(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
化学薬品を所望の箇所へ調節された形で投与するための構成物であって、
非導電性コアと前記コアに付着する金属シェルとを有し、８００から１２００ｎｍの間の波長の電磁波を吸収して熱に変換する複数の粒子と、
前記化学薬品を含有していて、前記粒子によって加熱される媒体と、
を有し、前記媒体は加熱されると変形して前記化学薬品を放出する構成物。
【請求項２】
前記粒子の各々が、前記シェルと前記コアの間の分子結合を有し、コア半径：シェル厚みは２から１０００：１であり、前記粒子が、電磁波を照射されたときに３００ｎｍから２０μｍの波長に最大吸収を有する請求項１記載の構成物。
【請求項３】
前記コアが１ｎｍから５μｍの直径を有し、前記シェルが１ｎｍから１００ｎｍの厚みを有する請求項２記載の構成物。
【請求項４】
前記媒体が少なくとも一つのポリマを含有する請求項１記載の構成物。
【請求項５】
前記少なくとも一つのポリマが、Ｎ−イソプロピルアクリルアミドとアクリルアミドのコポリマである請求項１記載の構成物。
【請求項６】
前記媒体がヒドロゲルである請求項１記載の構成物。
【請求項７】
前記媒体が少なくとも二つの層を有している請求項１記載の構成物。
【請求項８】
前記粒子が、少なくとも一つの前記層の中に埋め込まれている請求項７記載の構成物。
【請求項９】
前記最大吸収が電磁波スペクトルの近赤外領域にある請求項２記載の構成物。
【請求項１０】
前記粒子と前記媒体がいっしょにマイクロ粒子を形成している請求項１記載の構成物。
【請求項１１】
ヒドロゲルを形成することができる、乾燥されたポリマ−粒子構成物の形の請求項１記載の構成物。
【請求項１２】
前記化学薬品が、前記媒体の中に放出可能な形で含有されている少なくとも一つの薬剤を有していて、前記媒体あるいはその一部の温度が第１の温度であるときには前記薬剤が保持され、前記媒体あるいはその一部の温度が前記第１の温度よりも高い第２の温度であるときには前記薬剤の少なくとも一部が前記媒体から放出され、
前記第１の温度は対象の通常の体温であり、前記第２の温度は前記通常の体温よりも１から２０℃高い請求項１記載の構成物。
【請求項１３】
前記媒体が前記第１の温度ではほぼ固体であり、前記第２の温度以上では可逆的な相転移をする請求項１２記載の構成物。
【請求項１４】
前記薬剤が前記媒体の中に含有されている請求項１２記載の構成物。
【請求項１５】
調節された形で薬剤を生体内投与するためのシステムであって、
移植可能な構成物を有し、
前記構成物が、
非導電性コアと前記コアに付着する金属シェルとを有し、８００から１２００ｎｍの間の波長の電磁波を吸収して熱に変換する複数の粒子と、
少なくとも一つの薬剤と、
前記粒子によって加熱される媒体と、
を有し、前記媒体が第１の温度では前記薬剤を保持しており、前記第１の温度よりも高い第２の温度では前記薬剤を放出し、
前記第１の温度は対象の通常の体温であり、前記第２の温度は前記通常の体温よりも１から２０℃高いシステム。
【請求項１６】
バイオセンサシステムを更に有する請求項１５記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【関連出願の相互参照】
この出願は、1998年3月11日に出願された米国特許出願第09/038,377の一部継続出願であり、1999年7月16日に出願された米国仮出願第60/144,296の利益も請求している。これらの出願の内容を参照によってここに導入する。
【０００２】
【連邦政府の支援による研究あるいは開発に関する記述】
この発明は、Office of Naval Researchによって授与された補助No.N00014-97-1-0217のもとに政府の支援を得て行われた。米国政府はこの発明において何らかの権利を有している。
【０００３】
【発明の背景】
【発明の分野】
この発明は、移植されたデバイスあるいは媒体からの制御された形の放出（release）による化学薬品投与（delivery）に関する。さらに詳しくは、この発明は、感熱性ポリマと、薬剤と、光吸収性粒子とを含んだ複合体(composite）材料と、光熱的に調節された形の薬剤放出方法に関する。
【０００４】
【関連技術の記述】
調節された形で薬剤を投与すると、治療剤の放出特性を、対象の生理学的な要求に適合するように操作することができる。こうしたタイプの調節された形の投与システムは、糖尿病など、人体の恒常的な機能に影響を与える病気を治療するときに有用である。糖尿病のインシュリン治療では、食料の摂取のあとにピークがくるように、薬剤を低いベースラインで放出する必要がある（O.B.Crofford Ann.Rev.Med. 46:267-279(1995);F.R.Kaufman Pediatr.Rev. 18:383-392(1997):及びF.Ginsberg-Fellner Pediatr.Rev. 11:239-247(1990)）。
【０００５】
調節された形の生体内薬剤投与を行うための様々な方法が文献に記載されており、現在使用されているし、研究も行われている。機械式のポンプも一般的に使われているタイプの装置の一つである。これまでに検討されてきた別の方法は、薬剤を含有したポリマーマトリックスから材料層を爆破して薬剤を放出させるのに超音波を使用することである。この方法では、タンパクやその他の親水性巨大分子の薬剤とは一般的に適合性を有しない堅固で疎水性のポリマを使う必要がある。そうした超音波法を日常的に実施するときに起きる可能性のある別の問題は、人体組織に超音波エネルギを繰り返し浴びせることの長期的な安全性に関する広範な懸念から連想されるものである。
【０００６】
ポリマーマトリックス材料によって種々の治療剤を隔離するその他の方法が検討されてきた。例えば、米国特許第5,986,043号（Hubbell et al.）には、ホルモンや酵素、抗生物質、抗腫瘍薬、及び細胞サスペンションなどの生物的活性材料に対するキャリヤとして、いくつかの生物分解性ヒドロゲルが開示されている。隔離された薬剤の投薬は、キャリヤのin vivo分解性に依存する。
【０００７】
いくつかの感熱性の親水性ポリマゲル、すなわちヒドロゲルが記載されている。ポリマの温度がその低臨界（あるいは共溶する）共溶温度（ＬＣＳＴ）以上まで上昇すると、ヒドロゲルは可逆的な相転移をし、その結果、ヒドロゲル構造が崩壊（collapse)する（A.S.Hoffman et al.Contr.Rel 4:213-222(9186);及びL.C.Dong et al. J. Contr. Rel. 4:223-227(1986)）。ヒドロゲルが崩壊すると、ヒドロゲルマトリックスの中に保持された可溶性材料が周囲の溶液の中に排出される（R.Yoshida et al.J. Biomater. Sci. Polymer Edn. 6:585-598(1994)）。感熱性材料を医療的に有用な調節された形での薬剤投与デバイスに発展させるうえでの障害は、移植されたデバイスの温度を変えるための満足すべき手段がないことであった。理想的には、温度変化をそのデバイスのところに局在させることによって周囲の組織に損傷を与えないようにしなければならないが、その温度変化は、ポリマ中のコンフォーメーション変化や薬剤投与特性を制御するために迅速なものでもなければならない。加熱パッドや標的外光(non-targeted light)、発熱化学反応などの、温度を変える他の手段が提案されており、研究されている。薬剤放出を制御するために提案されている他の方法としては、磁気粒子が埋め込まれたある種のポリマに交流磁界を加えて薬剤の投与を調節する方法がある。イオン浸透療法も研究されている。
【０００８】
周囲の人体組織に損傷を与えるような可能性を避けつつ、局所的な加熱を行って、移植可能なデバイスから、制御された形で熱的に駆動して薬剤を放出する満足すべき方法を提供しているような方法あるいはデバイスは現在のところない。
【０００９】
【発明の概要】
この発明では、放出媒体から、化学物質を光熱的に(photothermally)調節された形で放出するための方法、デバイス、及びコンポジション(composition)が提供されている。この発明のある実施の形態においては、移植された媒体から、薬剤などの治療剤をin vivoで局所的に光熱的に調節された形で放出するための方法、デバイス、及びコンポジションが提供されている。これらの方法、デバイス、及びコンポジションは、加熱をより局所化することができ、従来の方法やデバイスでは起こり得る周囲組織に対する損傷を避けることができる。この新しい複合体や、その使用方法は、化学物質や薬剤、タンパク、オリゴヌクレオチドなどの多くのタイプの治療剤と適合性を有している。調節は非常に再現性があり、一つのデバイスを多数回の投薬に使用することができる。
【００１０】
この方法及び複合体の一つの利点は、工学的に作製されるナノ構造（金属ナノシェル）によって、吸収と熱への変換のために光を照射することによって感熱性材料の温度を局所的に変えられることである。これによって、多数回の投薬を行う薬剤投与デバイスを移植することができ、適当な光源による照射を調節することによって投薬を外部から制御することができる。
【００１１】
この発明においては、それを必要とする対象へ調節された形で生体内薬剤投与を行うためのコンポジションが提供されている。ある実施の形態においては、このコンポジションは多数の発熱性粒子を有している。これらの粒子の各々は、独立に決められた半径を有する非導電性コアと、このコアに付着していて独立に決められた厚みを有する金属シェルを有している。”独立に決められた半径”とか”独立に決められた厚み”という用語は、シェル及びコアの各々に対する所望の厚みが、他方の厚みを指示することなく選択でき、形成できることを意味している。各粒子はまた、決められたコア半径：シェル厚みの比と、電磁波スペクトルの近赤外領域に決められた最大吸収波長を有している。好ましい実施の形態においては、シェルとコアはリンカ分子によって結合されている。コンポジションは、後ほど元に戻して水溶液の中で薬剤を充填するのに適した乾燥した複合体ヒドロゲルの形でもよい。ある実施の形態においては、複合体は薬剤あるいは生物学的活性材料などの少なくとも一つの治療剤と、水和物の形の適当な媒体、サポート、あるいはキャリヤを含んでいる。媒体は粒子と接触する感熱性材料を有している。必要な熱的接触は、粒子表面をポリマに化学結合するなどすることによってポリマ／粒子境界面を形成することである。治療剤は、コンポジションの温度が例えば約37℃など、対象の通常の体温か、それ以下のときには、コンポジションの中に可逆的な形で含有されている。好ましい実施の形態においては、薬剤は、温度が約40℃あるいはそれ以上のときには、可逆的な形でコンポジションから放出される。ある実施の形態においては、媒体はポリマーヒドロゲルを含んでおり、対象の通常の体温（例えば37℃）では感熱性材料はほぼ固体であり、通常より約3℃以上高い温度（例えば40℃）では、そして好ましくは約40-45℃では可逆的な相転移をする。いくつかの実施の形態においては感熱性材料は一つより多くのポリマから成っている。コンポジションの粒子は、決められた波長の光が照射されると、それらが入射波を熱エネルギに変換するように設計されている。
【００１２】
この発明の粒子のある実施の形態は、硫化金のコアと、金のシェルから成っている。他のある実施の形態においては、コアは二酸化ケイ素から成っており、シェルは金から成っている。ある実施の形態においては、光学的に調節されるナノシェルがポリマーマトリックスの中に埋め込まれている。ある実施の形態においては、ナノシェルがＮ−イソプロピルアクリルアミドとアクリルアミドヒドロゲルの表面の中に埋め込まれている。他のある実施の形態においては、ナノシェルとポリマがいっしょにマイクロ粒子やナノ粒子、あるいは小嚢を形成している。ある実施の形態においては、粒子のコアは直径が、1nmから5μmより若干小さい大きさの間であり、シェルは約1-100nmの厚みである。粒子は約300nmから20μmまでに、そして好ましくは近赤外領域に吸収最大波長を有している。
【００１３】
この発明の別の側面では、上述した新しいコンポジションの中に使用するのに適した光学的に加熱可能な粒子が提供されている。粒子は電磁波が照射されると入射電磁波を効率よく熱エネルギに変換する。入射エネルギの熱エネルギへの変換は、入射電磁波が、粒子の吸収が最大になる決められた波長にあるときに最も効率がよい。
【００１４】
この発明のさらに別の側面では、治療剤を調節された形で生体内投与するためのシステムが提供されている。ある実施の形態においては、このシステムは上述したような複数の感熱性粒子と、少なくとも一つの治療剤と、媒体を有している。この媒体は、粒子と接触していて上述したような特性を有する感熱性材料から成っている。この調節された形の生体内投与システムは、場合によって、治療上の決定を行うのを助けるために生体内状態に関する情報を提供するバイオセンサシステムを有している。望むならば、移植可能な多孔性あるいは浸透性デバイスの中にこのコンポジションを収容することができる。
【００１５】
この発明のさらに別の側面では、治療剤を光熱的に調節された形で生体内投与する方法が提供されている。ある実施の形態においては、この方法は、多数の粒子と少なくとも一つの治療剤と媒体とを含んだコンポジションあるいはデバイスを、治療が必要な対象の体内へ移植する段階を有する。上述したコンポジションの一つから成るコンポジションは、粒子と接触する感熱性材料を含んでいる。この材料は対象の通常の体温よりも若干高い決められた低臨界共溶温度を有していることが好ましい。コンポジションの温度がおよそ対象の通常の体温にあるときには、薬剤はコンポジションによってほぼ保持される。コンポジション、あるいはその一部の温度が低臨界共溶温度まで上昇すると、薬剤の少なくとも一部がコンポジションから対象の体内へ実質的に放出される。この方法は、好ましくは近赤外の電磁波を、移植されたコンポジションあるいはデバイスへ体の外側から照射する段階を有している。照射の量及び持続時間は、粒子の温度を上昇させ、コンポジションあるいはその一部を低臨界共溶温度まで上昇させて薬剤の放出を開始させるのに十分なものである。所望の量の薬剤がコンポジションから体内へ放出されるまで波の照射は続けられる。すべての、あるいは所望の薬剤が投薬されたあと、コンポジションは通常の体温まで戻され、薬剤投与は必要に応じて軽減されるか、停止される。この方法のある実施の形態においては、多数回の投与が必要な場合には、照射がそのあとで繰り返される。
【００１６】
発明の実施の形態を詳しく説明するために、ここで添付図面を参照する。
【００１７】
【発明の実施の形態】
感熱性のヒドロゲルと光学的に活性なナノ粒子の複合体が、光熱的に調節された形の薬剤投与で使用するために開発されている。Ｎ−イソプロピルアクリルアミド（ＮＩＰＡＡｍ）とアクリルアミド（ＡＡｍ）のコポリマは、体温よりも若干高い低臨界共溶温度（ＬＣＳＴ）を有している。このコポリマの温度がＬＣＳＴを越えたとき、ヒドロゲルは崩壊して、ヒドロゲルマトリックスの中に保持されていた可溶性材料が急速に放出あるいは破裂する。
【００１８】
ある実施の形態においては、ある波長の光を強く吸収するように設計された新しいクラスのナノ粒子である金−硫化金のナノシェルが、光を複合体に当てることによって温度をイニシエイトする(initiate)目的で、ポリ（ＮＩＰＡＡｍ−ｏ−ＡＡｍ）ヒドロゲルの中に組み込まれている。800から1200nmの間の波長の光が比較的減衰の小さい組織へ通され、ナノ粒子によって吸収され、熱に変換される。このようにして発生した熱は近傍のヒドロゲルの崩壊を引き起こし、様々な分子量の化学薬品やタンパクを、この新しい複合体ヒドロゲルから著しく放出させる。また、繰り返し照射に応じてこの複合体ヒドロゲルが多数のタンパクバーストを放出する性能を有することがわかった。
【００１９】
この光熱的に調節される化学薬品投与システムの一つの実施の形態においては、薬剤を含有した熱的に可逆なポリマーマトリックスの中で近赤外線（近ＩＲ）が効率よく熱に変換されて、薬剤投与の速度が変えられる。特殊な金属がコーティングされた粒子（”ナノシェル”）がポリマーマトリックスの中での熱伝達剤として用いられる。ナノシェルは数ナノメートルから約5ミクロンまでの範囲の直径を有しており、電磁波スペクトルの可視及び近赤外領域に、決まった波長の最大吸収を有している。金ナノシェルは、硫化金（R.D.Averitt et al. J.Opt.Soc.Am. B 16:1824-1832(1999)及びR.D.Averitt et al. Phys.Rev.Lett. 78:4217-4220(1997)）あるいは二酸化ケイ素（米国特許願No.09/038,477）などの誘電体コアを取り囲む金の薄い層から成る光学的に活性なナノ粒子の好ましいクラスである。
【００２０】
一つの実施の形態においては、ナノシェルはシリカ粒子（コア）の表面をアミノプロピルトリエトキシシランで修飾して、表面にアミングループを添加することによって製造されることが好ましい。これらはそのあとコロイド金でシードされる。溶液中での化学還元を介してさらにコロイド金が添加されて、粒子の金シェル層が形成される。粒子の最大光学吸収の波長（λmax）は、与えられたコア及びシェルの材料と粒子直径を有する粒子に対して、コア半径とシェル厚みの比によって決まる。これらの変数（すなわちコア半径及びシェル厚み）のそれぞれは、ナノシェルを製造するときに容易かつ独立に制御することができる。米国特許願第.09/038,377号により詳しく記述され示されているように、シェル厚みと、コア直径と、ナノ粒子全体の直径を変えることによって、ナノシェルの光学的特性を可視及び近赤外スペクトルにわたって調整することが可能である。二酸化ケイ素あるいはＡｕ2Ｓのコアの上の、金あるいは銀であることが好ましいコア及びシェルの材料を変えることによっても、ＵＶから近赤外スペクトルまでの大部分をカバーするように調節範囲を広げることが可能である。従って、ナノシェルの光学的減衰特性を修正して、ナノシェルが種々のレーザから発した光を最適な形で吸収するようにできる。
【００２１】
光熱的に制御される皮下薬剤投与を調べているいまの場合には、ナノシェルは特に”水分窓”と呼ばれているスペクトル範囲において近赤外光を吸収するように調節される。これは、発色団の吸収スペクトル（<800nm）と水の吸収スペクトル（>1200nm）との間に存在する組織の吸収スペクトルにおけるギャップになる（C.R.Simpson et al.Phys.Med.Biol. 43:2465-2478(1998)）。
【００２２】
この発明においては、これらの調節されたナノシェルを組み込んだ薬剤／ポリマ／ナノシェルの複合体材料が皮下など人体の所望の箇所へ移植される。800から1200nmの間の波長の光は組織の中を透過し（C.R.Simpson et al.Phys.Med.Biol. 43:2465-2478(1998)）、そのあとヒドロゲルの中に埋め込まれた調整されたナノシェルによって吸収される。例えば、Ｎｄ：Ｙａｇレーザからの近赤外光を人体の外側から当てることができる。近ＩＲ光はナノシェルによって吸収されるから、熱が発生し、その近傍のポリマーマトリックスへ伝わる。その結果、ポリマの温度がそのポリマの低臨界共溶温度（ＬＣＳＴ）以上まで上昇し、コポリマ中にコンフォーメーション変化を引き起こし、それによって、捕捉されている薬剤の放出特性に変化が生じる。
【００２３】
感熱性ポリマ
Ｎ−イソプロピルアクリルアミド及びエラスチンペプチドポリマなどの感熱ポリマを、調節された形の薬剤投与に応用する候補として調べた。というのは、それらは比較的小さな温度変化に応じてポリマーコンフォーメーション（そして、薬剤投与の浸透性及び速度）が繰り返し可変だからである。電磁波エネルギをデバイスに加えることによって薬剤投与速度を制御することができるようなデバイスを移植する光熱的に調節される形の薬剤投与は、多くのケースにおいて治療上に利点があるが、特にインシュリン治療においてそうである。近赤外光（800-1100nm）は組織による吸収が非常に小さいために、非常に少ない減衰で組織を通過する。従って、移植されたデバイスへの外部からのアクセスが可能であり、そのデバイスを取り囲んでいる組織を加熱してしまうことを避けることができる。
【００２４】
上述したように、Ｎ−イソプロピルアクリルアミドとアクリルアミドとの共重合（ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−Ａａｍ）ヒドロゲルはその低臨界共溶温度（ＬＣＳＴ）が体温よりも若干だけ高い感熱性ポリマである。ポリマの温度がそのＬＣＳＴ以上まで上昇すると、可逆的な相転移を起こし、その結果、ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル構造が崩壊する（A.S.Hoffman et al.J.Contr.Rel. 4:213-222(1986);及びL.C.Dong et al. J.Contr.Rel. 4:223-227(1986)）。この崩壊によって、ヒドロゲルマトリックスの内部に保持された材料が周囲の溶液の中へ排出される（R.Yoshida et al.J.Biomater.Sci.Polymer Edn. 6:585-598(1994)）。純粋なＮＩＰＡＡｍヒドロゲルは、それが崩壊するとその表面に厚い皮を形成する。皮が形成されたあとはヒドロゲルの外への材料の輸送は大きく低減される（R.Yoshida et al.J.Biomater.Sci.Polymer Edn. 6:585-598(1994)）。また、修正されていないＮＩＰＡＡｍのＬＣＳＴは32℃であり、体温よりもずっと低い（J.H.Priest et al.Reversible Polymer Gels and Related Systems 350:255-264(1987);及びL.C.Dong et al.Reversible Polymer Gels and Related Systems 350:236-244(1987)）。
【００２５】
ＡＡｍをより多くしてＮＩＰＡＡｍから形成されたコポリマは比較的薄い表面層を形成するため、ヒドロゲルが崩壊するときに、ヒドロゲルマトリックスの内部に保持された可溶性材料はより容易に周囲の溶液の中へ排出される。コポリマの中に含まれるＡＡｍの量に応じて、ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルは32-65℃の範囲のＬＣＳＴが可能である。95%のＮＩＰＡＡｍと5%のＡＡｍから成るコポリマーヒドロゲルは、約40℃のＬＣＳＴを有している（J.H.Priest, et al. Reversible Polymer Gels and Related Systems 350:255-264(1987);及びL.C.Dong et al. Reversible Polymer Gels and Related Systems350:236-244(1987）)）。従って、こうしたコポリマーヒドロゲルは、人体の通常のコア温度よりも若干だけ高い温度でヒドロゲルを崩壊させたいような場合での使用に適している。
【００２６】
周囲の組織に熱的な損傷を引き起こす可能性があるために、移植されたヒドロゲルを直接加熱することは望ましくないことから、他の手段によってエネルギをヒドロゲルへ伝えることが望ましい。ＩＲ光はそうした手段の一つである。しかし、ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルは近ＩＲ光を強くは吸収しない。従って、周囲の組織に害を与えないでこれを通過することができるような光でヒドロゲルでの加熱を実現するために、ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルの表面の中に、光を吸収するナノシェルを埋め込んだ。近ＩＲスペクトルでの複合体の減衰スペクトルはナノシェルによって決められるが、一方では約40℃のＬＣＳＴを有するＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍコポリマの相転移特性は複合体中で維持される。
【００２７】
金属ナノシェル
上述したように、金属ナノシェルは、極めて薄い金属層がコーティングされた非導電性の半導体あるいは誘電体のコアから成る新しいタイプの”ナノ粒子”である。ナノシェル粒子の直径はナノメートルの範囲を超えることもあり、約1nmから約5ミクロンの範囲である。共に係属中の米国特許出願第09/038,377により詳しく記載されているように、金属ナノシェルは特異な物理的特性を有している。特に、金属ナノシェルは金属コロイドに類似した光学特性を有している。すなわち、強い光学吸収と、そのプラズモン共鳴に関係した極めて大きくかつ速い３次の非線形光学（ＮＬＯ）分極を有している。
【００２８】
共鳴においては、金コロイドの希釈溶液は周知の任意の物質にいくつかの非常に強い電子ＮＬＯ感受率を有している。（Hache, F. et al. App.Phys. 47:347-357(1988)）。金属ナノシェルは同様の強い電子ＮＬＯ感受率を有している。しかし、それぞれが単一の共鳴周波数しか持たない単純な金属コロイドと違って、金属ナノシェルのプラズモン共鳴周波数はナノ粒子コアの相対的な寸法と、金属シェルの厚みに依存する（Neeves, A.E. et al .J.Opt.Soc.Am. B6:787(1989)及びKreibig, U. et al. Optical Properties of Metal Clusters,  Springer, New York(1995)）。コアとシェルの相対的な厚みを調節することによって、金属ナノシェルは電磁波スペクトルの可視及び赤外の全範囲にわたって任意の波長で光を吸収あるいは散乱するように製造することが可能である。粒子の構成層の相対的な寸法あるいは深さによって、その吸収波長が決まる。入射する光を吸収するか散乱するかは、粒子直径と入射光の波長の比に依存する。
【００２９】
任意の与えられたコア及びシェルの材料に対しては、粒子の最大吸収は、コアの厚み（すなわち半径）とシェルの厚みの比に依存する。参照した合成方法によって実現されるコア半径：シェル厚み（コア：シェル）の比に基づいて、可視領域から赤外のおよそ5ミクロンまでの範囲に及ぶプラズモン共鳴を有するナノシェルを容易に製造することができる。金属蒸着反応の条件を変えることによって、金属シェルの厚みとコア半径との比は予測可能な制御された形で変えられる。従って、粒子は、約2-1000の範囲のコア半径対シェル厚み比で形成される。この大きな比と、コア寸法の制御を組み合わせると、可視及び赤外のスペクトル範囲の大部分にわたって、周波数に敏感な大きな吸収を有する粒子が得られる。
【００３０】
比較によれば、分子種の吸収により金コロイドのプラズモン共鳴に引き起こされる偏移は極めて小さく、一般に10nmかそれ以下である。（Kreibig(1995)）。金属ナノシェルあるいはナノシェル−組成材料の非線形光学（ＮＬＯ）特性は、対象とする光学波長あるいはその近傍にプラズモン共鳴をうまく設定することによって共鳴的に増大させることができる。プラズモン共鳴の極めて敏感な”調整性”は金属ナノシェルに全く固有の特性である。他の分子構造あるいはナノ粒子構造においては、光学吸収の共鳴やＮＬＯ特性を多かれ少なかれそれほど容易に、また極めて広い波長範囲で系統的に設計することはできない。
【００３１】
Averitt,R.D.ら（Phys.Rev.Lett. 78:4217-4220(1997)）によって述べられているように、いくつかの金属ナノシェルの光学特性が、金で終端された硫化金のナノ粒子を成長させて研究することによって詳しく調べられた。硫化金粒子の直径は、およそ40-45nmの寸法に制限されており、薄い（すなわち5nm以下）金のシェルを有している（H.S.Zhou et al. Phys.Rev., 50:12052-12056(1994)）。また、Averittら(1997)も参照すること。第09/038,377号に記載されているように（Oldenburg, S.J. et al.  Chem.phys.Lett. 288:243-247(1998)も参照のこと）、ナノメートルスケールの薄さを有する均一な金属層の成長を誘電体コアの上で行うためのより一般的な方法が開発されている。簡単に説明すると、このプロセスでは、溶液の中に分散された誘電体あるいは半導体のナノ粒子を成長させる段階あるいは得る段階を有している。非常に小さい（すなわち1-2nm）金属”シード”コロイドが、好ましくはシェル層をコア層へ接合する化学結合あるいは分子結合によってナノ粒子の表面上へ束縛されるかあるいは付着される。適したリンカー分子としては、コアと、シェルの原子、イオンあるいは分子の両方を結合することができる任意の分子がある。リンカー結合は、シェルと内側層の両方に対して共有結合であることが好ましいが、イオン結合やローンペア(lone-pair)相互作用、水素結合、ファンデルワールス相互作用などを介する結合でもよい。シードコロイドは誘電体ナノ粒子の表面を不連続な金属コロイド層で覆う。次に、溶液中の化学還元によって別の金属を”シード”金属コロイド吸着物質の上に成長させる。このアプローチは、金と銀の金属シェルをシリカナノ粒子の上にうまく成長させるのに使用されている。
【００３２】
シェルすなわち外側層を形成するのに適した金属としては貴金属や貨幣金属があるが、電気伝導性を有する他の金属を用いることもできる。その選択は所望する使い方による。シェルに使用するのに特に適した金属としては、金、銀、銅、プラチナ、パラジウム、鉛、鉄などがあるが、これらに制限されるわけではない。金と銀が好ましい。そうした金属の合金や不均一な混合物も使用することができる。シェル層は約1から100nmの厚みであることが好ましく、コアの外側表面を均一にコーティングするか、あるいは原子あるいは分子のクラスタで部分的にコアをコーティングする。
【００３３】
コアは球形、立方体、円柱、あるいはその他の形状でよい。コアの幾何学的形状に関係なく、粒子の寸法と形状はほぼ均一であることが好ましく、球形であることが好ましい。多数の金属ナノシェルを有するコンポジションは、粒子の所望の最大吸収に応じて、数ミクロンまでの範囲のほぼ均一な直径を有する粒子を含んでいることが好ましい。
【００３４】
コア、すなわちシェル層に隣接する内側層は非導電性あるいは誘電体である。適した誘電体コア材料としては、二酸化ケイ素、硫化金、二酸化チタン、ポリメチルメタアクリレート（ＰＭＭＡ）、ポリスチレンや、デンドリマ(dendrimer)などの巨大分子があるが、これらに限定されるわけではない。非導電性層の材料は粒子の特性に影響を与える。従って、コア材料の誘電体定数が粒子の吸収特性に影響する。コアは誘電体材料を混合したものか、層状に組み合わせたものである。
【００３５】
この例において用いられている粒子は２層であり、非導電性のコアと、導電性の外側層すなわちシェルを有している。望むなら、非導電性層と導電性層を交互にすることによって、光学的に調節される多重壁あるいは多重層のナノシェル粒子を形成することができる。少なくとも一つのシェル層は容易に電気を通すことが好ましいが、ある場合には、一つのシェル層が、隣接する内側層よりも小さい誘電体定数を有しているだけでよい。金属の、あるいは金属状のシェル層は最外層であることが好ましい。ここで説明した方法を用いて、隣接する層へ別の層を付けてもよい。粒子は、実施の形態における所望の最大吸収に応じて、およそ1nmから数ミクロンまでの範囲の均一な半径を有していることが好ましい。
【００３６】
適したナノシェルに対する一つの実施例は以下のようなものである。37nmの平均直径の硫化金コアと、4nmの金シェル平均厚みを有する金ナノシェルが、20mlの2mMＨＡｕＣｌ4と28mlの1mMＮａ2Ｓを組み合わせることによって形成される。反応の進行はＵＶ−可視の分光器（Ｕ−２００１、Hitachi Co.,Tokyo）を用いてモニタし、400-1050nmでの溶液の減衰スペクトルを観測した（Averitt et al.(1997)及びAveritt et al.(1999)）。ナノシェルが形成されるとき、減衰スペクトルはＩＲへ赤方偏移し、そのあと停止して、可視スペクトルへ青方偏移するピークを有していた。これが起きたとき、ピークの大きさは狭くなり、そして大きさが増大した。減衰ピークが所望の波長に達したときに、金シェルの成長を止めることによってこの偏移を止めるために、3.5l□ｌのメルカプトプロプリオン酸を添加した。例えば、ナノシェルに用いるレーザの波長が約1064nmであるような一つの調合においては、減衰ピークの中心が1050nmあたりのときに金シェルの成長を止めた。次にこの溶液を1MのＮａＯＨでｐＨ10.5までもってきて、3000RPMで20分間にわたって４回遠心分離して、4℃で貯蔵した。その結果できたナノシェルの寸法及び多分散性を、ナノシェル溶液の滴を銅網上のカーボンフィルムの上で蒸発させて透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ、ＪＥＭ−２０１０、ＪＥＯＬ、Peabody,MA）によってナノシェルを観察することによって求めた。約821nmの最大吸収波長を有する他のナノシェル調合を同じようにして作成した。ナノシェルの最大吸収波長は、使用しているレーザのピーク波長から約10-15nmの範囲内にあることが好ましい。このようにして製造された金／硫化金のナノシェルは所望のコーティング厚みで形成することができ、約600-1100nmの範囲にわたって調整可能である。
【００３７】
金／二酸化ケイ素などの他の適した金属ナノシェルを、共に係属中の米国特許出願第09/038,377号に記載されているようにして製造することができ、光熱的に制御される薬剤投与を実現するための感熱性ポリマー複合体に使用する光熱的に変化する粒子が得られる。
【００３８】
ナノシェル−複合体ヒドロゲル製造
ナノシェル−複合体ヒドロゲル材料は実施の形態に従って作成され、一般に感熱性コポリマと、予め決められた波長で光を強く吸収するように設計されたある量のナノシェルから成っている。ナノシェルは、それらを液体のポリマープリカーサと混合してそのあとポリマーマトリックスを形成することによって、ヒドロゲルの一つあるいは複数の層の中に埋め込まれる。図１に簡単に示されているように、この発明の実施の形態に従って作成されたナノシェルを含んだヒドロゲル複合体１０は、ヒドロゲルのベース層１２と、ナノシェルを含んだ加熱層１４とを有している。ベース層１２は全体的に分散されヒドロゲルの中に捕捉されている化学薬品、薬剤、あるいは治療剤２０の粒子を含んでいる。望むならば、ナノシェル１６は硬化するまえに加熱層の中でヒドロゲル中に沈殿させて、ナノシェル１６がベース層１２と隣接するようにできる。ナノシェル１６の共鳴周波数あるいはその近傍の周波数を有する光をナノシェルへ当てると、それらは高温になる。このようにして発生された熱はベース層１２へ伝えられ、いったんそれが崩壊温度に達すれば崩壊する。ベース層１２の崩壊によって図２に簡単に示されているように、粒子２０が放出される。
【００３９】
例えば、好ましい複合体を作成する一つの方法は以下のようである。ＮＩＰＡＡｍを（低臨界共溶温度を体温よりも若干だけ高くなるように変更するために）アクリルアミド及びとクロスリンカとしてのｂｉｓ−アクリルアミドと混合する。フリーラジカル開始剤を添加し、液体をヒドロゲルに変換する。ＮＩＰＡＡｍはアルドリッチ(Aldrich)(Milwaukee, WI)から入手し、ｎ−ヘキサンの中で再結晶化した。ＡＡｍ、Ｎ，Ｎ’−メチレンビスアクリルアミド（ＭＢＡＡｍ）、過硫酸アンモニウム（ＡＰＳ）、Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルエチレンジアミン（ＴＥＭＥＤ）、ＨＡｕＣｌ4、Ｎａ2Ｓ、メルカプトプロプリオン酸、及びＮａＯＨはAldrich(Milwaukee, WI)から入手して使用した。この研究においては、ヒドロゲルは1.75Mのポリ（ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍ）の２層から作成した。主要なモノマ溶液を、全体で15mlのＮＩＰＡＡｍとＡＡｍを丸底フラスコの中へ95/5のモル比で入れて形成した（ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍ）。クロスリンカとしてＭＢＡＡｍを1/750のモル比（クロスリンカ／モノマ）で加えた。フラスコをあけて、50μlの1%ＡＰＳ溶液（w/w)と10μlのＴＥＭＥＤ（6.6μM）を加えて、ヒドロゲルを形成する酸化還元反応を起こさせた。次にヒドロゲルプリカーサ溶液を、1.5mmのテフロンスペーサによって隔てられた２枚のスライドガラスから成るモールドの中へ注いだ。30℃2時間で硬化したあと、モールドのフェースプレートを取り除き、モールドの壁を1mmだけ伸ばした。そして、モールドの上にフェースプレートを設置した。さらに10mlのモノマ溶液を、350μlの濃縮ナノシェルサスペンションをＡＰＳ及びＴＥＭＥＤと同時に加えて、上述したようにして作成した。この副次的なコポリマ溶液を最初のヒドロゲルの上へモールドの中へ注いで、22℃で2時間にわたって硬化させた。その結果得られる２重層のヒドロゲルをモールドから取り出し、24時間にわたって脱イオン水の中で膨潤させたそのあと、それをコルク穴あけ機で直径1cmのディスクに切断し、真空オーブンの中で夜通し乾燥させた。ナノシェルを有さないコントロールの２重層ヒドロゲルを、同じようにして、しかし第２のモノマ溶液へナノシェルサスペンションを加えずに形成した。
【００４０】
ナノシェルが薄い表面層の中に濃縮されているこの２重層構造はこのヒドロゲルシステムにとって好ましい。なぜなら、不透明なより厚い層１２は光をかなり散乱し、十分なエネルギ伝達を実現することが困難だからである。この問題を避けるために、ナノシェルを含んだ層１２を低温で重合して、厚い層へ化学的に結合された透明で光を散乱しないヒドロゲルを得た。このヒドロゲル形態においては、上述した方法で作成されたた２重層ヒドロゲルは取り扱い性能が優れており、移植デバイスとしての使用に適している。
【００４１】
これとは違って、ある用途に対しては注射可能なコンポジションとして、薬剤を含んだ複合体を調合することが望ましい。これらの実施の形態においては、ナノシェル−複合体ヒドロゲルは、成分が、入射した電磁波が効率よく吸収され、化学薬品を含んだゲルへ熱を効率よく伝達できるように配置されているマイクロ粒子、ナノ粒子、あるいは小嚢として形成することが可能である。
【００４２】
以下の例においてより詳しく説明されるように、各薬品は所望の溶液中における再水和物化によってこれらのヒドロゲルの中へ充填される。これとは違って、薬品を、発熱重合プロセスのときに変性することなく、あるいは活性を失うことなくヒドロゲルを形成するプリカーサと組み合わせてもよい。
埋め込まれるナノシェルのシェルに用いる金属の選択によっては、また、ヒドロゲルに用いるポリマの選択によっては、ある場合には、適切な熱伝達を行うにはナノシェル表面とポリマとの間の接触が不十分かもしれない。これは、両者を化学的に結合することによって克服することができる。例えば、チオールグループとアクリレートグループ（例えばＣｙｓ−ＰＥＧ−アクリレート）を有する分子を使用してもよい。ポリマへのナノシェルの結合あるいは束縛は、オリゴヌクレオチドなどの大きな薬剤を放出するためにヒドロゲルの孔寸法を非常に大きくする必要がある場合には、小さい径のナノシェルが失われないようにするために望ましいことである。ナノシェル材料からのエネルギ伝達をより大きくすることが望ましい用途においては、例えば二重壁のナノシェルを使用することによってナノシェルの構造を変えるとよい。多重壁あるいは多重層のナノシェルの製造は、米国特許出願第08/038,477号に記載されているようにして行うことができる。
【００４３】
上述した方法に対する他の変形あるいは変更としては、媒体による擬似的な光散乱を避けることができるなら、感熱性材料から成る巨視的なマトリックスの中にナノシェルを埋め込むことが挙げられる。これとは違って、光を吸収するナノシェルを、感熱性材料から成るマイクロ粒子の中に埋め込んだり包んだりすることもできる。マイクロ粒子を作成するためには、感熱性ポリマを個々のナノシェルの表面に付ける。別の方法として、感熱性材料をナノシェルのコアとして使用し、巨視的あるいは微視的な形で導電性シェルをコーティングとして感熱性材料の外側に付けてもよい。
【００４４】
複合体例の熱的挙動
コントロールと、ナノシェル−複合体ヒドロゲル（グループ当たりn=3）を、室温で24時間にわたってトリス緩衝液（0.05M、ｐＨ7.4）の中で膨潤させた。この研究に使用したナノシェルはＡｕ2ＳコアとＡｕシェルから構成されている。ヒドロゲルを60分間にわたって50℃に保持されたトリス緩衝液へ移した。そのあと、それらを室温の水浴へ戻した。ヒドロゲルの重量をこの手続きの間、設定された間隔で測定した。重量を測定するまえに、それらを湿ったペーパータオルで軽くたたいて、表面の過剰な水分を除去した。上述したようにして、別のコントロールとナノシェル−複合体ヒドロゲルのディスクの別のセットを膨潤させ、そのあと500□lのトリス緩衝液を収容したガラスびんへ移した。次に、各ガラスびんをその垂直軸に沿ってパルス駆動のＮｄ：ＹＡＧレーザ（1064nm、164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期、Surelite II、Continuum, Santa Clara,CA）で、ビームの断面の中にヒドロゲル全体が入るようにして照射した。ナノシェルが埋め込まれた薄い層をレーザービームに対向するように配置した。これとは別に、連続発振のレーザダイオード（821あるいは832nm、700mW、Coherent, Santa Clara, CA）を使用して複合体ヒドロゲルディスクに照射した。60分間の照射のあいだ、上述したようにして10分間隔でヒドロゲルの重量を測定した。60分後にレーザを止めて、ヒドロゲルを室温に放置し、次の30分間において15分間隔で重量を測定した。ヒドロゲルの重量は照射シーケンスを開始したあと、24時間にわたって記録した。コントロールとナノシェルを含んだヒドロゲルの％解膨潤を求めた。ヒドロゲルの崩壊と膨潤の程度は、解膨潤率（ＤＳＲ）
ＤＳＲ＝１００×重量（ｔ）／重量（ｔ＝０）
によって表される。
【００４５】
ナノシェル−複合体ヒドロゲルの崩壊は、熱伝達の方法が直接加熱のときに、すなわちヒドロゲルを図３に示されているように50℃の水浴の中に設置したときにＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍコントロールヒドロゲルで観測されるものとあまり変わらなかった。ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）とナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）の崩壊と膨潤が、821あるいは832nmのレーザーダイオード（800mW）で40分間にわたって照射しているときと、そのあとについて示されている。解膨潤率は、照射を止めたあとのさらに30分にわたって追跡した。データは平均±ＳＤである。いったんヒドロゲルを50℃緩衝液から取り出したら、コントロールと複合体ヒドロゲルの両方を同じ速度で膨潤させた。24時間までに、すべてのサンプルがその平衡膨潤状態まで戻った。
【００４６】
しかし、複合体ヒドロゲルの中にナノシェルを組み込むことによって、加熱方法を温かい緩衝液の中に浸けるものから近ＩＲ照射に変えたとき、図４Ａに示されているように、崩壊の速度に著しい違いが起きた。連続発振のレーザーダイオード（821nm(800mW)）で40分間にわたって照射しているときと、そのあとでのＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）とナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）の崩壊と膨潤が図示されている。図４Ｂは、コントロールとナノシェル複合体ヒドロゲルがＮｄ：ＹＡＧレーザ（1064nm(164mJ/パルス、7nsecパルス長、１時間にわたっての10Hzの繰り返し周期)）で照射したときの類似の研究に対する結果を示している。複合体ヒドロゲルの解膨潤がコントロールヒドロゲル（ナノシェルを加えない）に対するよりも大きくなっていることがわかった。図４Ｂにおいては、ダイヤモンド形状がＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルを示しており、ナノシェル−複合体ヒドロゲルは正方形で表されている。
【００４７】
光熱的に調節される薬剤放出
ナノシェルが埋め込まれた、また埋め込まれていない感熱性のＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍコポリマの薬剤放出挙動を調べて、光熱的に調節される薬剤投与に対するこれらのポリマ−ナノシェル複合体の適合性を決定した。50℃の水浴へ浸すことによる、また1064nmでレーザ照射することによるＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルの崩壊をそれぞれの場合に測定し、同じ条件でのナノシェル複合体ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルによって現れる崩壊と比較した。コントロールとナノシェル複合体ヒドロゲルの照射によって引き起こされる放出の量を、種々の分子量を有するいくつかのモデル”薬剤”に対して比較した。示されているデータはすべて三つのサンプルの平均であり、標準誤差（ＳＥＭ）をかっこの中に示している。これらのサンプルにおいては、低分子量の”薬剤”を表すためにメチレンブルーを使用し、リゾチーム、オバルブミン、及びＢＳＡタンパクは大きな分子量の薬剤あるいは治療剤を表している。
【００４８】
例１：メチレンブルーのナノシェルで仲介された放出
乾燥したナノシェル−複合体ヒドロゲル（n=3）をメチレンブルー染料溶液の中に設置して（0.05Mのトリス緩衝液中にMW374、0.33mg/ml、ｐＨ7.4）、室温で48時間にわたって膨潤させた。メチレンブルーを充填したあと、〜1cmのヒドロゲルディスクを染料溶液から取り出して、素早く新鮮なトリス緩衝液の中ですすぎ、2.4mlのトリス緩衝液を収容するガラスびんの中へ設置した。次に、上述したようにして、ガラスびんをその垂直軸に沿ってパルス発振のＮｄ：ＹＡＧレーザで照射した。ヒドロゲルは40分間にわたって照射を行った。トリス緩衝液のサンプルを設定された間隔でガラスびんから取り出し、663.5nmにおける吸収を測定して、放出緩衝液中のメチレンブルーの濃度を求めた。0-40分の照射のあとに放出されたメチレンブルーの量が図５Ａに示されている。図面において、照射を行わなわなかったコントロールに対する結果はダイヤモンドで表されている。照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルは三角形で表されており、照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲルは正方形で表されている。照射は1064nm（164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期）で40分間にわたって行った。データは平均±ＳＥＭである。
【００４９】
例２：オバルブミンのナノシェルで仲介された放出
乾燥したナノシェル−複合体ヒドロゲル（グループ当たりn=3）を10mg/mlのオバルブミン溶液（MW45,000）の中に設置し、4℃で48時間にわたって膨潤させた。次に、オバルブミンが充填されたヒドロゲルをすすいで、上述したように照射を行った。通常のビシンコニニック(bicinchoninic)酸タンパクアッセイを用いて、放出されたオバルブミンの量を求めた（Pierce, Rockford,IL）。コントロールは、ナノシェルを有しておらずレーザで照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲルと、レーザ照射が行われなかったヒドロゲルから成っている。図５Ｂは、照射が行われなかった（ダイヤモンド）、照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍ（三角形）、そして照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（正方形）からのオバルブミンの放出を示している。照射は1064nm（164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期）で40分間にわたって行った。データは平均±ＳＥＭである。
【００５０】
例３：ウシ血清アルブミンのナノシェルで仲介された放出
乾燥したナノシェル−複合体ヒドロゲル（グループ当たりn=3）を10mg/mlのウシ血清アルブミン（ＢＳＡ、MW66,000）の溶液の中に設置し、4℃で48時間にわたって膨潤させた。次に、ＢＳＡが充填されたヒドロゲルをすすいで、5分間にわたって照射を行い、20分間にわたって膨潤させ、再びさらに20分間にわたって照射を行って、この系で多数の放出バーストが実現されているか決定した。ビシンコニニック酸タンパクアッセイを用いて、放出されたＢＳＡの量を求めた。図５Ｃは、照射が行われなかった（ダイヤモンド）、照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（三角形）、そして照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（正方形）からのＢＳＡの放出を示している。照射は1064nm（164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期）で40分間にわたって行った。データは平均±ＳＥＭである。図５Ｄは、ＢＳＡを含んだ複合体ヒドロゲルの同様のセットを821nm（700mW）で40分間にわたって照射したときに得られた結果を示している。照射が行われなかった（正方形）、照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）、そして照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）からのＢＳＡの放出が示されている。低分子量モデルの化合物であるメチレンブルーの、ナノシェル複合体ヒドロゲルからの放出は、ナノシェルを有しないレーザ照射されたヒドロゲル、あるいは照射が行われなかったヒドロゲル（図５Ａを参照のこと）で観測されたものよりも増大した。オバルブミンが充填されていてレーザで照射が行われたコントロールヒドロゲル（ナノシェルを有していない）は、照射が行われなかったヒドロゲルに比べるといくらかのレベルで放出が増大していた。しかし、ナノシェル複合体ヒドロゲルはＩＲ照射を行うと、コントロールヒドロゲルの両方のセット（図５Ｂを参照のこと）に対して、放出されるオバルブミンの量が著しく増大した。同じような結果が、コントロールと、ＢＳＡが充填されたナノシェル複合体ヒドロゲル（図５Ｃ−Ｄを参照のこと）に対して得られた。
【００５１】
ＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍは少量のＩＲ光を吸収してそれを熱に変換し、その結果、少量のヒドロゲルが崩壊するが、ナノシェルは、近ＩＲ照射を行ったときこの波長において光を強く吸収してそれを熱に変換し、ナノシェル−複合体ヒドロゲルの局所的な温度を急速に上昇させるように特別に製造される。ヒドロゲルの崩壊によって、ヒドロゲルの外へ薬剤を輸送するための対流力が提供される。ナノシェル−複合体ヒドロゲルから放出される薬剤の量は、拡散と対流の駆動力の相対的な強度によって決まる。ヒドロゲルの孔の寸法及び湾曲(tortuosity)は、メチレンブルーの拡散に対する大きな障壁にはならなかった。従って、拡散が薬剤放出の主要な駆動力であり、コントロールとナノシェル−複合体ヒドロゲルとにおけるメチレンブルーの放出の間の小さな差の原因である。ヒドロゲルの孔寸法はここで調べているタンパクのような大きな分子に対して大きな妨害となり、対流力がより支配的になる。その結果、対流による輸送が薬剤放出の支配的なメカニズムになり、図３Ｂ−Ｃに示されているようにレーザ照射のときに放出されるオバルブミンやＢＳＡの量が著しく増大し、そして複合体サンプルとコントロールとの間に大きな差が生じる。
【００５２】
例４：ウシ血清アルブミンの反復放出
すべての薬剤あるいは治療剤が最初の照射シーケンスのときに放出されないと、図６Ａ−Ｂに示されているように、薬剤の放出のさらなるバーストがそのあとの照射によって引き出される。いったんレーザ照射が停止すると、ヒドロゲルマトリックスから外へ材料を対流輸送するための駆動力が取り除かれる。このときには、薬剤放出は拡散によって駆動され、特に、大きな薬剤分子に対しては放出される量は照射によって発生されるよりもずっと少ない。ヒドロゲルはレーザが停止するとすぐに膨潤を始め、その平衡状態へ戻る。このときに供給される第２の照射シーケンスによってヒドロゲルが再び崩壊し、その結果、薬剤分子の別の放出バーストが発生する。この放出パターンはＢＳＡに対して説明した。
【００５３】
例３で述べたようにして複合体ヒドロゲルのセットを作成した。しかし、コントロールとＢＳＡが充填された複合体はかわりに間欠的な照射を行った。この場合には、ナノシェル複合体ヒドロゲルからのＢＳＡの放出の多数”バースト”が周期的な照射に応じて得られる。図６Ａは、連続発振のレーザーダイオードによる821nm（800mW）でのシーケンシャル照射によるナノシェル−複合体ヒドロゲルからのＢＳＡのパルス的な放出を示している。データは平均±ＳＥＭである。図６Ｂは、パルスＮｄ：ＹＡＧレーザ（164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期）によって1064nmで得られるＢＳＡの反復放出を示している。図６Ｂに示されているように、複合体は0-5分間隔と25-35分間隔のときに照射を行った。レーザを駆動すると、ＢＳＡ放出の速度が増大することが観測された。いったん照射を止めると放出速度はベースラインレベルまで戻った。レーザ照射をまた加えると、大きなＢＳＡ放出がまた起き、レーザを停止するとベースラインレベルまで戻った。
【００５４】
少なくともいくつかの場合には、中に含まれているタンパクを放出するのに十分なナノシェル−複合体ヒドロゲルの光熱的加熱を、放出されたタンパクを変性させたり不活性にすることなく、実現することができる。
【００５５】
薬剤放出を生体内トリガリングするためのモデル
近赤外照射によって、光が皮膚を通過し、ナノシェル／ヒドロゲル複合体によって吸収されたあと著しい崩壊のトリガリングが現れた。ナノシェル−複合体ヒドロゲルのセットを上述したようにして作成し、処理した。しかし、照射のまえにラットの皮膚の一部をヒドロゲルを収容したガラスびんの上方に設置してin vivo状況を模擬的に作った。ラットの皮膚は、犠牲にした直後にずきんを被せたLong-Evansラットから取り、グリセリン浴の中に3時間置いた。この皮膚片を浴から取り出し、余分なグリセリンをペーパータオルで取り除いた。次にこの片をガラスびんの上方の位置に、ヒドロゲルとレーザのファイバ先端との間にクランプした。そのあと、連続発振のレーザーダイオード（821nm、1.5W）で40分間にわたって皮膚を介してヒドロゲルに照射を行った。ヒドロゲルは照射シーケンスのとき10、20、30、40分に重量を測定した。図７Ａは連続発振のレーザーダイオードを用いて821nm（1.5W）で皮膚を介して照射を行ったときの、ナノシェル−複合体ヒドロゲルの崩壊を示している。データは平均±ＳＤである。図８は、図３で説明したようにナノシェル複合体ヒドロゲルの中にＢＳＡが含まれており、同じ条件でラットの皮膚を介して複合体に照射を行ったときに得られる結果を示している。図８においては、照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲルは正方形で表されている。比較のために、照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）と、皮膚片で上を覆わないで照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）からの放出も示されている。照射は、連続発振のレーザーダイオードを用いて821nm（40分間にわたって1.5W）で行った。データは平均±ＳＤである。40分間の照射時間のあと、皮膚サンプルには損傷は見られなかった。
【００５６】
調節された形の投薬における近ＩＲ光は一般に繰り返し照射しても安全であると考えられている。そうした応用の例は、光学式コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）である。これは、近ＩＲレーザ光源の反射を用いて皮膚の下側にある組織の画像を得る方法である（D.Huang et al. Science 254:1178-1181(1991)）。Lankenauらは、ＯＣＴで、周囲の組織に損傷を与えることなく、悪性メラノーマの画像をin vivoで得ることができることを示した（E.Lankenau et al.SPIE 2981:78-83(1997)）。低出力の近ＩＲ照射がうまく使用されている分野は、フォトダイナミック治療（ＰＤＴ）である。ＰＤＴは、対象とする組織の中へフォトセンシタンザ(photosensitizer)が挿入され、フォトセンシタイザの中に励起状態を引き起こすために照射が行われるものであり、広範囲の治療をカバーしている（A.M.R.Fisher et al. Laser in Surgery and Medicine 17:2-31(1995)）。一量状態へ励起されると、フォトセンシタイザがその基底状態へ緩和するときに蛍光を発する。この方法は、ネズミモデルの腫瘍の画像を得るために使われてきた（R.Weissleder et al. Nature Biotechnology 17:375-378(1999)）。これとは違って、フォトセンシタイザが三重項の励起状態であるときには、細胞毒物質であるシングレット酸素が形成される。この副次的な経路は、周囲の細胞に損傷を与えずに悪性腫瘍細胞を選択的に殺すために使われてきた（Fisher et al.(1995)）。
【００５７】
金がコーティングされたナノシェルが周囲へさらしている表面は、金から成る隣接層である。金は本質的に生物的に不活性な材料であり、歯科治療から関節炎までいろんな分野で使用されている（B.Merchant Biologicals 26:49-59(1998);及びP.O Glantz J.Biol. Buccale 12:3-16(1998)）。実際、それは、不活性がそれよりも劣る材料の生物適合性を評価するための参照材料として使用されてきた（C.Erksson et al. J.Biomed.Mater.Res. 37:130-136(1997)）。従って、ナノシェルコアを取り囲む金シェルは、ナノシェルがヒドロゲル本体から分離されても、悪い生物学的反応を引き起こすことはなさそうである。
【００５８】
薬剤投与マトリックスには様々な感熱性材料が利用できる。ポリ−Ｎ−イソプロピルアクリルアミド（ＮＩＰＡＡｍ）やアクリルアミドは適した材料の例である。しかし、薬剤投与能力に悪い影響を与えることから、これらのポリマは生物分解性でないことが好ましい。複合体、あるいは複合体を含んだデバイスは、埋め込んでから数年にもなるかもしれない薬剤投与が終わったあと、取り出すことができる。
これらのデータは、エネルギを光から熱に変換することに基づいた移植可能な薬剤投与システムの実現可能性を示している。図４Ａ−Ｂに示されているものと類似した薬剤放出特性は、インシュリン治療や、制御されたパルス的な薬剤放出が必要な他の用途などを含めて様々な治療に有用であろう。ある治療体制においては、このシステムを、同時に登録されている米国特許出願第        号に記載されているようなバイオセンシングシステムといっしょに用いると都合がよい。例えば、バイオセンサーインプラントを介して糖尿病患者の体内でのグルコース状態が高くなっていることを検出したら、近ＩＲ調節される薬剤投与システムを駆動して、必要な量のインシュリンを投与する。
【００５９】
ここでは、薬剤やその他の化学薬品を生体内で放出する場合についてこの発明の実施の形態を説明してきたが、この光学的に加熱可能なコンポジションは他の多くの用途において利用でき、利点のある使い方ができる。例えば、産業応用においては、種々の化学薬品や染料、あるいはその他の薬品を、入射波などの外部刺激に応じて放出することが望まれる。同様に、農業分野においては、殺虫剤や除草剤、肥料、あるいはその他の活性薬品を、入射波の形の刺激に応じて放出することが望まれる。同じように、この複合体は、微量の化学薬品を様々な時刻に導入する必要があるようなナノスケールアッセイやいくつかの制御デバイスにおいて使用することができる。これらの場合の各々において、入射電磁波を熱に変換して所望の薬剤を放出さることができるこの発明の複合体の能力は、この複合体をそうした利用に適したものとしている。
【００６０】
同様に、光熱的な、すなわち光学的に加熱可能な粒子などの粒子状ナノシェルを含んでいる実施の形態を上では説明したが、コロイド状金属やカーボンブラックなどの有機粒子、酸化金属、及び、光エネルギを熱に変換する効率的な変換剤となる他の粒子を含めて、光学的に加熱可能な他の粒子も使用することができる。
【００６１】
以上、この発明の実施の形態を説明してきたが、当業者は、この発明の精神及び教示内容から逸脱することなく、それを変形することが可能である。ここで説明した実施の形態は単なる例であって、発明を限定するものではない。ここで説明したこの発明の多くの変形や変更が、発明の範囲内で可能である。例えば、この新しい複合体の好ましい利用は、光熱的に調節される生体内薬剤放出に対するものであるが、外部から制御して感熱性ポリマーマトリックスから物質を熱的に放出することが望まれるような種々の産業応用に、ナノシェルをベースにした同じような複合体を使用できることは容易に理解できる。従って、保護されるべき範囲は、上述した説明によって制限されるのではなく、請求項によってのみ制約されるものである。特許請求の範囲には請求項の従属的事項のすべての均等物が含まれている。ここに引用したすべての特許、特許文献、及び刊行物の内容は、ここでは明確な形で述べなかった関連の材料や方法について記載している限りにおいて参照によって導入した。
【図面の簡単な説明】
【図１】  この発明の第１の実施の形態に従って作成された光学的に加熱可能なコンポジションを示す図であり、放出する前の状態のコンポジションを示している。
【図２】  図１のコンポジションを示す図であり、その放出状態を示している。
【図３】  50℃（0-60分）と室温の緩衝液（60-90分）に浸したときのＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）とナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）の熱的挙動を示すグラフである。データは平均±ＳＤである。
【図４Ａ】  821nm(800mW)のレーザーダイオードで40分間にわたって照射しているときと、そのあとでのＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）とナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）の崩壊と膨潤を示している。解膨潤率を、照射を止めたあとさらに30分間にわたって追跡した。24時間までに、すべてのサンプルがその平衡膨潤状態まで戻った。データは平均±ＳＤである。
【図４Ｂ】  1064nmのＮｄ：ＹＡＧレーザ(164mJ/パルス、7nsecパルス長、10Hzの繰り返し周期）で1時間にわたって照射しているときと、そのあとでのＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）とナノシェル−複合体ヒドロゲル（正方形）の崩壊と膨潤を示している。解膨潤率を、照射を止めたあとさらに30分間にわたって追跡した。24時間までに、すべてのサンプルがその平衡膨潤状態まで戻った。データは平均±ＳＥＭである。
【図５Ａ】  照射が行われなかったＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）と、照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍ（三角形）と、そして照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（正方形）からのメチレンブルーの放出を示すグラフである。照射は1064nm（164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期）で40分間にわたって行った。データは平均±ＳＥＭである。
【図５Ｂ】  照射が行われなかったＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）と、照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍ（三角形）と、そして照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（正方形）からのオバルブミンの放出を示すグラフである。照射は1064nm（164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期）で40分間にわたって行った。データは平均±ＳＥＭである。
【図５Ｃ】  照射が行われなかったＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（正方形）と、照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍ（ダイヤモンド）と、そして照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）からのウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）の放出を示すグラフである。照射は832nm（700mW）で40分間にわたって行った。データは平均±ＳＤである。
【図５Ｄ】  照射が行われなかったＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（正方形）と、照射が行われたＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍ（ダイヤモンド）と、そして照射が行われたナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）からのＢＳＡの放出を示すグラフである。照射は832nm（700mW）で40分間にわたって行った。データは平均±ＳＤである。
【図６Ａ】  832nm（800mW）でシーケンシャルに照射したときの、ナノシェル−複合体ヒドロゲルからのＢＳＡの放出を示すグラフである。データは平均±ＳＥＭである。
【図６Ｂ】  1064nm（164mJ/パルス、7nsecのパルス長、10Hzの繰り返し周期）でシーケンシャルに照射したときの、ナノシェル−複合体ヒドロゲルからのＢＳＡの放出を示すグラフである。照射は、0-5分の間と、25-35分の間で行った。データは平均±ＳＥＭである。
【図７】  皮膚を介して821nm（1.5W）で40分間にわたって照射を行ったときの、ナノシェル−複合体ヒドロゲルからのＢＳＡの崩壊を示すグラフである。データは平均±ＳＤである。
【図８】  皮膚を介して821nm（1.5W）で40分間にわたって照射を行ったときの、ナノシェル−複合体ヒドロゲル（正方形）からのＢＳＡの放出を示すグラフである。コントロールは、皮膚を通さずに光の照射を行った同じナノシェル−複合体ヒドロゲル（三角形）と、ラットの皮膚がまったく存在しない状態で照射を行ったＮＩＰＡＡｍ−ｃｏ−ＡＡｍヒドロゲル（ダイヤモンド）である。データは平均±ＳＤである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図５Ｃ】
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【図５Ｄ】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図７】
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【図８】
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