JP5132000B2 - 生分解性トリブロックコポリマー、その合成方法、ならびにそれから作製されるヒドロゲルおよび生体材料 - Google Patents

Description

（発明の分野）
本発明は、ポリ（ヒドロキシアルカノエート）ポリマーブロックおよびポリ（アルキレンオキシド）ポリマーブロックを有する、両親媒性コポリマーを合成する方法、このようなポリマーとシクロデキストリンとによって形成されるヒドロゲル、ならびにこのようなポリマーおよびヒドロゲルに基づく、注射可能なヒドロゲル薬物送達システムを含む生体材料に関する。

（発明の背景）
多くの薬物は、ヒトまたは他の哺乳動物の身体中に治療効果（これは、経時的にかなり変化する）を生じる方法によって送達するために合成される。静脈内経路によって送達される薬物は、血漿薬物濃度においてほぼ即時のピークを生じ得、続いて、この薬物が代謝されるにつれて、血漿レベルが次第に低下する。経口経路または筋肉内経路によって送達される薬物は、この薬物の全身取り込みの間に次第に増加する、血漿中の薬物濃度を生じ得、続いて、ピークの血漿薬物レベルから低下する。薬物投薬は、頻繁な間隔で（例えば、毎日）繰り返されることが必要であり得るが、これはせいぜい、連続的または一定の治療レベルに近づくにすぎない。

多くの型の治療剤を、長期間にわたるこれらの薬物の徐放を提供する送達システムにおいて送達することが有利である。制御放出および薬物の送達のために使用される種々のポリマーが、過去２０年間で開発された。これらのポリマーのほとんどは、移植物または注射可能な微小球に形成される。このようなポリマーは、生分解性かつ生体適合性であり、そして生分解性かつ生体適合性でなければならない。適切な形態のポリマーを生成するために、複雑な製造プロセスが必要とされ、これには代表的に、有機溶媒が関与する。しかし、有機溶媒の使用は、いくつかのタンパク質薬物の分解を引き起こし得、そしてさらに、有機溶媒は、微量でさえも、毒性であり得る。

ポリマーヒドロゲルが、薬物送達および制御放出のために開発されている。例えば、化学的に架橋したポリマーヒドロゲルが、移植物として使用されている。いくつかの注射可能な薬物送達システムは、注射後に、身体内で化学的に架橋したヒドロゲルを形成し、薬物の蓄積を提供する。しかし、身体内で起こる化学反応は、これらのポリマーの存在および／またはこれらのポリマーのいくらかの分解に起因して、組織の刺激および損傷を引き起こし得る。

物理的なポリマーヒドロゲルは、生体材料適用のために広範に開発されている。例としては、エナンチオマーポリマーまたはポリペプチドセグメントと、温度感受性特性またはｐＨ感受性特性を有するヒドロゲルとの複合体化によって形成されるヒドロゲルが挙げられる。これらは、タンパク質のような繊細な生体活性剤の捕捉に関与する穏やかな水性条件に起因して、制御された薬物送達のための特別な注意を引く。例えば、インサイチュで形成される、熱感受性ブロックコポリマーから形成されるヒドロゲルはまた、薬物のための徐放材料として提唱されている。これらは、ゲル形成に関与する化学反応が存在しないという利点を有する。これらのコポリマーヒドロゲルは、通常、高分子薬物（例えば、タンパク質およびホルモン）のために設計される。このような温度感受性ヒドロゲルの欠点は、このようなゲルを注射において使用する実用性である。

より最近は、両親媒性ブロックコポリマーは、固相および溶液中おけるその独特の鎖構造および物理的特性に起因して、基礎研究および適用についての特別な興味を引いた。Ｆｏｒｓｔｅｒ，Ｓ．ら、Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．１０：１９５−２１７（１９９８）；Ａｌｅｘａｎｄｒｉｄｉｓ，Ｐ．Ｃｕｒｒ．Ｏｐｉｎ．Ｃｏｌｌｏｉｄ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ
Ｓｃｉ．１：４９０−５０１（１９９６）。これらは、非常に規則的な自己構築構造体のための、超分子ポリマー化学における構築ブロックとして、徹底的に研究された。Ｆｏｒｓｔｅｒ（１９９８），Ａｌｅｘａｎｄｒｉｄｉｓ（１９９６）；Ｖａｎｈｅｓｔ，Ｊ．ら、Ｗ．Ｓｃｉｅｎｃｅ ２６８：１５９２−１５９５（１９９５）；Ｊｅｎｅｋｈｅ，Ｓ．ら、Ｓｃｉｅｎｃｅ ２８３：３７２−３７５（１９９９）；Ｋｕｋｕｌａ，Ｈ．ら、Ｊ．Ａｍ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．１２４：１６５８−１６６３（２００２）。両親媒性ブロックコポリマーは、この自己構築を利用する生体材料と考えられた。これらの研究は、新規な巨視的特性を有する生体材料を生じ、これらは、制御された薬物送達および組織操作のために使用される。Ｊｅｏｎｇ，Ｂ．ら、Ａｄｖ．Ｄｒｕｇ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｒｅｖ．５４：２７−５１（２００２）；Ｋｉｓｓｅｌ，Ｔ．ら、Ａｄｖ．Ｄｒｕｇ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｒｅｖ．５４：９９−１３４（２００２）。

ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）は、親水性の生体適合性ポリエーテルとして広範に使用される。Ｈｅｒｏｌｄ，Ｄ．ら、Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｐｈａｒｍａｃｏｌ．３８：７３−７６（１９８９）。親水性セグメントとしてＰＥＯを含有する両親媒性ＡＢＡトリブロックコポリマーは、以前に研究されており、そして生体材料としての使用について記載されている。用語ＡＢＡとは、本明細書中で、第一のポリマーの中心セグメント（Ｂブロックポリマーと称される）、ならびに第二のポリマーの第一末端および第二末端のセグメント（Ａブロックポリマーと称される）を含むポリマーをいうように使用される。代表的な例として、市販のポリ（エチレンオキシド）−ポリ（プロピレンオキシド）−ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ−ＰＰＯ−ＰＥＯ、Ｐｌｕｒｏｎｉｃｓ^ＴＭ）トリブロックコポリマーが、それらの相挙動および薬物送達のための潜在的な適用の観点で、徹底的に研究されている。Ａｌｅｘａｎｄｒｉｄｉｓ，Ｐ．ら、Ｃｏｌｌｏｉｄｓ Ｓｕｒｆ．９６：１−４６（１９９５）；Ｂｒｏｍｂｅｒｇ，Ｌ．ら、Ａｄｖ．Ｄｒｕｇ Ｄｅｌ Ｒｅｖ．３１：１９７−２２１（１９９８）。最近、さらなる注意が、ＰＥＯと生分解性ポリエステルとの両親媒性ＡＢＡトリブロックコポリマーに集中している。ＰＥＯおよびポリエステルからなるトリブロックコポリマー（例えば、ポリ（Ｌ−乳酸）（ＰＬＬＡ）、ポリ（グリコール酸））またはこれらのコポリエステルの合成および特徴付けが、報告されている。Ｊｅｏｎｇ，Ｂ．ら、Ｎａｔｕｒｅ ３８８：８６０−８６２（１９９７）；Ｊｅｏｎｇ，Ｂ．ら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ３２：７０６４−７０６９（１９９９）；米国特許第５，３８４，３３３号；米国特許第５，７０２，７１７号；米国特許第４，７１６，２０３号；米国特許第５，４７６，９０９号。このような両親媒性ブロックコポリマーは、水中で、ミセル、またはゲルさえも形成する傾向があり、これらは、注射可能な薬物送達システムのために潜在的に有用である。

別の興味深いヒドロゲル系は、線状ポリマー（例えば、ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）をシクロデキストリン（ＣＤ）の内側空洞に貫入させて、ネックレス様の超分子構造を有する包接複合体を形成することによって作製される、ポリロタキサンからなる。Ｈａｒａｄａ Ａ．ら、Ｎａｔｕｒｅ ３５６：３２５（１９９２）；Ｌｉ Ｊ．ら、Ｐｏｌｙｍ．Ｊ．２６：１０１９（１９９４）。しかし、高分子量のＰＥＯのみが、α−ＣＤとヒドロゲルを形成し得、そしてこのヒドロゲルの、水溶液中での解離は、ＰＥＯの親水性の性質に起因して、迅速である。

関連するヒドロゲルを使用する、注射可能な薬物送達システムは、発明者Ｌｉらの名義の米国特許出願２００２／００１９３６９ Ａ１（発明の名称Ｉｎｊｅｃｔａｂｌｅ Ｄｒｕｇ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｓｙｓｔｅｍｓ ｗｉｔｈ Ｃｙｃｌｏｄｅｘｔｒｉｎ−Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｂａｓｅｄ Ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ）に開示されており、その開示は、明白に本明細書中に参考として援用される。この出願は、シクロデキストリンポリマーベースの注射可能な組成物を開示し、この組成物は、ＣＤ、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）、ＰＥＧ誘導体またはＰＥＧコポリマーであるポリマー、および薬物から形成される。ポリ（プロピレングリコール）または他のポリ（アルキレングリコール）の使用が、このシステムにおけるポリマーとして参照される。この刊行物に開示されるポリマーヒドロゲルは、有望な徐放システムを提供するが、これらは、１週間より長い徐放のために最適化された放出速度論を提供することが実証されていない。

ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］（ＰＨＢ）は、多くの微生物によって、炭素およびエネルギーの貯蔵物質として合成される、光学活性な生分解性ポリエステルである。Ｄｏｉ，Ｙ．Ｍｉｃｒｏｂｉａｌ Ｐｏｌｙｅｓｔｅｒｓ；ＶＣＨ Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ（１９９０）。

Ｃｈａらに対する米国特許第５，７０２，７１７号は、疎水性のＡポリマーブロック（これは、ポリ（α−ヒドロキシ酸）またはポリ（エチレンカーボネート）であり得る）および親水性のＢポリマーブロック（これは、ポリ（エチレングリコール）である）から作製される、熱感受性の生分解性コポリマーを開示する。これらのポリマーは、薬物送達について開示されており、そして逆熱発生挙動を示すと特徴付けられている。ポリ（α−ヒドロキシ酸）ポリマーブロックの潜在的な例の開示される列挙は、ヒドロキシ酪酸を含む；しかし、これは、ポリ（β−ヒドロキシアルカノエート）であり、そしてＣｈａらによって教示されるポリマークラスの範囲内ではなく、そしてＣｈａらによって求められた特徴の全てを示すようではない。さらに、Ｃｈａらは、環状モノマーの開環重合が関与する合成プロセスを利用し、これは、ポリ（α−ヒドロキシ酸）の潜在的に望ましくないラセミ化を生じ得る。

（発明の要旨）
本発明は、シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲル、ならびにこのヒドロゲルの中心に含まれる治療有効量の少なくとも１つの治療剤を含有する、薬物送達システムを提供し、このコポリマーは、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含む。

本発明はまた、両親媒性ＡＢＡトリブロックコポリマーを合成するためのプロセスを提供し、このコポリマーは、ポリ（エチレンオキシド）をＡブロックポリマーとして、およびポリ（３−ヒドロキシブチレート）をＢブロックポリマーとして含有する。このプロセスは、以下を包含する：ポリ（３−ヒドロキシブチレート）を、より低分子量を有するテレケリックポリ（３−ヒドロキシブチレート）−ジオールに変換する工程；メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸を、メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）から生成する工程；ならびに１−３−ジシクロヘキシルカルボジイミドを使用して、ポリ（３−ヒドロキシブチレート）−ジオールをメトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸とカップリングして、ＡＢＡトリブロックコポリマーを生じる工程。

本発明はまた、シクロデキストリン、水ベースの流体中の治療有効量の少なくとも１つの治療剤、および両親媒性コポリマーを合わせることによって、ヒドロゲル薬物送達システムを形成するためのプロセスを提供し、ここで、このコポリマーは、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロック、およびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含有する。

本発明の別の局面において、処置を必要とするヒトまたは他の哺乳動物を、少なくとも１つの治療剤で処置する方法が提供される。この方法は、少なくとも１つの治療剤を薬物送達システムにおいて投与することを提供し、この薬物送達システムは、シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲルを含有し、ここで、このコポリマーは、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロック、およびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含有し、ここで、治療有効量の少なくとも１つの治療剤は、このヒドロゲルの中心に含まれる。

本発明の１つの好ましい実施形態において、Ａポリマーブロックは、ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）であり、そしてＢポリマーブロックは、ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］（ＰＨＢ）である。α−シクロデキストリン（α−ＣＤ）とヒドロゲルを形成するためにこの実施例において使用されるコポリマーは、トリブロックＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーである。

本発明の実施例の両親媒性トリブロックコポリマーは、末端セグメントとしてＰＥＯを使用し、そして中間セグメントとしてＰＨＢを使用して、興味深い特徴を有する。なぜなら、ＰＨＢは、非常に結晶性かつ疎水性であるからである。さらに、ＰＨＢは、ＰＬＬＡおよび他の多くの従来使用される生体ポリエステルより低いインビボ分解速度を有する。Ｇｏｇｏｌｅｗｓｋｉ，Ｓ．ら、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔ．Ｒｅｓ．２７：１１３５−１１４８（１９９３）。従って、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーは、以前に開発されたポリマーより長期間の移植または薬物の制御送達のために、より有望であり得る。

α−ＣＤとＰＥＯブロックとの間の複合体の自己構築に加えて、ＰＨＢの中央セグメントブロックの間の疎水性−疎水性相互作用は、ヒドロゲル網目構造をさらに強化する。このヒドロゲルの特性は、ＰＨＢおよびＰＥＯの分子量およびモル比を調節することによって微調整され得、これらを種々の生物医学的適用（例えば、タンパク質、ペプチド、遺伝子、低分子、抗体およびそのフラグメント、ならびにヒト組換えタンパク質、抗原、ＤＮＡ、ＲＮＡまたはＤＮＡナノ粒子の送達のため、ならびに組織操作のため）のために潜在的に魅力的にする。

本発明のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルは、他の公知のヒドロゲルと比較して、大いに増加された徐放特徴を有する。これは部分的に、中央セクションの、驚くべき程度までの疎水性の増加に起因する。これらのヒドロゲルはまた、増強された安定性を示し、ゲルをより迅速に形成し、そして必要とされるシクロデキストリンの使用がより少なく、任意の所望でない副作用（例えば、潜在的な炎症であり、これは、過剰のシクロデキストリンが利用される場合に起こり得る）を最小にする。

本発明のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーは、水性媒体中でのミセル形成に対する強い傾向を有する。本発明のコポリマーからのミセルの形成は、比較的温度非感受性である。この温度非感受性は、ＰＨＢおよびＰＬＬＡが類似の化学構造を有することを考慮して、他のポリ（α−ヒドロキシアルカン酸）（例えば、ＰＬＬＡまたはＰＧＡ）（Ｊｅｏｎｇ（２００２）；Ｋｉｓｓｅｌ（２００２）；Ｊｅｏｎｇ（１９９７）；Ｊｅｏｎｇ（１９９９））から形成されるミセルの相対的な温度不安定性と比較される場合に、予測不可能である。従って、本発明のミセルは、例えば、１５〜４５℃の範囲にわたって、薬物送達によく適している。なぜなら、これらは、この範囲内のより高い温度において、尚早に分解する傾向がなく、そしてこの範囲内のより低い温度において、より大きいサイズに迅速に凝集しないからである。

本発明は、以下を提供する。
（項目１）
以下：
シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル；および
ヒドロゲルの内心に（ｉｎｔｉｍａｔｅｌｙ）含まれる治療有効量の少なくとも１種の治療剤、
を含む薬物送達システム。
（項目２）
薬学的に受容可能な水性塩基をさらに含む、項目１に記載のシステム。
（項目３）
前記薬物送達システムが、注射可能である、項目１に記載のシステム。
（項目４）
前記ヒドロゲルが、チキソトロピーである、項目３に記載のシステム。
（項目５）
前記システムが、薬物送達の開始後少なくとも１週間の間、少なくとも１種の治療剤の徐放を提供する、項目１に記載のシステム。
（項目６）
前記システムが、薬物送達の開始後少なくとも２週間の間、少なくとも１種の治療剤の徐放を提供する、項目１に記載のシステム。
（項目７）
前記ポリ（アルキレンオキシド）が、以下：ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（テトラメチレンオキシド）およびポリ（テトラヒドロフラン）からなる群から選択される、項目１に記載のシステム。
（項目８）
前記ポリ（アルキレンオキシド）が、ポリ（エチレンオキシド）である、項目７に記載のシステム。
（項目９）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、以下：
ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ｃｏ−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘキサノエート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘプタノエート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；このような（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、項目１に記載のシステム。
（項目１０）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、以下：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、項目１に記載のシステム。
（項目１１）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］を含む、項目１に記載のシステム。
（項目１２）
前記コポリマーが、１つのＢポリマーブロック中間セグメントおよび２つのＡポリマーブロック末端セグメントを含む両親媒性トリブロックコポリマーである、項目１に記載のシステム。
（項目１３）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーが、以下：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ｃｏ−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘキサノエート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘプタノエート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；このような（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、項目１２に記載のシステム。
（項目１４）
前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーが、以下：ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（テトラメチレンオキシド）およびポリ（テトラヒドロフラン）からなる群から選択される、項目１２に記載のシステム。
（項目１５）
ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーが、ポリ（エチレンオキシド）である、項目１４に記載のシステム。
（項目１６）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーが、以下：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ｃｏ−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘキサノエート］；ポリ［（Ｒ）−３− ヒドロキシヘプタノエート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、項目１５に記載のシステム。
（項目１７）
前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーおよび前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーの各々が、５００から２０，０００の分子量を有する、項目１に記載のシステム。
（項目１８）
前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーおよび前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーの各々が、２，０００から１０，０００の分子量を有する、項目１に記載のシステム。
（項目１９）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーが、３，０００から２，５００の分子量を有する、項目１に記載のシステム。
（項目２０）
前記シクロデキストリンが、コポリマーの５重量％〜８０重量％のレベルで含まれる、項目１に記載のシステム。
（項目２１）
前記シクロデキストリンが、コポリマーの５重量％〜５０重量％のレベルで含まれる、項目１に記載のシステム。
（項目２２）
前記ヒドロゲルが、約１重量％〜約８０重量％のレベルでコポリマーを含む水溶液を含む、項目１に記載のシステム。
（項目２３）
前記ヒドロゲルが、約１０重量％〜約４０重量％のレベルでコポリマーを含む水溶液を含む、項目１に記載のシステム。
（項目２４）
治療剤と複合体化し、そして／または治療剤と結合体化する第２のポリマーをさらに含む、項目１に記載のシステム。
（項目２５）
前記第２のポリマーが、以下：ポリエステル、ポリウレタン、ポリアミド、ポリエーテル、ポリサッカリド、ポリ（アミノ酸）、ポリペプチドおよびタンパク質からなる群から選択されるポリマーである、項目２４に記載のシステム。
（項目２６）
前記第２のポリマーが、ポリ（エチレングリコール）セグメントを有する二官能性ポリマーまたは単官能性ポリマーである、項目２４に記載のシステム。
（項目２７）
ＤＮＡナノ粒子をさらに含む、項目１に記載のシステム。
（項目２８）
前記コポリマーが、１，０００から５０，０００の分子量を有する、項目１に記載のシステム。
（項目２９）
前記コポリマー５，０００〜３５，０００の分子量を有する、項目１に記載のシステム。
（項目３０）
前記少なくとも１種の治療剤が、以下：ペプチド、タンパク質、低分子、遺伝子、抗原、抗体およびそのフラグメントならびにヒト組換えタンパク質、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子からなる群から選択される、項目１に記載のシステム。
（項目３１）
前記少なくとも１種の治療剤が、高分子形態である、項目１に記載のシステム。
（項目３２）
前記少なくとも１種の治療剤が、以下：鎮痛剤、麻酔薬、抗関節炎薬物、疾患改変抗リウマチ薬物、抗喘息薬物、抗凝固剤、抗痙攣薬、抗うつ剤、抗糖尿病薬、抗悪性腫瘍薬、抗精神病薬、降圧薬、抗生物質、抗ヒスタミン剤、消炎剤、抗炎症薬、筋肉弛緩剤、駆虫薬、抗ウイルス薬、抗再狭窄薬、鎮痙剤、軟骨保護剤（ｃｈｏｎｄｒｏｐｒｏｔｅｃｔｉｖｅ ａｇｅｎｔ）、抗接着剤、抗腫瘍細胞侵襲剤、血管弛緩薬、血管収縮薬および免疫抑制薬からなる群から選択される、項目１に記載のシステム。
（項目３３）
前記少なくとも１種の治療剤が、以下：ペプチド、タンパク質（サイトカイン、成長因子、血管新生因子、可溶性レセプター、抗体およびそのフラグメントならびにヒト組換えタンパク質を含む）、低分子、遺伝子、抗原（ワクチンを含む）、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子、からなる群から選択される、項目１に記載のシステム。
（項目３４）
前記ヒドロゲルが、移植可能デバイスに適用される、項目１に記載のシステム。
（項目３５）
前記移植可能デバイスが、以下：ステント、カテーテル、気道チューブ、導管、スクリュー、プレート、シャント、人工関節、人工心臓、人工弁および他の人工器官からなる群から選択される、項目３４に記載のシステム。
（項目３６）
以下：
シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（エチレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシブチレート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル；および
ヒドロゲルの内心に（ｉｎｔｉｍａｔｅｌｙ）含まれる治療有効量の少なくとも１種の治療剤、
を含む薬物送達システム。
（項目３７）
シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーを含むヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル。
（項目３８）
両親媒性ＡＢＡトリブロックコポリマーを合成するためのプロセスであって、該ＡＢＡトリブロックコポリマーは、Ａブロックポリマーとしてポリ（エチレンオキシド）およびＢブロックポリマーとしてポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）を含み、該プロセスは、以下：
低い分子量を有するテレケリックポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールにポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）を変換する工程；
メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）からメトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸を生成する工程；および
１，３−ジシクロヘキシルカルボジイミドを用いて、メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸とポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールとをカップリングして、ＡＢＡトリブロックコポリマーを得る工程、
を包含する、プロセス。
（項目３９）
前記ポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）が、ポリ（３−ヒドロキシブチレート）であり、そしてポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールが、ポリ（３−ヒドロキシブチレート）−ジオールである、項目３８に記載のプロセス。
（項目４０）
前記ポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）が、エチレングリコールを用いるエステル交換反応によって、テレケリックポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールに変換される、項目３８に記載のプロセス。
（項目４１）
前記メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸が、１，４−ジオキサン中、４−（ジメチルアミノ）ピリジンおよびトリエチルアミンの存在下、無水コハク酸とメトキシ−ポリ（エチレンオキシド）とを反応することによって生成される、項目３８に記載のプロセス。
（項目４２）
前記ポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールおよび前記メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸が、カップリング工程の前に乾燥される、項目３８に記載のプロセス。
（項目４３）
前記ポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールおよび前記メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸が、乾燥塩化メチレン中でカップリングされる、項目３８に記載のプロセス。
（項目４４）
前記ポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールおよび前記メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸が、窒素雰囲気下、乾燥塩化メチレン中でカップリングされる、項目４３に記載のプロセス。
（項目４５）
前記ポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）−ジオールおよび前記メトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸が、過剰なメトキシ−ポリ（エチレンオキシド）−モノカルボン酸とカップリングされる、項目３８に記載のプロセス。
（項目４６）
ＡＢＡトリブロックコポリマーを、以下：メタノール／ジエチルエーテルおよびクロロホルム／ジエチルエーテルからなる群から選択される混合溶媒を使用して、単離する工程をさらに包含する、項目３８に記載のプロセス。
（項目４７）
以下：
両親媒性ＡＢＡコポリマーから形成されるミセルであって、ここで、コポリマーが、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよび以下：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］、ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］、このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー、このような（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物、およびそれらの混合物からなる群から選択される、ポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含む、ミセル；および
ミセル内にｉｎｔｉｍａｔｅｌｙ含まれる治療有効量の少なくとも１種の治療剤、
を含む、薬物送達システム。
（項目４８）
薬学的に受容可能な水性塩基をさらに含む、項目４７に記載のシステム。
（項目４９）
前記ミセルが、ヒドロゲルを形成するように水性塩基中で十分な濃度である、項目４８のシステム。
（項目５０）
前記ヒドロゲルが、移植可能デバイスに適用される、項目４９に記載のシステム。
（項目５１）
前記移植可能なデバイスが、以下：ステント、カテーテル、気道チューブ、導管、スクリュー、プレート、シャント、人工関節、人工心臓、人工弁および他の人工器官からなる群から選択される、項目５０に記載のシステム。
（項目５２）
前記システムが、薬物放出の開始後、少なくとも約１週間の間、少なくとも１種の治療剤の徐放を提供する、項目４７に記載のシステム。
（項目５３）
前記ポリ（アルキレンオキシド）が、以下：ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（テトラメチレンオキシド）およびポリ（テトラヒドロフラン）からなる群から選択される、項目４７に記載のシステム。
（項目５４）
前記ポリ（アルキレンオキシド）が、ポリ（エチレンオキシド）である、項目５３に記載のシステム。
（項目５５）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］を含む、項目５４に記載のシステム。
（項目５６）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］を含む、項目４７に記載のシステム。
（項目５７）
前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーおよび前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーの各々が、５００〜２０，０００の分子量を有する、項目４７に記載のシステム。
（項目５８）
前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーおよび前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーの各々が、２，０００〜１０，０００の分子量を有する、項目４７に記載のシステム。
（項目５９）
前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーが、３，０００〜２，５００の分子量を有する、項目４７に記載のシステム。
（項目６０）
前記治療剤と複合体化し、そして／または結合体化する第２のポリマーをさらに含む、項目４７に記載のシステム。
（項目６１）
前記ミセルが、少なくとも１種の治療剤をカプセル化するナノ粒子または微粒子を形成する、項目４７に記載のシステム。
（項目６２）
前記コポリマーが、１，０００〜５０，０００の分子量を有する、項目４７に記載のシステム。
（項目６３）
前記コポリマーが、５，０００〜３５，０００の分子量を有する、項目４７に記載のシステム。
（項目６４）
前記少なくとも１種の治療剤が、以下：ペプチド、タンパク質、低分子、遺伝子、抗原、抗体およびそれらのフラグメント、ならびにヒト組換えタンパク質、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子からなる群から選択される、項目４７に記載のシステム。
（項目６５）
前記少なくとも１種の治療剤が、高分子形態である、項目４７に記載のシステム。
（項目６６）
前記少なくとも１種の治療剤が、以下：鎮痛剤、麻酔薬、抗関節炎薬物、疾患改変抗リウマチ薬物、抗喘息薬物、抗凝固剤、抗痙攣薬、抗うつ剤、抗糖尿病薬、抗悪性腫瘍薬、抗精神病薬、降圧薬、抗生物質、抗ヒスタミン剤、消炎剤、抗炎症薬、筋肉弛緩剤、駆虫薬、抗ウイルス薬、抗再狭窄薬、鎮痙剤、軟骨保護剤、抗接着剤、抗腫瘍細胞侵襲剤、血管弛緩薬、血管収縮薬および免疫抑制薬からなる群から選択される、項目４７に記載のシステム。
（項目６７）
前記少なくとも１種の治療剤が、以下：ペプチド、タンパク質（サイトカイン、成長因子、血管新生因子、可溶性レセプター、抗体およびそのフラグメントならびにヒト組換えタンパク質を含む）、低分子、遺伝子、抗原（ワクチンを含む）、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子、からなる群から選択される、項目４７に記載のシステム。
（項目６８）
前記ミセルが、１５℃〜４５℃の範囲の温度で実質的に安定である、項目４７に記載のシステム。

本発明の上記局面および付随する利点の多くは、添付の図面と組み合わせて考慮される場合に、以下の詳細な説明を参照することによって、より容易に理解される。
図１は、本発明の実施形態に従う、ポリ（エチレンオキシド）−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ）コポリマーの合成のための化学反応スキームを提供する。 図２は、実施例１において生成されたＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについて、および対応するプレポリマーについての、ゲル透過クロマトグラフィー（ＧＰＣ）のクロマトグラムを提供する。 図３は、実施例１において生成されたＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについて、および対応するプレポリマーについての^１Ｈ ＮＭＲスペクトルを提供する。 図４は、実施例１のプロセスに従って生成されたＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−３９００−２０００）コポリマーについて、および対応するプレポリマーについてのＦＴＩＲスペクトルを提供する。 図５は、実施例１のプロセスに従って生成されたＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについて、および対応するプレポリマーについての、熱重量分析（ＴＧＡ）の間の減量曲線を提供する。 図６は、実施例１のプロセスに従って生成された、様々な分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについて、および対応するプレポリマーについての、示差走査熱分析（ＤＳＣ）サーモグラムを提供する。 図７は、実施例１のプロセスに従って生成された、様々な分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについて、および対応するプレポリマーについての、示差走査熱分析（ＤＳＣ）サーモグラムを提供する。 図８は、実施例１のプロセスに従って生成された、様々な分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについて、および対応するプレポリマーについての、広角Ｘ線回折（ＸＲＤ）図を提供する。 図９は、実施例１のプロセスに従って生成された、様々な分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについて、および対応するプレポリマーについての、広角Ｘ線回折（ＸＲＤ）図を提供する。 図１０は、以下から放出される、ＢＳＡ−ＦＩＴＣ（１．０ｍｇのＢＳＡ−ＦＩＴＣを負荷された３００ｍｇのヒドロゲル）についての、実施例２からのインビトロ放出プロフィールを示す：α−ＣＤ−ＰＥＯ（１００００）ヒドロゲル（黒丸）（従来技術）；α−ＣＤ−ＰＥＯ（２００００）ヒドロゲル（黒菱形）（従来技術）；本発明の実施形態に従うα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−２３５０−５０００）ヒドロゲル（黒三角）；および本発明の実施形態に従うα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８５０−５０００）ヒドロゲル（黒四角）。 図１１は、以下から放出される、デキストラン−ＦＩＴＣ（１．０ｍｇのデキストラン−ＦＩＴＣ（２０，０００のＭｎ）を負荷された３００ｍｇのヒドロゲル）についての、実施例３からのインビトロ放出プロフィールを示す：ＰＥＯーＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）ヒドロゲル（黒四角）；本発明の実施形態に従うα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）ヒドロゲル（黒丸）；および本発明の実施形態に従うα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８００−５０００）ヒドロゲル（黒三角）。 図１２は、α−ＣＤと複合体化した種々の分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーと比較した、複合体化していないＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについてのＸＲＤ図を提供する。 図１３は、γ−ＣＤと複合体化した種々の分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーと比較した、複合体化していないＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについてのＸＲＤ図を提供する。 図１４は、α−ＣＤと複合体化した種々の分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーと比較した、複合体化していないＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについてのＤＳＣサーモグラムを提供する。 図１５は、γ−ＣＤと複合体化した種々の分子量のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーと比較した、複合体化していないＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーについてのＤＳＣサーモグラムを提供する。 図１６は、複合体化していないα−ＣＤ、およびＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）コポリマーと複合体化したα−ＣＤについての１３Ｃ ＣＰ／ＭＡＳ ＮＭＲスペクトルを提供し、矢印は、コンホメーションが制限されたグリコシド単結合に隣接するＣ−１およびＣ−４についての分解された共鳴を示す。 図１７は、ＤＭＳＯ−ｄ_６中での、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）コポリマーと複合体化したα−ＣＤの４００ ^１Ｈ ＮＭＲスペクトルを提供する。 図１８は、複合体化していないＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）コポリマーについての、α−ＣＤまたはγ−ＣＤのいずれかと複合体化したこのコポリマーと比較した、および純粋なα−ＣＤと比較した、異なる解像度のＦＴＩＲスペクトルを提供する。 図１９は、複合体化していないＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）コポリマーについての、α−ＣＤまたはγ−ＣＤのいずれかと複合体化したこのコポリマーと比較した、および純粋なα−ＣＤと比較した、異なる解像度のＦＴＩＲスペクトルを提供する。 図２０は、純粋なα−ＣＤ、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）コポリマーおよびこのコポリマーとα−ＣＤとの複合体の、熱重量分析（ＴＧＡ）曲線を提供する。 図２１は、実施例５からのＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーの、様々な濃度の２３℃の水溶液における、ピレンプローブ（６．０×１０^−７Ｍ）についての３７３ｎｍにおいてモニタリングされた、定常状態蛍光励起スペクトルを提供する。 図２２は、実施例５からのＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーの濃度の、２３℃のコポリマー溶液中のピレンのＩ_３３７／Ｉ_３３４の比に対する影響を図示する。 図２３は、実施例５からのＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーの様々な濃度の水溶液中のピレンのＩ_３３７／Ｉ_３３４の比に対する温度の影響を図示する。 図２４ａは、リン酸緩衝化生理食塩水の関節内注射の１週間後の、ウサギ膝関節の組織学を示す画像（元の倍率１０倍）を提供する。 図２４ｂは、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−２０００−５０００）ヒドロゲルの関節内注射の１週間後の、ウサギ膝関節の組織学を示す画像（元の倍率１０倍）を提供する。

（好ましい実施形態の詳細な説明）
本発明は、シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲル、ならびにこのヒドロゲルの中心に含まれる治療有効量の少なくとも１つの治療剤を含有する、薬物送達システムを提供し、この両親媒性コポリマーは、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含有する。本発明の１つの好ましい実施形態において、Ａポリマーブロックは、ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）であり、そしてＢポリマーブロックは、ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］（ＰＨＢ）であり、そしてこのコポリマーは、トリブロックＡＢＡコポリマーＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯである。本発明のポリ（アルキレンオキシド）−ポリ（ヒドロキシアルカノエート）−ポリ（アルキレンオキシド）コポリマーのＡブロックポリマー成分およびＢブロックポリマー成分が、ここで記載される。

（ポリ（アルキレンオキシド））
親水性のポリ（アルキレンオキシド）の末端セグメント構造（Ａブロックポリマー）が、本発明のトリブロックコポリマーにおいて使用される。ポリ（アルキレンオキシド）は、ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（テトラメチレンオキシド）およびポリ（テトラヒドロフラン）から適切に選択される。本発明において使用するために好ましいポリ（アルキレンオキシド）は、ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）またはその誘導体であり、そして最も好ましくは、ＰＥＯである。ＰＥＯはまた、ポリ（エチレングリコール）ともまた称され、そして本明細書中で使用される場合、用語ポリ（エチレンオキシド）（および略号ＰＥＯ）は、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）もまた言及することが意図される。

ポリ（アルキレンオキシド）は、異なる形態および異なる末端基を有し得る。例えば、ＰＥＯの場合、ＰＥＯ誘導体は、異なる構造（例えば、星型ＰＥＯ、櫛形ＰＥＯなど）を有し得る。ポリ（エチレンオキシド）は、修飾された分子の形態（例えば、ＰＥＧ化（ＰＥＧｙｌａｔｅｄ）多糖類、ＰＥＧ化ポリ（アミノ酸）、ＰＥＧ化タンパク質など）であり得る。さらに、ＰＥＯのポリアミン誘導体（例えば、ＰＥＧ化ポリ（エチレンイミン）またはＰＥＧ化ポリリジン）が使用され得る。

本発明のコポリマーにおいてＡブロックポリマーとして利用される、ＰＥＯまたは他のポリ（アルキレンオキシド）の相対分子量（Ｍｒ）範囲は、適切には、５００〜２，０００であり、そして好ましくは、２，０００〜１０，０００である。

（ポリ（ヒドロキシアルカノエート））
高度に疎水性のポリ（ヒドロキシアルカノエート）の中央部分の構造（Ｂブロックポリマー）は、本発明のトリブロックコポリマーにおいて使用される。適切なポリ（ヒドロキシアルカノエート）は、ａ）ポリマー鎖間の疎水性−疎水性相互作用が、マクロ分子の組立てを促進し、必要とされるＣＤの濃度を減少するように、比較的疎水性であり；ｂ）生体分解性であり；そしてｃ）無毒性かつ生体適合性である。

本発明において使用するために適切な疎水性Ｂポリマーブロックは、ポリ（ヒドロキシアルカノエート）である。本発明において使用するために適切なポリ（ヒドロキシアルカノエート）の例としては以下が挙げられる：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］（ＰＨＢ）（ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシ酪酸（ｈｙｄｒｏｘｙｂｕｔｒｙｉｃ ａｃｉｄ）］またはポリ（β−ヒドロキシ酸）とも呼ばれる）；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］（ＰＧＨＢ）；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］（ＰＨＶ）；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ｃｏ−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］（ＰＨＢ／ＨＶ）；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘキサノエート］（ＰＨＨｘ）；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘプタノエート］（ＰＨＨｐ）；上記の（Ｒ）鏡像異性体の各々の（Ｓ）鏡像異性体；上記（Ｓ）鏡像異性体および（Ｒ）鏡像異性体のラセミ混合物；ならびに上記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）の混合物。好ましいポリ（ヒドロキシアルカノエート）は、ポリ（β−ヒドロキシアルカノエート）であり、より具体的には、ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］（ＰＨＢ）および関連のポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシアルカノエート］である。本発明において使用するために最も好ましいポリ（ヒドロキシアルカノエート）は、ＰＨＢである。

ＰＨＢまたは本発明のコポリマーにおいてＢブロックポリマーとして利用される他のポリ（ヒドロキシアルカノエート）の相対分子量（Ｍｒ）範囲は、適切には、５００〜２，０００であり、好ましくは、２，０００〜１０，０００であり、より好ましくは、２，５００〜７，５００であり、そして、最も好ましくは、３，０００〜５，０００である。

（コポリマー）
本発明は、本明細書中で以下にさらに説明される、独特の合成プロセスを用いて産生される、ポリ（アルキレンオキシド）とポリ（ヒドロキシアルカノエート）との両親媒性コポリマーを提供する。好ましくは、これらのコポリマーは、ＡＢＡトリブロックコポリマー（例えば、例として、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ）である。本発明のこのようなトリブロックコポリマーは、シクロデキストリンとヒドロゲルを形成し、持続放出薬物送達および他の生物医学的適用に有用である。本発明はまた、ポリ（アルキレンオキシド）とポリ（ヒドロキシアルカノエート）とのＡＢブロックコポリマー（例えば、例として、ＰＥＯ−ＰＨＢ）に関する。このようなＡＢブロックコポリマーはまた、シクロデキストリンと有用なヒドロゲルを形成すると考えられる。従って、トリブロックＡＢＡポリマーが好ましいが、本明細書中に記載される本発明の全ての実施形態がまた、ポリ（アルキレンオキシド）とポリ（ヒドロキシアルカノエート）とのＡＢブロックコポリマーに適用されることが理解されるべきである。本発明のポリマーの他の改変がまた可能である。例えば、かさ高いブロッキング基は、生物分解性結合（例えば、Ｌ−フェニルアラニン、Ｌ−トリプトファン、ニコチニル基など）を介してポリマー鎖の末端に結合体化され得る。

本発明のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯポリマーの分子量は、適切には、１，０００と５０，０００との間であり、好ましくは、５，０００と３５，０００との間である。

本発明のコポリマーは、生物吸収性、生物分解性、生体適合性であるように処方され得、シクロデキストリンとヒドロゲルを形成し得る。生物吸収性とは、分散したポリマー分子の分解を伴ってかまたは伴わずに、ポリマーが、体内において、その最初の適用部位から消失し得ることを意味する。生物分解性とは、加水分解または酵素的分解によって、ポリマーが、体内において、崩壊または分解し得ることを意味する。生体適合性とは、全ての成分が、体内で無毒性であることを意味する。

（シクロデキストリン）
シクロデキストリン（すなわち、１つのシクロデキストリン）は、トリブロックコポリマーのセグメントを複合化するための錯化剤として本発明において使用される。次いで、これらのシクロデキストリン貫通ポリマーのクラスター形成は、ヒドロゲルを形成する。シクロデキストリンは、α１，４結合により連結された６、７、８またはそれ以上のＤ（＋）グリコピラノース単位から構成される、一連の天然の環状オリゴ糖である。シクロデキストリンは、生物分解性かつ生体適合性であり、天然に合成されても人工的に合成されてもよい。シクロデキストリンは、例えば、微生物により天然に合成され得る。シクロデキストリンは、例えば、溶解度、複合体形成能および特異性を改善するように、その特性を操作するように人工的に改変され得る。本明細書中で使用される場合、シクロデキストリンは、天然の形態および人工的に改変された形態の全ての形態をさす。適切なシクロデキストリンとしては、α−シクロデキストリン、β−シクロデキストリン、γ−シクロデキストリンおよびこれらの誘導体（疎水性誘導体、親水性誘導体、荷電シクロデキストリンなどを含む）が挙げられる。好ましいシクロデキストリンは、α−シクロデキストリンである。

（ポリマー合成）
ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーの合成のための手順は、図１の反応スキームにおいて示されている。本発明に従ってＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーを合成するために、まず、従来技術を使用して、ポリマー前駆体が調製される。天然の供給源であるＰＨＢは、高い分子量を有し、１つのヒドロキシ末端基と１つのカルボキシ末端基を有する。天然の供給源であるＰＨＢはまた、光学活性において純粋である。高分子量の天然供給源であるＰＨＢは、公知の技術を使用して、エチレングリコールとのエステル転移反応によって、低い分子量を有するテレケリック（ｔｅｌｅｃｈｅｌｉｃ）ヒドロキシル末端ＰＨＢ（ＰＨＢ−ジオール）に変換される。例えば、エステル転移反応は、触媒としてジラウリル酸ジブチルスズを用いてジグリム（ジエチレングリコールジメチルエーテル）中にて行われ得る。エステル転移反応は、２〜３時間から一晩進行されて、ゲル浸透クロマトグラフィー（ＧＰＣ）により決定される場合に、数百〜数千の範囲の平均分子量を有するＰＨＢ−ジオールを生じる。メトキシ−ＰＥＯ−モノカルボン酸（Ｍ−ＰＥＯ−Ａ）プレポリマーは、適切には、１，４−ジオキサン中、公知の技術を使用して、４−（ジメチルアミノ）ピリジン（ＤＭＡＰ）およびトリエチルアミンの存在下、メトキシ−ＰＥＯと無水コハク酸との反応により調製される。

次いで、これらのポリマー前駆体（すなわち、プレポリマー）は、本発明の方法に従ってカップリングされ、所望のトリブロックコポリマーを得る。プレポリマー（ＰＨＢ−ジオールおよびＭ−ＰＥＯ−Ａ）は、好ましくはまず乾燥される。なぜならば、カップリング反応は湿度感受性であるからである。二官能化ＰＨＢ−ジオールは、カップリング剤として１，３−ジシクロヘキシルカルボジイミド（ＤＣＣ）を使用してＭ−ＰＥＯ−Ａとカップリングされ、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーを得る。再度、湿度感受性に起因して、カップリング反応は、窒素雰囲気下にて、乾燥塩化メチレン中で行われる。Ｍ−ＰＥＯ−Ａは、全てのＰＨＢ−ジオールがトリブロックコポリマーに変換されることを確実にするために、カップリング反応において過剰であるべきである。

次いで、標的のトリブロックコポリマーが単離され、１回以上の沈殿および混合溶媒（適切には、メタノール／ジエチルエーテルまたはクロロホルム／ジエチルエーテル）での注意深い分取により反応混合物から精製される。このポリマーのＰＨＢブロックは、十分に規定された（Ｒ）ラセミ立体配置を保持する。

ＰＨＢの（Ｒ）鏡像異性体を使用するトリブロックコポリマーの産生に加えて、この合成プロセスはまた、ＰＨＢの（Ｓ）鏡像異性体、ならびに（Ｓ）および（Ｒ）鏡像異性体のラセミ混合物、ならびに、他の関連のポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）およびそのコポリマーの産生にも有用であることが予期される。

（ヒドロゲルアセンブリ）
本発明の両親媒性トリブロック（ｔｒｉｂｌｏｃｋ）コポリマーとシクロデキストリンとの間の超分子自己アセンブリは、物理的に架橋している注射可能なヒドロゲルを形成する。超分子自己アセンブリは、良好に規定された微視的アセンブリおよび巨視的特徴を有する特異的な相への複数分子成分の自発会合に関する。本発明のヒドロゲルでは、疎水性相互作用が、ＰＨＢの（例えば）断片中央間で生じながら、ＰＥＯ（例えば）断片が、お互いに自己アセンブリする。薬物は、本発明のシクロデキストリンポリマーに基づく注射可能なヒドロゲルから形成されるインビボでのマトリックスまたはキャリアから持続的な様式で送達され得る。

シクロデキストリン−ポリマーに基づく注射可能なヒドロゲル組成物は、任意の適切な方法で調製され得る。薬物なしのヒドロゲルを形成するために、シクロデキストリンを水性キャリア流体（例えば、脱イオン化水または生理食塩水）と合わせる。シクロデキストリン溶液を混合し、次いで、両親媒性コポリマー成分（例えば、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ）を加える。混合物を、ほぼ０℃〜２５℃の温度まで、好ましくは冷蔵温度（例えば、４℃）まで冷却する。得られる生成物は、白色の粘稠性ヒドロゲルである。

ヒドロゲルを、薬物の送達に使用するために調製しているならば、最初に、水溶液中の薬物を、シクロデキストリンと適切に合わせて、その後、コポリマーを加える。あるいは、最初に、薬物の溶液をコポリマーと合わせ得る。薬物を最初に含む水溶液は、薬学的に受容可能で注射可能な水性流体である。薬学的に受容可能で注射可能な水溶性流体としては、注射可能な生理食塩水であり得るが、これに限定されない。望むならば、この水性流体はまた、緩衝剤および／または保存剤を含み得る。適切な緩衝剤としては、アルカリ炭酸塩またはアルカリ土類炭酸塩、リン酸塩、炭酸水素塩、クエン酸塩、ホウ酸塩、酢酸塩およびコハク酸塩が挙げられるが、これらに限定されない。適切な保存剤としては、重亜硫酸ナトリウム、チオ硫酸ナトリウム、アスコルビン酸塩、ベンザルコニウムクロライド、クロロブタノール、チオメルソール、ホウ酸フェニル水銀、パラベン、ベンジルアルコールおよびフェニルエタノールが挙げられるが、これらに限定されない。使用するならば、保存剤および緩衝剤は、利用される治療剤との適合性に一部基づいて選択される。

好ましくは、ポリマーは、シクロデキストリンとヒドロゲルを形成する水溶液中にある。例えば、適切な水溶性ポリマー溶液は、約１％〜約８０％のポリマー、好ましくは、約１０％〜約４０％のポリマーを含む。適切なヒドロゲルは、約１．０％〜約２０％のシクロデキストリン（ｗ／ｗ）（全溶液の重量に基づく）、好ましくは、約５％〜１５％のシクロデキストリンを含む。述べたように、ヒドロゲルは、代表的には、水性キャリア流体を使用して形成される。例えば、代表的な水溶液は、約１％〜約８０％のポリマー、好ましくは、約１０％〜約４０％を含む。

本発明に従って、特定の用途のために、所望の放出動力学（薬物送達適用のため）および物理的特性（すなわち、ゾル粘性およびゲル−ゾル変換特性）を有する注射可能なヒドロゲルを提供する十分な量および相対的な割合で、シクロデキストリンおよびポリマーを合わせる。注射可能な薬物送達システムに使用するとき、皮下ニードルを通して（剪断誘導変換による）ゾルとして注射可能なゲルを生じるのに十分な量のシクロデキストリンが使用される。適切には、シクロデキストリンとポリマーとの重量比は、０．０５：１．０〜０．５：１．０である（すなわち、シクロデキストリンは、ポリマーの５重量％〜８０重量％含まれる）。好ましくは、シクロデキストリンは、ポリマーの５重量％〜５０重量％含まれる。

所望の放出動力学（薬物送達のため）および物理的特性を達成するのに必要な最小量のシクロデキストリンを使用して、インビボでの炎症応答を引き起こし得るシクロデキストリンレベルを避けることが望ましい。本発明のヒドロゲルは、シクロデキストリンおよびホモポリマーＰＥＯにより形成される従来のヒドロゲルよりも、ゲルを形成するのに実質的により少ないシクロデキストリン（例えば、５０％未満）を必要とすると考えられる。１つの極端な例として、特定のＰＥＯ／ＰＨＢの組み合わせを有する幾つかのコポリマーは、ＣＤなしでゲルを形成し得る。しかしながら、ＣＤとでは、ゲルは、有意に改善された放出動力学を与える。このことは、ＣＤの量が、ゲルの放出動力学を調整するために選択され得るので、重要である。

（ヒドロゲル特性およびさらなる成分）
本発明のヒドロゲルは、生体吸収性、生分解性および生体適合性である。それは、温度感受性であると考えられており、揺変性であり、そして特定条件下でゲルとゾルの間を反転する。ゲル−ゾル変換温度は、一般的に室温より上であり、これは、ゲルの組成ならびにコポリマーの化学構造および分子量に依存する。本発明のトリブロックＡＢＡポリマー（ＡブロックとしてＰＥＯおよびＢブロックとしてＰＨＢを含む）からのヒドロゲルの形成は、相対的に温度非感受性であると分っている。１０〜４５℃の範囲の温度で、ゲルおよびミセルの形成は、主に、温度よりもむしろ濃度に依存する。このポリマーと形成されるヒドロゲルおよびミセル（これは、低温で解離し難く、高温で大きなサイズに凝集し難い）は、それ故安定であり、薬物送達のために容易に取り扱われる。

ヒドロゲルの揺変性の性質のために、ヒドロゲルが、注射可能なヒドロゲル（およびこれに含まれる任意の薬物）を与えるのに十分な剪断力に供されるとき、ゾルに変換する。例えば、ヒドロゲルは、２７Ｇと同じほど小さなニードルを通過するように通され得る。

ヒドロゲルのｐＨは、ほぼ約６．５〜約７．８であり、これは、身体に注射するのに適したｐＨレベル範囲である。ｐＨレベルは、任意の適切な酸または塩基（例えば、塩酸または水酸化ナトリウム）の使用によって調整され得る。

ヒドロゲル組成物はまた、第２のポリマーを含み得、これは、薬物と複合体化し得るか、薬物と抱合し得るか、またはそれらの両方かであり得る。この第２のポリマーは、適切には、ポリエステル、ポリウレタン、ポリアミド、ポリエーテル、ポリサッカライド、ポリ（アミノ酸）、ポリペプチドまたはタンパク質であり得る。好ましくは、この第２のポリマーは、ジ−またはモノ−官能性ポリマーまたは（ポリエチレングリコール）断片を有するポリイオン性ポリマーである。薬物がヒドロゲルと抱合するか、または複合体化するかする場合において、ヒドロゲル処方物は、マトリックスとしてだけでなく、薬物のキャリアとして作用する。これは、薬物が、ヒドロゲル中に物理的に包括されるだけでなく、ヒドロゲルを形成する分子と抱合するかまたは複合体化することを意味する。第２のポリマーはまた、ヒドロゲルマトリックスの特性（例えば、空隙率および粘性）を変えるために使用され得る。第２のポリマーの量は、所望の結果を達成するのに十分であるべきである（例えば、薬物と複合体化する、および／または抱合するのに十分な量）。

ヒドロゲルの特性は、異なるポリマーブロック分子量を使用することによって、シクロデキストリン含量を調整することによって、そして、第２のポリマーを使用することによって整調可能である。例えば、ヒドロゲルは、より可撓性のあるヒドロゲルか、またはより剛直性のヒドロゲルであるように調整され得る。さらに以下に議論されるように、ヒドロゲル構造は、種々の粘性およびより長いかまたは短い薬物放出速度を有するように調整され得る。ポリ（ヒドロキシアルカンノエート）の疎水性の程度はまた、所望の徐放速度のために選択され得る。

ヒドロゲルはまた、ＤＮＡナノスフェア（ｎａｎｏｓｈｅｒｅ）を保持し得る。ＤＮＡナノスフェアは、ＤＮＡおよびポリカチオンの塩誘導複合体コアセルベーション（例えば、遺伝子送達ビヒクルのようなゼラチンおよびキトサン）によって合成されるナノ粒子である。Ｌｅｏｎｇ，Ｋ．ら、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｒｅｌｅａｓｅ ５３：１８３−１９３（１９９８）。ＤＮＡ凝縮、または結合断片を有するＰＥＧコポリマーは、これらポリマーが、ＤＮＡを凝縮するか、または結合して、ヒドロゲル中にＤＮＡナノスフェアを形成しながら、シクロデキストリンを有するヒドロゲルを形成し得る。

（治療剤および薬物徐放のための方法）
本発明のヒドロゲルは、薬物のための持続され、制御された放出マトリックスとして使用するのに適している。このヒドロキシマトリックスを、緊密にこの中に含まれる１つ以上の治療剤とカップされるとき、生分解性徐放薬送達システムが、提供される。本明細書中において、用語「徐放」（すなわち、延長された放出または制御された放出）は、本明細書において、ヒトまたは他の哺乳類の体内に導入するか、または開放創、火傷または組織表面か、あるいは体腔または潜在的生体空間に適用され、しかも、所定の時間にわたって、かつ、この所定の時間全体で所望の治療効果を達成するのに十分な治療レベルで、１つ以上の治療剤の流れを持続的に放出する薬物送達システムまたは組成物のことを言うために使用される。徐放流れへの言及は、組成物またはそのマトリックスもしくは成分のインビボでの生分解性の結果として、あるいは治療薬剤または治療剤の抱合体の代謝的変換または分解の結果として生じる放出を含むことが意図される。

延長した放出の持続時間は、ブロックポリマーの分子量、（特に疎水性ポリ（ヒドロキシアルカノエート）部分（例えば、ＰＨＢ）の分子量に依存する。放出速度は、以下を選択することによる治療応答の所望な時間を達成するために、本発明に従って変更され得る：特にポリ（ヒドロキシアルカノエート）；選択されたポリ（ヒドロキシルアルカノエート）の立体異性体状態；選択されたポリ（ヒドロキシアルカノエート）の分子量；および所望の持続時間および徐放速度を達成するためにヒドロゲルに使用されるシクロデキストリンの相対量。疎水性ポリ（アルキレンオキシド）の分子量および選択はまた、疎水性ポリ（ヒドロキシアルカノエート）成分の程度より小さいが、徐放動力学に影響する。第２のポリマーはまた、さらに上で議論されるように放出動力学を変更するために利用され得る。本発明のヒドロゲルは、ブロックポリマーおよびコポリマーの分子量、ならびに本発明のヒドロゲル内のシクロデキストリン含量の調節、および第２のポリマーの潜在的な使用によって、１日またはそれ以上の間にわたる徐放を提供し得、そして適切には５日より長い延長した放出を提供し、より好ましくは１週間より長く、なおさらに好ましくは２週間またはそれより長く、そして潜在的に１ヶ月またはそれより長い延長された放出を提供し得る。

種々の治療剤（すなわち、薬物）は、本発明のヒドロゲル中に送達され得る。本明細書中で使用される場合、「治療剤」および「薬物」は、生物学的活性分子（ペプチド、タンパク質（例えば、サイトカイン、成長因子、脈管形成因子、可溶性レセプター、抗体およびそのフラグメントならびにヒト組換えタンパク質）、低分子、遺伝子、抗原（例えば、ワクチン）、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子を含む）を包含することが意図される。本明細書中で使用される場合、用語「薬物」および「治療剤」はまた、本来薬学的活性であるかまたは生物学的活性である化合物または種だけでなく、１つ以上のそれらの活性な化合物または種を含む物質ならびに結合体、改変体および薬学的に活性なフラグメントおよびその抗体誘導体を包含することが意図される。

本発明はまた、シクロデキストリンおよび１つ以上の治療剤を用いて、本明細書中に記載される両親媒性トリブロックコポリマーから形成される医薬を製造する方法を提供する。従って、本発明は、シクロデキストリンとトリブロックコポリマーとの間の封入複合体化に基づく超分子を提供し、ここで、１つ以上の治療剤は、内心に含まれ得る。これらのヒドロゲルは、タンパク質またはペプチド薬物の制御送達に期待される。

薬物送達システムについて、治療剤は、薬学的に受容可能注射可能な水性塩基に適切に処方され得、そして治療剤は、注射または他のモードの送達に適切な任意の薬物あるいはこのような薬物の組み合わせであり得る。適切な薬物としては、以下が挙げられるが、これらに限定されない:鎮痛剤、麻酔薬、抗関節炎薬物、疾患改変抗リウマチ薬物（ＤＭＡ
ＲＤＳ）、抗喘息薬物、抗凝固剤、抗痙攣薬、抗うつ剤、抗糖尿病薬、抗悪性腫瘍薬、抗精神病薬、降圧薬、抗生物質、抗ヒスタミン剤、消炎剤、抗炎症薬、筋肉弛緩剤、駆虫薬、抗ウイルス薬、抗再狭窄薬、鎮痙剤、軟骨保護剤（ｃｈｏｎｄｒｏｐｒｏｔｅｃｔｉｖｅ ａｇｅｎｔ）、抗接着剤、抗腫瘍細胞侵襲剤、血管弛緩薬、血管収縮薬、免疫抑制薬および他の生物学的に活性な分子（ペプチド、タンパク質（例えば、サイトカイン、成長因子、脈管形成因子、可溶性レセプター、抗体およびそのフラグメントならびにヒト組換えタンパク質）、低分子、遺伝子、抗原（例えば、ワクチン）、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子を含む）。

薬物は、適切な巨大分子形態（すなわち、通常の巨大分子である薬物または巨大分子に結合体化されるか、ＰＥＧ化されるか、またはそうでなければ変換された低分子である薬物）または低分子形態であり得る。巨大分子形態は、本発明のヒドロゲルにおける送達に非常に適切である。従って、巨大分子（例えば、タンパク質、これは、成長因子、サイトカイン、抗体、酵素などを含む）は、本発明のヒドロゲルにおいて送達される。効果的でかつ均一な徐放について、低分子量薬物は、例として、ポリ（エチレングリコール）のように適切に結合体化され、次いでヒドロゲルに取り込まれる巨大分子を形成する。低分子の薬物は、本発明のヒドロゲルに取り込まれるために、微粒子および／またはナノ粒子（例えば、ＤＮＡナノ粒子）と適切に結合体化されるかまたは連結され得る。本発明のトリブロックコポリマーの疎水性中間セグメントは、ミセルを形成し得るので、ヒドロゲルはまた、疎水性薬物（例えばパクリタキセル（Ｔａｘｏｌ^ＴＭ）、疎水性低分子を含む）を補足し得る。

本発明のヒドロゲル中で適切に送達され得る治療剤のさらなる例は、Ｓｕｒｇｉｃａｌ
Ｉｒｒｉｇａｔｉｔｏｎ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｉｎｈｉｂｉｔｉｏｎ ｏｆ Ｐａｉｎ ａｎｄ Ｉｎｆｌａｍｍａｔｉｏｎと題された、Ｄｅｍｏｐｕｌｏｓらに発行された米国特許第６，４２０，４３２号、およびＳｏｌｕｔｉｏｎｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｉｎｈｉｂｉｔｉｏｎ ｏｆ Ｐａｉｎ，Ｉｎｆｌａｍｍａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｃａｒｔｉｌａｇｅ Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎと題されたＤｅｍｏｐｕｌｏｓらによる国際ＰＣＴ特許出願ＷＯ ０１／０７０６７（これらの開示は、本明細書によって参考として明確に援用される）に開示される。米国特許第６，４２０，４３２号は、疼痛、炎症、平滑筋痙攣または再狭窄を阻害するために、単独でまたは組み合わせて送達される鎮痛剤、抗炎症剤、抗痙攣剤、および抗狭窄剤を開示する。薬剤の選択は、任意の外傷、状態または他の理由（外科的、手術的、介在的または診断的手順を含む）から生じる望ましくない機構を阻害するための所定の適用（例えば、関節鏡検査手順の間の関節内への抗炎症／抗疼痛剤の送達、尿生殖器手順の間の尿生殖器官への抗炎症／抗疼痛剤および／または抗痙攣剤の送達、心臓血管手順の間の血管内への抗疼痛／抗炎症剤、抗痙攣剤および／または抗再狭窄剤の送達、または一般的な外科的手順、眼科的手順、歯周手順または他の一般的な外科手順の間の創傷への抗疼痛／抗炎症剤の送達）のために決定される。開示される抗炎症／鎮痛剤としては、セロトニンレセプターアンタゴニスト；セロトニンレセプターアゴニスト；ヒスタミンレセプターアンタゴニスト；ブラジキニンレセプターアンタゴニスト；カリクレインインヒビター；タヒキニンレセプターアンタゴニスト（ニューロキニン_１およびニューロキニン_２レセプターサブタイプアンタゴニストを含む）；カルシトニン遺伝子関連ペプチド（ＣＧＲＰ）レセプターアンタゴニスト；インターロイキンレセプターアンタゴニスト；アラキドン酸代謝のための合成経路において活性な酵素のインヒビター（（ａ）ホスホリパーゼインヒビター（ＰＬＡ_２アイソフォームインヒビターおよびＰＬＣ_γアイソフォームインヒビターを含む）、（ｂ）シクロオキシゲナーゼインヒビター、ならびに（ｃ）リポオキシゲナーゼインヒビターを含む）；プロスタノイドレセプターアンタゴニスト（エイコサノイドＥＰ−１およびＥＰ−４レセプターサブタイプアンタゴニストおよびトロンボキサンレセプターサブタイプアンタゴニストを含む）；ロイコトリエンレセプターアンタゴニスト（ロイコトリエンＢ_４レセプターサブタイプアンタゴニストおよびロイコトリエンＤ_４レセプターサブタイプアンタゴニストを含む）；オピオイドレセプターアゴニスト（μ−オピオイド、δ−オピオイド、およびκ−オピオイドレセプターサブタイプアゴニストを含む）；プリノセプターアゴニストおよびアンタゴニスト（Ｐ_２ＸレセプターアンタゴニストおよびＰ_２Ｙレセプターアゴニストを含む）；ならびにアデノシントリホスフェート（ＡＴＰ）感受性カリウムチャネルオープナーが挙げられる。開示される抗痙攣剤としては、セロトニンレセプターアンタゴニスト；タヒキニンレセプターアンタゴニスト；ＡＴＰ感受性カリウムチャネルオープナー；カルシウムチャネルアンタゴニスト；エンドセリンレセプターアンタゴニスト；カルシウムチャネルアンタゴニスト；ならびに一酸化窒素ドナー（酵素アクチベーター）が挙げられる。開示される抗再狭窄剤としては、抗血小板剤（（ａ）トロンビンインヒビターおよびレセプターアンタゴニスト、（ｂ）アデノシンジスホスフェート（ＡＤＰ）レセプターアンタゴニスト（プリノセプター_１レセプターアンタゴニストとしても公知）、（ｃ）トロンボキサンインヒビターおよびレセプターアンタゴニスト、ならびに（ｄ）血小板膜糖タンパク質レセプターアンタゴニストを含む）；細胞接着分子のインヒビター（（ａ）セレクチンインヒビターおよび（ｂ）インテグリンインヒビターを含む）；抗化学走化性剤；インターロイキンレセプターアンタゴニスト；ならびに細胞内シグナル伝達インヒビター（（ａ）プロテインキナーゼＣ（ＰＫＣ）インヒビターおよびタンパク質チロシンホスファターゼ、（ｂ）細胞内タンパク質チロシンキナーゼインヒビターの調節因子、（ｃ）ｓｒｃ ｈｏｍｏｌｏｇｙ_２（ＳＨ２）ドメインのインヒビター、および（ｄ）カルシウムチャネルアンタゴニストを含む）が挙げられる。このような組成物が泌尿器科学的手順、一般的な外科手順または腫瘍学的手順の間に送達される場合、抗接着剤または抗腫瘍浸潤／接着／転移剤もまた、単独でまたは組み合わせて（例えば、ＣＤ４４レセプターアンタゴニスト；インテグリンレセプターアンタゴニストおよびセレクチンレセプターアンタゴニスト；プロテイナーゼインヒビター；タンパク質チロシンキナーゼインヒビター；プロテインキナーゼＣインヒビター；ならびに有糸分裂促進活性化プロテインキナーゼ（ＭＡＰＫ）インヒビター）含まれ得る。これらの種々の組成物および手順の各々が、延長した放出および作用の持続期間を提供するために、本発明のヒドロゲル中の治療剤を送達することによって実行され得る。

ＷＯ０１／０７０６７は、軟骨異化を阻害するかまたは軟骨同化を促進する軟骨保護剤を開示する。開示される同化促進軟骨保護剤としては、インターロイキン（ＩＬ）アゴニスト；形質転換増殖因子（ＴＧＦ）−βスーパーファミリーのメンバー（ＴＧＦ−βアゴニストおよび骨形態形成タンパク質アゴニストを含む）；インシュリン様増殖因子；および線維芽細胞増殖因子が挙げられる。開示される異化阻害性軟骨保護剤としては、ＩＬ−１レセプターアンタゴニスト；腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）−αレセプターアンタゴニスト；シクロオキシゲナーゼ−２特異的インヒビター；ＭＡＰキナーゼインヒビター；一酸化窒素シンターゼインヒビター；および核因子ｋＢインヒビター；マトリックスメタロプロテイナーゼのインヒビター；細胞接着分子（インテグリンアゴニストおよびインテグリンアンタゴニストを含む）；抗化学走化性剤；細胞内シグナル伝達インヒビター（プロテインキナーゼＣインヒビターおよびタンパク質チロシンキナーゼインヒビターを含む；細胞内タンパク質チロシンホスファターゼの調節因子；ならびにＳＨ２ドメインのインヒビターが挙げられる。このような軟骨保護組成物は、延長した放出および作用の持続期間を提供するために、本発明のヒドロゲル中に、例えば、関節内注射によって送達され得る。

本発明のヒドロゲルおよび治療剤薬物送達系は、薬物送達系に含まれる薬物が治療的に活性である疾患状態または状態に罹患するヒトまたは他の哺乳動物に、（例えば、移植することによって、体腔または潜在的空間内に配置することによって、身体の組織表面を被覆することによって、または移植可能なデバイスの表面をコーティングすることによって）適切に注入されるかまたはそれ以外で送達される。非限定的な例として、適切な治療剤を含む薬物送達系は、外傷または慢性疼痛、関節炎、多発性硬化症および他の自己免疫障害、炎症および／または外傷もしくは外科もしくは他の手術手順からの疼痛、不安、および／または他の神経学的もしくは神経学的障害、心臓血管疾患、または高血圧、泌尿器科学的障害もしくは婦人科学的障害のような状態、化学療法剤での処置を受ける癌、鬱血、ホルモン障害または平衡失調などを罹患するヒトまたは他の哺乳動物を処置するために送達され得る。ヒドロゲル中で使用される特定の薬物は、ヒトまたは他の哺乳動物が罹患する状態の薬理学的処置のために、ヒトまたは他の哺乳動物が必要とするタイプである。

注射可能な組成物は、任意の適切な方法でヒトまたは他の哺乳動物の身体内に、好ましくは、皮下注射針によって注射され得るかまたは移植され得る。例えば、ヒドロゲルは、関節内的、脈管内的に、尿生殖器管内に、皮下的に、筋肉内的に、皮内的に、頭蓋内に、腹腔内的に、胸内に、あるいは任意の体腔または潜在的な空間内に、投与され得る。あるいは、ヒドロゲルは、例えば、関節鏡手順の間、関節に、あるいは、手術手順、外科手順、診断手順または介入手順の間、尿生殖管内に、脈管構造内に、心膜内もしくは胸膜内の空間内に、または身体内の任意の体腔もしくは潜在的空間内に、カテーテルまたはシリンジによって導入され得る。ヒドロゲルは、高い局所濃度の薬物を達成し、持続放出貯蔵場所を形成するために、制限された領域または組織に投与され得る。他の適用において、開いた外科または外傷損傷に、火傷に、あるいは皮膚または他の組織表面へのヒドロゲルの局所適用が実行され得る。

（さらなる生体材料適用）
本発明のトリブロックコポリマーは、濃度に依存して、ゲルを形成するために、液体懸濁液または凝縮物を保持する、ミセルを形成する。上記本明細書中に記載される合成方法によって作製される生分解性トリブロックコポリマーによって形成されるミセルは、それ自体、制御放出のための薬物（例えば、疎水性薬物）のカプセル化のために使用され得る。トリブロックコポリマーミセルはまた、持続放出処方物として薬物をカプセル化する際に使用するためのミクロスフェアまたはナノスフェアを形成するために乾燥され得る。本発明のトリブロックコポリマーを使用してミクロ粒子またはナノ粒子に適切な技術が他のポリマーのために使用される公知の技術から適用され得ることが考えられる。このような技術の非限定的な例は、以下に開示される：Ｓｏｎｇ，Ｃ．ら，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｒｅｌｅａｓｅ ４３：１９７−２１２（１９９７）；Ｋｉｍ，Ｓ．ら，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｒｅｌｅａｓｅ ５６：１９７−２０８（１９９８）；Ｋｉｍ，Ｉ．ら，Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ
ｏｆ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ ２０５：１６５−１７２（２０００）；およびＪｅｏｎｇ，Ｙ．ら，Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ １８８：４９−５８（１９９９）（これらの各々の開示が、本明細書によって参考として援用される）。従って、生分解性トリブロックコポリマーのミセル（またはそれらから形成されるミクロ粒子もしくはナノ粒子）は、全身送達（非限定的な例として、投与の脈管内経路、吸入経路、筋肉内経路および皮下経路による投与を含む）のために使用され得る。生分解性トリブロックコポリマーおよびシクロデキストリンによって形成される本発明のヒドロゲルはまた、組織工学適用のため、細胞培養およびカプセル化のために媒体として使用され得る。合成組織（エキソビボまたはインビボでヒドロゲルにおいて形成される）は、ヒトまたは他の哺乳動物（例えば、合成軟骨）内に移植され得るか、または外部的に（例えば、合成皮膚内に）適用され得る。治療剤は、組織増殖、生存力または治癒を補助するために、本発明のトリブロックコポリマーまたはヒドロゲルを使用して形成される合成組織内に含まれ得る。

本発明のヒドロゲルはまた、外科手順の間に、付着形成を妨げるための、コーティングとしての利用を有し得る。１つ以上の治療剤はまた、このような組成物に含まれ得る。

本発明のヒドロゲル（１つ以上の治療剤を含む）はまた、移植可能なデバイス（例えば、ステント、カテーテル、気管内チューブ、導管、ネジ、プレート、シャント、人工関節、人工心臓または弁、他の人工器官など）をコーティングするために使用され得る。このようなデバイスは、生分解性または非生分解性材料から構築され得る。本明細書中に記載されるヒドロゲルのための他の生体材料および生物学的材料はまた、本発明の範囲内であると考えられる。

（実施例）
本発明は、本発明のトリブロックポリマーおよびヒドロゲル、ならびにそれらの特性を示す、以下の実施例を考慮してより良く理解される。これらの実施例は、単に例示であり、本発明を全体として反映しない。

（実施例１）
（トリブロックコポリマーの合成および特徴付け）
（ａ．トリブロックコポリマーの合成）
種々の分子量を有するテレケリックヒドロキシル化ＰＨＢ（ＰＨＢ−ジオール）プレポリマーを、以前に報告されたように、ジグリム中の触媒としてジブチルジラウレートを用いて、天然のＰＨＢおよびジエチレングリコールからのエステル交換手順によって調製した。Ｔｈｏｍａｓ，Ｄ，ら、Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｃｈｅｍ．Ｐｈｙｓ．１９７：１６０９−１６１４（１９９６）。エステル交換反応を数時間〜一晩進行させて、数百〜数千の範囲の平均分子量（ＧＰＣによって決定される）を有するＰＨＢ−ジオールを作製した。１８２０および４７４０のＭｎを有するＭ−ＰＥＯ−モノカルボン酸（Ｍ−ＰＥＯ−Ａ）プレポリマーを、以前に報告されるように、１，４−ジオキサン中、４−（ジメチルアミノ）ピリジン（ＤＭＡＰ）およびトリエチルアミンの存在下で、Ｍ−ＰＥＯと無水コハク酸との反応によって調製された。Ｂａｅ，Ｙ．ら、Ｊ．Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｒｅｌｅａｓｅ ６４：３−１３（２０００）。

次いで、本発明の例として、これらの二官能性ＰＨＢ−ジオールプレポリマーを、１，３−ジシクロヘキシルカルボジイミドを使用して、Ｍ−ＰＥＯ−Ａプレポリマー（Ｍｎ約１８２０および４７４０）と結合し、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーを得た。反応が湿度感受性であるので、窒素雰囲気下で、乾燥塩化メチレン中で実行した。標的とされるトリブロックコポリマーを単離し、そしてクロロホルム／ジエチルエーテルまたはメタノール／ジエチルエーテルの混合溶媒からの沈殿および注意深い分別によって反応混合物から単離および精製した。

（ｂ．トリブロックコポリマーの分子特徴付け）
ゲル浸透クロマトグラフィー（ＧＰＣ）分析を実施して、トリブロックコポリマーの分子量および分子量分布を決定した。全ての精製したトリブロックコポリマーのＧＰＣクロマトグラフィーは、単峰形であったピークを示した。図２は、対応するプレポリマーと一緒に、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーについての代表的なＧＰＣクロマトグラムを示す。ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーの分子量は、ＡＢＡトリブロックコポリマーに対応する、そのＰＥＯおよびＰＨＢ前駆体よりも高い。

全てのトリブロックコポリマーを、^１Ｈ ＮＭＲ分光法によって分析し、これによって、トリブロックコポリマーがＰＥＯおよびＰＨＢの両方を含み、コポリマーの中程度ＰＨＢブロックの長さを与えたことを確認した。図３は、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーおよびその前駆体プレポリマーの^１Ｈ ＮＭＲスペクトルを示す。本実施例に使用される２つのＭ−ＰＥＧ−Ａプレポリマーがほとんど単分散である（重量平均分子量／数平均分子量（Ｍｗ／Ｍｎ）＝１．０３）であるので、コポリマー中のＰＥＯブロックの分子量は、それらのＭ−ＰＥＯ−Ａプレポリマーと同一であると考えられ得る。従って、コポリマー中のＰＨＢブロック分子量は、ＰＨＢセグメントおよびＰＥＯセグメントについてのピークの積分間の比から決定され得る。

^１Ｈ ＮＭＲスペクトルはまた、ＰＨＢ−ジオールの定量的反応についての強い証拠を提供する。図３ｂにおいて、ＰＨＢヒドロキシ末端単位のプロトンは、明らかに、ｃ’についての１．２６ｐｐｍ（ダブレット）およびｂ’についての４．２５ｐｐｍ（マルチプレット）を示し（Ｌｉ，Ｊ．ら，Ｂｕｌｌ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．Ｊｐｎ．７０：１８８７−１８９３（１９９７）；Ｌｉ，Ｊ．ら，Ｂｕｌｌ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．Ｊｐｎ，７１：１６８３−１６８９（１９９８））、一方、エチレングリコール末端基は、ｄについて３．８４ｐｐｍ（トリプレット）およびｅについて４．２６ｐｐｍ（トリプレット）を見出し得る（Ｔｈｏｍａｓ，Ｄ．ら，Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｃｈｅｍ．Ｐｈｙｓ．１９７：１６５９−１６１４（１９９６））。図３ｃにおいて、ＰＨＢヒドロキシ末端単位についての全てのピークが消え、そしてエチレングリコール末端基のピークは、４．３２ｐｐｍに単一のピークになり、Ｍ−ＰＥＯ−ＡのＰＨＢ−ジオールの完全な結合を確認した。

表１は、本実施例において合成された全てのトリブロックコポリマーの分子量、分子量分布および組成（ブロック長さおよび重量でのＰＨＢ内容物）を示す。２つのシリーズのトリブロックコポリマーを、Ｍｎ１８２０および４７４０のＭ−ＰＥＯ−Ａを使用して合成した。各シリーズのトリブロックコポリマーは、数百〜５０００より長い範囲の中程度ＰＨＢブロック長さを有する。トリブロックコポリマーの固体状態特性は、以下のセクションにおいて後に記載されるように、ＰＨＢ／ＰＥＯブロック長さの間の組成および比に依存する。

（ａ）ＧＰＣによって決定した。（ｂ）^１Ｈ ＮＭＲおよびＧＰＣの結果の組み合わせによって決定した。（ｃ）ＴＧＡの結果から計算した。

ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−３９００−２０００）およびその開始ＰＥＯ前駆体およびＰＨＢ前駆体のＦＴＩＲスペクトルを、図４に示す。ＰＨＢ前駆体およびＰＥＯ前駆体についての全ての特徴的な吸収は、トリブロックコポリマーのスペクトルに見られる。カルボニルストレッチは、コポリマーおよびＰＨＢ前駆体について、１７２３ｃｍ^−１に存在する。エーテルストレッチは、コポリマーおよびＰＥＯ前駆体についての１１０２ｃｍ^−１に存在する。９６３ｃｍ^−１および８４３ｃｍ^−１のバンドは、ＰＥＯの結晶相の特徴であることが分かる。Ｂａｉｌｅｙ，Ｊ．ら，Ｐｏｌｙ（Ｅｔｈｙｌｅｎｅ Ｏｘｉｄｅ），Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，（１９７６）。２つのピークは、コポリマーのスペクトルに見られ、そしてそれらの強度は、ＰＥＯブロック含有量およびその結晶度と関連する。この結果は、ＤＳＣおよびＸＲＤからの結果と良好に一致し、以下のセクションに考察される。

（ｃ．熱安定性）
トリブロックコポリマーの熱安定性は、熱重量分析（ＴＧＡ）を使用して評価した。図５は、トリブロックコポリマーならびにＰＥＯ前駆体およびＰＨＢ前駆体についての重量損失曲線を示す。ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーは、段階的に熱分解を受ける。ＰＨＢブロックは、最初に、約２６０℃で分解し始め、次いで、ＰＥＯブロックは、約３５０℃で分解し始める。ＰＨＢブロックが３１０〜３２０℃で分解を完了した後に、ＰＥＯブロックが分解し始めることに留意されるべきである。従って、トリブロックコポリマーおよびＰＨＢ含有量の組成を、表１の種々の分子量コポリマーに列挙されるように、この二段階分解挙動から計算され得る。この結果は、^１Ｈ ＮＭＲから得られた結果に従って良好である。質量の１０％の損失が、ＴＧＡから決定したコポリマーの各ブロックについて計算した温度を、表２に列挙する。この結果は、トリブロックコポリマーが、それらの前駆体よりも良好に熱安定性を有することを示す。

（ｄ．固体状態挙動）
示差走査熱量測定（ＤＳＣ）および広角Ｘ線回折（ＸＲＤ）研究を実行して、コポリマー中のＰＥＯブロックおよびＰＨＢブロックのミクロ相および結晶化についての情報を得た。図６および７は、異なる組成を有するＰＥＯ前駆体およびＰＨＢ前駆体ならびにＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーについてのＤＳＣ温度記録を示す。さらに、各ブロックの熱遷移および結晶度に対応する数値を、表３に示す。ＰＥＯおよびＰＨＢの両方が、結晶ポリマーである。コポリマーＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−０５００−２０００）および短いＰＨＢブロックを有するＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−０８００−５０００）について、ＰＨＢ融解転移ピークを観察せず、これは、ＰＨＢ結晶相が形成されなかったことを示す。ＰＨＢブロックの融解転移温度（Ｔ_ｍ）は、ＰＨＢブロック長さでの減少を伴って、減少した。融解エンタルピーおよびＰＨＢブロックの結晶度は、純粋なＰＨＢ−ジオールと比較して、コポリマー中で有意に増加し、これは、おそらく、ソフトＰＥＯブロックの存在によって引き起こされる。対照的に、全てのトリブロックコポリマー中のＰＥＯブロックは、純粋なＰＥＯ前駆体と比較して、低い融解エンタルピーおよび低い結晶度を有した。ＰＥＯブロックの全ての融解温度、融解エンタルピーおよび結晶度は、ＰＨＢブロック長さの増加、またはコポリマー中のＰＨＢの内容物とともに減少した。これらは、ハードＰＨＢブロックによって引き起こされ得、これは、コポリマー中のＰＥＯブロックの結晶度を抑制した。

図８および９は、この実験において合成されたＰＥＯ前駆体およびＰＨＢ前駆体ならびにＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーについてのＸＲＤダイアグラムを示す。ＰＨＢブロックについての反射ピークは、短いＰＨＢセグメントを有するコポリマーについてのダイアグラムでは見られず（図８ｃおよび９ｃ）、これは、ＰＨＢ結晶相が形成されなかったことを示す。より長いＰＨＢセグメントを有するコポリマーについて、ＰＨＢブロックは、その前駆体ＰＨＢ−ジオールに類似した別々の結晶相を形成した。ＰＥＯブロックについての反射ピークは、コポリマー中のＰＥＯ結晶相がそのホモポリマーと類似の構造であることを示す。ＰＥＯ反射ピークは、ＰＥＯブロックについてのそれらの融点が、ＸＲＤが測定されるおよその周囲温度（上記表２を示す）であったので、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−３８００−２０００）およびＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５５００−２０００）について見られなかった。ＸＲＤの結果は、ＤＳＣ測定で良好に一致する。

（ｅ．ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーのミセル形成）
より低いＰＨＢ含有量を有するトリブロックコポリマー（例えば、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−０５００−２０００）、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−０８００−５０００）およびＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８００−５０００））は、水溶性である。これらは、低濃度で水溶液でミセルを形成し得、これは、色素溶解度実験によって確認された。ミセル形成の駆動力は、ＰＨＢブロック間の強力な疎水性相互作用でることが考えられる。水溶液中のブロックコポリマーの臨界的ミセル濃度（ｃｍｃ）は、プローブとしてピレンを使用する蛍光技術によって決定された。表３は、室温での３つの水溶性トリブロックコポリマーについてのｃｍｃ値を列挙する。ＰＨＢブロックが水溶液中で強く凝集する傾向があるので、ｃｍｃは、コポリマー中のＰＨＢブロック長さに強く依存し、すなわち、より長いＰＨＢブロックを有するコポリマーがかなり低いｃｍｃを有することが見出された。

（実施例２）
（トリブロックコポリマーおよびシクロデキストリン複合体化および放出動力学）
（ａ．封入複合体の形成）
ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーの合成のための図１の反応スキームを、再び実施した。まとめると、高分子量ＰＨＢを最初に低分子量のＰＨＢジオールに転換した。次いで、ＰＨＢジオールを、ＰＥＯモノカルボン酸（Ｍｒ５０００）とカップリングさせＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーを得た。２つのトリブロックコポリマーＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−２３００−５０００）およびＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８５０−５０００）を調製し、ＮＭＲ、ＧＰＣ、ＦＩ−ＩＲおよびＤＳＣによって特徴付けた。両方とものコポリマーは、室温で水溶性である。これらは、低濃度の水溶液中でミセルを形成した。これは１，３，５−ジフェニルヘキサトリエンおよびピレンを用いる色素溶解性実験によって確認された。ミセル形成の駆動力は、ＰＨＢブロック間の強い疎水性相互作用から由来すると考えられる。

ミセルの形成に関らず、両方のポリマーの１０重量％水溶液は良好な流動性であり、透明のままだった。いずれかのポリマー溶液に、９．７重量％のα−ＣＤを添加する際、室温でゲル化が起こった。他のホモＰＥＯに比べると、ゲル化は、このコポリマーで低濃度にて誘導され得た。理論に束縛されることを意図しないが、α−ＣＤおよびＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーのＰＥＯブロックによって形成された封入複合体は微結晶に凝集され、これは、物理的架橋として作用し、超分子ポリマーネットワークの形成を誘導し、次いでヒドロゲルの形成をもたらすことが仮定される。ＰＨＢブロックのミセル化は、コポリマーおよびα−ＣＤ溶液のゲル化において重要な役割を担っていると考えられている。ＰＨＢブロック間の疎水性相互作用は、ポリマーネットワークの形成を促進する。従って、水溶液中のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーおよびα−ＣＤのゲル化の駆動力は、α−ＣＤとＰＥＯブロック間の封入体形成およびトリブロックコポリマーのＰＨＢブロックのミセル化の組み合わせと考えられる。

ヒドロゲル中のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーのＰＥＯブロックとα−ＣＤとの間の封入複合体形成は、ヒドロゲルの広角Ｘ線回析研究によって確認された。ヒドロゲルの回折計は、α−ＣＤ−ＰＥＯ複合体について、多くの鋭い反射および２θ＝１９．４°（ｄ＝４．５７Å）にて主要な反射を有するパターンを示し、これは、α−ＣＤおよびＰＥＯの結晶質ネックレス様複合体（ｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ ｎｅｃｋｌａｃｅ−ｌｉｋｅ ｃｏｍｐｌｅｘ）のチャネル型構造を表す。Ｌｉ Ｊ．ら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ３４：７２３６（２００１）；Ｌｉ Ｊ．ら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ３４：８８２９（２００１）。このパターンは、α−ＣＤとＰＥＯブロックとの封入複合体の存在を示唆する。固体ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＧのパターンは、１３．７°（ｄ＝６．４６Å）および１７．２°（ｄ＝５．１６Å）で２つの鋭い反射（ＰＨＢ結晶質相に由来する）を示す。興味深いことに、ＰＨＢ結晶質相についてのパターンはまた、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８５０−５０００）ヒドロゲルのダイアグラムに現れるが、このパターンは弱い。ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８５０−５０００）の１０重量％水溶液についてのＸ線回析は、鋭い反射ピークを示さないことに留意されたい。この結果は、超分子システムが、より高度に順序化され、ＰＥＯブロックとのα−ＣＤ複合体の自己アセンブリがＰＨＢブロックの凝集を促進したことを示唆する。

（ｂ．放出動態学）
これらのヒドロゲルの安定性および送達特性を実証するために、モデルタンパク質薬物としてフルオロセインイソチオシアネート標識化ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ−ＦＩＴＣ、分子量６７，０００）のインビトロ放出を研究した（図１０）。本発明のα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルの放出特性を既知（従来技術）のα−ＣＤ−ＰＥＯホモポリマーヒドロゲルの放出特性と比較した。α−ＣＤ−ＰＥＯホモポリマーヒドロゲルは、２０，０００のＰＥＯ Ｍｒであっても、２日以内にリン酸緩衝化生理食塩水（ＰＢＳ）に溶解した。対照的に、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルは、ＢＳＡ−ＦＩＴＣについての持続性放出動態学を示す。興味深いことに、ＰＨＢブロック分子量の小さな差異（わずかに１５００Ｍｒ）が、放出速度に顕著な減少を引き起こした。α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−２３５０−５０００）は４日間放出が持続したが、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８５０−５０００）は、５日以上の長期間にわたって放出が持続した。２週間後、ＢＳＡ−ＦＩＴＣの顕著な放出は起こらなかった。これらの結果は、本発明の超分子量の特性が、異なるコポリマーにより微調整されて広範な適用が利用可能になることを示す。いくつかのペグ化タンパク質薬物はまた、活性成分であり得、ＰＥＯ鎖は、α−ＣＤとの複合体化に関与し得、さらに処方物の制御された放出特性を改善し得る。ヒドロゲルの流体力学的特性のさらなる研究は、ゲルがチキソトロープ剤であること、すなわち、ヒドロゲルの粘度は、ゲルが剪断されるにつれて減少し、針を通って注射可能な制御放出処方物を提供することを示す。

（実施例３）
（代替のモデル薬物についてのヒドロゲル放出動力学）
（ａ．α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルの調製）
コポリマー溶液またはゲルを、最初に、０．６ｍＬキュベット中で、実施例１の手順に従って合成した０．０６０ｇのトリブロックＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーに、０．０９０ｇのＰＢＳを添加することによって調製した。次いで、１４．５％のα−ＣＤおよび０．５％のデキストラン−ＦＩＴＣ（分子量２０，０００）を含む０．３０ｇＰＢＳ溶液を、キュベット中のＰＢＳコポリマー混合物に添加した。これらの溶液を徹底的に混合し、室温で一晩静置させた。この混合物は、キュベット中でヒドロゲルを形成し、次いで、そのインビトロ放出動力学をさらに以下に記載するように研究した。この手順は、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）コポリマーを１回、そしてＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８００−５０００）コポリマーを１回用いて実施した。

（ｂ．純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルの調製）
コポリマー溶液またはゲルを、最初に、０．６ｍＬキュベット中で、実施例１の手順に従って合成した０．０６０ｇのトリブロックＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーに、０．０９０ｇのＰＢＳを添加することによって調製した。次いで、０．５％のデキストラン−ＦＩＴＣ（分子量２０，０００）を含む０．３０ｇＰＢＳ溶液を、キュベット中のＰＢＳコポリマーに添加した。これらの溶液を徹底的に混合し、室温で一晩静置させた。この混合物は、キュベット中でヒドロゲルを形成し、次いで、そのインビトロ放出動力学をさらに以下に記載するように研究した。この手順は、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）コポリマーを１回、そしてＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８００−５０００）コポリマーを１回用いて実施した。

（ｃ．放出動力学）
インビトロ放出動態学研究のために、デキストラン−ＦＩＴＣを含有するそれぞれのヒドロゲルの入ったキュベットを、１２ｍＬのＰＢＳを含む試験管に上下逆に入れ、３７℃の水浴中でインキュベートした。ＰＢＳを、所定の時間間隔で換えた。各間隔で放出されたデキストラン−ＦＩＴＣの濃度を、蛍光ミクロ−プレートリーダーを用いて分析した。

上記の手順を実施する場合、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）は、α−ＣＤを伴っても伴わなくても、ヒドロゲルを形成することが見出され、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８００−５０００）は、α−ＣＤを伴うときのみヒドロゲルを形成し、そしてα−ＣＤを伴わないＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８００−５０００）は、透明な溶液のままであり、すなわち、薬物の持続性放出に適してないことが理解される。図１１は、ヒドロゲルからのデキストラン−ＦＩＴＣのインビトロ放出プロフィールを示す。α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）とα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−３８００−５０００）の両方のヒドロゲルは、数週間にわたってデキストラン−ＦＩＴＣの持続性放出を実証するが、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）ヒドロゲルは、１週間未満にわたってデキストラン−ＦＩＴＣを放出した。これらの結果は、複週間まで薬物の持続放出のために、α−ＣＤは、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックのゲル化だけを補助するのでなく、トリブロックコポリマーとより安定なヒドロゲルを形成する。α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−５５００−５０００）ヒドロゲルは、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ （５０００−３８００−５０００）ヒドロゲルよりもより遅い放出速度を示し、このことは、超分子ヒドロゲルの特性が、異なるＰＨＢ長を用いることによって本発明に従って微調整され得ることを示す。

（実施例４）
（α−シクロデキストランおよびγ−シクロデキストランを用いる封入複合体処方物）
上記のように、シクロデキストラン（ＣＤ）は、α−１，４−グリコシド結合によって結合された６〜８つのグルコース単位からなる環状分子であり、それぞれ、α−ＣＤ、β−ＣＤおよびγ−ＣＤと称される。ＣＤは、疎水性キャビティを規定するドーナツ形状を有する。ＣＤの疎水性キャビティの深さは同じ（約７．０Å）であるが、このキャビティの内径は異なっており、α−ＣＤについては、約４．５Åであり、β−ＣＤについては、約７．０Åであり、γ−ＣＤについては、約８．５Åである。Ｂｅｎｄｅｒ， Ｍ．ｅｔ
ａｌ．， Ｃｙｃｌｏｄｅｘｔｒｉｎ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ， Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇ： Ｂｅｒｌｉｎ （１９７８）。ＣＤのポリマー鎖の断面積とＣＤのキャビティサイズとの間の相関は、ＩＣ形成において重要な役割を果たしていることが分かった。例えば、Ｈａｒａｄａ， Ａ．ｅｔ ａｌ．， Ｎａｔｕｒｅ ３７０： １２６ （１９９４）を参照のこと。以下に本明細書中に記載の実験において、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーとα−ＣＤまたはγ−ＣＤとの間の封入複合体（ｉｎｃｌｕｓｉｏｎ ｃｏｍｐｌｅｘｅｓ；ＩＣ） を、調製して、そして、特徴づけ、本発明のヒドロゲルを形成する際のそれらの有用性を実証した。これらの実験は、α−ＣＤおよびγ−ＣＤの両方が、ＰＥＯブロックを含む傾向にあるが、他方、その中央のＰＨＢブロックは、ＣＤ分子によって部分的にのみ被覆されることを実証する。

（ａ．封入複合体の調製）
ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーを、上記の実施例１の手順を使用して調製した。この実験のために調製したトリブロックコポリマーの分子的特徴を、表４に提供する。ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックポリマー（２０ｍｇ）を、室温で一晩、０．０６ｍＬのＨ_２Ｏに浸漬した。その後、３．０ｍＬのα−ＣＤまたはγ−ＣＤのいずれかの飽和水溶液を添加し、そして、各々混合物を、１０分間に亘って水浴中で超音波処理し、その後、室温で２日間に亘り、静置した。その沈殿した生成物を、遠心分離によって回収し、次いで、水とアセトンで交互に洗浄した。最後に、その生成物を、２週間に亘り、７０℃にて減圧下で乾燥した。

（表４）

（ａ）ＧＰＣによって決定した（ｂ） ^１Ｈ ＮＭＲおよびＧＰＣの結果によって決定した（ｃ）ＤＳＣの２回目の昇温実行において決定した。

（ｂ．測定）
Ｘ線回折（ＸＲＤ）測定を、Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｄ５００５回折装置およびＮｉフィルタＣｕＫ_α（１．５４０５１Å）放射（４０ｋＶ，４０ｍＡ）を使用して実施した。粉末サンプルを、サンプルホルダーに載せて、そして、１工程につき１秒間で、５°から３５°まで０．０１°のステップでスキャンした。

示差走査熱量計（Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｃａｌｏｒｉｍｅｔｒｙ；ＤＳＣ）測定を、自動冷却附属機器を備え、かつインジウムを使用して較正したＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ２９２０示差走査熱量計を使用して実施した。各々のサンプルに対して以下のプロトコルを使用した：２０℃／分で、室温から２００℃まで昇温；２分間に亘って２００℃で保持；５℃／分で、２００℃から−３０℃まで冷却；そして、最後に、５℃／分で、−３０℃から２００℃まで再度昇温。この２回目の加熱実行の間に、データを収集した。ピーク極大として、遷移温度を取得した。熱重量分析（Ｔｈｅｒｍｏｇｒａｖｉｍｅｔｒｉｃ ａｎａｌｙｓｅｓ；ＴＧＡ）を、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ ＳＤＴ ２９６０を使用して実施した。サンプルを、動的な窒素雰囲気下（流速７０ｍｌ／分）において室温から８００℃まで２０℃／分で加熱した。

上記の複合体の^１Ｈ ＮＭＲスペクトルを、Ｂｒｕｋｅｒ ＤＰＸ− ４００ ＮＭＲスペクトロメータにて４００ＭＨｚで記録した。これらの複合体の化学シフトは、ＤＭＳＯについての、δ＝２．５０に対して帰属される。^１３Ｃ ＣＰ／ＭＡＳ ＮＭＲスペクトルを、室温において、サンプル スピン速度（ｓａｍｐｌｅ ｓｐｉｎｎｉｎｇ ｒａｔｅ）にてＢｒｕｋｅｒ ＤＰＸ−４００ ＮＭＲスペクトロメータで取得した。このスペクトルを、２．７５μｓ プロトン９０°パルス、接触時間３ミリ秒間、および繰り返し時間３秒間で、取得した。

フーリエ変換赤外（ＦＴＩＲ）スペクトルを、Ｂｉｏ−Ｒａｄ １６５ ＦＴＩＲ分光光度計で記録し； ６４スキャンを、室温で２ｃｍ^−１の分解能で加算平均（ｓｉｇｎａｌ−ａｖｅｒａｇｅｄ）した。サンプルを、ＫＢｒ中に複合体を分散して、その混合物を圧縮してディスクを形成することによって調製した。

（ｃ．結果および考察）
α−ＣＤまたはγ−ＣＤの水溶液を、１０分間に亘って水中に浸漬し、そして、超音波処理したＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーに添加すると、結晶質の沈殿物として複合体が形成された。沈殿物の外観は、そのコポリマーとＣＤとの間の結晶質の封入複合体（ＩＣ）の形成を示す。Ｈａｒａｄａ， Ａ．ｅｔ ａｌ．， Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ， ２６： ５６９８ （１９９３）。比較すると、β−ＣＤとＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマー溶液の混合物中では、２週間の静置の後においても、沈殿はなんら形成されなかった。この観察によって、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックポリマーがα−ＣＤおよびγ−ＣＤとともにＩＣを形成し得るが、β−ＣＤを用いると、トリブロックポリマーを形成し得ないことが示される。このＩＣ形成の収量を、表５に示す。

（表５）

ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣの形成は、Ｘ線回折（ＸＲＤ）研究によって大いに支持された。図１２によって、α−ＣＤおよびＰＥＯ（Ｍｎ２０００）によって形成されたＩＣと比較して、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ （２０００−５２００−２０００）、および全部で３つのＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーのＸＲＤパターンを示した。図１２ｅにおいて、２θ＝１９．４°および２θ＝２２．１°で突起した２つのピークを有する多くの鋭角的な回折が、ＣＤおよびＰＥＯの結晶質のネックレス様複合体のチャネル型構造（ｃｈａｎｎｅｌ ｔｙｐｅ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）を表す。例えば、 Ｔａｋｅｏ， Ｋ．ｅｔ ａｌ．，Ａｇｒｉｃ．Ｂｉｏｌ．Ｃｈｅｍ．， ３４： １７８７ （１９７０）を参照のこと。α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣについての類似の回折パターンの観察（図１２ｂ〜ｄ）によって、αＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣが、α−ＣＤ−ＰＥＯ ＩＣの構造と類似のチャネル型構造を呈することが示される。α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＩＣと比較したときに、２θ＝１３．６°および１７．０°での２つの余分な小さいピークが、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのパターンにおいて現れる。この２つのピークの相対強度は、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ中のＰＥＯに対するＰＨＢの比が増大するに伴い増大する。図１２ａに示されるように、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯに関して、１３．６°および１７．０°でのピークは、結晶質のＰＨＢの特徴である。したがって、この２つのピークの存在は、ＰＨＢブロックの一部分が凝集して結晶質相を形成し、その結晶質相とＩＣ結晶が共存することを示すことが考えられる。

γ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのＸＲＤパターンが、純粋ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯおよびγ−ＣＤ−ＰＰＯ ＩＣのＸＲＤパターンと比較して、図１３に示されている。ピークの各々の相対強度が異なっているが、γ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのＸＲＤパターンが、互いに非常に類似しており、かつ、γ−ＣＤ−ＰＰＯ ＩＣのＸＲＤパターンに類似しており、ここでは、チャネル型構造が、確立されている。さらに、７．６°での特徴的なピークが観察され、これは、γ−ＣＤポリマーＩＣのチャネル型構造に対する識別特徴としての役割を果たす重要な特徴である。例えば、Ｈａｒａｄａ， Ａ．ｅｔ ａｌ．， Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ， ２９： ５６１１ （１９９６）を参照のこと。したがって、γ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣは、チャネル型構造を呈すると考えられる。結晶質ＰＨＢブロックに帰属される２θ＝１３．６°および２θ＝１７．０°での２つのピークはまた、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣと同様に、γ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのＸＲＤパターンにおいて観察される。化学量論的なα−ＣＤ−ＰＥＯおよびγ−ＣＤ−ＰＰＯ ＩＣと比較した、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯおよびγ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣについてのブロードなＸＲＤパターン（図１２ｅおよび図１３ｅ）は、ＩＣのより低い結晶性に起因し、ＩＣのチャネルを「分解（ｂｒｅａｋ ｕｐ）」そして短縮する被覆されないＰＨＢによって引き起こされるのが最も可能性が高い。

純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）およびα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのＤＳＣ曲線を、図１４に示した。図１４ａに示されるように、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）のＤＳＣ曲線における２３．３℃および１５３．６℃での２つの吸熱ピークが存在し、これらのピークは、それぞれ、ＰＥＯブロックおよびＰＨＢブロックの結晶融合に対応する。ＩＣの形成の際に、ＰＥＯブロックに対応する吸熱ピークは、図１４ｂ〜図１４ｄにおいては存在しない。これは、そのＰＥＯブロックが、ホストであるα−ＣＤの格子のチャネルに別々に取り込まれており、次いで、凝集してその結晶質相を形成することができないためである。しかし、ＰＨＢブロックに対応するその吸熱ピークは、なおも、観察可能である（図１４〜１４ｄ）。しかし、その融合温度は、より低い範囲まで移動し、そのエンタルピー変化が、ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＥＯ ＩＣの劇的な減少を生じる。この結果によって、ＰＨＢブロックの各々が、α−ＣＤによって部分的に被覆され、そして、最も可能性があることとして、ＰＨＢブロックの中央部分が、α−ＣＤによって複合体化されないこということが示される。融合温度の低下およびエンタルピー変化は、ＰＨＢブロックの部分的な取り込みから生じる結晶の摂動に起因する。Ｓｈｕａｉ， Ｘ．ら（Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ， ３５： ３７７８ （２００２））は、ＤＭＳＯ中のポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］とα−ＣＤとの間のＩＣの形成を報告している。彼らの結果によって、ＰＨＢ鎖が、α−ＣＤによってのみ部分的に含まれることが示されている。本発明の系について、α−ＣＤをＰＨＢブロックにスレッディング（ｔｈｒｅａｄｉｎｇ）することは、ＰＨＢの疎水性によってなおも阻まれるが、ＰＥＯブロックにスレディングするＣＤは、ＰＨＢブロックまでさらにスライドし得ることが示される。そのα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣにおいて、融合温度およびエンタルピー変化は、中央のＰＨＢブロックの鎖の長さの増加に伴って増加する傾向にある。これは、より長いＰＨＢブロックを有するα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣが、ＰＨＢ鎖のより長い複合体化していない部分を有するためである。

図１５は、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）およびγ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのＤＳＣ曲線を示す。図１４の結果と類似の結果が、取得され得る。α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯおよびγ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣの両方についてのＤＳＣの結果の全ては、このＰＥＯブロックが、ＣＤによって完全に被覆されているが、他方、そのＰＨＢブロックは、部分的に被覆されており、それらのＸＲＤの結果と矛盾しないことを示す。

図１６は、α−ＣＤおよびα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ （２０００−５２００−２０００） ＩＣの^１３Ｃ ＣＰ／ＭＡＳ ＮＭＲスペクトルを示す。非複合体状態であるα−ＣＤのスペクトルは、Ｃ_１およびＣ_４について複数に分解される共鳴を示す。単一のコンフォメーション的に拘束されたグリコシド結合に隣接するＣ_１およびＣ_４についての共鳴は、そのスペクトルにおいて特に観測される。これらの結果は、その結晶質の複合体化していない状態でα−ＣＤがより対称性の低いコンフォメーションを呈することを示す。対照的に、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）ＩＣにとって、ＣＤの全てのＣ_１〜Ｃ_６は、単一の分解されない共鳴を示し、これによって、α−ＣＤがより対照的なコンフォメーションを採用することを示し、α−ＣＤのグルコース単位の各々が、そのＩＣ中の類似の環境で存在することを示す。

α−ＣＤまたはγ−ＣＤによる中央のＰＨＢブロックの部分的な切断がまた、そのＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣの^１Ｈ ＮＭＲスペクトルによって実証された。図１７
は、ＤＭＳＯ−ｄ_６中のα−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）の^１Ｈ ＮＭＲスペクトルを示す。図１７において示されるように、α−ＣＤおよびＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）に帰属する全てのプロトンシグナルが、確認される。結晶質ＩＣの成分の比は、そのピークの積分値を比較することによって決定され得る。以前に報告されるように、ＰＥＯは、α−ＣＤおよびγ−ＣＤとの封入複合体を形成し得、ＣＤに対するＰＥＯ繰り返し単位の比は、それぞれ、２および４である。例えば、Ｈａｒａｄａら（１９９４）を参照のこと。しかし、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）ＩＣについての図１７から得られるα−ＣＤに対するＰＥＯ繰り返し単位の比は、１．４であり、これによって、α−ＣＤとＰＥＯブロックの化学量論的複合体を形成するよりも、多くのα−ＣＤ分子が、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）ＩＣ中に含まれていることを示す。他方、固相^１３Ｃ ＣＰ／ＭＡＳ ＮＭＲ測定によって、そのＩＣにおける全てのα−ＣＤが、ポリマー鎖状にスレッディングされ、そして、チャネル構造をとる。次いで、いくつかのα−ＣＤが、中央のＰＨＢブロックに滑り込むと考えられる。全ての試験したＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣについて、ＣＤに対するＰＥＯ繰り返し単位の比は、表５に要約される。γーＣＤとのＩＣの場合、その比は、２．１と２．６との間であり、これによって、いくつかのγ−ＣＤ分子もまた、その中央のＰＨＢブロックに滑り込むことが示される。これらの結果によって、ＰＥＯブロックが、α−ＣＤまたはγ−ＣＤによって完全に被覆されるが、他方、その中央のＰＨＢブロックが、ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣ中で部分的に被覆されるという仮説がさらに支持される。

図１８は、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０−５２−２０） およびα−ＣＤと比較したときの、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのＦＴＩＲスペクトルを示す。α−ＣＤについてのスペクトルは、その対称性および非対称性のＯ−Ｈ伸縮モードに起因する３３６０ｃｍ^−１でのブロードなバンドを示す。ＩＣの形成に際に、そのブロードな、ヒドロキシルバンドは、ＩＣのスペクトルにおいて、３３９０ｃｍ^−１の高周波数側にシフトすることを示す（図１８ｂおよび図１８ｃ）。これは、そのチャネル構造におけるＣＤのヒドロキシル基間の水素結合の形成に起因する可能性が最も高い。純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ （２０００−５２００−２０００）のＦＴＩＲスペクトルは、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）におけるＰＨＢ部分に帰属される１７２３ｃｍ^−１での強いカルボニル伸縮バンドによって特徴付けられる（図１８ａ）。このカルボニル伸縮バンドは、強い１７２３ｃｍ^−１のバンドと、弱い１７３６ｃｍ^−１のショルダーバンドに分離され、これらは、それぞれ、結晶質のＰＨＢ相のカルボニル伸縮バンドおよびアモルファスＰＨＢ領域のカルボニル伸縮バンドに対応する。Ｉｋｅｊｉｍａ，Ｔ．，ｅｔａｌ．，Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｃｈｅｍ．Ｐｈｙｓ．，２００：４１３（１９９９）。

図１９は、ＦＴＩＲスペクトルのカルボニル伸縮領域の拡大を示す。純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ （２０００−５２００−２０００）と比較すると、１７２３ｃｍ^−１でのピークは、急激に減少するが、他方、１７３６ｃｍ^−１のショルダーは、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）およびγ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ （２０００−５２００−２０００）のスペクトルにおいて急激に増大する。ＩＣが形成されると、そのＰＨＢセグメントのいくつかは、ＩＣチャネルの個々に位置づけられ、次いで、凝集してＰＨＢ結晶を形成することができない。１７２３ｃｍ^−１でのピークの存在は、ＰＨＢブロックの一部分のみが、ＣＤによって被覆され、かつその残りのＰＨＢセグメントは、なお、凝集して結晶質相を形成し得ることを示す。これは、上で議論したＸＲＤの結果およびＤＳＣの結果と一致する。

図２０は、α−ＣＤ、純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）およびそれらのＩＣについての４５０℃までの熱重量分析（ＴＧＡ）スキャンの結果を示す。図２０において示されるように、α−ＣＤは、２７９．２℃で分解し始める。純粋なＰＥＰ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）は、加熱の際に、初めに５８．７％の質量損失を示し、そして、次に、３９．３％の質量損失を示し、それぞれ、２２２．４℃および２４３．８℃で熱分解が始まった。この第１の室慮損失は、ＰＨＢブロックの分解に起因し、そして、この第２の質量損失は、ＰＥＯブロックの分解に起因すると考えられる。しかし、α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣ中のＰＨＢブロック、ＰＥＯブロックおよびα−ＣＤブロックの分解の開始は、２４７．２ ℃、 ３０９．３
℃ および３６５．８℃でそれぞれ観測される。これらは、全て、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（２０００−５２００−２０００）中のＰＨＢおよびＰＥＯおよび純粋なα−ＣＤの分解の開始温度よりも、高い。α−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ ＩＣのより高い分解温度は、α−ＣＤおよびＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯの両方の熱安定性に対する複合体形成の寄与に起因すると考えられる。類似の結果が、また、γ−ＣＤ−ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ
ＩＣについて観察された。

（実施例５）
（ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーミセル特徴付け）
実施例１の全部の手順に従って生成されたＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーから、水性媒体中でミセルを形成し、次いで以下のように特徴付けした。

（ａ．材料）
天然供給源ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］（ＰＨＢ）を、Ａｌｄｒｉｃｈから購入した。ＰＨＢサンプルを、クロロホルム中に溶解することにより精製した後、ろ過し、そして使用前に石油エーテル中に沈殿させた。精製したＰＨＢのＭ_ｎおよびＭ_ｗは、それぞれ８．７×１０^４および２．３×１０^５であった。分子量約５０００のメトキシ−ポリ（エチレンオキシド）モノプロピオン酸（Ｍ−ＰＥＯ−Ａ）を、Ｓｈｅａｒｗａｔｅｒ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ，Ｉｎｃ．，ＵＳＡから購入した。Ｍ−ＥＰＯ−ＡのＭ_ｎおよびＭ_ｗは、それぞれ４７４０および４８８０であると見出された。ビス（２−メトキシエチル）エーテル（ジグライムｅ、９９％）、エチレングリコール（９９％）、ジラウリン酸ジブチルスズ（９５％）、１，３−Ｎ，Ｎ’−ジシクロヘキシルカルボジイミド（ＤＣＣ、９９％）、４−（ジメチルアミノ）ピリジン（ＤＭＡＰ、９９％）、無水コハク酸（９７％）およびトリエチルアミン（９９％）を、Ａｌｄｒｉｃｈから得た。ジグライム（ジグライムｅ）を、モレキュラーシーブを用いて乾燥させ、使用前にＣａＨ_２から塩化メチレンを蒸留した。

（ｂ．純粋なＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルの調製）
低分子量のテレケリック水酸化ＰＨＢ（ＰＨＢ−ジオール）プレポリマーを、ジグライム中に触媒としてジラウリン酸ブチルスズを用いて、天然ＰＨＢおよびジエチレングリコールからエステル交換により調製した（収率８０％）。ＰＨＢ−ジオール（０．３８ｇ、１．２×１０^−４ｍｏｌ、Ｍ_ｎ＝３２２０）、Ｍ−ＰＥＯ−Ａ（１．４２ｇ、３．０×１０^−４ｍｏｌ、Ｍ_ｎ＝４７４０）およびＤＭＡＰ（１２ｍｇ、９．８×１０^−５ｍｏｌ）を、減圧下６０℃（油浴）にて一晩、５０ｍＬ二頚フラスコ中で乾燥させ、無水塩化メチレン（２５〜３０ｍＬ）をこのフラスコに加え、次いで蒸留により無水塩化メチレンを除去して（油浴、７５℃）、系中の微量の水を除去した。このフラスコを冷やして、４ｍｌの無水塩化メチレンに溶解したＤＣＣ（０．０９８ｇ、４．７×１０^−４ｍｏｌ）を加え、この混合物を、窒素下室温で一晩、攪拌した。沈殿したジクロロヘキシルウレア（ＤＣＵ）を、濾過により除去した。ポリマーを、２回ジエチルエーテルから沈殿させた。メタノールまたはクロロホルムに再溶解させた所望のトリブロック（ｔｒｉｂｌｏｃｋ）コポリマー生成物を、分留によりさらに精製した。収率：０．７５ｇ、５６％。ＧＰＣ（ＴＨＦ）：Ｍ_ｎ＝１２７２０、Ｍ_ｎ（ＰＨＢブロック）＝３８２０、Ｍ_ｎ（ＰＨＢブロック）＝４７４０、Ｍ_ｗ＝１３７７０、Ｍ_ｗ／Ｍ_ｎ＝１．０８。Ｔ_ｍ＝５４℃（ＰＥＯブロックについて）および１４０℃（ＰＥＯブロックについて）。^１Ｈ ＮＭＲ（４００ ＭＨｚ、ＣＤＣｌ_３）；δ５．２９（ｍ、ＰＨＢブロックのメチンＨ）、４．３２（ｓ、−ＣＯＯＣＨ_２ＣＨ_２ＣＯＯ−）、３．６８（ｓ、ＰＥＯブロックの−ＣＨ_２ＯＣＨ_２−）、３．４２（ｓ、−ＯＣＨ_３末端基）、２．４８〜２．６７（ｍ、ＰＨＢブロックのメチレンＨ）、１．３１（ｄ、ＰＨＢブロックのメチルＨ）。ＩＲ（ＫＢｒ）：２８８６、１７２３、１４５６、１３８０、１１１１、１０６１、９６２、８４２、５１６ｃｍ^−１。

（ｃ．ポリマー特徴付け）
ゲル透過クロマトグラフィー（ＧＰＣ）分析を、直列した２つのＰｈｅｎｏｇｅｌ ５μ ５０および１０００Åカラム（サイズ：３００×４．６ｍｍ）ならびにＳｈｉｍａｄｚｕ ＲＩＤ−１０Ａ屈折率検出器を装備したＳｈｉｍａｄｚｕ ＳＣＬ−１０ＡおよびＬＣ−８Ａシステムを用いて行なった。溶離剤としてＴＨＦを、流速０．３０ｍＬ／分、４０℃で使用した。単分散したポリ（エチレングリコール）標準物質を用いて、検量線を得た。^１Ｈ ＮＭＲスペクトルを、室温で４００ＭＨｚにてＢｒｕｋｅｒ ＡＶ−４００ＮＭＲ分光器上に記録した。^１Ｈ ＮＭＲ測定を、収集時間３．２秒、パルス繰返し時間２．０秒、３０°パルス幅、５２０８−Ｈｚスペクトル幅および３２Ｋデータポイントを用いて行なった。化学シフトは、溶媒ピークに起因していた（ＣＨ_３Ｃｌに対してδ＝７．３ｐｐｍ）。

（ｄ．蛍光分光法）
定常状態蛍光スペクトルを、Ｓｈｉｍａｄｚｕ ＲＦ−５３０１ＰＣ分光蛍光光度計上に記録した。励起スペクトルを、３７３ｎｍでモニターした。励起側および発光側の両方いついてスリット幅を１．５ｎｍに維持した。規定量のブロックポリマーを、既知濃度の水性ピレン溶液に溶解することによって、サンプル溶液を調製し、そしてこの溶液を、１日静置して平衡化させた。

（ｅ．結果および考察）
ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーのミセル形成を、色素吸収技術を使用して研究した。水溶液中のＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーの臨界ミセル濃度（ｃｍｃ）値を、プローブとしてピレンの蛍光励起スペクトルを使用して決定した。Ｗｉｌｈｅｌｍ，Ｍ．ら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ２４：１０３３−１０４０（１９９１）；Ｎｏｄａ，Ｔ．ら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ３３：３６９４−３７０４（２０００）。この方法は、ピレンはミセル相に可溶化されるときの水中ピレンについて０−０最大吸収の３３４ｎｍ〜３３７ｎｍのシフトに基づく。

図２１は、水中ピレンについて、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯコポリマーの種々の濃度での励起スペクトルを示す。コポリマー濃度の増加につれて、３３４〜３３７ｎｍの０−０吸収バンドのレッドシフトが観察された。図２２は、ピレン励起スペクトルのＩ_３３７／Ｉ_３３４の強度比を、コポリマー濃度の対数関数として示す。Ｉ_３３７／Ｉ_３３４対Ｌｏｇ
Ｃプロットは、S字形曲線を示した。Ｉ_３３７／Ｉ_３３４の強度比の無視できる変化が
、低濃度範囲で観察された。コポリマー濃度の増加につれて、強度比は、ある濃度でかなりの増加を示し、このことはピレンがミセルの疎水性コア領域に取り込まれることを示している。それゆえ、図２２において、ｃｍｃ値は、低濃度領域の交差点から決定される。極めて低いｃｍｃ値（１．４×１０^−５ｇ／ｍＬ）は、トリブロックコポリマーが水性環境中でミセル形成の強い傾向があることを示す。

ミセルの形成は、予想外にも、相対的に温度非感受性であることが見出された。図２３に示されるように、１５〜４５℃の範囲の温度で、Ｉ_３３７／Ｉ_３３４比は、主に、温度ではなくコポリマー濃度に依存している。それゆえ、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーのミセル形成は、相対的に温度非感受性である。このことは、中間のポリ（α−ヒドロキシアルカン酸）を有し、通常、温度感受性であるＰＬＬＡまたはＰＧＡからなるＰＥＯブロックを隣接するトリブロックコポリマーと全く異なる。Ｊｅｏｎｇ（２００２）；Ｋｉｓｓｅｌ（２００２）；Ｊｅｏｎｇ（１９９７）；Ｊｅｏｎｇ（１９９９））。理論によって制限されることを望んでいないが、本発明者らは、ＰＨＢが、ポリ（α−ヒドロキシアルカン酸）よりも高い結晶性および疎水性を有し、従って、ブロックポリマーにおけるＰＨＢ断片の自己組織化の傾向は、はるかにより強く、温度変化に依存しないと考える。

要約すると、新規の生分解性両親媒性ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーの温度非感受性ミセル形成を実証してきた。ＰＨＢは、ＰＬＬＡに関連した化学構造を有しているが、ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーのミセル挙動は、ＰＥＯ−ＰＬＬＡ−ＰＥＯトリブロックコポリマーと全く異なる。ＰＥＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯトリブロックコポリマーにより形成されたミセル（これは、低温で解離し難く、高温で容易に大きなサイズに凝集しない）は、より安定であり、容易に取り扱われる。

（実施例６）
（α−ＣＤ−ＥＰＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルのインビボ組織生物適合性）
αーＣＤおよびＥＰＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯ（５０００−２０００−５０００）から、実施例２の手順に従って形成されたヒドロゲルを、３匹のウサギの膝関節に関節内注射した。リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）を、ネガティブコントロールとして使用した。注射後７日目に、これらの動物を屠殺した。膝関節を収集して、組織学により試験した。このサンプルを、盲目的な条件下で評価した。

ウサギ膝関節におけるヒドロゲルのインビボ生体適合性試験の代表的な結果を、図２４ａ（ＰＢＳコントロール）および図２４ｂ（α−ＣＤ−ＥＰＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲル）に示す。図２４ｂ中のスライドに示されるように、α−ＣＤ−ＥＰＯ−ＰＨＢ−ＰＥＯヒドロゲルに曝露された滑膜において軽度の線維形成があったが、これら２つのサンプルの間で有意な違いはなかった。全部の分析は、ヒドロゲルの注射後、関節滑膜において明かに炎症性湿潤がなかったことを示した。この結果は、ウサギ膝関節においてヒドロゲルの生物適合性を示した。ヒドロゲルを注射した膝とＰＢＳを注射した膝との間で、組織学的にも、形態学的にも有意な違いはなかった。

本発明の好ましい実施形態を説明し、記載してきたが、発明の意図および範囲から逸脱することなく、本明細書中に種々の変化がなされ得ることは、十分理解されている。

Claims (39)

1. 以下：
   シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル；および
   該ヒドロゲル内に含まれる治療有効量の少なくとも１種の治療剤、
   を含む薬物送達システム。
2. 薬学的に受容可能な水性塩基をさらに含む、請求項１に記載のシステム。
3. 前記薬物送達システムが、注射可能である、請求項１に記載のシステム。
4. 前記ヒドロゲルが、チキソトロピーである、請求項３に記載のシステム。
5. 前記システムが、薬物送達の開始後少なくとも１週間の間、少なくとも１種の治療剤の徐放を提供する、請求項１に記載のシステム。
6. 前記システムが、薬物送達の開始後少なくとも２週間の間、少なくとも１種の治療剤の徐放を提供する、請求項１に記載のシステム。
7. 前記ポリ（アルキレンオキシド）が、以下：ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（テトラメチレンオキシド）およびポリ（テトラヒドロフラン）からなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
8. 前記ポリ（アルキレンオキシド）が、ポリ（エチレンオキシド）である、請求項７に記載のシステム。
9. 前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、以下：
   ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ｃｏ−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘキサノエート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘプタノエート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；このような（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
10. 前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、以下：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
11. 前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）が、ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］を含む、請求項１に記載のシステム。
12. 前記コポリマーが、１つのＢポリマーブロック中間セグメントおよび２つのＡポリマーブロック末端セグメントを含む両親媒性トリブロックコポリマーである、請求項１に記載のシステム。
13. 前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーが、以下：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ｃｏ−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘキサノエート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘプタノエート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；このような（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、請求項１２に記載のシステム。
14. 前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーが、以下：ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（テトラメチレンオキシド）およびポリ（テトラヒドロフラン）からなる群から選択される、請求項１２に記載のシステム。
15. ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーが、ポリ（エチレンオキシド）である、請求項１４に記載のシステム。
16. 前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーが、以下：ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−４−ヒドロキシブチレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシブチレート］−ｃｏ−ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシバレレート］；ポリ［（Ｒ）−３−ヒドロキシヘキサノエート］；ポリ［（Ｒ）−３− ヒドロキシヘプタノエート］；このような（Ｒ）エナンチオマーのそれぞれの（Ｓ）エナンチオマー；（Ｓ）エナンチオマーおよび（Ｒ）エナンチオマーのラセミ混合物；およびそれらの混合物、からなる群から選択される、請求項１５に記載のシステム。
17. 前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーおよび前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーの各々が、５００から２０，０００の分子量を有する、請求項１に記載のシステム。
18. 前記ポリ（アルキレンオキシド）Ａブロックポリマーおよび前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーの各々が、２，０００から１０，０００の分子量を有する、請求項１に記載のシステム。
19. 前記ポリ（ヒドロキシアルカノエート）Ｂブロックポリマーが、３，０００から２，５００の分子量を有する、請求項１に記載のシステム。
20. 前記シクロデキストリンが、コポリマーの５重量％〜８０重量％のレベルで含まれる、請求項１に記載のシステム。
21. 前記シクロデキストリンが、コポリマーの５重量％〜５０重量％のレベルで含まれる、請求項１に記載のシステム。
22. 前記ヒドロゲルが、１重量％〜８０重量％のレベルでコポリマーを含む水溶液を含む、請求項１に記載のシステム。
23. 前記ヒドロゲルが、１０重量％〜４０重量％のレベルでコポリマーを含む水溶液を含む、請求項１に記載のシステム。
24. 治療剤と複合体化し、そして／または治療剤と結合体化する第２のポリマーをさらに含む、請求項１に記載のシステム。
25. 前記第２のポリマーが、以下：ポリエステル、ポリウレタン、ポリアミド、ポリエーテル、ポリサッカリド、ポリ（アミノ酸）、ポリペプチドおよびタンパク質からなる群から選択されるポリマーである、請求項２４に記載のシステム。
26. 前記第２のポリマーが、ポリ（エチレングリコール）セグメントを有する二官能性ポリマーまたは単官能性ポリマーである、請求項２４に記載のシステム。
27. ＤＮＡナノ粒子をさらに含む、請求項１に記載のシステム。
28. 前記コポリマーが、１，０００から５０，０００の分子量を有する、請求項１に記載のシステム。
29. 前記コポリマー５，０００〜３５，０００の分子量を有する、請求項１に記載のシステム。
30. 前記少なくとも１種の治療剤が、以下：ペプチド、タンパク質、低分子、遺伝子、抗原、抗体およびそのフラグメントならびにヒト組換えタンパク質、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子からなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
31. 前記少なくとも１種の治療剤が、高分子形態である、請求項１に記載のシステム。
32. 前記少なくとも１種の治療剤が、以下：鎮痛剤、麻酔薬、抗関節炎薬物、疾患改変抗リウマチ薬物、抗喘息薬物、抗凝固剤、抗痙攣薬、抗うつ剤、抗糖尿病薬、抗悪性腫瘍薬、抗精神病薬、降圧薬、抗生物質、抗ヒスタミン剤、消炎剤、抗炎症薬、筋肉弛緩剤、駆虫薬、抗ウイルス薬、抗再狭窄薬、鎮痙剤、軟骨保護剤（ｃｈｏｎｄｒｏｐｒｏｔｅｃｔｉｖｅ ａｇｅｎｔ）、抗接着剤、抗腫瘍細胞侵襲剤、血管弛緩薬、血管収縮薬および免疫抑制薬からなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
33. 前記少なくとも１種の治療剤が、以下：ペプチド、タンパク質（サイトカイン、成長因子、血管新生因子、可溶性レセプター、抗体およびそのフラグメントならびにヒト組換えタンパク質を含む）、低分子、遺伝子、抗原（ワクチンを含む）、ＤＮＡ、ＲＮＡおよびＤＮＡナノ粒子、からなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
34. 前記ヒドロゲルが、移植可能デバイスに適用される、請求項１に記載のシステム。
35. 前記移植可能デバイスが、以下：ステント、カテーテル、気道チューブ、導管、スクリュー、プレート、シャント、人工関節、人工心臓、人工弁および他の人工器官からなる群から選択される、請求項３４に記載のシステム。
36. 以下：
    シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（エチレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシブチレート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル；および
    該ヒドロゲル内に含まれる治療有効量の少なくとも１種の治療剤、
    を含む薬物送達システム。
37. シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーを含むヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル。
38. 以下：
    シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（アルキレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシアルカノエート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル；および
    該ヒドロゲル内に含まれる診断剤、
    を含む薬物送達システム。
39. 以下：
    シクロデキストリンおよび両親媒性コポリマーから形成されるヒドロゲルであって、該コポリマーが、ポリ（エチレンオキシド）を含むＡポリマーブロックおよびポリ（ヒドロキシブチレート）を含むＢポリマーブロックを含む、ヒドロゲル；および
    該ヒドロゲル内に含まれる診断剤、
    を含む薬物送達システム。

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