミノ酸)、酸化セルロース、およびデキストランか らなる群から選択される、請求項１に記載のマルチブロックコポリマー。 ４．前記ポリ(アミノ酸)が、ゼラチン、フィブリノーゲン、およびアルブミン フラグメントからなる群から選択される、請求項３に記載のマルチブロックコポ リマー。 ５．前記疎水性ポリマーが、ポリホスファゼン、ポリホスフェートエステル、 ポリ酸無水物、ポリヒドロキシ酪酸、ポリオルトエステル、ポリカプロラクトン 、ポリ(α-ヒドロキシ酸)、ポリブチレングリコール、およびこれらポリマーの モノマーから調製されるコポリマーからなる群から選択される、請求項１に記載 のマルチブロックコポリマー。 ６．多官能性化合物と、１つまたはそれ以上の親水性ポリマーおよび１つまた はそれ以上の疎水性生腐食性ポリマーとを共有結合し、少なくとも３つのポリマ ーブロックを含むコブロックポリマーを形成することにより形成されるマルチブ ロックコポリマーで形成されるかコートされており、50nmと1000μmとの間の直 径を有する、粒子。 ７．ペプチド、タンパク質、炭水化物、核酸、脂質、多糖類、それらの組み合 わせ、および動物に投与された場合に生物学的影響を引き起こす合成の無機また は有機分子からなる群から選択される送達されるべき物質をさらに含む、請求項 ６に記載の粒子。 ８．前記親水性ポリマーが、ポリアルキレングリコール、ポリビニルアルコー ル、ポリピロリドン、ポリ(アミノ酸)、酸化セルロース、およびデキストランか らなる群から選択される、請求項６に記載の粒子。 ９．前記ポリ(アミノ酸)が、ゼラチン、フィブリノーゲン、およびアルブミン フラグメントからなる群から選択される、請求項８に記載の粒子。 10．前記ポリアルキレングリコールが、ポリブチレングリコール、ポリエチレ ングリコール、およびポリオキシエチレンとポリオキシプロピレンとのコポリマ ーからなる群から選択される、請求項８に記載の粒子。 11．前記疎水性ポリマーが、ポリホスファゼン、ポリホスフェートエステル、 ポリ酸無水物、ポリヒドロキシ酪酸、ポリオルトエステル、ポリカプロラクトン 、ポリ(α-ヒドロキシ酸)、およびこれらポリマーのモノマーから調製されるコ ポリマーからなる群から選択される、請求項６に記載の粒子。 12．前記多官能性化合物が、デキストリン、ペンタエリスリトール、グルカロ ン酸、酒石酸、ムチン酸、クエン酸、ベンゼンジカルボン酸、ベンゼントリカル ボン酸、ベンゼンテトラカルボン酸、およびブタンジグリシジルエーテルからな る群から選択される、請求項６に記載の粒子。 13．前記親水性ポリマーの反応性基を介して前記粒子の表面に共有結合してい る分子を含み、該分子が、生物学的に活性な分子、検出され得る非生物学的に活 性な分子、標的分子、および粒子の電荷、親油性または親水性に影響する分子か らなる群から選択される分子である、請求項６に記載の粒子。 14．前記標的分子が、細胞表面成分と特異的に反応する化合物、抗体および抗 体フラグメントからなる群から選択される、請求項13に記載の粒子。 15．前記直径が１ミクロン未満である、請求項６に記載の粒子。 16．前記直径が１ミクロンと1000ミクロンとの間である、請求項６に記載の粒 子。 17．前記検出可能な分子が、X-線、蛍光、超音波、磁気共鳴画像法、および放 射活性により検出可能な物質からなる群から選択される、請求項13に記載の粒子 。 18．前記ポリ(アルキレングリコール)がポリ(エチレングリコール)である、請 求項８に記載の粒子。 19．前記コブロックポリマーコーティングとは異なる材料のコアから形成され る、請求項６に記載の粒子。 20．多官能性化合物と、１つまたはそれ以上の親水性ポリマーおよび１つまた はそれ以上の疎水性生腐食性ポリマーとを共有結合することによりマルチブロッ クコポリマーを製造する方法であって、ポリマーブロックの数が少なくとも３つ である、方法。 21．直径50nmと1000μmとの間のコブロックポリマーを有する粒子を形成する 工程、または直径50nmと1000μmとの間の粒子をコブロックポリマーでコーティ ングする工程をさらに包含する、請求項20に記載の方法。 22．前記粒子中に物質を取り込む工程をさらに包含する、請求項21に記載の方 法。 23．前記物質が、ペプチド、タンパク質、炭水化物、核酸、脂質、多糖類、そ れらの組み合わせ、およびインビボで動物に投与された場合に生物学的影響を引 き起こす合成の無機または有機分子からなる群から選択される生物学的に活性な 物質である、請求項22に記載の方法。 24．前記親水性ポリマーが、ポリアルキレングリコール、ポリビニルアルコー ル、ポリピロリドン、ポリ(アミノ酸)、酸化セルロース、およびデキストランか らなる群から選択される、請求項20に記載の方法。 25．前記ポリ(アミノ酸)が、ゼラチン、フィブリノーゲン、およびアルブミン フラグメントからなる群から選択される、請求項24に記載の方法。 26．前記疎水性ポリマーが、ポリホスファゼン、ポリホスフェートエステル、 ポリ酸無水物、ポリヒドロキシ酪酸、ポリオルトエステル、ポリカプロラクトン 、ポリ(α-ヒドロキシ酸)、およびこれらポリマーのモノマーから調製されるコ ポリマーからなる群から選択される、請求項20に記載の方法。 27．前記多官能性化合物が、デキストリン、ペンタエリスリトール、グルカロ ン酸、酒石酸、ムチン酸、クエン酸、ベンゼンジカルボン酸、ベンゼントリカル ボン酸、ベンゼンテトラカルボン酸、およびブタンジグリシジルエーテルからな る群から選択される、請求項20に記載の方法。 28．生物学的に活性な分子、検出され得る非生物学的に活性な分子、標的分子 、および粒子の電荷、親油性または親水性に影響する分子からなる群から選択さ れ る分子を、ポリ(アルキレングルコール)分子の末端ヒドロキシル基を介して前記 粒子の表面に共有結合する工程をさらに包含する、請求項21に記載の方法。 29．細胞表面成分と特異的に反応する化合物、抗体および抗体フラグメントか らなる群から選択される標的分子を前記粒子の表面に結合することにより、特定 の細胞タイプへの送達のために該粒子を標的する工程をさらに包含する、請求項 28に記載の方法。 30．前記分子が、Ｘ線、蛍光、磁気共鳴画像法、超音波、または放射活性によ り検出可能な物質である、請求項28に記載の方法。 31．患者に物質を送達する方法であって、多官能性化合物と、１つまたはそれ 以上の親水性ポリマーおよび１つまたはそれ以上の疎水性生腐食性ポリマーとを 共有結合し、少なくとも３つのポリマーブロックを含むコブロックポリマーを形 成することにより形成されるマルチブロックコポリマーで形成されるかコートさ れており、50nmと1000μmとの間の直径を有する粒子を、患者に投与する工程を 包含する方法。 32．前記送達されるべき物質が、ペプチド、タンパク質、炭水化物、核酸、脂 質、多糖類、それらの組み合わせ、および動物に投与された場合に生物学的影響 を引き起こす合成の無機または有機分子からなる群から選択される生物学的に活 性な物質である、請求項31に記載の方法。 33．前記親水性ポリマーが、ポリアルキレングリコール、ポリビニルアルコー ル、ポリピロリドン、ポリ(アミノ酸)、酸化セルロース、およびデキストランか らなる群から選択される、請求項31に記載の方法。 34．前記ポリアルキレングルコールが、ポリブチレングルコール、ポリエチレ ングリコール、およびポリオキシエチレンとポリオキシプロピレンとのコポリマ ーからなる群から選択される、請求項33に記載の方法。 35．前記疎水性ポリマーが、ポリホスファゼン、ポリホスフェートエステル、 ポリ酸無水物、ポリヒドロキシ酪酸、ポリオルトエステル、ポリカプロラクトン 、ポリ(α-ヒドロキシ酸)、およびこれらポリマーのモノマーから調製されるコ ポリマーからなる群から選択される、請求項31に記載の方法。 36．前記多官能性化合物が、デキストリン、ペンタエリスリトール、グルカロ ン酸、酒石酸、ムチン酸、クエン酸、ベンゼンジカルボン酸、ベンゼントリカル ボン酸、ベンゼンテトラカルボン酸、およびブタンジグリシジルエーテルからな る群から選択される、請求項31に記載の方法。 37．患者に物質を送達する工程をさらに包含し、該工程が、患者に前記粒子を 投与する工程を包含し、該送達されるべき物質が、ペプチド、タンパク質、炭水 化物、核酸、脂質、多糖類、それらの組み合わせ、および動物にインビボで投与 された場合に生物学的影響を引き起こす合成の無機または有機分子からなる群か ら選択される生物学的に活性な物質である、請求項22に記載の方法。 38．患者に前記粒子を投与することにより該患者に物質を送達する工程をさら に包含し、前記分子がＸ線、蛍光、超音波、磁気共鳴画像法および放射活性によ り検出可能な物質からなる群から選択される、請求項30に記載の方法。 39．全ポリマー混合物の１重量％と99重量％との間の割合で直鎖状コポリマー をさらに含む、請求項１に記載のマルチブロックコポリマー。 40．全ポリマー混合物の１重量％と99重量％との間の割合で直鎖状コポリマー をさらに含む、請求項６に記載の粒子。 41．直鎖状ポリマーを、１重量％と99重量％と間の割合で、非直鎖状マルチブ ロックコポリマーと混合する工程をさらに含む、請求項20に記載の方法。 42．直鎖状ポリマーを、１重量％と99重量％との間の割合で、非直鎖状マルチ ブロックコポリマーと混合する工程をさらに含む、請求項33に記載の方法。
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