JPH02188534A - 薬理的活性物質を制御された状態で放出するための生分解性ヒドロゲルマトリックス - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、一般に、薬物送達システムに関する。

さらに詳細には、薬理的に活性な因子の放出の制御に有
用な生分解性ヒドロゲルマトリックスに関する。

（従来の技術） 最近の１０年間で、薬物送達の分野において急速な進歩
がみられた。特に、多くの薬物送達システムが開発され
、薬理的に活性な因子の放出制御に影響を与えてきてい
る。この技術の一般的な総説としては、特にＲ，Ｂａｋ
ｅｒ、　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ　Ｒｅ１ｅａｓｅ　ｏｆ
Ｂｉｏｌｏ　１ｃａｌｌ　　Ａｃｔｉｖｅ　Ａ　ｅｎｔ
ｓ、（１９８７年、ニューヨーク、　Ｊｏｈｎ　Ｗｉｌ
ｌｅｙ　＆　５ｏｎｓ）がある。

研究の一分野においては、゛ヒドロゲル”または含水膨
潤性重合体マトリックスが薬物送達システムに使用され
ている。例えば、　Ｐ、　Ｔ、　Ｌｅｅ＋　　Ｊ。

Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ　Ｒｅ１ｅａｓｅ　　２　、　２
７７〜２８８（１９８５）を参照されたい。ヒドロゲル
は２弾力性のあるゲルを形成するのに実質的に必要な量
の水を吸収し得る網状構造の重合体である。このような
ゲル中に゛負荷された゛薬理的活性物質の放出には、典
型的には、膨潤が制御された拡散機構による水の吸収。

そして該活性因子の脱着が包含される。

しかし、ヒドロゲルの使用における重大な欠点は、その
ような処方物が一般に生分解性ではないことであり、そ
のことにより、薬物送達システムにおいてヒドロゲルの
使用が実質的に妨げられている。従って、ヒドロゲルを
用いて処方された薬物送達デバイスは、典型的には、皮
下もしくは筋肉内に投与された場合には、投与後にそれ
を除去する必要があり、あるいは血流中に直接注入され
る必要がある場合には、それを全く使用することができ
ない。従って５体内に付与した後に、毒性の反応、ある
いは他の不利な反応を引き起こすことなく分解され得る
ヒドロゲルが有用である。

はんの数種類の生分解性ヒドロゲルが発表されているだ
けである。これらのヒドロゲルは、タンパクまたはポリ
（α−アミノ酸）をもとにしている。上記タンパクをも
とにしたヒドロゲルとじては１例えば、　Ｓ、　Ｓ、　
Ｄａｖｉｓ　ら、　　）、　ＣｏｎｔｒｏｌｌｅｄＲｅ
ｌｅａｓｅ　　土、　２９３〜３０３（１９８７）に記
載されているようなアルブミン微粒子がある。上記ポリ
（α−アミノ酸）をもとにしたヒドロゲルについては。

Ｈ，Ｒ，Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ　ら、　）、　Ｉｌｉｏｍ
ｅｄ、　Ｍａｔｅｒ、　Ｒｅｓ。

１５、　５７７〜５８９および５９１〜６０３（１９８
１）に記載されている。しかし、これらの処方物につい
ても生体適合性に関して問題があることがわかってきた
。

コラーゲンマトリックス（コラーゲン−ムコ多糖類のマ
トリックスを含む）が２人工皮膚として有用な膜にラミ
ネートされて調製され、創傷を治療するために使用され
ている。例えば、　Ｙａｎｎａｓらの米国特許第４０６
００８１号、第４２８０９５４号および第４４１８６９
１号、そしてＢｅ１ｌの米国特許第４４８５０９６号も
参照されたい。しかし、これらのコラーゲンマトリック
スは“血液適合性”ではないので２薬物送達において、
たとえ有用性があったとしても。

その有用性は制限されている。つまり１例えば凝固を促
進することにより傷を治すことが可能であるというこれ
らのマトリックスの性質は、該マトリックスを薬物送達
システムにおいて使用するということには不利であるこ
とを教示している。

発明者は、下記（１）（２）（３）の生体適合性が有意
に高められた生分解性ヒドロゲルを発見した：（１）血
液適合性が実質的に改善されている；（２）免疫原性が
最小である；そして（３）ヒドロゲルが酵素分解されて
内因性の非毒性化合物となる。この新規なヒドロゲルを
調製するための方法は、従来の技術よりもはるかに優れ
ている。つまり９合成中に該ヒドロゲルの親水性、荷電
および架橋の程度を注意深く制御することが可能である
という点で優れている。このようにして調製されるヒド
ロゲルの構成を変えることによって、特定の薬物の吸収
、ヒドロゲル処方物の分解速度および全体にわたる定期
的放出の特性を制？１１することができる。

（発明の要旨） 本発明の薬物送達システムは、（ａ）タンパク、多ＩＩ
Ｉ、および網目状の結合を形成する架橋剤を有する生分
解性ヒドロゲルマトリックスと；（ｂ）該マトリックス
（ａ）の中に含有される薬物と；を備えた薬物送達シス
テムであって、（ａ）のマトリックス中における多ＩＩ
類のタンパクに対する重量比が１０；９０〜９０　：　
１０の範囲である。

本発明は、このような薬物送達システムの製造方法をま
た。包含する。この方法は、上記構成成分を水性媒体に
溶解させること：核成分を架橋させて３次元網状構造を
形成すること；および選択された薬物を溶液または液体
の形態でマトリックスの中へ負荷することを包含する。

形成されたヒドロゲルの組成は、親水性、荷電および架
橋の度合を、その合成の間に変えることによって、変花
させることができる。

本発明は、薬物を制御された状態で放出するのに有用な
微粒子の調製方法を包含する。この方法は１次の（ａ）
、　（ｂ）および（ｃ）の工程を含むニー（ａ）選択さ
れたタンパクの水性溶液を調製する工程； （ハ）該タンパク溶液を油と、核油のタンパク溶液に対
する体積比が１；１〜５００：１の範囲となるように混
合する工程、および （ｃ）形成された微粒子を単離する工程。

本発明は、薬物を制御された状態で放出するのに有用な
フィルムを調製するための方法を包含する。この方法は
１次の（ａ）、　（ｂ）、　（ｃ）および（ｄ）の工程
含む： （ａ）選択されたタンパクの水性溶液を調製する工程； （ｂ）該タンパク溶液に、架橋剤を含む選択された多糖
類の溶液を混合し、該タンパクを該多糖類に架橋させる
工程； （ｃ）該（ｂ）工程の混合物を基材上にキャスティング
し、該基材上に実質的に均一なフィルムを形成する工程
；および （ｄ）該フィルムを基材からとり外す工程。

本発明のシステムは、血液および組織適合性であるため
、該システムは例えば、経口投与、非経口投与などのあ
らゆる投与方法により２種々の薬物を輸送するのに用い
られ得る。

上記のように、新規ヒドロゲルの主な利点は。

生体適合性が高められていることである。この処方物に
おいて、多糖類またはムコ多糖類（特にヘパリン）を使
用することによって、血液適合性が高められ、そして補
体系の活性化が有意に低下すると考えられる。さらに、
ヒドロゲルの重合体成分が内因性であるので、酵素分解
による産物も同様に内因性である。

（発明の構成） 本発明の薬物送達システムは、多糖類またはムコ多糖類
をタンパクと架橋させ、このようにして得られるヒドロ
ゲルマトリックス中に、溶液または液体の状態の薬物を
負荷させることによって形成される。ヒドロゲルマトリ
ックスは、タンパクに対して異なる割合の多糖類または
ムコ多糖類を用いて調製することができ２種々のサイズ
および形状とすることができる。後述のように１選択さ
れた薬物の取り込み特に、ゲルの構成成分、そして、　
ｐＨ，温度および負荷媒体の電解質濃度に依存して、様
々な程度にまでヒドロゲルを膨潤させることができる。

このことにより異なるタイプおよびクラスの薬物（低分
子量薬物を包含する）、ペプチドおよびタンパクの取り
込みが可能となる。

薬物を含んだヒドロゲルを生理学的環境、すなわち血液
あるいは組織にさらすと、薬物は徐々に放出される。こ
の放出速度は、負荷パラメータのように、ゲルの組成、
架橋の程度、成分の表面処理（例えば、親水性、荷電９
分解速度の増加または減少）、用いられる薬物のタイプ
、およびヒドロゲル体の形状に依有する、 ここで用いられる“ヒドロゲル“とは、共有架橋結合に
よって保持される巨大分子である。水膨潤性の３次元網
目状構造をさしていう。（これらの共有架橋結合は、こ
こでは時々、巨大分子構造内に“網目状結合”を与える
ことを意味する。）水系の環境に置かれると、これらの
網目状構造は。

架橋結合の程度によって許容される程度にまで膨潤する
。

ここで用いられる″′薬理的活性物質”または“。

薬物”という用語は、全身あるいは局所的に所望の効果
をもたらす投与に適した化学物質または化合物を意味す
る。一般に、これは、主要な治療領域すべてにおける治
療剤を包含する。薬理的活性物質または薬物の“効果的
な°量とは、化合物が非毒性であり、かつ全身または局
所的に所望の効果を与えるのに十分な量であることを示
す。

ここで、薬物または薬理的活性物質が“°液体状”であ
るとは、それが液体状の薬物であること、つまりそのも
のが液体である。もしくは薬物が薬理的に適合し得る担
体中に溶解または分散させた状態であることをさしてい
う、ヒドロゲルマトリックスの°“中に含有される“薬
物とは、該マトリックス中に分散または溶解した薬物を
さしていう。

ここで用いられるタンパクとは、完全長のタンパクおよ
びポリペプチド断片であり、いずれの場合も天然のもの
であっても１組換えにより生成したものであってもある
いは化学的に合成されたものであってもよい。

ここで用いられる“多＄３！１’“とは、多糖類および
ムコ多糖類のいずれも包含する。

好適な多糖類の例としては、ヘパリン、分画ヘパリン（
例えばＡＴ−Ｉｆｆカラムによる）、ヘパラン。

ヘパラン硫酸、コンドロイチン硫酸、およびデキストラ
ンがある。一般に９本発明のヒドロゲルを形成するのに
有用な多糖類またはムコ多糖類は。

上記に引用したＹａｎｎａｓらの米国特許第４０６００
８１号に開示されている化合物である。ヘパリンまたは
ヘパリン類似体が好ましい。なぜなら、これらの化合物
は２強い抗凝血物質であり、かつヘパリナーゼおよびア
ミラーゼによって生分解されるからである。さらに、ヘ
パリンまたはヘパリン類似体（構造上ヘパリンに関連し
た化合物であって、生分解性の程度がヘパリンと同等も
しくは類似する化合物）を使用すると免疫原性が弱めら
れると考えられる。さらに、ヘパリンまたはヘパリン類
似体が、高荷電を有し、水膨潤性が高いため、薬物の負
荷および放出が促進される。ヒドロゲルのタンパク成分
は、上記のように、完全長のタンパクまたはポリペプチ
ド断片である。このタンパク成分は天然型であるが１組
み換えによって生成するかまたは化学的に合成されたも
のであり得る。このタンパク成分はまた。完全長のタン
パクおよび／または断片の混合物であり得る。典型的に
は。

このタンパクは、アルブミン、カゼイン、フィブリノー
ゲン、γ−グログリン、ヘモグロビン、フェリチンおよ
びエラスチンでなる群から選択される。上記化合物のリ
ストは単にその例を示すものであって、これらに限定さ
れない０例えば、ヒドロゲルのタンパク成分はまた。ポ
リ（α−アミノ酸）〔例えば、ポリアスパラギン酸また
はポリグルタミン酸〕のような合成ポリペプチドであり
得る。

アルブミンがマトリックスのタンパク成分として好適で
ある。なぜならアルブミンは、血液中でタンパク分解酵
素によって；組織中でマクロファージの働きと関連した
タンパク分解酵素の作用によって；そして、異なる器官
で食作用によって。

すなわち細網内皮系統（ＲＥＳ）の細胞の作用によって
；生分解される内因性物質であるためである。

さらに、アルブミンは血小板の付着を阻止し、かつ無毒
であり、そして非発熱性である。

上記のように１本発明の主な利点は、ヒドロゲルの構成
成分であるタンパクおよび多糖類化合物の双方が、内因
性の生分解物質であるという事実にある。このことによ
り免疫原性の可能性を実質的に減じ、さらに生分解生成
物もまた生体適合性物質であることが確実である。

ヒドロゲルマトリックス中の多ｔｌ類またはムコ多糖類
のタンパクに対する重量比は、極めて幅広く、その範囲
は１代表的にルよ１０　：　９０〜９０　：　１０の範
囲である。好ましくは、その範囲は１０　：　９０〜６
０：４０である。これらの範囲から選ばれた比率は、薬
物負荷９分解速度、および全体にわたる定期的放出の特
徴に影響を及ぼす。従って、ヒドロゲルにおけるタンパ
ク成分と多ＩＩ類成分との相対量を変えることによって
前述のファクターをかなりの程度まで制御し得る。

（以下余白） 新規なヒドロゲルの形成において、下記の（１）〜（４
）に示す架橋法のうち１つが用いられ得る：（１）多糖
類またはムコ多糖類とタンパクとを水性媒体に溶解させ
、その後アミド結合を形成する架橋剤を添加する。この
工程に用いられる好ましい架橋剤は、カルボジイミドで
あり、特に好ましい架橋剤は、水溶性のカルボジイミド
であるＮ−（３−ジメチル−アミノプロピル）−Ｎ−エ
チルカルボジイミド（［２ＤＣ）である。この方法では
酸性のｐＨおよび０〜５０゛Ｃの温度、好ましくは４〜
３７°Ｃで架橋剤を多糖類とタンパクとの水溶液に加え
、４８時間好ましくは２４時間にわたって８反応させる
。次いでこのようにして形成されたヒドロゲルを単離す
る。

単離は一般に遠心分離によって行なう。得られたヒドロ
ゲルを適当な溶媒で洗浄して結合していない物質を除去
する。

（２）選択された多ＩＩ類またはムコ多ｉＲ類とタンパ
クとの混合物は、少なくとも２個のアルデヒド基を有す
る架橋剤で処理され、そして構成成分間にシッフ塩基結
合を形成する。次いで、これらの結合は、適切な還元剤
で還元されて、安定な炭素−窒素結合を生成する。この
方法に用いられる特に好ましい架橋剤はグルタルアルデ
ヒドである。−方この処理に用いられる特に好ましい還
元剤はＮａＣＮＢＨ，ｌである。ヒドロゲルマトリック
スは上述した方法で単離、および精製される。

必要であれば、架橋反応に先立って、多糖類成分（例え
ばヘパリン）を、　Ｎ−Ｈ５Ｏｓ基の加水分解を経て部
分的に窒素に結合した硫酸を除き、架橋に有効な遊離の
アミン部分の数を増加させ得る。

（３）４級アンモニウム塩の形態で存在する多糖類また
はムコ多糖類のカルボキシル基および／またはヒドロキ
シル基は２例えばトリトン−１３ＴＭとともに非水溶性
媒体（例えばホルムアミド）中でカルボニルジイミダゾ
ールで処理することによってあらかじめ活性化させる。

続いて、これを水性媒体中で糖と反応させ１次いでタン
パクと反応させる。反応時間および温度は前記（１）と
同様である。

（４）多糖類またはムコ多糖類とタンパクとの処方物は
、　Ｐｅ１ｊｅｎらの米国特許第４，５２６，７１４号
に記述されているように調製される。この特許の開示内
容は参考としてここに示されている。該特許で説明され
ているように、アルブミンとヘパリンとの処方物は、力
・ンプリング試薬としてＥＤＣを使用して８周製される
。

ヒドロゲル自体の構成と同様に、ヒドロゲルにおける架
橋度は分解速度、負荷、全体にわたる定期的なマトリッ
クスの放出の特性に影響を及ぼす。

つまり、架橋度が高い程、一般に分解および放出は遅く
なる。一方、架橋度が低い程９分解および放出は速くな
る。

薬物を含んだ溶液に浸漬することによって、このように
して形成されたヒドロゲルに１選択された薬物を、負荷
させる。一般に、ヒドロゲル（例えばアルブミン微粒子
）は、薬物の存在下での架橋工程を実施することによっ
て薬物が負荷される。

代わりに、いくつかのヒドロゲルを薬物の溶液に浸漬す
ることによっても負荷される。別に、いくつかのヒドロ
ゲルは、有機溶剤中の薬物の溶液に浸漬することによっ
て負荷され、つづいて負荷後に、有機溶媒を蒸発させる
。本発明のヒドロゲルは、有機溶媒を使用して分配させ
ることができ。

有機物残渣でヒドロゲルが汚染される可能性が除去され
る。つまりこの方法を用いて、ヒドロゲルは有機溶媒の
かわりに水相中で負荷される。この方法を用いて、ヒド
ロゲル（微粒子）は、ヒドロゲルが調製されて洗浄によ
って精製された後、水相の薬物溶液で負荷される。

薬物を負荷する度合いは、広範囲にわたって水素イオン
強度に依存している。イオン的に帯電されたヘパリン（
またはその類似体）およびタンパクから形成されたマト
リックスにおいて、膨潤の度合がマトリックスを取り囲
んでいる媒体のイオン強度の減少に伴って著しく増加す
る。温度も薬物を負荷する度合いを変える。一般に、高
温では膨潤および薬物の溶解性が高くなるという理由か
ら２薬物を負荷する度合いも太き（なる。

薬物を負荷する度合いに影響を与えるもう１つの変数は
ｐＨである。用いた多糖類およびタンパクによって、　
ｐＨを変えるとイオン化の程度が変化する。イオン化度
の変化はゲルの膨潤挙動に影響を及ぼし、薬物の負荷に
なおいっそうの柔軟性が生じる。

平衡状態に達した後、薬物を負荷したゲルは真空下、常
温で乾燥し、保管する。

広範囲の薬物がヒドロゲルマトリックスに組み込まれ得
る。このような薬物には、ホルモン、細胞増殖抑制剤、
および抗生物質などの低分子量の薬物；ペプチド；およ
びタンパク、酵素および抗凝血物質（例えばヘパリン）
等の高分子量の薬物が包含される。事実上、いずれの薬
剤であっても。

表面電荷、サイズ、形態および親水性などの要因が考慮
されて、ヒドロゲルマトリックスの中へ負荷される。例
えば、高分子量の薬物の組込みおよび放出には、典型的
に架橋度の低いヒドロゲルが要求される。帯電した薬物
の放出は２周囲の媒体のイオン強度と同様にヒドロゲル
において有効な電荷および電荷密度によって強く影響さ
れる。

マトリックスからの薬物放出速度は、ヒドロゲルの処方
物の後処理によっても影響され得る。例えばヒドロゲル
表面のヘパリン濃度は活性化されたヘパリン（すなわち
カルボニルジイミダゾールおよび糖と反応したヘパリン
）または１分子あたり１個のアルデヒド基を有している
ヘパ−リンと。

処方されたヒドロゲルとの反応によって増加し得る。ヒ
ドロゲル表面の高濃度のヘパリンは、生理学的ｐＨ値で
正に帯電した薬物に対し付加的な「障壁」を形成する。

同様の結果が得られる他の方法としては、プロタミン硫
酸塩、ポリリジンまたは類似のポリマーなとの正に帯電
した高分子化合物を用いてヒドロゲルを処理する方法が
ある。ヒドロゲルの透過性を変えるさらに別の方法とし
て。

親水性および疎水性のブロックを含有する生分解性のブ
ロック共重合体を用いて表面を処理する方法がある。親
水性ブロックは、ポリリジン等の正に帯電したポリマー
であり得る。ポリリジンは。

負に帯電したヘパリンに共電結合し得る。一方線水性ブ
ロックはポリ　（Ｌ−アラニン）、ポリ　（Ｌ−ロイシ
ン）あるいはこれらの類似ポリマーなどの生分解性ポリ
（α−アミノ酸）であり得る。

いくつかのメカニズムが薬物放出の速度および量に影響
されることは注目すべきである。きわめて高分子量の薬
物の場合、放出速度は、−層ヒドロゲルの生分解速度に
依有する、薬物の分子量が低くなるにしたがって、薬物
の放出は拡散によって抑制されるようになる。いずれの
場合においても１選択されたヒドロゲル成分にイオン交
換も全体にわたる定期的な放出特性において主要な役割
を果たし得る。このことは、ヒドロゲルマトリックスが
実質的なイオン帯電度を有している本発明の好ましい実
施態様において、特に重要である［例えばイオン的に帯
電したタンパク（例えばアルブミン）およびヘパリン誘
導体から形成されるマトリックス］。

ヒドロゲルマトリックスは、カプセル、錠剤。

フィルム、微粒子、またはそれらの類似物に形成され得
る。ヒドロゲルマトリックスを用いて処方された組成物
は１通常の薬物担体または賦形剤。

アジュバントなどを含有し得る。円板、厚板、または円
筒形状のマトリックスが移植組織として利用される。一
方微粒子は、皮下、筋肉、静脈または動脈の注射液とし
て用いられる。ヒドロゲル体のサイズは、最も離れた部
位に届くように選択される。つまり静脈内に誘導された
微粒子はヒドロゲル体に依存して以下の如くとなる。ヒ
ドロゲル体のサイズ〉７μ戴の場合、肺の毛細管内で物
理的にトラップされ；ヒドロゲル体のサイズ〉１１００
ｎの場合、主に肝臓および肺臓に位置するＲＥＳシステ
ムの細胞によって賞食され；ヒドロゲル体のサイズ＜１
１００ｎの場合、細胞外の部位にとどまることができる
ようになる。

本発明をその好ましい特定の実施態様とともに記載して
きたが、前述の内容および以下の実施例は本発明を例証
するものであって９本発明の範囲を限定するものではな
い０本発明は添付の特許請求の範囲によって定義される
。本発明の範囲内における他の局面、利点および改変は
９本発明に関する当業者に自明である。

皇施■土 ヒドロ゛ルの３１ ヘパリン（４００■、　０．０３６　ｍモル）を、２回
蒸留した７５０　ａｌｌの水に加えた。　５５０　ｇ、
　０．００８５ｍモルのヒトの血清アルブミン（以後Ｉ
ＳＡとする）を２回蒸留した１、０戚の水に加えた。上
記２つの溶液を４℃に維持して溶解させた。９４■のＮ
−（３−ジメチルアミノプロピル）−Ｎ−エチル−カル
ボジイミド（以後ＥＤＣとする）を２回蒸留した２５０
　ｄの水に加えて４℃で溶解させた。このヘパリン溶液
を。

１ｍ１のアルブミン溶液と撹拌棒とともに、先端を切り
とったポリエチレン−ポリプロピレンの２Ｉｌｌｉ用注
入器に仕込んだ、そして、プランジャーを注入器に設置
し、溶液を完全に混合した。これにＥＤＣ溶液を加えて
、この混合物を再び混合した。以上の全工程は４℃で行
なった。

２４時間後に、トルエンで注入器を膨潤させることによ
って、得られたゲルを注入器から取り出した。そしてこ
のゲルをリン酸塩緩衝化生理食塩水（以下ＰＢＳとする
）で平衡させ、結合していない物質を除去した。

この合成の一般的反応のスキームを第１図に示す。

アルブミン−ヘパリン微粒子を第２図に示した反応機構
に基づいて合成した。精製オリーブ油（２５０ｄ）を４
００　ｄの平底と一カに入れた。オリーブ油の深さ２／
３のところまでモータ駆動式２枚羽根の撹拌棒を沈めた
。オリーブ油を１５０Ｏｒｐｍで３０分間撹拌した後、
この撹拌しているオリーブ油に２０ゲージの注入器を用
いてアルブミンおよびヘパリンの水溶液（重量比約４：
１）０．８ＩＩｉを加えた。

この混合物をさらに１５分間攪拌した。ＥＤＣ水溶液（
１１２ｍｇｓ＃ｄりを注入器を用いて１滴ずつ加えた。

そしてこの混合物を一晩中攪拌した。微粒子（第２図に
おいて「化学的に安定化した」と示されている）を１１
００Ｏｒｐで１０分間遠心分離することによって単離し
た。続いてこの微粒子をテフロン製フィルター（孔径０
．４５ミクロン）を用いて減圧濾過し、それをエーテル
で洗浄した。次いで得られた粒子を凍結乾燥し一晩真空
中に放置した。

アルブミン−ヘパリン微粒子を得るための他の方法の概
略もまた。第２図に示されている。「変性によって安定
化した」微粒子は架橋剤を添加しないこと以外は上記方
法と同様に調製される。「熱安定化した」微粒子も架橋
剤を添加しないで調製されるが調製のときの温度を約１
００〜１７０°Ｃ２一般には約１３０°Ｃとする。

油中水型エマルジョンを用いたアルブミン−ヘパリン微
粒子を調製するための改良合成樹脂を第３図に反応機構
で示す。この方法では、　２．００グラムのＰｌｕｒｏ
ｎｉｃ　Ｆ−６８［高分子量のポリオキシアルキレンエ
ーテルに対する。　　ＢＡＳＦ　Ｗｙａｎｄｏｔｔｅ社
（Ｗｙａｎｄｏｔｔｅ、旧）の商品名］を２０ｄのガラ
ス製シンチレーション用ガラス中で、　８．０　ｍｌの
Ｃ）ＩＣｌ　３に溶解させた。アルブミン（１００ｍｇ
）とヘパリン（５０，０ｍｇ）とを５００　μ２の水に
溶解させ１次いで界面活性剤溶液を加えて、エマルジョ
ンを生成させた。このエマルジョンにＥＤＣ溶液（２４
，０ｄ／１００μりを注入し、この混合物を一晩中撹拌
した。

微粒子の単離は前述と同様の方法で行なった。以上の全
工程は４°Ｃで行なった。

第４図および第５図はそれぞれアルブミン−ヘパリン微
粒子およびアルブミン微粒子の走査型電子顕微鏡写真で
ある。これらは上で概略を述べた「化学的に安定な」微
粒子を調製する方法に従って合成された。アルブミン微
粒子の調製はヘパリンを除いたこと以外は、先に概説し
た手順と同様に行なった。

前述の実施例と同様にして調製されたアルブミン−ヘパ
リン微粒子（ヘパリンの量を変えて使用）の膨潤挙動を
以下の方法で試験した。

ａ　）　ｐＨ７，４、２２°ＣのＰＢＳＩＩ衝液に微粒
子を入れ。

この緩衝液の取り込み量をモニターした。第６図に示し
たグラフから結論づけられるように、この緩衝液の取り
込み量はヘパリンの含有量とともに増加した。このよう
にしてヒドロゲルマトリックス中により多くの薬物が負
荷され得るためには。

ヘパリンの含有量が対応して増加しなければならない。

ｂ　）　ｐＨ７，４のＰＢＳ緩衝液でイオン強度を変化
させることによってヒドロゲルの膨潤作用の研究も行っ
た。ヒドロゲル中の緩衝液の平衡留分を架橋密度を変え
たヒドロゲルに対して得た。これらの値が第７図および
第８図に示されている。純水においては、溶液中の対イ
オンの保護効果がヒドロゲル内の固定電荷をマスクでき
ないのでヒドロゲルが機械的に弱くなるまでヒドロゲル
の膨潤がおこる。第７図および第８図は「負荷」しうる
量が。

溶媒のイオン強度と同様に架橋剤の量に依存しているこ
とも立証している。

Ｃ）さらにｐＨの影響を評価するために膨潤作用の研究
を行った。前述の如く、この研究はＰＢＳ　緩衝液中１
２２°Ｃで行なった。ここでは、溶液中のイオン強度を
０．１５に保った。第９図に示すように。

緩衝液のｐＨが低いときには、未反応のカルボン酸（ｐ
ＫＡ　４＝＝：４．２　）の大部分はイオン化せず、膨
潤性も低い。緩衝液のｐＨが高くなるとｐＨに対応して
膨潤性も高くなる。このことは、ｐＨが高くなるとアミ
ンがプロトン負荷能力を失ない、吸引性の静電的相互作
用が減じることを示唆している。

放置 鶏卵アルブミン（分子量的４５０００）を、２回蒸留し
た水に４°Ｃで溶解させて、最終的に１０％（−／ν）
溶液とした。このタンパク溶液１ｍに薬物負荷のために
ゲルを添加した。これが平衡に達した後。

ゲルを室温で乾燥した。

乾燥したタンパクを負荷したディスクを５０１ｄの等張
性ＰＢＳ緩衝液に入れた（５０ｄあたり１デイスク）。

ＰＢＳ緩衝液は、室温でｐＨ＝７．４０の０．１重量％
アジ化ナトリウムを含有する溶液である。緩衝液の試料
を様々な時間間隔で取り出し、このサンプルにおける鶏
卵アルブミンを分析した。放出された鶏卵アルブミンの
量をｔｌＶ分光分析（λ１．８＝２７９．４　ｎｍ）に
よって定量した。この結果を第１０図に示す。

災旌■工 宣　　　　　　における　　の 高分子物質放出におけるアルブミン／ヘパリンの組成の
影響を調べた。アルブミン２８．６％、ヘパリン１７．
１％を含有する水溶液（すなわちアルブミン：ヘパリン
の重量比が５＝３の組成）またはアルブミン３４．３％
、ヘパリン１１．４％を含有する水溶液（すなわちアル
ブミン：ヘパリンの重量比が６：２の組成）のいずれか
を調製した。ｐＨを５．５に調製してこの溶液を４°Ｃ
に冷却した。上記２種類の溶液にＥＤＣを加えて、７．
５％ＩＩ！ＤＣとした。ＥＤＣを添加している間、この
混合物が大気にさらされるのを最少限とした。この混合
物をフィルム型のＭｙｌａｎ＠鋳型に注入した。これを
４　’Ｃで一晩冷却して、アルブミンとヘパリンとをそ
のまま架橋させた。得られたゲルを鋳型からとりはずし
、コルクの穴を用いてフィルムからディスクを切りとっ
た。最終的に得られたディスクの寸法は、直径１２．８
鴫で厚さが１．９　ｍｍであった。

結合していないアルブミンとヘパリンとを、０．１％の
アジ化ナトリウムを含有した等張性ＰＢＳ液中にアルブ
ミンに対してはＵＶ分光分析によって、ヘパリンに対し
てはトルイジンブルーによる分析によって未抽出の成分
が検出されなくなるまで抽出を行った。徹底的に抽出し
た。

溶解吸着法によってリゾチームをアルブミン−ヘパリン
ゲル中に負荷させた。リゾチームは分子量が１４４００
のタンパクである。ヒドロゲルのディスクを２０−の０
．２％リゾチーム水溶液（ｐＨ７，３）に浸した。この
溶液は５０時間で平衡に達した。リゾチームが負荷した
ディスクゲルを、負荷用溶液から除去し、これを吸収紙
を用いて乾燥して１表面に結合したリゾチームを取り除
いて、−晩室温で乾燥させた。

最初に上記の乾燥した。リゾチームの負荷したディスク
の重量を測定した後、これを０．１％アジ化ナトリウム
を含有する５０ｄのＰＨ３液に浸した（（５０ｍｊ！あ
たり１デイスク）。ＰＨ３液の試料を指定された時間に
取りだして、この中のりゾチームの量をＵＶ分光分析（
２８０，８ｎｍ）によって定量した。

時間（１）およびこの時間の平方根（ｔＩ　）に対する
リゾチーム放出量をそれぞれ第１１図および第１２図に
示した。これらのりゾチームの放出データからりゾチー
ムの拡散係数を決定した。その結果。

アルブミン−ヘパリンヒドロゲルにおいて、アルブミン
：ヘパリンの重量比が６：２の場合のりゾチーム拡散係
数は１．８２Ｘ１０−”ｃＩＩ／ｓｅｃ　、アルブミン
：ヘパリンの重量比が５；３の場合のりゾチーム拡散係
数は９．６２Ｘ１０−”ｃＪ／ｓｅｃであった。予測さ
れたように、ヒドロゲル中のヘパリンの割合が高くなる
程、ゲル中にトラップされた薬理学的活性物質の放出速
度が減少する。この理由はイオン交換相互作用のためで
あると推定される。

（以下余白） （発明の要約） 制御された状態で薬理的活性物質を放出するのに有用な
生分解性ヒドロゲルマトリックスが供給される。このマ
トリックスは、タンパク性の成分と多糖類またはムコ多
糖類とで架橋し、これに選択された薬物を負荷すること
によって形成される。

温度、イオン強度およびヒドロゲルマトリックスの成分
を変えることによって分解速度、特定の薬理的活性物質
の取り込みの程度、および全体にわたる定期的な放出の
特性を制御することができる。

（以下余白） 左−１諺ｌ「旧燻甚肌 第１図は、実施例１の一般的な反応機構の概略を示す。

第２図は、実施例２に記載されているアルブミン−ヘパ
リン微粒子の調製方法を示すフローチャートである。

第３図は、実施例２に記載されたアルブミン−ヘパリン
の改変された調製方法を示すフローチャートである。

第４図および第５図は、それぞれ、実施例２に記載され
た化学的に安定な微粒子を調製する方法にしたがって合
成された。アルブミン−ヘパリン微粒子およびアルブミ
ン微粒子の、該微粒子の構造を示す走査型電子顕微鏡写
真である。

第６図は、実施例２に記載されているように調製された
アルブミン−ヘパリン微粒子の膨潤の挙動を示すグラフ
である。

第７図および第８図は、それぞれ、実施例３に記載した
ように、　ＰＢＳ緩衝溶液のイオン強度を変えて同様に
膨潤について調べた結果を示す棒グラフである。

第９図は、　ｐＨの影響を評価するために実施例３に記
載したように、更に膨潤について調べた結果を示すグラ
フである。

第１０図は、実施例４の記載にしたがって調製したタン
パクを負荷したヒドロゲルからのインビトロでの放出の
性質を示すグラフである。

第１１図および第１２図は、それぞれ、実施例５におい
て、リゾチームの放出に対するヒドロゲルの構成成分の
影響を示すグラフである。

以上 図面の浄書（内容に変更なし）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、次の（ａ）および（ｂ）を備えた薬物送達システム
   ：（ａ）タンパク、多糖類、および網目状の結合を形成
   する架橋剤を有する生分解性ヒドロゲルマトリックスで
   あって、該マトリックス中の多糖類のタンパクに対する
   重量比が１０：９０〜９０：１０の範囲である。 （ｂ）該マトリックス（ａ）の中に含有される薬物。 ２、前記タンパクが、アルブミン、カゼイン、フィブリ
   ノーゲン、γ−グロブリン、ヘモグロビン、フェリチン
   、エラスチンおよび合成α−アミノペプチドでなる群か
   ら選択される、請求項１に記載の薬物送達システム。 ３、前記多糖類が、ヘパリン、ヘパリン断片、ヘパラン
   、ヘパラン硫酸、コンドロイチン硫酸、デキストラン、
   およびそれらの混合物でなる群から選択される、請求項
   １に記載の薬物送達システム。 ４、前記多糖類が、ヘパリン、ヘパリン断片、ヘパラン
   およびヘパラン硫酸でなる群から選択される、請求項３
   に記載の薬物送達システム。 ５、前記タンパクがアルブミンである請求項２に記載の
   薬物送達システム。 ６、前記多糖類のタンパクに対する重量比が、１０：９
   ０〜６０：４０の範囲にある、請求項１に記載の薬物送
   達システム。 ７、前記架橋剤がアミド結合形成剤である請求項１に記
   載の薬物送達システム。 ８、前記アミド結合形成剤がカルボジイミドである請求
   項７に記載の薬物送達システム。 ９、前記カルボジイミドが、Ｎ−（３−ジメチルアミノ
   プロピル）−Ｎ′−エチルカルボジイミドである請求項
   ８に記載の薬物送達システム。 １０、前記架橋剤が少なくとも２個のアルデヒド基を有
   する、請求項１に記載の薬物送達システム。 １１、前記架橋剤がグルタルアルデヒドである請求項１
   ０に記載の薬物送達システム。 １２、前記ヒドロゲルマトリックスに含有される薬物が
   、該マトリックス中に溶解または分散している、請求項
   １に記載の薬物送達システム。 １３、前記薬物がタンパク、酵素、ムコ多糖類、ペプチ
   ド、ホルモン、抗体および細胞増殖抑制剤でなる群から
   選択される、請求項１２に記載の薬物送達システム。 １４、薬物送達システムを製造する方法であって、タン
   パクと多糖類とを水性媒体に溶解させること； 該タンパクと多糖類とを架橋させて架橋ヒドロゲルマト
   リックスを得ること；および 該ヒドロゲルマトリックス中に、溶液または液体状の薬
   物をあらかじめ定められた割合にまで負荷すること；を
   包含する、 製造方法。 １５、前記架橋が、タンパク成分および多糖類成分に架
   橋剤を混合することによって達成される、請求項１４に
   記載の方法。 １６、前記架橋剤がアミド結合形成剤である請求項１５
   に記載の方法。 １７、前記アミド結合形成剤がカルボジイミドである請
   求項１６に記載の方法。 １８、前記カルボジイミドがＮ−（３−ジメチルアミノ
   プロピル）−Ｎ′−エチルカルボジイミドである、請求
   項１７に記載の方法。 １９、前記架橋剤が少なくとも２個のアルデヒド基を有
   し、架橋結合に続いてＮａＣＮＢＨ＿３による還元反応
   が起こる、請求項１４に記載の方法。 ２０、前記架橋剤がグルタルアルデヒドであり、ＮａＣ
   ＮＢＨ＿３による還元反応が引きつづいて起こる、請求
   項１９に記載の方法。 ２１、前記架橋が、次の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）および
   （ｄ）の工程によりなされる、請求項１４に記載の方法
   ；（ａ）多糖類を４級アンモニウム塩として有機反応媒
   体に溶解させる工程； （ｂ）該多糖類成分をカルボニルジイミダゾールと反応
   させて、あらかじめ活性化された多糖類化合物を得る工
   程； （ｃ）該あらかじめ活性化された多糖類を糖類とさらに
   反応させる工程；および （ｄ）該（ｃ）項の工程に引き続き、該活性化した多糖
   類を、水性媒体に溶解させた選択されたタンパクと反応
   させる工程。 ２２、前記タンパクが、アルブミン、カゼイン、フィブ
   リノーゲン、γ−グロブリン、ヘモグロビン、フェリチ
   ン、エラスチン、および合成α−アミノペプチド類でな
   る群から選択される、請求項１４に記載の方法。 ２３、前記タンパクがアルブミンである請求項２２に記
   載の方法。 ２４、前記多糖類がヘパリン、ヘパリン断片、ヘパラン
   、ヘパラン硫酸、コンドロイチン硫酸およびデキストラ
   ンでなる群から選択される、請求項１４に記載の方法。 ２５、前記多糖類のタンパクに対する重量比が、１０：
   ９０〜９０：１０の範囲である、請求項１４に記載の方
   法。 ２６、前記多糖類のタンパクに対する重量比が、約１０
   ：９０〜６０：４０の範囲である、請求項２５に記載の
   方法。 ２７、前記薬物の負荷の程度が、ヒドロゲルマトリック
   スにおける多糖類のタンパクおよび架橋剤に対する比率
   によって制御される、請求項１４に記載の製造方法。 ２８、前記薬物負荷の度合が温度によって制御される、
   請求項１４に記載の方法。 ２９、前記薬物負荷の度合がイオン強度によって制御さ
   れる、請求項１４に記載の方法。 ３０、前記薬物負荷の度合がｐＨによって制御される、
   請求項１４に記載の方法。 ３１、薬物を制御された状態で放出するのに有用な微粒
   子の調製方法であって、次の（ａ）、（ｂ）および（ｃ
   ）の工程を包含する方法： （ａ）選択されたタンパクの水性溶液を調製する工程； （ｂ）該タンパク溶液を油と、該油のタンパク溶液に対
   する体積比が１：１〜５００：１の範囲となるように混
   合する工程、および （ｃ）形成された微粒子を単離する工程。 ３２、前記タンパク溶液がさらに、多糖類を含有し、該
   多糖類の該タンパクに対する重量比が約１０：９０〜９
   ０：１０の範囲である、請求項３１に記載の方法。 ３３、前記混合工程の間に、もしくは混合工程の後に、
   前記タンパクと前記多糖類とが架橋剤によって架橋され
   る、請求項３２に記載の方法。 ３４、前記（ｃ）工程の後に、前記微粒子が約１００〜
   １７０℃の温度で熱処理される、請求項３１に記載の方
   法。 ３５、薬物を制御された状態で放出するのに有用なフィ
   ルムを調製するための方法であって、次の（ａ）、（ｂ
   ）、（ｃ）および（ｄ）の工程を包含する方法：（ａ）
   選択されたタンパクの水性溶液を調製する工程； （ｂ）該タンパク溶液に、架橋剤を含む選択された多糖
   類の溶液を混合し、該タンパクを該多糖類に架橋させる
   工程； （ｃ）該（ｂ）工程の混合物を基材上にキャスティング
   し、該基材上に実質的に均一なフィルムを形成する工程
   ；および （ｄ）該フィルムを基材からとり外す工程。 ３６、請求項３０に記載の製造方法により調製された微
   粒子。 ３７、請求項３２に記載の製造方法により調製された微
   粒子。 ３８、請求項３３に記載の製造方法により調製された微
   粒子。 ３９、請求項３４に記載の製造方法により調製された微
   粒子。 ４０、請求項３５に記載の方法により調製されたフィル
   ム。 ４１、薬物の放出が制御された状態で患者に薬物を投与
   する方法であって；生分解性ヒドロゲルマトリックスの
   中の薬物を投与する工程を包含し；該ヒドロゲルマトリ
   ックスがタンパク、多糖類、およびこれらの間に網目状
   結合を形成する架橋剤を含有し、該多糖類の該タンパク
   に対する重量比が約１０：９０〜９０：１０の範囲であ
   る；方法。 ４２、前記生分解性のマトリックスの薬物を経口投与す
   る、請求項４１に記載の方法。 ４３、前記生分解性マトリックスの薬物を非経口投与す
   る、請求項４１に記載の方法。