JP2001515522A

JP2001515522A - ポリマーキャリア

Info

Publication number: JP2001515522A
Application number: JP53697199A
Authority: JP
Inventors: ジェイ．ドムブ、アブラハム; ゼハヴィ、ゼーヴ
Original assignee: エフラットバイオポリマーズリミティッド
Priority date: 1998-01-14
Filing date: 1999-01-14
Publication date: 2001-09-18
Also published as: IL122933A; AU1888999A; CA2283648A1; CA2283648C; WO1999036100A2; WO1999036100A3; EP0967998A2; IL122933A0

Abstract

(57)【要約】本発明は、少なくとも１つの生体適合性の立体選択性ポリマーと、生理活性なまたは生体反応性の分子からなる立体複合体を含む、生理活性なまたは生体反応性の分子の送達のための、ポリマーキャリアを提供する。

Description

【発明の詳細な説明】ポリマーキャリア技術分野本発明は、生理活性な(bioactive)または生体反応性の(bioreactive)分子の送達のための、ポリマーの立体複合体(stereocomplex)から形成されるキャリアに関する。背景技術多くの研究において、生体適合性で、かつインビボで化学的にまたは酵素により分解して、不活性なまたは生体の正常な代謝物となる材料の開発に重点が置かれている。好ましい材料は、インビボで完全に分解し、従って、治療の最後にデバイスを除去する必要がないものである。薬剤が充填されたデバイスの直接の移入は、最初に通ってしまうような代謝をする薬剤に特に有用である。ラクチドおよびグリコライドの直鎖状ポリエステルは、３０年以上の長きに渡って、薬剤の送達を含む、種々の医学的適用に使用されてきた。Handbook of Biodegradable Polymers，A．Domb，J．Kost and D．Wiseman，Harwood and Brooks(1997)。ヒトおよび動物用の広範囲の生理活性薬剤のコントロールされた薬剤送達用のキャリアとしての、これらのポリマーの使用について鋭意研究がなされている。ラクチド／グリコライドポリマーの微球体を含む注射用製剤は、近年、最も注目されている。ポリマー特性は、モノマータイプおよび組成、ポリマー構成、並びに分子量に影響される。ポリマーの結晶化度は、ポリマーの生分解性に重要なファクターであるが、ポリマーの立体規則性によって変化する。例えば、ラセミのＤ，Ｌポリ（ラクチド）またはポリ（グリコライド）は、ＤまたはＬホモポリマーよりも結晶質でない。ポリ（ラクチド）（ＰＬＡ）およびグリコール酸含量が５０％未満のそのコポリマーは、塩素化炭化水素類、テトラヒドロフランおよび酢酸エチルのような慣用の溶媒に可溶であり、一方、ポリ（グリコライド）（ＰＧＡ）は、慣用の溶媒に不溶であるが、ヘキサフルオロイソプロパノールに可溶である。ＰＬＡは、その生体適合性および無毒性物への分解性のために、医学において広く適用されている。ＡＢブロックコポリマーである、ポリ（ラクチド）−ｂ− ポリ（エチレングリコール）（ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ）のミセルおよび粒子は、長期の標的薬剤放出のための、静脈注射可能な送達システムでの使用が注目されている。Gref，R．et al.，Protein Delivery-Physical Systems，L．M．Sanders and H．Hendren，Eds，Plenum Press，(1997);およびGref，R．et al.，Advance d Drug Delivery Reviews，16:215-233（1995）。同様に、米国特許第5,578,325 号(Domb et al.)は、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休内侵蝕性(bioerodible)ポリマーと共有結合する多官能性化合物を含み、かつ少なくとも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を教示する。微粒子または他のポリマーデバイス上のＰＥＧ−コーティングは、血漿タンパクの吸着および細網内皮系（ＲＥＳ）による速い排除を防止する。この種の医薬デポ剤デバイスは、短い半減期を有する薬剤の送達、コントラスト剤の輸送、化学療法および遺伝子治療に適用可能である。ＡＢブロックコポリマーである、ポリ（スチレン）−ｂ−ポリ（アクリル酸）（ＰＳ−ｂ−ＰＡＡ）は、溶液から単離することのできる小泡タイプの粒子を生ずる。Zhang，L．et al.，Science（1995）268，1728。その小泡は、１ミクロンまでの直径を有し、単一ミセルの直径よりもかなり大きい。これは、ミセルの融解による、小泡の不可逆的形成により説明される。しかし、一旦ミセルが結合すると、ポリ（スチレン）（ＰＳ）の高いＴｇによりその構造が固定される。なぜなら、ＰＳ−ブロックが溶媒ともはや平衡ではなく、その構造が溶媒を除去した後もなお安定だからである。ブロックコポリマーの小泡構成は、医薬的な薬剤デバイス用に将来的な機会を提供するように思える。にもかからわず、ＰＳおよびＰＡＡは、生物媒体中で安定であり分解しないので、生分解性キャリアとして使用できない。生理活性なペプチド類、タンパク類、プラスミド遺伝子類およびアンチセンス分子類のような不安定なおよび／または大きな分子が、特定のターゲット（組織、細胞または核）に送達される、安全で効果的な送達システムに対する大きな必要性が依然として存在する。キャリアがポリカチオンである場合、現在の方法では効果がなく、低い移入収量と毒性を生ずる。ペプチドおよびタンパク類の送達における主な問題は、それらが不安定であることおよびポリマーマトリックスからの放出が速いことである。ペプチド類、タンパク類および核酸類のような巨大分子のための、よりよいポリマーキャリアを持つことが有利である。発明の開示従って、本発明の目的は、コントロールされたおよび／または持続した薬剤送達に望ましい特性を有する、新規なポリマー生理活性組成物および製剤を提供することである。さらに、本発明の目的は、コントロールされた薬剤送達用キャリアとして使用するために、ナノ−またはミクロ−構造に製剤化できる材料を提供することである。さらに、本発明の別の目的は、生理活性な小分子、並びにペプチド類、タンパク類およびポリヌクレオチド類（アンチセンス類および遺伝子類）のような巨大分子の、選択的かつ長期放出投与における、これらの組成物の使用方法を提供することである。発明の要約１つまたはそれ以上の生体適合性ポリマーの立体複合体を含み、かつその複合体上または内に、送達する分子を組み込んだ、生理活性なまたは生体反応性の分子の送達用ポリマーキャリアが提供される。好適な態様においては、生体適合性の立体選択性ポリマーは、立体複合形態の、直鎖状もしくは分枝鎖状のＤ−ＰＬＡホモーおよびブロック−ポリマー、直鎖状もしくは分枝鎖状のＬ−ＰＬＡホモ −およびブロック−ポリマー、それらのコポリマー、またはそれらの混合物である。ある好適な態様においては、ポリマーキャリアは、相補性の立体特異的生理活性分子と複合する。他の態様においては、複合体形成時か、あるいはポリマー材料が粒子、錠剤または医薬適用のための他の形態に製剤化される時に、生理活性分子または生体反応性分子（例えば、診断適用での使用のため）は、立体複合化を含まない、イオン、水素または他の非共有結合反応により複合体に結合するか、あるいは複合体内に物理的にトラップされる。生理活性分子の例としては、ペプチド類、タンパク類、ヌクレオチド類、オリゴヌクレオチド類、糖類、炭水化物類、および他の合成または天然の有機分子、並びに分子量が３００ダルトンまたはそれ以上の立体選択性薬剤が挙げられる。立体複合体の調製、およびコントロールされたおよび／または持続性放出のためのそれらの使用を、実施例において説明する。発明の詳細な説明生分解性ポリマーへの巨大分子の立体複合化は、巨大分子の送達における新しいアプローチである。ポリマーキャリアと生理活性巨大分子間の、分子レベルでの相互作用は、安定性を付与し、最小限の毒性で、長期的放出および目標の細胞または組織への容易なアクセスを可能にする。鏡像異性形態の(enantiomorphic)ＰＬＡとブレンドの間の立体複合体の形成は、Cramer，K．et al.，Polymer Bulletin 35:457-464(1995);Brizzolara，D．et al.，J．Computer-Aided Meter．Design，3:341-350(1996);およびBrizzolara ，D．et al.，Macromolecules，29:191（1996）により、以前に研究されている。鏡像異性形態のポリ（Ｌ−ラクチド）［Ｌ−ＰＬＡ］およびポリ（Ｄ−ラクチド）［Ｄ−ＰＬＡ］のラセミパッキングを含む立体複合体は、同形のＰＬＡのパッキングを含むキラルな結晶よりも６０℃高い融点を有する。異なるパッキングの結果として、キラルおよびラセミの単一の結晶は異なる形態を示す。その立体複合体は、菱形状結晶の代わりに、ラメラの三角形または丸い形のへドライト(h edrite)タイプの結晶を形成する。これに対し、実施例において述べるように、ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧは、平坦なまたは幅が数百ナノメーターで長さが数ミクロンの管状ロッドのような、分子より大きい集合体となる。両方のブロックの結晶化が、メソスコピックな(mesoscopi c)超構造(suprastructure)の形成のための駆動力であることを、粉末−回折パターンは示す。結晶化したブロックは、あまり長い時間溶媒と平衡ではなく、このことは溶媒を除去した後の構造の安定性を説明する。ＰＬＡ−ブロックのラセミ結晶化に伴って、小泡タイプの粒子は、ジオキサンおよびアセトニトリル溶液から出現する。ＰＥＧ−ｂ−Ｌ−ＰＬＡ／ＰＥＧ−ｂ−Ｄ−ＰＬＡのラセミ粒子は、ＰＳ−ｂ−ＰＡＡ粒子と類似の集合体を有するはずである。ＰＥＧ−ｂ−ＰＬＡのラセミ粒子は、ポリマーおよびその分解生成物が安全であるので、薬剤キャリアシステムとして、非常に高い可能性を有する。小泡内の疎水性成分の含有が、非極性薬剤のカプセル封入を助けるはずである。疎水性／親水性の含有量は、脂質膜を通過するあるタイプのターゲットメカニズムを提供するかもしれない。ＰＬＡがポリエステルであり、ペプチドがポリアミドであることを除いて、ＰＬＡおよびペプチドの構成は類似している。エステルは、ヒドロキシル基がないので、互いに水素結合を形成することができない。有機溶媒中では、ポリ（アミノ酸）は水素結合を形成しない。従って、ポリ（アミノ酸）の結晶化およびパッキングはＰＬＡに匹敵する。ペプチドと合成ポリマーの間の特異的な相互作用をよりよく理解するために、鏡像異性形態のポリ（アラニン）およびＰＬＡをラセミ格子内に結晶化した。今まで、統計上のコポリマーである、ＬＨＲＨを含むポリ（ラクチド）−ｂ−ポリ（グリコライド）の微粒子のみ、そのホルモンの遊離が遅かった。ポリマーマトリックスへの強い接着の理由は、そのポリマーとＬＨＲＨの間の特異的な相互作用によるものである。ＬＨＲＨのような、効果的にカプセル封入され得る他のペプチドを同定できるように、ペプチドとポリマーの間の相互作用の種類のより深い理解が必要である。力場シミュレーションの初期の結果は有望である。鏡像異性形態のポリ（アラニン）とＰＬＡ間の相互作用エネルギーが、同形のＰＬＡ間よりも大きいことが実証される。力場計算結果に基づくと、ポリ（アラリン）とＰＬＡ間のラセミ結晶化は、別々の結晶化に比較して好ましい。Ｉ．ポリマーキャリアポリマーポリマーキャリアは、生理活性なまたは生体反応性の分子の送達のために準備され、それは少なくとも１つの生体適合性の立体選択性ポリマーを含む。有用なポリマーの例としては、ポリヒドロキシ酸類、ポリヒドロキシアルキル類、ポリアルキレンオキサイド類、ポリエステル類、ポリカーボネート類およびポリ無水物類が挙げられる。好適な態様においては、そのキャリアは、直鎖状または分枝鎖状のＤ−ＰＬＡホモ−またはブロック−ポリマー、直鎖状または分枝鎖状のＬ −ＰＬＡホモ−またはブロック−ポリマー、それらのコポリマーおよびそれらの混合物から形成され、ここで、そのコポリマーとは、ポリ（ヒドロキシアルキル酸）、ポリカーボネートまたはポリ無水物のような成分と共重合した、直鎖状または分枝鎖状のＤ−ＰＬＡまたはＬ−ＰＬＡブロックコポリマーである。ポリマーキャリアは、また、Ｄ−ラクチドのホモ−もしくはブロック−コポリマー、またはＬ−ラクチドのホモ−もしくはブロック−コポリマーと、不活性なポリアミノ酸類（ポリアラニンもしくはポリリシンのような）、ポリペプチド類またはポリサッカライド類との立体複合体から形成されるか、あるいはそれを含んでもよい。鏡像異性の(enantiomeric)セグメントのブロック長さは、１０ラクチド単位またはそれ以上に相当するのが代表的である。立体複合体中の成分として特に有用な、タンパク類またはポリアミノ酸類の例としては、アルブミン、ゼラチン、コラーゲン、フィブリノーゲン、ポリアラニン、ポリグリシンおよびポリリシンが挙げられる。ポリマーおよびポリマー複合体の製造方法ポリマー合成のための、一般的な合成手順は次の通りである。ポリマーを適当な溶媒、およびラクチドに対して０．１から３モル％のような範囲で添加された、ショートアルコール類、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、脂肪アルコールまたはポリアルコール等の適当な重合触媒に溶解する。重合が開始した後、例えば溶媒留去により、溶媒を除去する。モノマーと触媒間のモル比は、ポリマーブロックの分子量を決定する。ブロックの長さおよび数は、添加する各モノマー単位の数および量、並びに使用する触媒の量によりコントロールされる。あるいは、ヒドロキシルおよびカルボン酸と共に予め調製したポリマーブロックを、エステル、リン酸エステル、無水物またはカーボネート結合を介して結合してもよい。そのヒドロキシル末端基は、ジ酸クロライド(diacid chloride)（即ち、アジピン酸クロライド、セバシン酸クロライド）、アルキルホスホジクロリデート(alkyl phosphodichloridate)またはホスゲンのいずれかと反応して、それぞれエステル、リン酸エステルまたはカーボネートブロック結合体を形成する。ＰＬＡカルボン酸末端基を無水酢酸で活性化させることにより、無水物ポリマーを調製し、Domb et al.，J．Poly．Sci．25:3373(1987)に従って、セバシン酸プレポリマーと共重合させる。触媒混合物中で、ペンタエリスリトールまたはグリセロールのようなポリアルコールを用いることにより、ＰＬＡのマルチブロックコポリマーを調製する。その構造およびブロック長さは、Ｈ−ＮＭＲおよびＧＰＣにより決定できる。ポリマーの代表的なＭＷは、５，０００から１００，０００の範囲にある。例えば、Ｄ−ラクチドまたはＬ−ラクチドを１００℃で乾燥トルエンに溶解し、重合触媒としてのスタンナスオクトエート(stannous octoate)およびアルコールの溶液（トルエンの５％溶液、ラクチドに対して０．１から３モル％）を添加することにより、ＰＬＡのホモポリマーを合成した。３時間後、蒸発乾固させ、粘性の残渣を１３０℃でさらに２時間放置して、ポリマーを得た。ラクチドブロックコポリマーを調製する場合には、第１のブロック、即ち、Ｌ−ラクチドを１００℃でトルエン中で調製し、ラクチドの２番目の部分、即ち、Ｄ−ラクチドを添加し、さらに２時間重合化を続け；次いでラクチドの３番目の部分を添加し、重合化を続けた。環状ヒドロキシアルキル酸類および環状カーボネート類とのブロックコポリマーは同様の方法で調製されるが、第２部分は、ラクチドの代わりに、所望の環状モノマー（カプロラクトン、トリメチレンカーボネート、グリコライド）である。触媒としてスタンナスオクトエートを用いて、Ｄ−ラクチドを酒石酸ジベンジルと重合させることにより、２つのＤ−ＰＬＡ鎖および２つのＬ−ＰＬＡ鎖からなるテトラブロックコポリマーを調製した。上述のように、１３０℃で重合後、ベンジル保護基を加水分解または水素化により除去した。フリーの酸基を、クロロホルム溶液中のヒドロキシ末端のＬ−ＰＬＡ、およびカップリング剤としてのＤＣＣでエステル化した。そのブロックの長さは、重合に使用するＤ−ラクチドの量およびＬ−ＰＬＡ鎖の長さによって変化した。このポリマーは、立体内および立体間−複合化(intra and inter-stereocomplexation)を形成した。他のマルチブロックポリマーは、Ｄ−ＰＬＡおよびＬ−ＬＰＡのどちらかまたは両方のブロック、並びに他の生分解性ポリマーまたはポリ（オキシアルカン）類を含むか、あるいは粘液酸、ペンタエンスントール、クエン酸およびマロン酸２−メタノールのような他の分枝鎖状分子を含んでいた。立体複合体を形成するために、ポリマーが可溶な溶媒にポリマーを溶解するか、ポリマー成分を一緒に溶融する。ポリマーが複合して溶液から沈殿する条件下、あるいは冷却下で、ポリマー混合物を保存する。混合物の成形時に所望の形状に成形するか、あるいは立体複合体形成後に加工することができる。立体複合体の形成のために、ポリマーを溶解するのに使用できる溶媒としては、ジオキサン、クロロホルム、テトラヒドロフラン、酢酸エチル、アセトン、Ｎ −メチルピロリドン、乳酸エチルおよび乳酸メチル、酢酸エチル、およびこれらの溶媒の混合物、並びに水、短鎖アルコール類およびカルボン酸類（Ｃ５またはそれ以下）のような他の溶媒が挙げられる。沈殿物の粒径は、選択した溶媒、薬剤およびポリマー濃度、並びに反応条件（温度、混合、容量等）によりコントロールされる。以下の実施例によって証明するように、鏡像異性形態のＰＬＡの立体選択性ブロックを含む一連のコポリマーを合成し使用して、特定の立体複合化に起因するナノスケールの構造を形成した。表１に示す、Ｄ−ラクチドおよびＬ−ラクチドのブロックを含むブロックコポリマーを合成した。６００から１００，０００ダルトンの範囲の分子量のポリマーブロックを調製した；それらの分子量を、ゲルパーミエーションクロマトグラフィー（ＧＰＣ）により推定し、１Ｈ−ＮＭＲにより決定した。２０から１００からなるラクチド単位のＬ−ＰＬＡブロックを、生分解性のポリ無水物、ポリカプロラクトンおよびポリヒドロキシ酪酸に、または親水性のポリ（エチレングリコール）もしくはポリ（プロピレングリコール）に結合した。異なる溶液および条件でのこれらのポリマーとＤ−ラクチドの短鎖または長鎖ポリマーとの立体複合化を、原子力顕微鏡検査(atomic force micros copy）（ＡＦＭ）および関連の表面特性表示方法(surface characterization m ethod）（ＳＥＭ、ＴＥＭ、ＸＰＳ）により特徴づけた。自然のナノ粒子を形成する、ポリ（Ｄ−ラクチド）およびそのコポリマーと、ペプチド類およびオリゴヌクレオチド類との相互作用を、組織または細胞への送達システムとして評価した。ジブロックコポリマーであるＤ−ＰＬＡ−コ−Ｌ−ＰＬＡ等の、ＰＬＡの他のブロックコポリマーもまた、適当な溶媒を使用して、上で述べた方法で調製した。表１：ブロックコポリマーの構造ａ．ラクチドコポリマーホモポリマー (D-LA)_xまたは(L-LA)_xｘ＝１０から５，０００ブロックコポリマー [(D-LA)_x-X-(L-LA)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００ブロックコポリマー [(DL-LA)_x-X-(L-LA)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００ブロックコポリマー [(D-LA)_x-X-(DL-LA)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００ブロックコポリマー [(D-LA)_x-X-(DL-LA)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００Ｘ＝エステル、カーボネート、エーテル、リン酸エステル、無水物、オルトエステルまたは分枝鎖状の分子ｂ．ＰＬＡ−ポリ無水物コポリマーブロックコポリマー [(D-LA)_x-コ-(COO-R-CO)_y]_z 表１続きここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００Ｒ＝脂肪族、芳香族または複素環残基ブロックコポリマー [(L-LA)_x-コ-(COO-R-CO)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００Ｒ＝脂肪族、芳香族または複素環残基ｃ．ＰＬＡ−ポリ（ヒドロキシアルキル酸）およびカーボネートコポリマーブロックコポリマー [(D-LA)_x-コ-(CO-R'-O)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００Ｒ’＝(CH₂)_1-5，CH(CH₂-CH₃)CH₂，O-(CH₂)_2-3 ブロックコポリマー [L-LA)_x-コ-(CO-R'-O)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００Ｒ’＝(CH₂)_1-5，CH(CH₂-CH₃)CH₂，O-(CH₂)_2-3 ｄ．ＰＬＡ−ポリ（エチレンおよびプロピレンオキサイド類）コポリマーブロックコポリマー [(D-LA)_x-コ-(O-CH₂-CH₂)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００ブロックコポリマー [(D-LA)_x-コ-(O-CH₂-CH(CH₃))_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００ブロックコポリマー [(L-LA)_x-コ-(O-CH₂-CH₂)_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００ブロックコポリマー [(D-LA)_x-コ-(O-CH₂-CH(CH₃))_y]_z ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびｚ＝０から１００ｅ．ＰＬＡマルチブロックコポリマーマルチブロックコポリマー [(D-LA)_x]_a-X-[(O-CH₂-CH₂)_y]_b ここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびａ、ｂ＝１から６Ｘ＝酒石酸、粘液酸、クエン酸マルチブロックコポリマー [D-LA)_x]_a-X-[L(L-LA_x]_b) 表１続きここで、ｘ、ｙ＝１０から５，０００、およびａ、ｂ＝１から６Ｘ＝ペンタエリスリトール、モノ−およびポリサッカライド類、グリセリンＩＩ．医薬製剤生理活性分子立体複合体は、治療的、予防的または診断的適用のための、生理活性なまたは生体反応性の分子（ここでは一般的に「生理活性分子」という）として広く分類され得る、種々の分子のいずれでも送達するのに使用することができる。ある場合には、立体複合体の１つまたはそれ以上のポリマー成分は、生理活性分子からなるだろう。生理活性分子は、ペプチド類、タンパク類、糖類、炭水化物、脂質類、ヌクレオチド類、オリゴヌクレオチド類、およびグリコプロテイン類等のそれらの組み合わせの広い化学分類のいずれでもよい。好適な生理活性分子の例としては、ホルモン類、凝固因子類、プロテアーゼ類、増殖因子類；およびワクチン類が挙げられる。ペプチド類の例としては、ＬＨＲＨ、ＧＮＲＨ、エンケフアリン、ＡＣＴＨ、ａ−ＭＳＨ、ソマトスタチン、カルシトニン、インシュリンおよびそれらのアナログ等のホルモンが挙げられる。タンパク類の例としては、エリスロポエチン、ｔ−ＰＡ、第VIII因子、成長ホルモン、増殖因子類（ＦＧＦ、ＢＭＰおよびＥＧＦ等）；並びに抗原としてブトウ球菌エンテロトキシンＢトキソイド、ＨＧＣ−ＤＴ、ジフテリアトキソイドおよびリボヌクレアーゼＡを含むワクチンのような、細菌またはウィルス病原体に対するワクチンが挙げられる。好適なオリゴヌクレオチド類の例としては、アンチセンス、遺伝子類、プラスミド類およびウィルスベクター類が挙げられる。製剤生理活性分子は、立体複合体上または中に組み込むことができる。イオン結合形成、水素結合形成または共有結合形成を含む他のタイプの結合形成により、それらを立体複合体に結合させることができる。ポリマーを溶液中で一緒に混合するかまたは溶融する時に、生理活性分子は立体複合体中に組み込まれて、ポリマー複合体が沈殿または冷却する時に、その分子はポリマー複合体内にトラップされる。後述するように、立体複合体を錠剤、成型物または粒子に製剤化する時に、生理活性分子を立体複合体と物理的に混合することもできる。あるいは、立体複合体または立体複合体を含む製剤の形成後に、生理活性分子を立体複合体に結合させることができる。立体複合体は、ナノ粒子、ミクロ球体を含む粒子、およびミクロカプセル、ペレット、錠剤、フィルム、ロッドまたはビーズを形成する、標準的なポリマー加工技術を用いて、薬剤送達のためのデバイスに形成されるのが代表的である。あるいは、そのポリマーを、ペースト、軟膏、クリーム、ゲルまたは経皮性パッチに製剤化することができる。ポリマーを凍結乾燥し、次いで使用前に、１マイクログラム／ｍｌから１００ｍｇ／ｍｌの範囲で、水性懸濁剤に製剤化することもできる。好適な賦形剤としては、水、生理食塩水およびリン酸塩で緩衝化した生理食塩水が挙げられる。立体複合体製剤の投与キャリアの放出速度および所望の投与量によって、生理活性なまたは生体反応性の成分は、一度に、あるいは多くのより少量の一回服用量に分けて、異なった間隔で投与してもよい。上記の製剤化の原理は、この技術分野においてはよく知られている。製剤は、種々の経路で、例えば、経口的に、非経口的に、静脈内に、皮膚内に、皮下にまたは局所的に、液体、クリーム、ゲルまたは固体の形態で、送達される薬剤に適したように、患者に投与される。キャリアは、治療に有効量の化合物を患者に送達するのに十分量の、送達される物質を含むべきである。活性化合物およびキャリアの望ましい濃度は、薬剤の吸収性、不活性化および排出速度、並びにキャリアからの化合物の送達速度に依存するだろう。軽減すべき症状の重篤度によっても、投与量は変わる。さらに、どんな特別な患者に対しても、個人の必要性、並びに組成物を投与する人もしくは投与を監督する人の専門的な判断に従って、特別の投薬計画を経時的に調整すべきであることがわかるだろう。本発明を、以下の非限定的な実施例によりさらに説明する。好適な態様の記載２５４ｎｍにおけるＵＶ検出(Applied Bioscience 759A Absorbency UV detec tor)を伴う、Spectra Physics（Darmstadt，Germany）P1000ポンプから構成されるゲルパーミエーションクロマトグラフィー（ＧＰＣ）システムに基づいて、ポリマーの分子量を椎定した。サンプルを、直線状のステロゲル(Styrogel)カラム（１０孔径）に通して、流速１ｍｌ／ｍｉｎでＣＨＣｌ3を用いて溶出した。WIN ner/286コンピュータープログラムを用いて、４００から１００，０００ｇ／ｍｏｌの範囲の分子量を有するポリスチレン基準(Polyscience，Warrington，PA) に対して、分子量を決定した。１Ｈ−ＮＭＲデータから、ＰＥＧ−とＰＬＡ−ブロックの比率を決定した。原子力顕微鏡検査走査型プローブ顕微鏡(scanning probe microscope)「Nan oscope III」(Digital Instruments Inc.)を使用した。直角Ｓｉカンチレバー（ rectangular Si cantilevers）(ナノ−プローブ)をタッピングモード(tapping m ode)実験に適用した。タッピングモードにおいて、像の高さと幅について同時表示を行なった。マイカ上にＡＢ−ブロックコポリマーの０．１％溶液を一滴置き、溶媒を留去することにより、ＡＦＭの標本を調製した。等モル溶液を混合し、低速で１週間攪拌することにより、鏡像異性形態のＰＬＡ−ブロックの立体複合体を調製した。粉末回折ＣｕＫａ放射を用いて、距離１３０ｍｍのＳＴＯＥ（Darmstadt，D ）像平面システム上で、粉末パターンを測定した。ＡＦＭ用に調製した溶液を顕微鏡ガラス上にキャストし、溶媒の留去後、残ったフィルムをＸ線チューブに注いだ。実施例１：沈殿による立体複合体の形成立体複合体を以下のようにして調製した。表２は、出発原料であるホモポリマーの融点と立体複合体の融点との差を例証している。ａ．アセトニトリル中のＬ−ＰＬＡおよびＤ−ＰＬＡＬ−ＰＬＡ（１グラム、Ｍｗ＝３０，０００）およびＤ−ＰＬＡ（１グラム、Ｍｗ＝３０，０００）をアセトニトリル７０ｍｌに６０℃で添加した。透明な溶液は約４−５時間後に混濁し、６０℃で２日後、大量の白色固体が沈殿した。３日後、溶液をろ過し、立体複合体を集め、真空下で一晩乾燥した。粒径分析計(Coulter)およびＡＦＭにより、沈殿物の粒径および形状を分析した。平均粒径は２．１ミクロンで、種々の粒子形状を有し、大半が平らなディスク状であった。複合体の融点は２３４．８℃であった。ｂ．ＣＨＣｌ3中のＬ−ＰＬＡおよびＤ−ＰＬＡＬ−ＰＬＡ（０．５ｇ、Ｍｗ＝３０，０００）およびＤ−ＰＬＡ（０．５ｇ、Ｍｗ＝３０，０００）をＣＨＣｌ3 １０ｍｌに溶解した。実施例ａに実質的に記載のような、沈殿物形成および溶媒留去後、粉末の融点を測定すると２３２℃であった。ｃ．Ｄ−ＰＬＡ−ＰＥＧおよびＬ−ＰＬＡ−ＰＥＧＤ−ＰＬＡ−ＰＥＧおよびＬ−ＰＬＡ−ＰＥＧからなる立体複合体を、実施例ｂに記載の手順に従って調製した。融点を測定すると２２１℃であった。ｄ．Ｄ−ＰＬＡ−コ−ポリ（セバシン酸無水物）およびＬ−ＰＬＡ−コ−グリコライドアセトニトリルとクロロホルムとの混合物（９：１ｖ／ｖ比、アセトニトリル：クロロホルム）５０ｍｌ中、ジブロックの、Ｄ−ＰＬＡ−コ−ポリ（セバシン酸無水物）（０．５ｇ、１：１ｗ／ｗ比、Ｍｗ２２，０００）を、Ｌ−ＰＬＡ− コ−グリコライド（０．５ｇ、１：１ｗ／ｗ比、Ｍｗ２４，０００）と混合した。４０℃で２４時間後、沈殿したポリマーは２２０℃の融点を有し、このことは立体複合体の形成を示す。表２：立体複合体の融点（ＤＳＣ）：ポリマーＴｍ（℃）Ｄ−ＰＬＡまたはＬ−ＰＬＡ鏡像異性体１７９．６ＤＬ−ＰＬＡラセミランダムポリマー無定形ＤＬ−ＰＬＡ−ＰＥＧラセミランダムポリマー無定形Ｄ−ＰＬＡ：Ｌ−ＰＬＡ１：１比立体複合体２３４．８Ｄ−ＰＬＡ−ＰＥＧまたはＬ−ＰＬＡ−ＰＥＧ１７６．０Ｄ−ＰＬＡ−ＰＥＧ：１：１立体複合体２３７．５Ｌ−ＰＬＡおよびＤ−ＰＬＡ（ＣＨＣｌ₃）２３２ＰＬＡ−ＰＥＧおよびＬ−ＰＬＡ−ＰＥＧ（ＣＨＣｌ₃）２２１実施例２：Ｌ−ＰＬＡおよびＤ−ＰＬＡの溶融による立体複合体形成Ｌ−ＰＬＡ（０．５ｇ、Ｍｗ＝３０，０００）およびＤ−ＬＰＡ（０．５ｇ、Ｍｗ＝３０，０００）を混合し、１００℃で２時間加熱し、融点をＤＳＣにより測定した。混合物は２点で融解した：１７６℃（これはＰＬＡの融点である）および２３０℃２つの融点の存在は、２成分が一緒に溶融して立体複合体を形成することを実証する。実施例３：種々の溶媒に懸濁した時の、生理活性分子を含むＤ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ／Ｌ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧの立体複合体の形態Ｄ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧおよびＬ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ（７，０００および３０，０００の分子量）の溶液、並びにＬＨＲＨまたはアルブミンのような親水性生理活性分子を、水性緩衝溶液中で２４時間混合し、沈殿物を単離して分析した。多様な構造が観察された。最も特徴的な構造は、数マイクロメータまでの長さおよび直径を有する、ロッド状およびコイル巻されたコイル(coiled coil)状であった。これに対し、水溶液中の、ラセミのＰＬＡ−ブロックにより形成される形態とキラルな結晶化したＰＬＡ−ブロックにより形成される形態との間に差異は観察されなかった。ロッドの網状組織は、Ｄ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ／Ｌ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧの等モル水溶液から出現した。そのロッドは、９０ｎｍから２００ｎｍまでの長さがあり、丸い形を示さない、平坦状であった。ブロックコポリマーの長さは３０ｎｍであり；ロッドのサイズより小さかった。ロッドまたは糸 (thread)は、長い結晶ラメラに類似していた。ロッドの表面は規則的なパターンを示しており、これはロッド内部のブロックコポリマーの規則的なパッキングに関係するようである。Ｌ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ／Ｄ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧのホモブロックコポリマーまたは等モル混合物を含むジオキサン溶液中で、大きなメソスコピックなコイル巻されたコイルが観察された。コイル巻されたコイルの光学顕微鏡およびＡＦＭ像は、その大きさ（幅４５０ｎｍおよび高さ２５０ｎｍ）が、水溶液中で形成されたコイル巻されたコイルの大きさよりも小さいということを示した。そのロッドは２つのより小さな糸からなり、その糸は規則的な繰り返しのコイル巻されたコイルを形成する。その高さのデータは、コイル巻されたコイルが形成されたことを証明する。なぜならばロッドが互いに交差する時、その高さがより大きくなるからである。Ｌ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ／Ｄ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧの等モルのジオキサン溶液中で、ホモブロックコポリマーの溶液中では観察されなかった、付加的な構造が発現した。これらの溶液はディスクを発現させた。しかしながら、ＰＥＧ−ｂ− Ｌ−ＰＬＡ−１／ＰＥＧ−ｂ−Ｄ−ＰＬＡ−１およびＰＥＧ−ｂ−Ｌ−ＰＬＡ− ２／ＰＥＧ−ｂ−Ｄ−ＰＬＡ−２によって形成されたディスクの大きさは、異なっている（１は低いｍｗであり、２は高いｍｗである）。ＰＥＧ−ｂ−Ｌ−ＰＬＡ−１／ＰＥＧ−ｂ−Ｄ−ＰＬＡ−１のディスクが、２００ｎｍと３ミクロンの間の直径と３０と２００ｎｍの間の高さを有することを、ＡＦＭ分析は示した。ディスクの中心は凹んでいた。これに対し、ブロックコポリマーＰＥＧ−ｂ−Ｌ −ＰＬＡ−２／ＰＥＧ−ｂ−Ｄ−ＰＬＡ−２は、約１ｍｍの直径と９０と２００ｎｍの間の高さを有する単分散系ディスクを形成した。ディスクの大きさは、６０と８０ｎｍの間の直径を有する単一のブロックコポリマーミセルの大きさを超えた。同じ大きさと形状を有するディスクの調製は再現可能であった。これに対し、ロッドおよびコイル巻されたコイルは、異なった大きさで、ランダムに不規則に、少量出現した。ＰＥＧ−ｂ−Ｌ−ＰＬＡのアセトニトリル溶液中で、メソスコピックなコイル巻されたコイルの代わりに、大きな結晶針状物およびロッドが出現した。この結果は、コイル巻されたコイル構造が、水とジオキサン中で、２次元のラメラ集合物から発現したことを示すようである。ディスクは、Ｌ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ／Ｄ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧのアセトニトリル溶液からも出現した。それらの平均の大きさは、直径１．１ｍｍで高さは９０と１２０ｎｍの間であった。これらのディスクは、ジオキサン溶液から製造されたものよりも凝固する傾向が大きかった。ラセミブロックコポリマーディスクは、ホモポリマー立体複合体のディスク様結晶と多くの類似性があった。結晶化により三角形か丸い形のどちらの結晶が形成されるかは、結晶化条件に依存する。丸い形の結晶は、濃縮したアセトニトリル溶液（１％）から優先的に形成される。丸い形の結晶は、加熱した０．１％アセトニトリル溶液の急速な冷却によって得られた。丸い形の結晶は、単一ラメラから球顆状結晶成長への遷移であるヘドライトであるかもしれない。ヘドライトの直径は５ミクロンであり、その高さは２００ｎｍであった。さらに、それらは中央に深いホールを示した。そのホールは、核が臨界の大きさに到達した時に、結晶の各サイドがより早く成長するような、無秩序な核生成の結果かもしれない。ブロックコポリマーディスクとホモポリマーディスクの類似性は、ブロックコポリマーディスクの丸い形状が、主に、ラセミパッキングした鏡像異性形態のＰＬＡ−ブロックのせいであるかもしれないということを実証するものである。溶媒に依存する表面自由エネルギー、および核生成および結晶成長のバランスは、異なった溶媒から形成される構造における差異を理解するための鍵となる問題であると思われる。実施例４：リドカイン送達デバイスの圧縮成形実施例３で分析した、Ｄ−ＰＬＡおよびＬ−ＰＬＡからなる立体複合化したナノディスク、並びに平坦な形状のディスク、ロッドおよび三角形状物のそれらの複合体の微粉末は、薬剤送達デバイスの調製に独特な機会を与えた。薬剤を有するこれらのナノスケール構造の圧縮成形によって、デバイスを調製した。この圧縮成形は、高い均一性と再現性を有する、強くて緻密なデバイスを生ずる。組み込まれた薬剤の緩衝溶液中での崩壊時間および放出は、対応する規則的なポリマーの圧縮成形デバイスよりも遅かった。この規則的なポリマー粉末を得るのは困難であり、かつそれらの特性は不安定である。なぜなら、不規則な粒子サイズおよび形状を与える、非水性溶媒中での沈殿およびガラス転移温度よりも低い温度での粉砕により、調製するからである。立体複合体形成により形成された粒子は、圧縮成形するのが容易な、形の明確な平坦なクリスタリットである。代表的な実験において、Ｄ−ＰＬＡおよびＬ−ＰＬＡ（２００ｍｇ、Ｍｗ＝３０，０００）からなる立体複合体粉末をリドカイン（２０ｍｇ）と混合し、１４ ×２ｍｍサイズのディスクに圧縮成形することによって、ディスク形状（１０× ２ｍｍ）およびロッド形状（４×１０ｍｍ）デバイスを調製した。３７℃でｐＨ７．４の緩衝溶液中に置いた場合、リドカインは３０日間、一定して放出された。実施例５：メトトレキサート（ＭＴＸ）の製剤化および放出製剤製剤：アセトニトリル中での沈殿により調製されたＤ−ＰＬＡ／Ｌ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，００立体複台体に、ＭＴＸを組み込んだ。粉末状の薬剤を粉末状の立体複合体と混合し、その混合物を圧縮成形して錠剤を形成した。あるいは、その立体複合体とＭＴＸをジクロロメタンに溶解し、溶媒留去して微粉末を得た。比較のために、ランダムな無定形ＤＬ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，０００）およびＭＴＸの溶液を蒸発乾固させ、液体窒素の使用によって粉末に形成できる、透明でフレキシブルな、強い黄色フィルムを得た。代表的な実験において、ＰＬＡ１：１立体複合体３００ｍｇをジクロロメタンに溶解した。ＭＴＸ（５％ｗ／ｗ）をこの溶液に添加し、混合物を２分間攪拌（ vortex）した。溶媒を窒素気流を用いて留去し、非常に微細な粉末を得た。その粉末のＤＳＣ分析は、２２２℃で融点を示し、１７０と１８０℃の間でピークを示さなかった。このことは、ＰＬＡ立体複合体の存在を確認する。ステンレススチール型（内径１０ｍｍ）およびカルバープレス(Carver Press)を１０トンで用いて、ＭＴＸ−立体複合体粉末（１００ｍｇ）の圧縮成形によって、ディスクを調製した。あるいは、３００ｍｇのＰＬＡ１：１立体複合体微粉末（平均粒径２．２ミクロン）を、ＭＴＸ（１５０ｍｇ）と混合し、その均一な粉末をそれぞれ２００ｍｇの錠剤に圧縮した。ＭＴＸの放出３７℃でｐＨ７．４のリン酸緩衝液１０ｍｌ中で、１５０ＲＰＭで連続攪拌しながら、ＭＴＸ放出を行なった。両方の製剤は同様のＭＴＸ放出プロフィールを示した。約３０％のＭＴＸが最初の１０日間、ＰＬＡ立体複合体から一定して放出された。実施例６：ＬＨＲＨの製剤化および放出黄体形成ホルモン放出ホルモン（ＬＨＲＨ）は短いペプチドであり、前立腺癌の治療に用いられる。ＬＨＲＨは、溶液中での立体複合体形成中に、ポリマー立体複合体に組み込まれた。製剤幾つかの手順を用いた：ａ．２５０ｍｇのＬ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，０００）および２５０ｍｇのＤ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，０００）を６０℃でアセトニトリル７０ｍｌに添加した。この溶液に、１０ｍｇのＬＨＲＨ（２％ｗｗ）を添加し、その溶液を６０℃で３日間混合し、その間に白色沈殿物が蓄積した。その白色沈殿物をろ過し、真空下で一晩乾燥し；ＬＨＲＨが充填された４６０ｍｇのＰＬＡ立体複合体を得た。その粉末の粒径は、１ミクロンの範囲内であった。アセトニトリル溶液をＬＨＲＨ分析用に取っておいた。ｂ．２５０ｍｇのＤ−ＰＬＡおよび５ｍｇのＬＨＲＨを６０℃でアセトニトリル１０ｍｌに溶解し、反応を３日間放置した。３日後、白色沈殿物をろ過し、真空下で一晩乾燥した；２３０ｍｇのＬＨＲＨ−ＤＰＬＡ立体複合体が生じた。アセトニトリル溶液をＬＨＲＨ分析用に取っておいた。ｃ．２５０ｍｇのＬ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝２，０００）および２５０ｍｇのＤ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，０００）を６０℃でアセトニトリル７０ｍｌに添加した。この溶液に、５０ｍｇのＬＨＲＨを添加した；そして、その溶液を６０℃で１日間混合し、その間に白色沈殿物が蓄積した。その白色沈殿物をろ過し、真空下で一晩乾燥した；ＬＨＲＨが充填された４６０ｍｇのＰＬＡ立体複合体が生じた。その粉末の平均粒径は、２．４ミクロンであり、その粒子はディスク状であった。アセトニトリル溶液をＬＨＲＨ分析用に取っておいた。ｄ．５０ｍｇのＬ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，０００）および２５０ｍｇのＤ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，０００）を６０℃でアセトニトリル７０ｍｌに添加した。この溶液に、３０ｍｇのＬＨＲＨを添加し、そしてその溶液を６０℃で１日間混合し、その間に白色沈殿物が蓄積した。その白色沈殿物をろ過し、真空下で一晩乾燥した；ＬＨＲＨが充填された４６０ｍｇのＰＬＡ立体複合体が生じた。ｅ．２５０ｍｇのＬ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝２，０００）および２５０ｍｇのＤ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３，０００）を６０℃でアセトニトリル７０ｍｌに添加した。この溶液に、５０ｍｇのＬＨＲＨを添加し、そしてその溶液を６０℃で１日間混合し、その間に白色沈殿物が蓄積した。その白色沈殿物をろ過し、分析し、放出を測定した。製剤からのＬＨＲＨの放出以下のＨＰＬＣ法を用いて、ＬＨＲＨの分析を行なった：移動相は、アセトニトリル３０％、０．０１ＭのｐＨ−３のＴＥＡＰ（トリエチルアンモニウムホスフェート）緩衝液７０％を含んでいた。カラムは、Lichrosphere RP-185mm(MERC K)からなっていた；検出器ＵＶ２７８ｎｍおよび流速１ｍｌ／ｍｉｎ。全サンプルを２（フィルターを通してろ過した。注入前に、リン酸１滴をサンプル溶液に添加した。ＬＨＲＨの保持時間は６．５分であり、検量線が生じた（ｒ２＝０．９９９）。アセトニトリル溶液（これは立体複合化反応からとっておいた）中のＬＨＲＨ含量を、次の方法により測定した：３ｍｌのアセトニトリル溶液（上記の手順から）を蒸発乾固させ、残渣をリン酸緩衝液２ｍｌに溶解した。この溶液中のＬＨＲＨ濃度を上記のＨＰＬＣ法により測定した。ＬＨＲＨピークは、溶液ａからｅのクロマトグラム上には示されず、一方８０％を超えるＬＨＲＨが製剤ｆの溶液中で見つかり、その沈殿物はほぼ純粋なＬＨＲＨであった。ＬＨＲＨ放出：立体複合体中のＬＨＲＨの粉末は非常に細かいため、放出媒体にそれを沈める試みは全て失敗した。放出は次の方法で行なわれた：リン酸緩衝液５ｍ１中の１００ｍｇの粉末を、１０ｍｌシリンジに入れた。シリンジの端を封管し、温度３７℃で、１５０ＲＰＭの速度で、連続して振とうした。緩衝液の液面に浮遊している固体および全緩衝液を滴下でシリンジから押し出すために、各時間毎にシリンジを上下逆にした。この技術を用いて、ＰＬＡ立体複合体中のＬＨＲＨ粉末（製剤ａ−ｅ）を、ＰＬＡ立体複合体の対照ブランク（薬剤なし）に対して分析した。製剤ａおよびｂについては、ＬＨＲＨは、同様な放出プロフィールで、約３ヶ月間、これらの粉末から一定して放出された。ＬＨＲＨはブランクポリマー中では検出されなかった。製剤ｅは、低分子量のＰＬＡから調製され、その他の製剤よりも早く、３０日から４０日以内に薬剤を放出した。ロッド製剤は、それらの各粉末製剤よりも長い期間、ＬＨＲＨを放出した。Ｄ−ＰＬＡ−コ−ＰＧＡ（ＰＧＡ＝ポリグリコール酸、比率１：１、Ｍｗ＝２０，０００）のブロックコポリマーは、ＬＨＲＨの存在下で、Ｌ−ＰＬＡまたはＬ−ＰＬＡ−コ−ＰＧＡと立体複合化した。立体複合体は、種々の溶媒中でＤ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧとＬ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧの間で形成された。ナノサイズの複合体は、熱アセトニトリル中での単純な沈殿により、ＬＨＲＨとＤ−ＰＬＡの間で形成された。ＬＨＲＨは、これらのナノ球体から３週間以上一定して放出された。実施例７：アンチセンスの製剤化および放出アンチセンスの製剤化ＬＨＲＨについて記載した３つの方法のうちの１つで、オリゴヌクレオチドＩＳＩＳ３５２１を立体複合体に組み込んだ。表３：ＩＳＩＳと立体複合体との複合物 L-PLA D-PLA DL-PLA アンチセンスISIS アセトニトリルａ 125mg 125mg ― 5mg 10ml ｂ ― 250mg ― 5mg 10ml ｃ ― 250mg 5mg 10ml ７２時間後に反応（ａ、ｂおよびｃ）を停止し、以下の結果が観察された。ａ．沈殿物２２０ｍｇを得た；アセトニトリルをオリゴヌクレオチド分析用に取っておいた。ｂ．混濁した溶液を得た。０℃で２４時間後、白色の沈殿物を得た。ろ過後、１５０ｍｇの固体を集めた；アセトニトリルをオリゴヌクレオチド分析用に取っておいた。ｃ．透明な溶液を得た。０℃で２４時間後、少量の沈殿物を得た。アセトニトリルの留去、およびｐＨ７．４．１のリン酸緩衝液への再溶解後、アセトニトリル溶液中のＩＳＩＳ３５２１の濃度を２６０ｎｍでのＵＶ吸収により測定した。ＩＳＩＳの放出反応ａについて、０．０４ｍｇのＩＳＩＳ３５２１が検出されたが、これは最初の添加量の１％よりも少ない。反応ｂからのアセトニトリル相はＩＳＩＳを全く含んでおらず、反応Ｃからの少量の沈殿物は１００％ＩＳＩＳ３５２１であった。３７℃、ｐＨ７．４のリン酸緩衝液中でのインビトロでの放出は、製剤ａおよびｂから５週間、一定した放出であった。実施例８：ＴＲＨの製剤化と放出ＴＲＨは、次の構造を有するトリペプチドである：ｐＬ−Ｇｌｕ−Ｌ−Ｈｉｓ −Ｌ−Ｐｒｏ＿ＮＨ2。２５０ｍｇのＤ−ＰＬＡ（Ｍｗ＝３０，０００またはＭｗ＝６，０００）を、アセトニトリル１０ｍｌ中の２５ｍｇのＴＲＨ（１０％ｗ／ｗ）と、６０℃で混合した。その溶液は、１５分後透明になり、７２時間透明のままであり、その時点で沈殿物が形成した。その溶液は非常に混濁していたが、沈殿物の微粒子サイズにより、室温でろ過することができなかった。０℃で一晩冷却後、沈殿物をろ過した。アセトニトリル溶液中および粉末中のＴＲＨ濃度を、ペプチド分析のためのローリー（Lowry）法を用いて、上記のように分析した。90％を超える薬剤が粉末中にあることがわかり、ごくわずかな量の薬剤がアセトニトリル溶液中で見つかった。３７℃でｐＨ７．４のリン酸緩衝液に分散させた時、ＴＲＨは６週間一定して放出された。実施例９：アルブミンの製剤化と放出ヒト血清アルブミン（ＨＳＡ、１００ｍｇ）を、Ｄ−ＰＬＡ（１ｇ、Ｍｗ＝６，０００）およびＬ−ＰＬＡ（１ｇ、Ｍｗ＝６，０００）との混合物またはＤ− ＰＬＡ（２ｇ、Ｍｗ＝６，０００）またはＤＬ−ＰＬＡと、ジオキサン（５０ｍｌ）中で、６０℃で４８時間で立体複合化させた。沈殿物がＤ−ＰＬＡ／Ｌ−ＰＬＡ混合物およびＤ−ＰＬＡ溶液から得られ、一方、ごく少量の沈殿物がＤＬ− ＰＬＡ溶液から検出された。従って、ペプチドおよびタンパク分析のためのニンヒドリン法によって測定されるように、５％朱満のＨＳＡが鏡像異性ポリマーのアセトニトリル溶液中で検出され、一方、大半のアルブミンがＤＬ−ＰＬＡのアセトニトリル溶液中で見つかった。沈殿物を３７℃でリン酸緩衝液（ｐＨ７．４）中に分散させた。ＨＡＳは、６週間、沈殿物から一定して放出された。実施例１０：製剤化およびアルブミンからの薬剤の放出立体複合体実施例９で記載したように調製されたＤ−ＰＬＡ−ＨＳＡの沈殿物を、少量の薬剤送達のためのマトリックスキャリアとして使用した。代表的な実験において、イブプロフェン（１００ｍｇ）の微粉末をＤ−ＰＬＡ−ＨＳＡまたはＤ−ＰＬＡ−Ｌ−ＰＬＡ−ＨＳＡ（５００ｍｇ）と混合し、その粉末を各々３００ｍｇの錠剤に圧縮した。３７℃で生理的ｐＨのリン酸緩衝液中に置いた場合、その錠剤はイブプロフェンを１週間放出した。同様の実験において、他のタンパクを、フィブリン、フィブリノーゲン、コラーゲンおよびゼラチンを含むＰＬＡ鏡像異性体と立体複合化させた。実施例１１：薬剤−ＰＬＡ−ＰＥＧコポリマーの立体複合体の製剤化ＡＢブロックコポリマーである、ポリ（Ｌ−ラクチド）−ｂ−ポリ（エチレングリコール）（Ｌ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ）およびポリ（Ｄ−ラクチド）−ｂ−ポリ（エチレングリコール）（Ｄ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ）の、生理活性分子が存在する溶液中での、鏡像異性形態のＰＬＡ−ブロックのラセミパッキングによる、自己集合を研究した。ＡＦＭ研究により、キラルまたはラセミＰＬＡパッキングについて、数マイクロメータの大きさを有する、ロッドやコイル巻されたコイルのような独特な自己集合構造が同定された。超構造の形成は、両方のブロックの結晶化に強く関連している。低分子量溶媒中でのブロックコポリマーの自己組織化と、両方のブロックの結晶化および特に鏡像異性形態のＰＬＡ−ブロックのラセミ結晶化との組み合わせは、医薬適用に対する興味ある特性を有する単離可能な有限のブロックコポリマー構造に、新しいアクセスを提供する。３つの代表的な生理活性分子である、ＩＳＩＳ（アンチセンスオリゴヌクレオチド）、ＬＨＲＨおよびメトトレキサートは、結晶化および複合体形成中に、あるいはブランク立体複合体粒子を薬剤と混合し、その粉末を錠剤に圧縮することによって、ポリマー中に組み込まれた。複合体形成中の薬剤の組み込みのために、ＬＨＲＨ粉末（３３ｍｇ）を、Ｌ− ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧおよびＤ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ（各ポリマー１００ｍｇ、Ｍｗ＝７，０００、およびＰＥＧＭｗ＝２，０００）のアセトニトリル溶液、またはＤ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ溶液に溶解した。その溶液を３７℃で一晩混合して白色沈殿物を形成し、これをろ過により分離した。その粒子は１と３ミクロンの問の平均粒径を有するディスク形状をしていた。溶液中および沈殿物中の薬剤含有量の分析では、８０％を超えるカプセル封入収率を示した。メトトレキサートは、この方法によるカプセル封入では、低い収率を示した。第２の実験において、Ｌ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ／Ｄ−ＰＬＡ−ｂ−ＰＥＧ立体複合体を錠剤に圧縮成形した。比較的均一な小さい粒径、並びに独特な粒子形態および構造は、このポリマー粉末を、圧縮成形デバイスにとって非常に魅力的なものにする。実施例１２：イブプロフェン立体複合体の製剤化イブプロフェンはキラル中心を含み、次の立体配置のうちの１つとして得られる：「Ｒ」「Ｓ」および「ＲＳ」ラセミ混合物。イブプロフェンがＰＬＡと立体複合体を形成するかどうかが測定された。アセトニトリル中６０℃で反応を行なった。Ｌ−ＰＬＡ（２５０ｍｇ、Ｍｗ＝３０，０００またはＭｗ＝６，０００）を、２５ｍｇ（１０％ｗ／ｗ）のイブプロフェンの３つの異性体のうちの１つと混合した。３日後、その溶液は透明なままであった。さらに２２５ｍｇのイブプロフェンを添加し、その溶液をさらに７２時間反応させたが、まだその溶液は透明なままであった。反応を停止し、０℃で一晩冷却し、沈殿物をろ過した。アセトニトリル溶液中のイブプロフェン濃度を、２５４ｎｍのＵＶにより測定した。９５％を超える薬剤がアセトニトリル溶液中に存在することがわかったが、このことは、イブプロフェンのどの異性体についても、複合体形成が生じないことを示す。同様の実験において、アセトニトリル中で、Ｌ−フェニルアラニンを、Ｄ−ＰＬＡ、またはＤ−ＰＬＡとＬ−ＰＬＡの混合物と反応させたが、複合体は形成されなかった。これらの実験は、低分子量鏡像異性体（３００ダルトン未満）はポリマーと立体複合体を形成しないことを示す。実施例１３：ロイプロリド（leuprolide）−ポリマー立体複合体のインビトロおよびインビボ評価製剤：複合体の調製：酢酸ロイプロリドのアセトニトリル（４ｍｇ）溶液、およびアセトニトリル中のＤ−ＰＬＡ，（５８ｍｇ、Ｍｗ＝１００，０００）およびＬ− ＰＬＡ（３８ｍｇ、Ｍｗ＝３０，０００）を一緒に混合し（全５ｍｌ）、５０℃ で３日間攪拌した。沈殿した粉末をろ過により単離し、９８ｍｇの１ミクロンサイズの多孔粒子を得た。ロイプロリドはアセトニトリル溶液中に残っていなかった。放出：３７℃でｐＨ７．４のリン酸緩衝液中でインビトロ放出を行なった。ロイプロリド濃度を、ＨＰＬＣ（アセトニトリル：水、Ｃ１８カラム、１ｍｌ／ｍｉｎ）により測定した。約３７％の薬剤が、４０日間一定して放出された。１３％のロイプロリドを含む複合体粉末を、同様の方法により調製した。この粉末製剤を、ラットのインビボ研究に用いた。１７匹Ｓａbraラット（２５０ｇ）を３グループに分け、５匹に生理食塩水を注射し、５匹に４％ポリマー製剤中の５ｍｇ／ｋｇのロイプロリド１回分服用量を注射し、５匹に１３％ポリマー製剤中の５ｍｇ／ｋｇのロイプロリド１回分服用量を注射した。２匹のラットにブランクポリマー（５０ｍｇ／ｋｇ）を注射した。予め決めておいた時点で血液を採取し、ヒト血液中のテストステロン測定用の標準的なキットを用いて、テストステロン血中レベルを測定した。実証によると、テストステロンレベルは、４０日間の研究の間、低いままであり、このことは、文献に記載されている、臨床的に用いられる製剤、ルプロン(Lupron)について得られたデータと類似している。この実験は、ペプチド送達のためのこれらの立体複合体の有効性および使用を例証する。実施例１４：遺伝子送達のためのカチオン残基を有する立体選択性ポリマーａ．ＰＥＩ−Ｄ−ＰＬＡポリマーカップリング剤としてＤＣＣを用いて、ポリエチレンイミンへのポリＤ−乳酸の結合により、ポリエチレンイミンおよびＤ−ＰＬＡからなるブロックコポリマーを調製する。代表的な実験において、短鎖ポリエチレンイミン（Ｍｗ＝６００、Polysciences catalog、USA)を、Ｄ−ＰＬＡおよびジシクロヘキシルカルボジイミド（ＤＣＣ）およびＮ，Ｎ−ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）（アミノ基に対し１％）のクロロギ酸溶液に添加した。その溶液を室温で３日間攪拌し、濾過して、副生成物のジシクロヘキシルウレア（ＤＣＵ）を除去し、透明な溶液を水で抽出し、ＭｇＳＯ₄で乾燥し、蒸発乾固した。エーテル：石油エーテルの混合物中での沈殿により、濃縮したジクロロメタン溶液から残渣を精製した。ＮＭＲおよび窒素分析により測定すると、得られたポリマーはＤ−ＰＬＡおよびＰＥＩの両方を含んでいた。３：１から１：３までの範囲のＰＥＩ：Ｄ−ＰＬＡ比のコポリマーが調製される。分子量２，０００、１０，０００のＤ−ＰＬＡが、これらのコポリマーに使用される。あるいは、溶液中または溶融物中で、ＰＥＩとＤ−ＰＬＡの間のアミド交換反応により、ランダムコポリマーを調製する。代表的な実験において、分子量５５，０００のＤ−ＰＬＡを乾燥ジオキサンに溶解し、ＰＥＩ−６００（２：１ｗ／ｗ）をその溶液に添加した。反応溶液を５時間加熱還流し、その溶液を脱イオン水溶液に添加して、ポリマーを沈殿させた。沈殿したポリマーをジクロロメタンに溶解し、ＭｇＳＯ₄で乾燥し、蒸発乾固した。ＮＭＲおよび窒素分析による測定では、得られたポリマーはＰＥＩ残基を含んでいた。ｂ．アミノ基と反応してアミド結合を形成することができるカルボン酸末端基を有するＤ−ＰＬＡは、トルエン中でのＤ−乳酸（Puracから入手可能な市販のＤ −ラクチドの加水分解により調製される）の重縮合、あるいは塩基溶液中でのポリ（ラクチド）の部分加水分解、あるいは酵素分解により、調製される。低分子量のＰＥＩは、水溶液中で、アジリジンの酸触媒開環重合により合成される。２，０００ダルトンまでの短鎖ＰＥＩは、長鎖のものと比較して毒性が低いことが示されているので、遺伝子送達に好ましい[D．Fischer，T．Bieber，Y．Li，H． P．Elsasser，T．Kisse、ポリエチレンイミン：遺伝子輸送のための低分子量ポリカチオンの合成およびインビトロ細胞毒性Eur．J．Cell Biol．75（1998）107 ;T．Bieber，D．Fischer，T．Kissel，H．P．Elsasser、遺伝子送達のための顕著な特性を有する低分子量ポリエチレンイミンEur．J．Cell Biol．75（1998）1 08]。ｃ．ポリリシン−Ｄ−ＰＬＡコポリマーの合成カルボン酸末端のＤ−ＰＬＡをポリリシンと結合して、カチオン能を有する立体選択性ポリマーを形成した。好適なポリリシンは、Ｄ配置で、低分子量であり、これは毒性が少なく、生体から排除するのが容易と考えられる。Ｄ配置は、Ｄ −ＰＬＡと並んで立体複合化能力を増加させるだろう。ポリリシン−ＰＬＡの直鎖状グラフトブロックコポリマーの形成方法は、ＰＥＩについて上記した方法と同様である。Ｄ−ＰＬＡおよびリシンからなるランダムおよびグラフトコポリマーは、Langerにより記載された方法を用いて調製することができる[Langer et a l．Macromolecules，28:4736-4739，1995;JACS 115:11010-11011，1993]。これらのコポリマーのための好適なリシンの立体配置はＤ配置であり、これは、Ｄ− ラクチド残基と均一なＤ配置のポリマー鎖を形成する。ポリリシン−Ｄ−ＰＬＡのＡＢブロックコポリマーを得るために、ポリリシンの側鎖のｇ−アミノ基をベンゾキシカルボニル保護基により保護し、次いでエステル結合により、そのフリーのカルボン酸末端基にＤ−ＰＬＡ鎖を結合する。ＤＮＡとの複合化：緩衝溶液中で、または緩衝液とアセトニトリルもしくはＤＭＳＯとの混合物中で、ヘリング（Herring）ＤＮＡとポリマーを混合することにより、これらのポリマーをそのＤＮＡと複合させ、複合体を形成した。上記の実施例は、遺伝子治療における立体複合化を実証する。カチオン部位を有する立体選択的構造が与えられ、ジアステレオマー形成により、および静電複合化(electrostatic complexation)により、プラスミドを複合化することができる。そのようなポリマーは：ポリエチレンイミン（Ｍｗ＜２，０００）、ポリ（リシン）、スペルミン、スペルミジンのような短いポリアミンを有するＤ−ＰＬＡグラフトおよびブロックコポリマー、並びにＤ−ラクチドおよびＤ−リシンからなるコポリマーである。このように、本発明は、リシン、ポリリシン、スペルミン、スペルミジンおよびポリエチレンイミンを含むカチオン残基を有する立体選択性ポリマーも提供し、これは、遺伝子送達のためのＤＮＡとの複合化を可能にする。ここで引用した刊行物およびそれらが引用された材料は、言及により特に組み入れられるものである。本発明の修正および変更は、前記詳細な記載から当業者に明白であるだろうし、以下のクレームに包含されるものである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号ＦＩテーマコート゛(参考）Ａ６１Ｋ 31/70 Ａ６１Ｋ 31/70 31/7088 31/7088 31/711 31/711 38/00 45/00 45/00 47/42 47/42 37/02 (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ

Claims

【特許請求の範囲】１．少なくとも１つの生体適合性の立体選択性ポリマーからなる立体複合体と、生理活性なまたは生体反応性の分子を含む、生理活性なまたは生体反応性の分子の送達のためのポリマーキャリア。２．ポリマーが、直鎖状および分枝鎖状のポリエステル類、ポリカーボネート類、ポリ無水物類、ポリヒドロキシ酸類、ポリアルキレンオキサイド類、タンパク類またはポリアミノ酸類、ポリサッカライド類、並びにそれらのブロックおよびコポリマーからなる群より選ばれる、請求の範囲１のポリマーキャリア。３．ポリマーが、立体複合形態の、Ｄ−ＰＬＡホモ−およびブロック−ポリマー、直鎖状および分枝鎖状のＬ−ＰＬＡホモ−およびブロック−ポリマー、それらのコポリマー、並びにそれらの混合物からなる群より選ばれる、請求の範囲２のポリマーキャリア。４．生理活性分子が、ペプチド類、タンパク類、ヌクレオチド類、オリゴヌクレオチド類、糖類、炭水化物類、脂質類、および合成の有機または無機の薬剤からなる群より選ばれる、請求の範囲１のポリマーキャリア。５．ポリマーが、分子量が３００ダルトンまたはそれ以上の立体選択性薬剤である、請求の範囲１のポリマーキャリア。６．オリゴヌクレオチド類が、アンチセンス、遺伝子類、プラスミド類およびウィルスベクター類からなる群より選ばれる、請求の範囲４のポリマーキャリア。７．生理活性分子が、ホルモン類、凝固因子類、プロテアーゼ類、増殖因子類；およびワクチン類からなる群より選ばれる、請求の範囲４のポリマーキャリア。８．生理活性分子が、ポリマ−立体複合体中に分散または溶解している、請求の範囲１のポリマーキャリア。９．請求の範囲１−８のいずれかのポリマーキャリアを、それを必要とする患者に投与するのに適した形態で含む、医薬製剤。１０．粒子、錠剤、ペレット、ロッド、ビーズ、補てつインプラント、軟膏、ペースト、クリームおよびゲルからなる群より選ばれる形態である、請求の範囲９の製剤。１１．医薬的に許容されるキャリアであって非経口的または腸溶性経路による投与に適した剤型である、請求の範囲９の製剤。１２．立体複合体を形成する少なくとも１つポリマーと、それに組み込まれる生理活性なまたは生体反応性の分子を一緒に混合することを含む、請求の範囲１− ８のいずれかのポリマーキャリアを製造する方法。１３．立体複合体が、溶液中でのポリマーの沈殿により形成される、請求の範囲１２の方法。１４．立体複合体が、立体複合体を形成するポリマーを一緒に溶融することにより形成される、請求の範囲１２の方法。１５．生理活性なまたは生体反応性の分子が、形成時に立体複合体内に組み込まれる、請求の範囲１２の方法。１６．生理活性なまたは生体反応性の分子が、立体複合体上に分散または立体複合体に結合している、請求の範囲１２の方法。１７．有効量の請求の範囲９−１１のいずれかの医薬製剤を患者に投与することを含む、それを必要とする患者に生理活性なまたは生体反応性の分子を投与する方法。１８．当該立体選択性ポリマーがカチオン残基を含む、請求の範囲１のポリマーキヤリア。１９．当該立体選択性ポリマーが、リシン、ポリリシン、スペルミン(sperime) 、スペルミジンおよびポリエチレンからなる群より選ばれる、請求の範囲１８のポリマーキャリア。