JP2003522781A - コロイド系を含むミクロスフェアの調製のための方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、リポソームのようなマイクロカプセル化されたコロイド系（すなわちコロイド系を含むミクロスフェア）の調製のための方法に関する。これらのマイクロカプセル化されたコロイド系は、イン・ビボ及びイン・ビトロ用途で活性成分の輸送のための制御された放出システムとして使用され得る。コロイド系は、水溶性架橋可能なポリマーを含む相に添加され、引き続きミクロスフェアを形成する方法が提供される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】

本発明は、良好に制御された放出挙動を有する系の調製のための方法、及び良
好に制御された放出挙動を有するミクロスフェアに関する。より詳細には、本発
明はマイクロカプセル化されたコロイド系、すなわちリポソームのようなコロイ
ド系を含むミクロスフェアの調製のための方法に関する。これらのマイクロカプ
セル化されたコロイド系は、イン・ビボ及びイン・ビトロ適用で活性成分の輸送
のための制御された放出システムとして使用されうる。

【０００２】

【従来の技術】

バイオテクノロジー分野における速い発展は、多数の薬剤的に興味ある製品、
特に蛋白質、ペプチド及び遺伝子を結果する。そのような製品は、生命を脅かす
病気、例えば癌、及び様々な型のウィルス病、細菌性疾患並びに寄生虫症の治療
に適切に使用されうる。

【０００３】 それらの性質の故に、蛋白質及び蛋白質性製品、例えばペプチド（該製品の群
は、蛋白質薬物として以下本明細書で言及される）は、経口的に効率的に投与さ
れ得ない。それらは、システム内に、非経口で、すなわち注射によってもたらさ
れるべきである。これらの製品の薬物動態学的特性は、該製品の注射自体が頻繁
の投与を必要とするということである。言い換えれば、蛋白質薬物は、胃腸管で
化学的及び物理的に不安定であり、かつヒト又は動物の体内で短い活性の滞留時
間を一般に有する故に、短時間内の複数の注射が、治療の効果を達成するために
要求される。このことは、これらの蛋白質薬物を要求する患者にとって不便であ
ることは明白である。

【０００４】 この理由のために、持続的放出のための能力を有する輸送システムの必要性が
ある。そのようなシステムのための多数の選択肢が従来提案され、たとえばカプ
セル化された薬物の放出を制御するために合成の、分解性の、かなり良く規定さ
れたポリマーの使用である。

【０００５】 先行技術で記載された選択肢の１つは、ポリマー性物質で作られたミクロスフ
ェア及びナノスフェアの使用である。これらのミクロスフェア又はナノスフェア
は、約０．１μｍ〜約１００μｍのパーティクル直径を有する、球状パーティク
ル、球状カプセル、ナノカプセル又はナノパーティクルである。本明細書及び特
許請求の範囲では、ミクロスフェアへの言及は、マイクロパーティクル、マイク
ロカプセル、ナノスフェア、ナノパーティクル及びナノカプセルをまた包含する
。これらのミクロスフェアを調製するために広く使用されたポリマーは、ポリ乳
酸、及び乳酸とグリコール酸のコポリマーである。該ポリマーは、使用後のポリ
マー担体の除去を避けるために、好ましくは生体分解性であるべきである。

【０００６】 制御された又は持続された放出システムを含む薬剤のためのこれまでに知られ
た調製方法は、有機溶媒の使用を一般に含む。有機溶媒は、蛋白質構造、特に２
次及び３次構造の構造的変化をもたらしうる。そのような変化は、蛋白質薬物の
変性を結果しうる。これらの構造的変化は、薬理活性の損失及び望ましくない副
作用の発生を普通は結果する故に、そのような変化は、明らかなように、望まし
くない。その上、有機溶媒の使用は、環境上の視点からもまた望ましくない。

【０００７】 さらに、有機溶媒の痕跡量が、生成されたミクロスフェア中又は上に残ること
を避けることはほとんど可能でない。特に、広く使用される溶媒クロロホルム及
びジクロロメタンのような毒性溶媒が使用された場合、このことは問題である。

【０００８】 他の問題は、再現可能なようにポリマーマトリックス中に蛋白質をカプセル化
することは困難であることである。薬物として使用されるべき蛋白質又は他のカ
プセル化された生成物の予測可能なかつ再現可能な量が放出されることが最も重
要である。

【０００９】 ポリマーヒドロゲル、すなわち相当量の水を含むポリマーネットワークが、制
御された放出システムとして広くまた研究されている。ポリマーヒドロゲルは、
制御された放出システムとして成功裡に利用されうるが、得られる放出特性をさ
らに変更する必要性が残っている。特に、ラグタイム（すなわち、その後に放出
の始まりが生じるところの時間）及びパルス放出の場合にはパルスの持続時間が
、制御された放出システムの利用の成功を大いに決定するパラメータである。

【００１０】 蛋白質薬物用のための輸送システムの調製で使用されてきたヒドロゲルシステ
ムの一つは、メタクリレート誘導されたデキストラン（ｄｅｘ−ＭＡ）のラジカ
ル重合によって得られた架橋化デキストランを含む。この点で、Van Dijk-Wolth
uisら、Macromolecules、第２８巻、１９９５年、第６３１７−６３２２頁、及
びVan Dijk-Wolthuisら、Macromolecules、第３０巻、１９９７年、第３４１１
−３４１３頁が参照される。

【００１１】 これらのヒドロゲルからの蛋白質の放出は、架橋化の程度及び該ゲルの初期水
分含量に依存し、かつそれらにより制御されうる（Henninkら、J. of. Contr. R
el. 第３９巻、１９９６年、第４７−５７頁、それらの内容は、引用することに
よって本明細書に取り込まれる）。

【００１２】 包含された薬物は、ポリマー物質の分解の間及び／又は拡散によって、これら
のヒドロゲル又はポリマー・ミクロスフェアから放出される。

【００１３】 薬物は、薬物を含む溶液中での平衡引き続く乾燥によって（例えばKimら、Pha
rm. Res. 第９（３）巻、１９９２年、第２８３−２９０頁参照）、又はヒドロ
ゲル若しくはミクロスフェアの調製の間の薬物の取り込みによって（例えばHell
erら、Biomaterials、４巻、１９８３年、第２６２−２６６頁参照）ヒドロゲル
又はミクロスフェア中に通常ロードされる。両技術は、使用される何らかの有機
溶媒から起こる不都合以外の多くの不都合を有する。

【００１４】 平衡によってロードすることは通常、エントロピー的排除（より大きい分子が
、より小さい分子よりもより困難にヒドロゲルに入る）の故に輸送システム中の
相当低い薬物含量を結果する。このことは特に、薬物が高分子化合物の場合に妥
当する。ヒドロゲル又はミクロスフェアの孔径が相当大きくない場合、高分子は
外部表面上にのみ吸着し、このことは使用後にヒト若しくは動物のシステム又は
イン・ビトロで爆発的放出を結果する。さらに、薬物を含む溶媒相（該相は、輸
送システムにロードするために輸送システムと接触される）は、ヒドロゲル又は
ミクロスフェアから除去されなければならない。このことは、輸送システムの表
面へ薬物の移動、及び従って非均質的な薬物分布を生じうる。このことはまた、
薬物のかなりの爆発的放出を結果する傾向にあり、それは一般に望まれない。

【００１５】 高分子薬物を取り入れるための適切なローディング工程が、目指される。

【００１６】 Proceed. Intern. Symp. Control. Rel. Bioact. Mater., 第２２巻、１９９
５年、第１４５−１４６頁の文献では、Gehrkeらは、溶液吸着によって得られう
るよりも高いローディングレベル（それ故に約０．１重量％よりも高い）が、精
製された、予め形成されたヒドロゲル中で達成され得る技術が記載されている。
ローディング技術は、あるポリマー混合物が水に溶解されたときに別々の相中に
別れるという事実に基づいている。そのようなシステムに溶解された蛋白質は、
相間で不均一に分布する。この原則は、ポリマー相の一つが架橋化されたゲルで
あるときにまた保持される。

【００１７】 特に、Gehrkeらは、架橋化されたデキストランゲル／ポリ（エチレングリコー
ル）システム、及び架橋化されたヒドロキシプロピルセルロースゲル／ポリ（ビ
ニルアルコール）システムを記載する。該ゲルのビーズを含む水性溶液中に存在
する蛋白質は、架橋化されていない第２のポリマーの添加後に、ビーズ上に吸収
されかつビーズ表面のメッシュ又はポアを通じて部分的に吸収される。

【００１８】 この技術の不都合は、蛋白質性物質がビーズにほとんど吸着されるのみであり
、このことは第２のポリマーを含む相が他の水性システムにより置換される場合
に、ビーズからの蛋白質の速い除去が観察されることを意味する。ロードされる
べき蛋白質性物質のサイズよりも大きい直径を有する大量のポアがビーズ表面に
存在する場合にのみ、いく分の吸収が生じてもよい。この吸着及び限定された吸
収挙動は、ビーズからの蛋白質性物質の放出に望ましくない効果を有する。

【００１９】 該望ましくない放出挙動を更に説明するために、文献に示された特性は、薬理
的観点から、制御された放出システムで使用されるには完全に不適切である。

【００２０】 欧州特許出願公開第０２１３３０３号明細書では、２つの液体水性相を含むシ
ステムから球形ポリマーパーティクルを生成するための方法が記載されている。
２つの相のうちの１つは、他の相中に小滴の形状で分散されて、エマルジョンを
形成する。引き続き、該小滴は凝固させられる。分散されるべき相中に、高分子
物質は溶解されてもよい。その上、薬剤、ワクチン及び殺虫剤のような低分子物
質は、分散された相でパーティクルを形成する物質に化学的に結合され得る。溶
解された物質の放出挙動だけでなく、形成された球状のポリマーパーティクルの
利用又はそれらのサイズにについて何も言われていない。

【００２１】 ＰＥＧを含む２相システムにおけるアフィニティ分配の原理は、Gote Johanss
on、ＰＥＧを含む２相システムにおけるアフィニティ分配：応用化学のトピック
ス；ポリ（エチレングリコール）化学、バイオテクノロジー及びバイオメディカ
ル適用、編集J.M. Harris、Plenum Press、１９９２年からまた知られている。
この文献では、２相システムが記載され、これはデキストラン及びポリエチレン
グリコール（ＰＥＧ）の水性溶液が混合されたときに生成される。ＰＥＧ豊富な
相及びデキストラン豊富な相が形成される。蛋白質は、そのようなシステム中で
不平等に分配される。これらの公知のシステムは、蛋白質の精製に使用される。

【００２２】 リポソームが、長年の間、制御された放出システムとして検討されてきた。リ
ポソームは、同心円の閉じた複数の膜、例えば水不溶性の極性脂質例えばリン脂
質によって形成された二重層からなる。他の物質、例えばコレステロールはまた
、膜に含まれてもよい。これらのリポソームは、数十ナノメーターからミクロメ
ータまでの直径で変化してもよい。極性及び非極性の両方の薬物又は酵素は、リ
ポソーム内に活性成分としてカプセル化され得る。蛋白質は、非常によくリポソ
ーム中にカプセル化され得る。制御された放出システムとしてリポソームを使用
する場合、血液中の初期の高濃度の蛋白質が抑制されうる。そのような高濃度は
しばしば望ましくなく、なぜならばそれらは、患者に悪影響及び蛋白質の分解を
結果しうるからである。リポソームからの活性成分の放出は、二重層の不安定化
によって引き起こされてもよい。

【００２３】 リポソームの（マイクロ）カプセル化は、いくつかの事例で報告されている。
例えば、Kibatら（FASEB J.、第４巻、１９９０年、第２５３３−２５３９頁）
は、アルギン酸カルシウムのヒドロゲルマトリックスからなるマイクロカプセル
を記載する。これらのマイクロカプセルは、リポソームを含む。リポソームから
の化合物のパルス的放出は、リポソームをホスホリパーゼＡ₂酵素でコーティン
グすることによって得られる。

【００２４】 Cohenら（Proc. Natl. Acad. Sci. USA, 第８８巻、１９９１年、第１０４４
０−１０４４４頁）、及びCohenら（Proceed. Intern. Symp. Control. Rel. Bi
oact. Mater.、第１６巻、１９８９年、第７１−７２頁）は、アルギナート−マ
イクロカプセル化されたリポソームをまた記載する。これらのマイクロカプセル
化されたリポソームは、即座に開始する放出特性（すなわちラグタイムを示さな
い）によって特徴付けられる。加えて、放出は、パルス的というよりも緩やかで
ある。

【００２５】 米国特許公報第４，９２１，７５７号は、例えばアガロース若しくはポリアク
リルアミドの固体の浸透性プレート中に、又はポリカチオン性膜を有する架橋化
されるアルギン酸塩に基づくマイクロパーティクル中にカプセル化されるリポソ
ームを開示する。

【００２６】 Yeungら（J.Microencapusulation、第５巻、１９８８年、第３３１−３３７頁
）は、ナイロンに基づいたマイクロカプセル中に取り込まれたリポソームを記載
し、それは界面重縮合工程を使用して調製される。これらのマイクロカプセル化
されたリポソームの放出特性は、ラグタイムを示さない。その上に、ナイロンの
使用は、イン・ビボでの用途をありそうもなくする。

【００２７】 Bochotら（International Journal of Pharmaceutics、第１６２巻、１９９８
年、第１１９−１２７頁）は、感熱性ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレ
ン・コポリマー・ゲル中に分散されたリポソームに基づく眼科用輸送システムを
記載する。該システムは、ゲルにリポソームを加えることによって調製される。

【００２８】 Weinerら（Journal of Pharmaceutical Sciences、第７４巻、１９８５年、第
９２２−９２５頁）は、リポソームをカプセル化するためのコラーゲンゲルの使
用を記載する。リポソームがコラーゲンに加えられた後に、ゲル形成は、温度又
はｐＨを変化することによって開始される。

【００２９】 Alameluら（Carbohydrate polymer、第２４巻、１９９４年、第２１５−２２
１頁）は、キトサンゲルに結合された金属封鎖されたリポソームに基づく輸送シ
ステムを記載する。ゲル形成は、アルカリ性溶液の添加によって行われる。

【００３０】 最後に、DiTizioら（Biomaterials、第１９巻、１９９８年、第１８７７−１
８８４年）は、リポソームのヒドロゲルを記載する。該ゲルは、ｐＨを変化する
ことによって形成される。

【００３１】 これらの先行技術のマイクロカプセル化されたリポソームの全ては、リポソー
ムからの化合物の放出を行うために酵素に依存するか、又は望ましい放出特性を
示さない。その上、先行技術方法のカプセル効率は通常、あまりにも低い。

【発明が解決しようとする課題】

【００３２】 本発明は、活性成分、例えば蛋白質薬物又は他の薬物のための、新規な注射可
能な、患者にやさしい輸送システムを提供することを目的とし、該システムは安
全かつ生物分解可能であり、かつ該システムは良好に制御可能な輸送動的挙動を
有する。薬物輸送が保証されるべきところの期間は、好ましくは蛋白質薬物であ
る、使用された活性成分に依存し、かつ多数日から１年超までの間で変化する。
その上、輸送システムにおける高程度のローディングが得られるべきである。そ
の上、本発明のシステムは、有機溶媒の使用の必要性なしに生成されるべきであ
る。

【００３３】 マイクロカプセル化されたコロイド系、例えばリポソームの調製のための方法
を提供することが、本発明の他の目的であり、該コロイド系は活性成分と関連し
てもよく、該マイクロカプセル化されたコロイド系は望ましい放出特性、すなわ
ち活性成分の高い放出（好ましくは８５％超）、適切なラグタイムを有するパル
ス的な放出特性を示し、一方これらの放出特性は、調製の方法によって制御され
うる。望ましい放出特性は、コロイド系と関連してもよい活性成分のためにまた
妥当するべきである。適切なラグタイムの定義は、適用の型に依存する。ワクチ
ンが活性成分として使用される場合、適切なラグタイムは２週間から１年、好ま
しくは１〜３ヶ月である。

【００３４】 コロイド系の高いカプセル化効率すなわち８０％より大きい、好ましくは９０
％より大きいカプセル化効率を可能にするそのような方法を提供することが、本
発明の他の目的である。

【００３５】

【課題を解決するための手段】

本発明は活性成分の制御された放出のために使用されるコロイド系とヒドロゲ
ルとの組み合わせに向けられる。

【００３６】 本発明で使用されてもよい適切なコロイド系は、リポソーム、イスコム（isco
ms）、ポリプレックス（polyplexes）すなわち（カチオン性）ポリマーとＤＮＡ
の組み合わせ、リポプレックス（lipoplexes）すなわち（カチオン性）脂質とＤ
ＮＡの組み合わせ、ナノパーティクルすなわちナノメーター・サイズ範囲のポリ
マーに基づく球状体、コロイドのサイズ範囲の固形脂質パーティクル（例えば、
R.H. Mullerら、Pharm. Research、第１４巻、１９９７年、第４５８−４６２頁
を参照）、エマルジョン例えば脂質内様システム、低い水溶解性を有するコロイ
ドのサイズ範囲の任意の他の物体、及びそれらの組み合わせである。

【００３７】 本発明に従うコロイド系及びハイドロゲルの組み合わせは、コロイド系として
リポソームを使用して、以下本明細書に説明される。以下本明細書でリポソーム
が述べられる場合、これらのリポソームは、本発明の精神から離れることなく、
上記で述べられた適切なコロイド系のいずれかによって置換されうることが理解
されるべきである。

【００３８】 上記で述べられた問題は、制御された放出システム、例えばミクロスフェアの
特定の調製方法によって解決され、ここで水が溶媒として使用される。単一の溶
媒システムとしての水の使用は、環境の観点から、毒物学上の考察の故に、及び
特に蛋白質安定の理由の故に、有利である。

【００３９】 第１の局面において、本発明は、制御された放出システムの調製のための方法
であって、 （ａ）２つの水溶性ポリマー、及び水、及び少なくとも１つの放出可能な物体
例えばリポソーム又は他のコロイド系から、水性２相システムを形成すること、
ここで２つの水溶性ポリマーは、溶液中で非相容性であり、これらのポリマーの
少なくとも１つは架橋化可能であり、架橋性ポリマー相は他のポリマー相中にエ
マルジョン化され、及び少なくとも１つの放出可能な物体は水性溶液中の架橋性
ポリマー相中に可溶又は分散可能である、 （ｂ）放出可能な物体が架橋性ポリマー相中に分散することを許すこと、及び （ｃ）架橋性ポリマーの架橋化をすること、 を含む前記方法を提供する。

【００４０】 好ましい実施態様では、架橋は、最終的に形成された架橋化された構造中のポ
ア（メッシュ）が放出可能な物体のサイズよりも実質的に小さいような程度で実
行される。

【００４１】 水、及び架橋可能なポリマーと相容でないポリマーからなる連続相中の水性架
橋可能なポリマーをエマルジョン化することかつ不連続相を架橋化することによ
って、パーティクルが形成される。架橋されたポリマーパーティクルのパーティ
クルサイズは、一つ又は両方の相の粘度を変化することによって、例えば異なる
分子量のポリマーを選択すること若しくは両方の相の体積比を変化することによ
って調節され得る（例えば、Stenekesら、Pharm. Res.、第１５巻、１９９８年
、第５５７−５６１頁を参照、本文献の内容は引用することによって本明細書に
取り込まれる）。このようにして、より詳細に以下の本明細書に記載されるよう
に、狭いパーティクルサイズ分布が得られうる。

【００４２】 更なる局面では、本発明はミクロスフェアに向けられ、それらの少なくとも８
０重量％は１００ナノメーター〜１００μｍのパーティクルサイズを有し、該ミ
クロスフェアは、少なくとも１つの放出可能な物体例えばリポソームをカプセル
化した、分解性の、架橋されたポリマーからなり、該架橋されたポリマーのポア
サイズは、放出可能な物体のサイズと等しいか、又は好ましくはそれよりも小さ
い。これらのミクロスフェアは、本発明の方法を使用することによって入手可能
でありかつ有機溶媒を含まない。ミクロスフェアの用途に依存して、サイズは、
例えば１〜５０μｍ、好ましくは２μｍ〜２５μｍ、例えば５〜１５μｍに調整
されてもよい。

【００４３】 架橋されたポリマーのポアサイズ又はメッシュが放出可能な要素の流体力学直
径サイズと等しいか又はそれよりも小さい場合に、放出可能な要素は、ポリマー
が分解されるときに必ず放出される。より詳細には、この実施態様では、架橋化
された構造は、ヒト又は動物の体内で分解可能でなければならず、従ってカプセ
ル化された放出可能な物体は、架橋化されたマトリックスを去ることができる。
一方、架橋されたポリマーのポアサイズ又はメッシュが放出可能な要素のサイズ
よりも大きい場合に、放出可能な要素は、拡散によって少なくとも部分的に放出
される。このようにして、本発明の方法によって得られた架橋化された生成物の
ポアサイズは、放出を制御するための完全なツールを提供する。その上、そのよ
うなポリマー構造中への放出可能な物体の取り込みの効率は、非常に高く、同時
にローディングの程度は放出されるべき物体の飽和濃度までに調整され得る

【００４４】 架橋化された構造の分解性は、多くの方法で調整されうる。第１の例として、
生理学的条件下で加水分解可能な結合が取り込まれうることに注目される。この
観点から、欧州特許出願公開第９６２０１８２１．４号明細書及び国際特許出願
公開第ＷＯ９８／００１７０号パンフレットが参照され得り、該文献の内容が引
用することによって本明細書中に取り込まれる。これらの特許出願は、種々のポ
リマー鎖間に加水分解的に不安定なスペーサを含むヒドロゲルを教示する。それ
らの中に記載された加水分解的に不安定なスペーサは本発明中で適切に使用され
得り、かつ上記に述べられた特許出願は引用することによって本明細書中に取り
込まれる。

【００４５】 分解性を制御するための他の例は、架橋されたポリマー中の結合を切断するこ
とが可能な酵素又は化学的な物質の共カプセル化（coencapsulation）である。
本発明の方法の好ましい実施態様では、架橋可能なポリマーは、デキストランポ
リマーである。本実施態様では、デキストラナーゼが、架橋工程の前又は後で水
性２相システムに添加されうる。

【００４６】 デキストランポリマーは、プルロニック（Ｐｌｕｒｏｎｉｃ、商標）又はポリ
エチレングリコールと共に本発明の方法で適切に使用されうり、後者のポリマー
は本発明の方法で使用されることが好ましい。

【００４７】 本発明の方法によって目的とされる生成物は、慣用的な技術、例えば遠心分離
及びデカンテーションを使用して、他のポリマーから分離され得る。

【００４８】 本発明の方法の第１工程では、水性２相システムが形成される。この２相シス
テムは、水、及び少なくとも２つの水溶性ポリマーを含み、該ポリマーは、溶液
中で非相容性である。好ましくは、放出されるべき物体がまた存在し、しかしな
がら放出されるべき物体を架橋化工程後に加えることが可能である。特にリポソ
ームがコロイド系として使用された場合には、本発明で使用されるコロイド系は
しかしながら、十分な量で架橋化工程後にミクロスフェアに入るには一般にあま
りにも大きい。それ故に、架橋化工程の前にこれらコロイド系を加えることが好
ましい。水性相に存在するポリマーの少なくとも一つは、化学的に又は物理的に
架橋可能であり、かつ該架橋性ポリマー相は、他の水性ポリマー相中でエマルジ
ョン化される。

【００４９】 使用されるポリマーは、放出されるべき物体の性質に依存して選択されうる。
放出されるべき物体は、架橋性ポリマー相に対して明らかな選好性を有すること
が好ましい。この場合、作られるべきミクロスフフェア中の可能最高のローディ
ング度（理論的に飽和濃度まで）が得られ得る。

【００５０】 いかなる架橋可能なポリマーが使用されるかは重大ではない。しかしながら、
架橋化された形態のポリマーを含む制御された放出システムが、ヒト又は動物の
体内に持ち込まれるように意図されている場合、該ポリマーは、製剤的に許容可
能でありかつ好ましくは分解性であるべきでる。適切な架橋可能な水溶性ポリマ
ーは、デキストラン及び誘導体化されたデキストラン、澱粉及び澱粉誘導体、ヒ
ドロキシルエチル及びヒドロキシプロピルのようなセルロース誘導体、ポリビニ
ルピロリドン、蛋白質及び誘導体化された蛋白質などである。使用される架橋可
能なポリマーの分子量は、通常1,000〜1,000,000 Ｄａである。ポリマーのより
高い分子量で、より良い相分離が、本発明の方法で使用される水性溶液中で一般
に得られる。

【００５１】 当業者は、調整されるエマルジョンに必要とされる架橋可能なポリマー及び架
橋化条件を選択するための知識を有する。例えば、デキストランは、メチルアク
リレート又はメタクリレート基で架橋化され得る。他の例は、外相としてのＰＶ
Ｐと、エマルジョン化された相としのデキストランとを含むシステムであり、こ
こで該デキストランはイソシアネートの存在を通じて架橋化される。

【００５２】 さらに、放射線を使用する架橋化が言及される。Ｄｅｘ−ＭＡ（メタクリレー
ト誘導体化されたデキストラン）は、例えばγ−放射線の低用量例えば０．１
Ｍｒａｄ未満を使用してポリマー化されうる。本実施態様の利点は、一つの過程
で無菌マイクロパーティクルが得られうることである。さらに、ＵＶ照射による
架橋及び例えばポリマーに結合された疎水性尾部を使用する物理的架橋は、可能
な技術である。

【００５３】 好ましい実施態様では、架橋可能なポリマーは、ポリ−Ｎ−イソプロピルアク
リルアミドのような温度感受性ポリマーであり、該ポリマーはデキストランのよ
うな他のポリマー上にグラフトとして例えば存在しうる。これらのポリマーのヒ
ドロゲルは、温度が低くなると増加する膨張挙動を示す。このことは、放出可能
な物質は、架橋化反応後にヒドロゲル中に容易に浸透しうることを可能にする。
後で温度を上昇（例えば３７℃の値まで）することによって、ヒドロキシゲル中
のメッシュは小さくなり、それによって放出可能な物体を捕らえる。

【００５４】 水性連続相に存在するポリマーは、架橋可能なポリマーと非相容性である任意
のポリマーであり得る。このポリマーも架橋可能であってもよいが、しかしなが
ら、不連続ポリマー相の架橋化のために使用される反応条件下ではもちろん架橋
性ではない（このことは好ましくない）。架橋化されるべきポリマーと非相容性
の適切なポリマーの例は、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）及びポリ（ビ
ニルアルコール）（ＰＶＡ）である（例えば、デキストラン並びにデキストラン
誘導体、澱粉並びに澱粉誘導体、ＰＶＰ、及び水溶性セルロース誘導体と組み合
わせて）。

【００５５】 放出可能な物体の放出は多数の変数に依存し、それは望まれるように放出を調
整するために使用されうる。これらの変数の一つは、ミクロスフェアのサイズで
ある。該サイズは、エマルジョン化工程の工程環境及び処方パラメータを注意深
く変更することによって、調整されうる。例えば、水分含量、使用されるポリマ
ーの任意の一つ若しくはポリマーの混合物上の疎水性基の存在、連続及び不連続
相の粘度、及び使用される少なくとも２つのポリマー上の電荷が、生産されるべ
きミクロスフェア又はマイクロパーティクルのサイズを調整するための手段の例
である。加えて、エマルジョンが加えられ得る。適切な乳化剤は、２相システム
を生成するために使用される２つの非相容性ポリマーの単位のコポリマー、好ま
しくはブロック・コポリマー（例えばＰＥＧ及びデキストランのブロック・コポ
リマー）である。

【００５６】 制御された放出をさらに保証するために、架橋されたポリマーは好ましくは分
解性であるべきである。

【００５７】 本明細書中で前に述べたように、２つの水溶性ポリマーはお互いに非相容性で
あり、従って２相システムは２つのポリマーが水性溶液中に互いに加えられた後
に得られる。２相システムが得られるか否かは、関係する２つのポリマーの性質
だけでなく、それらが加えられる条件に依存する。この点で関連する要因は、ポ
リマーの分子量、水性溶液中のそれらの濃度、それらがお互いに加えられる温度
などである。使用されうるポリマーの任意の組み合わせのための相図を決定し、
従って相分離を得るための適切な条件を選択することは、当業者の標準技術の一
部である。

【００５８】 添付された図８では、水／ＰＥＧ／デキストラン３相システムの相図が例とし
て示されている。開始組成物が２節（−−−）より下である場合、１相システム
が存在し、一方２節の上では、２共存相が形成される：ポリマー１に富む相（組
成物 Ｘ₁）、及びポリマー２に富む相（組成物Ｘ₂）−Ｘ₁とＸ₂は、接続線（＿
）を介して接続される。同じ接続線上の開始物質を使用して調整される全てのシ
ステムは、一定の組成物の相へと分離する。所定の開始組成物について、共存相
の体積比ｘ₁／ｘ₂は、ｙ₂／ｙ₁に等しい。

【００５９】 本明細書の上記で示されたように、放出可能な物体は蛋白質薬物であり得る。
しかしながら、コロイド系例えばナノパーティクル又はミクロパーティクル（例
えば、リポソーム及びイスコム）を含む薬物又は抗原又は他の活性剤をカプセル
化することがまた可能である。この型のパーティクルのカプセル化は、カプセル
化された物体の速すぎる放出の発生を防ぐことの利点を有し、もしくは言い換え
れば爆発的効果がより安全な方法で避けられ得る。

【００６０】 本発明の方法によって得られるマイクロカプセル化されたコロイド系は、コロ
イド系例えばリポソームがその中に存在するところの分解性ポリマーのマトリッ
クスを含む。活性成分は、コロイド系中に存在してもよい。これらの活性成分が
、ポリマー・マトリックスとそれらの相容性に基本的に関わりなく選択されても
よいことが本発明の相当の利点であり、すなわちこれらの活性成分がコロイド系
と相容性であることで十分である故に、活性成分がマトリックスそれ自身中に溶
解し又は分散しうすることは必要とされない。このことは、先行技術の放出シス
テム中に取り込まれることが困難性なあるいは追加の手段でのみ可能な活性成分
を含む放出システムの調製を可能にする。

【００６１】 本発明の方法は従って、例えば全ての型の活性成分の遅延された又はパルス的
放出のためのミクロスフェアを可能にする。リポソームがコロイド系として使用
された場合、二分子脂質膜層の存在は、慣用のヒドロゲル・システム中にもたら
され得ない疎水性物質の取り込みを可能にする。これらの疎水性物質は、脂質二
重層中に取り込まれ又はそれと結びつけられた。

【００６２】 カプセル化されるべきコロイド状パーティクルの例は、イスコム、リポプレッ
クス、ポリプレックス、ナノパーティクル及び固形リポナノパーティクルである
。

【００６３】 イスコムは、ミクロスフェアによって、ゆっくりと又はパルス様式で放出され
てもよい。このことは、ワクチンの設計者に、抗原運搬イスコムによって誘導さ
れた免疫応答を操作することを可能にする。例えば、追加免疫（booster）が望
まれる場合、ミクロスフェアは、所定の遅延時間後のイスコムのパルス的放出に
よって追加免疫効果を誘導することができる。

【００６４】 時間制御された方法で、ポリプレックス及びリポプレックス（遺伝子物質及び
縮合性ポリマー（混合物）の複合体若しくは（それらの混合物））を放出する輸
送システムにアクセスを有することが望まれてもよい。ミクロスフェアはそれを
おこなうことが可能である。

【００６５】 同じことが、ナノパーティクル及びリポスフェアに妥当し、それは治療学的に
活性な物質又は抗原をロードされうる。ナノパーティクルは、例えばポリシアノ
アクリレートに基づくコロイド・パーティクルである。固形脂質ナノパーティク
ルは、体温で固形である脂質に基づくコロイド状パーティクルである。ナノパー
ティクル及び固形脂質ナノパーティクルは、リポソームと同様のパターンでミク
ロスフェアから放出されうる。これらのコロイド・パーティクルからの薬物放出
は、それらの構築要素及び製造条件に依存する。

【００６６】 その上、コロイド系中に活性成分を取り込むことによって、該活性成分は、引
き続く重合工程の間に起こる反応から保護され、該反応は活性成分の望ましくな
い酸化をもたらしうる。

【００６７】 本発明の方法で、コロイド系の１０重量％又はそれ以上を含むマイクロカプセ
ルを提供することが可能になる。通常、取り込まれたコロイド系の量は、約５〜
１０重量％であるが、この量は、使用される特定の条件で変化する。

【００６８】 全体として取り込まれうる活性成分の量ならびにミクロスフェアにおけるこの
取り込みの効率は、合成条件及び意図された用途に強く依存してまた変化する。
例えば、膜蛋白質がリポソーム中に取り込まれるべきである場合、それはリポソ
ームの二重層中に容易に吸収される。これらのリポソームは、上記で述べたよう
に、高い効率でミクロスフェア内に取り込まれうる。一方、疎水性蛋白質はリポ
ソーム中により少ない効率で取り込まれ、最終ミクロスフェアのより低い蛋白質
含量を結果する。活性成分の高含量を有するミクロスフェアが望まれる場合、よ
り親水性のコロイド系が使用されうる。

【００６９】 典型的に、本発明の方法で調製されたミクロスフェア中に存在する活性成分の
量は、約０．５〜５０μｇの活性成分／ｍｇミクロスフェア物質である。

【００７０】 放出されるべき物体の分配は、水性２相システム中に存在するポリマーの性質
によって主として決定される。この分配は、例えば水性システムに塩を添加する
ことによって又はｐＨを調整することによって例えば影響されうる。

【００７１】 放出可能な物体例えば蛋白質が架橋化工程の間に存在する場合、放出可能な物
体の全体性が保護される注意が取られるべきである。蛋白質性物質が、開始シス
テムなどによって酸化されることは例えば避けるべきである。この観点から、悪
影響は開始剤の量を最小にすること、重合時間を減少すること又は適切な抗酸化
剤例えばα−トコフェロールを加えることによって、避けられ又は最小化され得
る。

【００７２】 他の相からの放出可能な物体を囲む架橋化された構造の分離は、任意の慣用の
方法で実行されうる。好ましくは、該分離は、濾過又は遠心分離によって達成さ
れる。該架橋化された構造は引き続き、水で洗浄され、そして乾燥されうる。該
乾燥工程は、２年より永い維持期間を有する、薬剤的に許容可能な生成物が得ら
れうることを決定する。非常に好ましい乾燥方法はスプレー・ドライ法であり、
しかしながら該乾燥は凍結乾燥を使用して適切にまた実行される。

【００７３】

【発明の実施の形態】

本発明は、架橋化されたミクロスフェア中でコロイド系例えばリポソームのカ
プセル化のための方法を提供する。

【００７４】 本発明者らは、コロイド系を含むミクロスフェアが、 ａ）ｉ）水溶性の架橋可能なポリマーを含む第１相、 ｉｉ）前記第１相中の前記ポリマーと溶液中で非相容性である水溶性のポリ
マーを含む第２相、及び ｉｉｉ）前記第１相中で縣濁されるべきコロイド系、 の水性混合物を用意して；前記第２相中の前記第１相のエマルジョンを形成す
ること、及び ｂ）前記架橋可能なポリマーの少なくとも一部分を架橋することによって、前
記エマルジョン中にミクロスフェアを形成し、かくして前記マイクロカプセル化
されたコロイド系を形成する工程と、 を含む方法に従い調製された場合、本明細書の上記で述べた問題が、克服され
得ることを驚くべきことに発見した。

【００７５】 好ましい実施態様では、本発明の方法は、コロイド系を前記第１相と最初に混
合し、そして引き続きこの混合物を第２相と接触させることによって実行される
。工程ａ）で前記コロイド系を前記第１相と接触させることによって予備混合物
を形成し、そして引き続き該予備混合物を前記第２相と接触させることによって
、該コロイド系は、ミクロスフェア中に高いカプセル化効率でカプセル化されう
る。

【００７６】 本発明に従い生産されたマイクロカプセル化されたコロイド系を適用する場合
、コロイド系の大部分は、ミクロスフェアからそのまま放出され、望ましい放出
特性をもたらす。広いサイズ範囲にわたり、放出特性は、使用されるコロイド系
のサイズによって影響されない。その上、放出特性は、本明細書の以下に説明さ
れるように、本発明の方法の或る工程を変更することによって調整されうる。

【００７７】 本発明に従うマイクロカプセル化されたコロイド系、例えばリポソームの調製
は、連続相（すなわち溶媒又は分散化する相）として水を使用して実行される。
このことは、毒性学的観点から有利である。その上、有機溶媒の不存在は、コロ
イド系及びコロイド系によって含まれる活性成分の分解を防ぐ。

【００７８】 本発明に従うと、リポソームのようなコロイド系は、ミクロスフェア中に、特
に非常に高いカプセル化効率でデキストラン・ミクロスフェア中にカプセル化さ
れうる。本発明に従う方法で、開始混合物に添加されたコロイド系のほとんど完
全な、すなわち８５重量％超、好ましくは９０重量％超が得られうる。

【００７９】 コロイド系が分解性ミクロスフェアからそのまま放出され、かつパルス的及び
拍動された放出が得られうる。さらに、適用すると遅延された放出を示すシステ
ムがまた得られうる。生理学的な条件下での放出期間は、例えば６日間（ｄｅｘ
ＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡ ＤＳ ４、水分含量 ７０％、容量比 ４０）から例
えば３カ月（ｄｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ８、水分含量 ５０％、容量比 ４０）ま
で調整されうる。ｐＨ８．０での放出実験からの外挿では、５０％の水分含量を
使用する生理学的条件下、ｄｅｘＨＥＭＡ ＤＳ １６を使用する放出は、３カ
月よりも長いものであった。

【００８０】 より長いパルスは、ミクロスフェアのより遅い分解性の故に、より低い水分含
量及び高い置換度を有するミクロスフェアにおいて一般に観察される。

【００８１】 ＤｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡミクロスフェアは、一般にｄｅｘＨＥＭＡより
も速くコロイド系を放出し、なぜならば乳酸エステルは、炭酸エステルよりも加
水分解に対してより敏感であるからである。

【００８２】 使用される架橋可能なポリマーは、薬剤的に適用可能でかつ好ましくは分解性
であるべきである。適切な架橋可能な水溶性ポリマーは、デキストラン及び誘導
体化されたデキストラン、澱粉及び澱粉誘導体、セルロース誘導体例えばヒドロ
キシエチル及びヒドロキシプロピルセルロース、ポリビニルピロリドン、蛋白質
及び誘導体化された蛋白質である。好ましい架橋可能なポリマーは、架橋可能な
基を含むデキストランである。好ましい架橋可能な基はメタクリレート基であり
、最も好ましいデキストランポリマーはｄｅｘＭＡ、ｄｅｘＨＥＭＡ及びｄｅｘ
ＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡから成る群から選択される。

【００８３】 本発明の方法は、水中水型エマルジョン技術を使用して、コロイド系としてリ
ポソームを含むデキストラン・ミクロスフェアの調製によって、本明細書の以下
にさらに示される。

【００８４】

【実施例】

本発明のマイクロカプセル化されたリポソームは、以下の非限定的実施例、図
９−１５を参照していま示される。

【００８５】実施例１ 種々の分子量を持つポリエチレングリコール（ＰＥＧ）が、メルク−シュハル
ト社（ドイツ）から得られた。種々のＤＳ（置換度；１００グルコピラノース残
基当たりのメタクリレート基の数）を持つメタクリレート誘導体化されたデキス
トラン（ｄｅｘ−ＭＡ）が、Macromolecules、第２８巻、１９９５年、第６３１
７−６３２２頁中のVan Dijk-Wolthuisらによって基本的に記載されているよう
に、触媒としてＤＭＡＰ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアミノピリジン）を使用し、ＤＭＳ
Ｏ（ジメチルスルホキシド）中、デキストランＴ４０及びメタクリル酸グリシジ
ルのカップリング反応によって合成された。

【００８６】 Ｄｅｘ−ＰＥＧは、以下のようにして合成された。ｍＰＥＧ（モノメトキシポ
リエチレングリコール、Ｍ ５０００ｇ／ｍｍｏｌ、５ｇ、１ｍｍｏｌの水酸基
に対応する）及びＣＤＩ（カルボニルジイミダゾール、１６２ｍｇ、１ｍｍｏｌ
）が、無水テトラヒドロフラン１００ｍｌ中に溶解された。該溶液は、室温で一
晩攪拌され、引き続き減圧下で溶媒が気化された。次に、ＣＩ（カルボニルイミ
ダゾール）活性化されたｍＰＥＧが、ＤＭＳＯ５０ｍｌのデキストランＴ４０（
１．７ｇ）及びＤＭＡＰ（０．３５ｇ）の溶液に添加された。この溶液は、室温
で１週間攪拌された。塩酸でＤＭＡＰの中和後、該溶液は水に対して徹底的に透
析され、そして引き続き凍結乾燥された。該生成物は、ゲル透過クロマトグラフ
ィー及びＮＭＲによって特徴付けられた。４つのＤｅｘ−ｌａｃｔａｔｅ−ＨＥ
ＭＡ（ＤＳ ３）に等しい置換度は、同時係属の欧州特許出願第９６２０１８２
１．４号明細書に記載されているように合成された。

【００８７】 ポリエチレングリコール（ＰＥＧ、種々の分子量）が、１２−４０％（重量／
重量）の濃度まで、０．２２Ｍ塩化カリウム中に溶解された。Ｄｅｘ−ＭＡが１
０−４０％（重量／重量）の濃度まで、０．２２Ｍ塩化カリウム中に溶解された
。両方の溶液が、１０分間窒素でフラッシュされた。次に、ＰＥＧ溶液４．７５
ｍｌ及びｄｅｘ−ＭＡ溶液０．２５ｍｌが、混合され、そして１分間ボルテック
スされ（ウィン ボルテックス−ジェニィ、最高速度で）、内相としてのデキス
トラン及び外相としてのＰＥＧを有する水中水型エマルジョンを結果した。１０
分後、（Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’-テトラメチルエチレンジアミン、１００μｌ、０
．２２Ｍ塩化カリウム中２０％（体積／体積）、濃塩酸で７．２に調整されたｐ
Ｈ）及びＫＰＳ（ペルオキシ二硫酸カリウム、１８０μｌ、５０ｍｇ／ｍｌ水中
）が添加された。エマルジョンは、３７℃で３０分間インキュベートされて、ｄ
ｅｘ−ＭＡを重合した。ミクロスフェアは、水で２回洗浄され、そして凍結乾燥
された。

【００８８】 イン・ビトロでの細胞培養を使用して、ｄｅｘ−ＭＡの細胞毒性は、デキスト
ラン（該化合物はヒトで血漿置換剤として長年使用されている）の細胞毒性と同
様に低いことが示された。

【００８９】 パーティクル・サイズ（数重み直径（＝Σｎｄ／Σｎ）及び体積重み直径（＝
Σｎｄ⁴／Σｎ³））、I. C. Edmundson、パーティクル−サイズ分析、H. S. Bea
n、A. H. Beckert 及び J. E. Carles （編集）、Advances in Pharmaceutical
Sciences、第２巻、Academic Press、ロンドン、１９６７年、第９５−１７４頁
）及びパーティクル・サイズ分布が、レーザ光ブロッキング技術（アキュサイザ
ー（Accusizer、商標）、モデル ７７０、 Particle Sizing Systems、サンタ
バーバラ、カリフォルニア、米国）によって決定された。ミクロスフェアの形
及び表面特性（多孔性）が、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）分析によって確立され
た。

【００９０】 図１は、アキュサイザーを使用し決定された場合、水中水型エマルジョンを介
して調製されたデキストラン・ミクロスフェア・バッチのパーティクルサイズ分
布の代表例を与える。走査型電子顕微鏡分析は、パーティクルが完全に球面でか
つ非多孔性であることを示している（図２）。

【００９１】 図３は、ＭＡ置換度及びＰＥＧの分子量の関数としてデキストラン・ミクロス
フェアの体積重み平均直径を示す。ＰＥＧ溶液の濃度は２４％（重量／重量）で
あり、ｄｅｘ−ＭＡ濃度の濃度は２０％であった。パーティクルサイズはＰＥＧ
の分子量の減少と共に増加することが示された。ＰＥＧ分子量を固定すると、パ
ーティクルサイズはＤＳの増加と共にわずかに減少する。

【００９２】 図４は、ＭＡ置換度及び水性ｄｅｘ−ＭＡ濃度の濃度の関数としてデキストラ
ン・ミクロスフェアの体積重み平均直径を示す。該平均直径は、ｄｅｘ−ＭＡ濃
度の減少と共に減少する。

【００９３】 図５は、デキストラン・ミクロスフェアの体積重み平均直径に対するＰＥＧの
濃度及び分子量の影響を示す。この評価のために、０．２２Ｍ塩化カリウム中の
８のＤＳのｄｅｘ−ＭＡ（２０％、重量／重量）が使用された。所定のＰＥＧに
とって、最も大きいパーティクルは、約２４％ＰＥＧ濃度で得られた。

【００９４】実施例２ ミクロスフェアは、実施例１で与えられたプロトコルを使用し、及び下記の貯
蔵溶液を使用し、以下の処方から調製された。 ０．２２Ｍ塩化カリウム中の貯蔵溶液（％、重量／重量）： Ａ．ＰＥＧ 10,000、２４％ Ｂ．ＰＥＧ 20,000、２４％ Ｃ．Ｄｅｘ−ＭＡ （ＤＳ １３） ２０％ Ｄ．Ｄｅｘ−ｌａｃｔＨＥＭＡ （ＤＳ ３） ２０％ Ｅ．Ｄｅｘ−ｌａｃｔＨＥＭＡ （ＤＳ ３） １０％ Ｆ．Ｄｅｘ−ＰＥＧ ２０％ 表１は、結果を要約する。

【００９５】

【表１】

【００９６】 見ることができるように、適切な乳化剤（デキストラン及びＰＥＧのブロック
・コポリマー）は、より小さな分散度（＝重み平均直径／数平均直径）でより小
さな粒子を与える。

【００９７】実施例３ 非分解性デキストラン・ミクロスフェア及び分解性ミクロスフェアからのモデ
ル蛋白質の放出が、評価された。該ミクロスフェアが、ｄｅｘ−ＭＡミクロスフ
ェア中へのデキストラナーゼの取り込みによって分解性にされる。

【００９８】 Ｄｅｘ−ＭＡ（ＤＳ ８）が、１０ｍＭリン酸塩バッファー（ｐＨ８．０）中
に溶解された。この溶液の２ｍｌに、ＩｇＧ（イムノグロブリンＧ、２５．６ｍ
ｇ）の一定量及びデキストラナーゼの種々の量（シグマ Ｄ１５０８；０、０．
１及び１Ｕ（１Ｕは、３７℃、ｐＨ６．０で１分当たり１μｍｏｌ還元性オリゴ
糖を放出する））が添加された。この溶液は、０．２２Ｍ塩化カリウム中のＰＥ
Ｇ（分子量 １０，０００、濃度２４％（重量／重量））の水性溶液中でエマル
ジョン化された。その後、０．２２Ｍ塩化カリウム中のＴＥＭＥＤ（Ｎ，Ｎ，Ｎ
’，Ｎ’-テトラメチルエチレンジアミン、１００μｌ、２０％（容量／容量）
、濃塩酸で７．２に調整されたｐＨ）及びＫＰＳ（ペルオキシ二硫酸カリウム、
１８０μｌ、５０ｍｇ／ｍｌ、水中）が添加された。ミクロスフェアは、水で洗
浄され、そして窒素フロー下で乾燥された。

【００９９】 ミクロスフェアの正確に秤量された量（０．３−０．５ｇ）が、１０ｍｌリン
酸塩バッファー（ｐＨ５．５）中で縣濁され、そしてバッファー中に放出された
蛋白質の量が、バイオラド・蛋白質アッセイ（M. Bradford. Anal. Biochem.、
第７２巻、１９７６年、第２４８−２５４頁）を使用し決定された。図６は、放
出特性を示す。この図から、デキストラン・ミクロスフェアからのＩｇＧの放出
は、デキストラナーゼによって調整され得ることが明らかである。

【０１００】実施例４（参考実験） 分解性デキストラン・ミクロスフェアからのモデル蛋白質（ＩｇＧ）の放出が
、評価された。分解は、マイクロパーティクル中のデキストラナーゼの共含有に
よって確立された。

【０１０１】 メタクリレート誘導体化されたデキストラン（ＤＳ＝８，１３８ｍｇ）が、６
１２μｌバッファー（１０ｍＭフォスフェート、２２０ｍＭ塩化カリウム、ｐＨ
８．０）中で溶解された。その後、ＩｇＧの水性溶液（５０ｍｇ／ｍｌ）２５０
μｌ及びデキストラナーゼの水性溶液（種々の濃度）２５０μｌが、添加された
。ＩｇＧ及びデキストラナーゼが、同じバッファー（１０ｍＭフォスフェート、
２２０ｍＭ塩化カリウム、ｐＨ８．０）に溶解された。次に、ｄｅｘＭＡ、Ｉｇ
Ｇ、デキストラナーゼ溶液の５００μｌが、同じバッファー中のＰＥＧ（分子量
１０，０００ ｇ／ｍｏｌ、濃度 １７．５、２４又は３０％重量／重量）の
水性溶液５ｍｌに添加された。これらの相分離されたシステムは、１分間ボルテ
ックスされ、引き続きペルオキソ二硫酸カリウム（５０ｍｇ／ｍｌ；リン酸塩バ
ッファー中に溶解された）１８０μｌ及びＴＥＭＥＤ（Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’’-
テトラメチルエチレンジアミン、２０％体積／体積、塩酸で８．０に調整された
ｐＨ）が添加された。次に、サンプルが、３７℃、３０分間でインキュベートさ
れて、ＤｅｘＭＡを重合した。パーティクルが遠心分離によって集められ、そし
て水で洗浄された。粒子は、バッファー（５ｍＭ ＮＨ₄Ａｃ、ｐＨ５．５）中
で再縣濁され、そして３７℃でインキュベートされた。周期的に、サンプルが引
き抜かれ、そしてそれらの蛋白質含量を分析した（バイオラド アッセイ）。図
７は、放出特性を示す。デキストラナーゼの不存在下で、累積放出が１０％未満
であったことが見られることができ、蛋白質の流体力学的直径がヒドロゲル・メ
ッシュ・サイズよりも大きいことを示す。その上、放出速度は、パーティクル中
のデキストラナーゼの量の増加と共に増加する。パーティクル中のデキストラナ
ーゼの増加する量は、増加する分解速度を結果した。このことは、デキストラン
・パーティクルからの包摂された蛋白質の放出は、ヒドロゲルマトリックスの分
解速度によって調整されうることを意味する。分解は、酵素（デキストラナーゼ
）の添加によって、又は架橋中への加水分解的に不安定なスペーサ（例えば、乳
酸エステル）の導入によって確立され得る。

【０１０２】比較例 デキストラン鎖がメタクリレート基で誘導体化され、Ｍｗ４０，０００を有す
るデキストラン５ｇが、水４５ｍｌ中に溶解された。第２溶液が調製され、該溶
液は、水４５ｍｌ中にＭｗ６，０００を有するポリエチレングリコール７ｇを含
む。

【０１０３】 室温で、第１溶液が、攪拌の間に第２溶液に添加された。結果は一相系システ
ムであり、該系システムからミクロスフェアは形成され得なかった。本例は、２
相システムが得られるように開始物質の分子量及び濃度を選択する必要性を示す
。

【０１０４】 以下の実施例５−９では、以下の物質が使用された。ポリマー関連物質 ＰＥＧ１０，０００（Ｍｗ１２，０００；Ｍｎ８，７００）及びペルオキソ二
硫酸カリウムがメルク社（ダルムシュタット、ドイツ）から得られた。Ｄｅｘ４
０，０００（Ｍｗ３８，８００；Ｍｎ１６，４００）及びＮ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’-
テトラメチルエチレンジアミンがフルカ社（ブッヒス、スイス）から購入された
。Ｍｗ及びＭｎは、それぞれ重量及び数平均分子量（ＧＰＣによって決定された
）を言う。置換度（ＤＳ：１００デキストラン・グルコピラノシルモノマー単位
当たりのＭＡ基の数）１０であるメタクリレート（ＭＡ）誘導体化されたデキス
トラン（ｄｅｘＭＡ）は、Macromolecules、第２８巻、１９９５年、第６３１７
−６３２２頁中のVan Dijk-Wolthuisらに記載されているように調製された。種
々のＤＳを有するヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）誘導体化された
デキストラン（ｄｅｘＨＥＭＡ）は、Van Dijk-Wolthuisらによって記載された
ように調製された。¹Ｈ−ＮＭＲによって決定された置換度は、５、８及び１６
であった。単分散の及び多分散のラクテートＨＥＭＡ誘導体化されたデキストラ
ン（ｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡ）が、Cadeeら（Polymer、第４０巻、１９９
９年、第６８７７−６８８１頁）及びVan Dijk-Wolthuisらに従って調製され、
そして両者は４のＤＳを有した。

【０１０５】リポソーム関連物質 ジパルミトイルホスファチジルコリン（ＤＰＰＣ）及びジパルミトイルホスフ
ァチジルグリセロール（ＤＰＰＧ）が、リポイド GmbH（ルートウィヒシャフェ
ン、ドイツ）によって提供された。コレステロール（Ｃｈｏｌ）及びカルセイン
が、シグマ社（ロックフォード、イリノイ州、米国）から得られた。クロロホル
ム及びメタノール（p.a.）が、メルク社（ダルムシュタット、ドイツ）から購入
された。

【０１０６】実施例５ ＤＰＰＣ：ＤＰＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソームが、Crommelin
ら（'Liposomes'、Kreuter、J.（編集）、Colloidal Drug Delivery Systems. I
nc. Marcel Dekker、１９９４年、第７３−１９０頁）に記載されたように、カ
ルセイン（活性成分として８０ｍＭの濃度で使用される水性マーカー）とともに
又はなしで、脂質フィルム水和によって調製された。カルセインの取り込みは、
Gregoriadis（編集）、'Liposome Technology'、第I、II及びIII巻、第１版及び
第２版、CRC Press、ボカラトン、フランス（１９８４年、１９９３年）中に記
載されている。

【０１０７】 ｐＨ７．２に調整された、０．８％塩化ナトリウムを含む１０ｍＭ Ｈｅｐｅ
ｓ（Ｎ−［２−ヒドロキシエチル］ピペラジン−Ｎ’−［４−ブタンスルトン酸
］）バッファーが、水性培地（合計脂質濃度 ８１ｍＭ）として使用された。引
き続き、リポソームは、０．６、０．２、０．１及び／又は０．０５μｍポリカ
ーボネート・フィルターを通じて押し出されて、望ましいサイズを得た。カルセ
インを含むリポソームは、超遠心によって洗浄されて、包摂されていないカルセ
インを除いた。リン脂質含量は、Rousserら（'Two-dimentional thin layer chr
omatographic separation of polar lipids and determination of phospholipi
ds by phosphorous analysis of spots'、Lipids、第５巻、１９７０年、第４９
４−４９６頁）に従うフォスフェート決定によって測定された。平均パーティク
ルサイズは、動的光散乱（ＤＬＳ）によって決定された。調製されたリポソーム
の、サイズ、多分散性指数、及びフォスフェート又はカルセイン含量が、表２に
示されている。

【０１０８】

【表２】

【０１０９】実施例６ マイクロカプセル化されたリポソームは、実施例５で調製されたリポソームを
１０ｍＭ Ｈｅｐｅｓバッファー中のｄｅｘＭＡの水性溶液と混合することによ
って調製された。２つのバッチが生成され、リポソーム中に存在するカルセイン
を有する一つと、有しない一つである。１０ｍＭ Ｈｅｐｅｓバッファー中のＰ
ＥＧの水性溶液が、また調製された。両液は、リポソームが添加される前に１０
分間窒素でフラッシュされ、そして引き続きシンチレーション・バイアル（総重
量５ｇ）に移された。得られた２相システムは６０秒激しくボルテックスされて
、水中水型エマルジョンを生成した。次に、エマルジョンは１０−１５分間安定
化することを許され（周囲条件）、引き続きＴＥＭＥＤ（１００μｌ、２０％体
積／体積、４Ｍ塩酸でｐＨ７に調製された）及びＫＰＳ（１８０μｌ、５０ｍｇ
／ｍｌ）が添加された。このシステムは、３７℃で３０分間インキュベートされ
て、デキストラン鎖に結合されたメタクリレート基を重合した。引き続き、ＰＥ
Ｇ相は、複数回の洗浄及び遠心分離工程によって除去された。パーティクルサイ
ズ及びパーティクルサイズ分布が、レーザ光ブロッキング技術（アキュサイザー
（Accusizer、商標）で測定された。

【０１１０】 種々のバッチが、種々のリポソームサイズ（９５、１８４及び３７０ｎｍ）、
ミクロスフェア水分含量（５０−７０％）及びＰＥＧ／ｄｅｘ体積比（２０−８
０）を使用して調製された。

【０１１１】 ミクロスフェア中のリポソームのカプセル化効率が、２相システムに添加され
たリポソームの量によって割算されたミクロスフェア中のリポソームの量として
定義された。ミクロスフェア中のリポソームの量は、Rousserら（Lipids、第５
巻、１９７０年、第４９４−４９６頁）に従うフォスフェート決定を使用してミ
クロスフェア・ペレット中のリン脂質濃度を測定することによって決定された。

【０１１２】 カプセル化効率は、きわめて再現可能である。５つの独立して調製されたサン
プル（処方：ｄｅｘＭＡ ＤＳ １０、水分含量：７０％、体積比：４０、リポ
ソームサイズ：１８４ｎｍ）について、カプセル化効率は、９４．４％であった
。このケースでは、本発明の好ましい実施態様に従い、リポソームは、ＰＥＧ相
への添加の前にデキストラン相と混合された。リポソームが、相分離されたシス
テムに添加された場合、このことは８８．１％のカプセル効率を結果した。従っ
て、リポソームをデキストラン相と初めに混合することは、より高いカプセル化
効率を結果した。

【０１１３】 カプセル化効率に対する、リポソームサイズ、ミクロスフェア水分含量及びＰ
ＥＧ／ｄｅｘ体積比の影響が試験され、そして表３に示される。

【０１１４】

【表３】

【０１１５】 この表３から、ほとんどの場合、カプセル化効率は１００％に近いことが明ら
かである。（任意の水分含量及び／又は体積比での）リポソームサイズとカプセ
ル化効率との間に関係がないように思われる。カプセル化効率は、より大きいリ
ポソームが使用された場合に、増加することが期待されたが、しかし明らかに、
最も小さいリポソームでさえデキストラン・マトリックス中に完全に包摂された
。より高いカプセル化効率は、より低い水分含量に期待され、なぜならばより低
い水分含量は、ヒドロゲル中のより小さいポアを結果するからである。しかしな
がら、表３は、水分含量とカプセル化効率との間に関係がないことを示す。８０
の体積比にとって、カプセル化効率はわずかに低く、なぜならば大きいＰＥＧ／
ｄｅｘ体積比はデキストラン相の小さい体積を結果し、それ故にリポソームはあ
まりうまくカプセル化され得ないからである。

【０１１６】実施例７ 実施例６が、架橋化ポリマーとしてｄｅｘＭＡの代わりにｄｅｘＨＥＭＡを使
用し繰り返された。全ての他の工程は同じであった。

【０１１７】実施例８ 実施例６が、架橋化ポリマーとしてｄｅｘＭＡの代わりにｄｅｘＬａｃｔａｔ
ｅＨＥＭＡを使用し繰り返された。全ての他の工程は同じであった。

【０１１８】実施例９ ミクロスフェアからのリポソーム放出が、再縣濁されたミクロスフェア（望ま
しいｐＨの１０ｍｌ Ｈｅｐｅｓバッファー中）をインキュベートすることによ
って測定された。望ましい時点で及び遠心分離（１０分、４５００ｒｐｍ）後、
全上清が除去された。ミクロスフェア・ペレットが、新鮮なバッファー１０ｍｌ
中に再縣濁され、そしてローラー・ベンチに戻された。上清中のリポソームの量
は、Rousserら（Lipids、第５巻、１９７０年、第４９４−４９６頁）に従うフ
ォスフェート決定によって決定された。放出されたリポソームの完全性が、カル
セインを含むリポソームを使用して、トリトンＸ−１００で処理されていない上
清及び処理された上清の両方の蛍光（λ_ex＝４８５、λ_em＝５１２）を測定して
研究された。リポソーム内のカルセインの高い濃度により、消光が生じ、無傷の
リポソームについて低い蛍光信号を結果する。カルセインが周囲の培地中に放出
された場合、カルセインは希釈され、より高い蛍光信号を結果する。トリトンＸ
−１００での処理は、リポソームの破壊及び全てのカルセインの放出を結果する
。遊離のカルセインの放出と総カルセインの放出（トリトンＸ−１００での処理
後）との間の差は、放出された無傷のリポソームの量を決定するために使用され
た。

【０１１９】 ほとんどの処方は、パルス的な放出挙動を示した。実施例２で調製されたサン
プルの放出カーブが、図９に示されている。この図は、デキストラン・ミクロス
フェアからのリポソームの放出が非常に再現可能（ｎ＝３）であることを示す。
カーブの形は、ミクロスフェアのバルク分解を示唆する。ミクロスフェアの表面
で存在するリポソームの放出におそらくより、最初にリポソームの約１０％のみ
が放出された。ミクロスフェアの加水分解は、増加するポア・サイズを結果し、
そして約１８日のラグタイム後に、リポソームの残りは自由にされ、１００％回
収をもたらした。

【０１２０】 リポソームが無傷で放出されたかどうかをテストするために、カルセイを含む
ンリポソームの放出が、試験された。図１０では、遊離のカルセイン、総カルセ
イン、リポソームのカルセイン及びフォスフェートの放出曲線が、実施例２のサ
ンプルについて示される。いかなる遊離のカルセインもほとんど放出されないこ
とが明らかである。しかしながら、トリトンＸ−１００でサンプルの処理後、高
い蛍光が測定され、カルセインがリポソーム内にまだあることを示す。その上、
フォスフェート決定及びカルセイン蛍光によって決定された放出カーブが、非常
に似ている。このことは、リポソームがそのままミクロスフェアから放出される
ことを示す。このことは、放出されたリポソームの動的光散乱（ＤＬＳ）測定に
よってまた確認され、その結果は表４に与えられている。

【０１２１】

【表４】

【０１２２】 表４から、放出後のパーティクルサイズは、ミクロスフェア中へのカプセル化
の前のパーティクルサイズと同様であることが判る。放出特性に対するリポソー
ムサイズの影響は、ｐＨ７．２と８．０について、図１１Ａ及び１１Ｂにそれぞ
れ示されている。両図から、リポソームサイズが遅延時間に影響しないことは明
らかである。その上、図１１Ａ及び１１Ｂから、パルス幅は、パーティクルサイ
ズによりほとんど変化しないことが分かる。

【０１２３】 図１２では、放出特性に対するＰＥＧ／デキストラン体積比の影響が示されて
いる。期待されたように、より低い体積比は、より大きいパルスを結果し、なぜ
ならばより低い体積比はデキストラン相のより大きい体積を結果するからである
。それ故に、全てのリポソームを放出するために、より多くの架橋が分解されな
ければならず、より大きいパルスを結果する。パルスの始まりは、体積比によっ
て影響されず、なぜならば、ポアサイズ及び分解速度は、デキストラン相の体積
に関わらず、同じであるからである。

【０１２４】 放出に対する水分含量の影響が、図１３Ａに与えられている。より永い期間に
わたる放出が、観察された。しかしながら、ラグタイムは、より低い水分含量に
おいて増加せず、しかしながら、初期に放出されたリポソームの量は、低い水分
含量であるミクロスフェアにおいて、より小さかった。水分含量の上記された影
響は、低い置換度であるｄｅｘＨＥＭＡが使用された場合、観察されなかった（
図１３）。このことは、１０より小さいＤＳであるヒドロゲルは、空間的に安定
でなくかつそれ故に膨潤するという事実によって説明され得る。

【０１２５】 放出特性に対する置換度の他の影響は、図１４Ａ及び１４Ｂに示される。図１
４Ａから、より高いＤＳである処方は、より永い遅延時間後にリポソームを放出
し、かつパルスの傾斜はより小さいことが判る。それ故に、総放出時間は、より
永い。パルスのより小さい傾斜は、ｐＨ８．０でまた観察された（図１４Ｂ）。
ＤＳ１６が使用された場合、ほとんどゼロ次の放出が得られ、一方、ＤＳ５を使
用することは、鋭いパルスを結果した。このｐＨではしかしながら、遅延時間（
ｐＨ７．２についてのようにすぐの）の差は、観察されなかった。

【０１２６】 ｄｅｘＨＥＭＡの他に、ｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡミクロスフェア（単分
散の及び多分散の両方）からのリポソームの放出が、同様に研究された。図１５
では、ｄｅｘＨＥＭＡ（ＤＳ ５）及びｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡ（ＤＳ
４）ミクロスフェアの放出特性が比較される。ｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡミ
クロスフェアからの放出はより速く、なぜならばｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡ
中に存在する乳酸エステルは、ｄｅｘＨＥＭＡ中に存在する炭酸エステルよりも
加水分解に対してより感受性であるからである。単及び多分散の間に観察される
違いはなく、なぜならば、分解する乳酸エステルは、両方のポリマー中で同じだ
からである。単分散のｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡの利点はしかしながら、そ
れがより迅速に溶解しかつそれはより良好に定義されたネットワークを結果する
ことである。

【０１２７】 放出は、ｐＨ７．２とｐＨ８．０の両方で試験された。これらのｐＨ値では、
ヒドロゲルの分解は、完全に塩基性で触媒される故に、放出速度は理論的に、Ｏ
Ｈ^-濃度に対して直線比例である。放出バッファーのｐＨは、７．２及び８．０
（室温）にセットされ、しかし３７℃（放出温度）では、それらは、それぞれ７
．１及び７．８である。それ故に、ＯＨ^-濃度は、ｐＨ７．１よりもｐＨ７．８
で４．９倍、より高く、従って放出は、最も高いｐＨにおいて４．９倍速いこと
が期待された。表５では、両方のｐＨ値についてのリポソームの５０％が放出さ
れるところの時間の間の速度が、示されている。

【０１２８】

【表５】

【０１２９】 値と良く対応する放出速度の理論的に期待された違いは、実験的に確認された
。ＤＳ＝５からの観察された乖離は、ヒドロゲルの膨張によって再び説明されう
る。

【０１３０】

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、水中水型エマルジョン技術を介して調製されたデキストラン・
ミクロスフェアの体積パーティクルサイズ分布を示す。

【図２】図２は、図１のデキストラン・ミクロスフェアの走査型電子顕微鏡（Ｓ
ＥＭ）顕微鏡写真を示す。

【図３】図３は、ＭＡ置換度及びＰＥＧの分子量の関数としてデキストラン・ミ
クロスフェアの体積重み平均直径を示す。

【図４】図４は、ＭＡ置換度及び水性ｄｅｘ−ＭＡの濃度の関数としてデキスト
ラン・ミクロスフェアの体積重み平均直径を示す。

【図５】図５は、デキストラン・ミクロスフェアの体積重み平均直径に対するＰ
ＥＧの濃度及び分子量の影響を示す。

【図６】図６は、分解中のデキストラン・ミクロスフェアの放出特性を示す。

【図７】図７は、分解中のデキストラン・ミクロスフェアの放出特性を示す。

【図８】図８は、水／ＰＥＧ／デキストラン３成分システムの相図を示す。

【図９】図９は、ｐＨ７．２でデキストラン・ミクロスフェアの個々に調製され
た３バッチのリポソーム放出を示す。マイクロカプセル化されたリポソームの処
方は、ＤｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ８、水分含量 ７０％、ＰＥＧ／ｄｅｘ体積比：
４０、１８４ｎｍ ＤＰＰＣ：ＤＰＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソー
ムである。

【図１０】図１０は、ｐＨ８．０で遊離のカルセイン、総カルセイン、リポソー
ムのフォスフェートの放出を示す。マイクロカプセル化されたリポソームでの処
方は、ＤｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ８、水分含量 ７０％、ＰＥＧ／ｄｅｘ体積比：
４０、カルセインあり（２２６ｎｍ）の及びなし（１８４ｎｍ）のＤＰＰＣ：Ｄ
ＰＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソームである。

【図１１】図１１Ａは、ｐＨ７．２での放出特徴に対するリポソームサイズの影
響を示す。マイクロカプセル化されたリポソームの処方は、ＤｅｘＨＥＭＡ Ｄ
Ｓ ８、水分含量 ７０％、ＰＥＧ／ｄｅｘ体積比 ４０；９５及び１８４ｎｍ
ＤＰＰＣ：ＤＰＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソームである。 図１１Ｂは、ｐＨ８．０での放出特徴に対するリポソームサイズの影響を示す
。マイクロカプセル化されたリポソームの処方は、ＤｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ８、
水分含量 ７０％、ＰＥＧ／ｄｅｘ体積比 ４０；９５及び１８４ｎｍＤＰＰＣ
：ＤＰＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソームである。

【図１２】図１２は、ｐＨ７．２での放出特徴に対するＰＥＧ／ｄｅｘ体積比の
影響を示す。マイクロカプセル化されたリポソームの処方は、ＤｅｘＨＥＭＡ
ＤＳ ８、水分含量 ７０％、ＰＥＧ／ｄｅｘ体積比 ２０、４０及び８０；１
８４ｎｍＤＰＰＣ：ＤＰＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソームである。

【図１３】図１３Ａは、非分解性ｄｅｘＭＡミクロスフェアからの放出と比較し
た、ｐＨ７．２での本発明に従うマイクロカプセル化されたリポソームの放出特
徴への水分含量の影響を示す。マイクロカプセル化されたリポソームの処方は、
ＤｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ８、水分含量 ７０及び５０％、ＰＥＧ／ｄｅｘ 体積
比 ４０；１８４ｎｍＤＰＰＣ：ＤＰＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソ
ームである。 図１３Ｂは、ｐＨ７．２での放出特徴に対する水分含量の影響を示す。マイク
ロカプセル化されたリポソームの処方は、ＤｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ５、水分含量
７０及び５０％、ＰＥＧ／ｄｅｘ 体積比 ４０；１８４ｎｍＤＰＰＣ：ＤＰ
ＰＧ：Ｃｈｏｌ（１０：１：１０）リポソームである。

【図１４】図１４Ａは、ｐＨ７．２での放出特徴に対する置換度の影響を示す。
マイクロカプセル化されたリポソームの処方は、ＤｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ５及び
８、水分含量 ７０％、体積比 ４０、リポソームサイズ１８４ｎｍである。 図１４Ｂは、ｐＨ８．０での放出特徴に対する置換度の影響を示す。マイクロ
カプセル化されたリポソームの処方は、ＤｅｘＨＥＭＡ ＤＳ ５、８及び１６
、水分含量 ７０％、体積比 ４０、リポソームサイズ １８４ｎｍである。

【図１５】図１５は、ｐＨ７．２での放出特徴に対するデキストラン誘導体の影
響を示す。マイクロカプセル化されたリポソームの処方は、ＤｅｘＨＥＭＡ （
ＤＳ ５）、単及び多分散のｄｅｘＬａｃｔａｔｅＨＥＭＡ （ＤＳ ４）、水
分含量 ７０％、体積比 ４０、リポソームサイズ １８４ｎｍ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 47/36 Ａ６１Ｋ 37/02 Ｂ０１Ｊ 13/04 Ｂ０１Ｊ 13/02 Ａ (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ， ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，Ｊ Ｐ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，Ｒ Ｏ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ， ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ Ｆターム(参考） 4C076 AA19 AA64 AA67 EE06L EE23L EE30H EE30M FF31 GG08 GG09 GG23 4C084 AA02 AA03 AA17 MA05 MA24 MA38 NA06 NA12 4G005 AA01 AA07 AB12 AB25 BA01 BB13 DB11Y DB11Z DB22X DD25W EA03

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 マイクロカプセル化されたコロイド系の調製のための方法であって、 ａ）ｉ）水溶性の架橋可能なポリマーを含む第１相、 ｉｉ）前記第１相中の前記ポリマーと溶液中で非相容性である水溶性ポリマ
   ーを含む第２相、及び ｉｉｉ）前記第１相中で縣濁されるべきコロイド系、 の水性混合物を用意して；前記第２相中の前記第１相のエマルジョンを形成す
   ること、及び ｂ）前記架橋可能なポリマーの少なくとも一部分を架橋化することによって、
   前記エマルジョン中にミクロスフェアを形成し、かくして前記マイクロカプセル
   化されたコロイド系を形成すること、 の工程を含む、前記方法。
2. 【請求項２】 工程ａ）が、前記コロイド系を前記第１相と接触させることによって予備混合
   物を形成し、引き続き該予備混合物を前記第２相と接触させることによって実行
   される、請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 前記コロイド系が、リポソーム、イスコム（iscoms）、ポリプレックス（poly
   plexes）、リポプレックス（lipoplexes）、ナノパーティクル、コロイドのサイ
   ズ範囲の固形脂質パーティクル、エマルジョン、及びそれらの組み合わせから成
   る群から選択されるところの請求項１に記載の方法。
4. 【請求項４】 前記架橋可能なポリマーが、架橋可能な基を含むデキストランポリマーである
   ところの請求項１に記載の方法。
5. 【請求項５】 前記架橋可能な基が、メタクリレート基であるところの請求項４に記載の方法
   。
6. 【請求項６】 前記デキストランポリマーが、ｄｅｘＭＡ、ｄｅｘＨＥＭＡ及びｄｅｘＬａｃ
   ｔａｔｅＨＥＭＡから成る群から選択されるところの請求項５に記載の方法。
7. 【請求項７】 前記デキストランポリマーのＤＳ（置換度）が、２〜３０であるところの請求
   項６に記載の方法。
8. 【請求項８】 前記第２相中の前記ポリマーが、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）及びポリ
   ビニルアルコール（ＰＶＡ）から成る群から選択されるところの請求項１に記載
   の方法。
9. 【請求項９】 活性成分を含むコロイド系が使用され、該活性成分が好ましくは蛋白質薬物で
   あるところの請求項１に記載の方法。
10. 【請求項１０】 ミクロスフェアであって、該ミクロスフェアの少なくとも８０重量％は、１０
    ０ｎｍ〜１００μｍ、好ましくは５〜１５μｍのパーティクル直径を有し、該ミ
    クロスフェアは、コロイド系をカプセル化する分解可能な架橋されたポリマーか
    ら成る、前記ミクロスフェア。
11. 【請求項１１】 有機溶媒を含まない、請求項１０に記載のミクロスフェア。
12. 【請求項１２】 前記コロイド系が活性成分を含み、該活性成分が好ましくは蛋白質薬物である
    ところの請求項１０に記載のミクロスフェア。