JPH06504716A - 有効なマイクロカプセルの製造および使用方法 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 有効なマイクロカプセルの製造および使用方法本発明は、一般的には、非凝集性 マイクロカプセルの、再現性ある。有効な製造方法に関する１本発明のマイクロ カプセルは１診断剤および治療剤として有用な物質のカプセル封入または接合に 適している０本発明はまた。アミノ酸で表面が修飾されたマイクロカプセルおよ び薬剤標的化に特定の能力を有する試剤と接合させたマイクロカプセルに関する 。

略号一覧表 ＰＬＡ　ポリ−（Ｄ、Ｌ）−乳酸 ＰＣＬ　ポリカプロラクトン ＰＣＬＤ　ポリカプロラクトンジオール５−ＦＵ　５−フルオロウラシル ＴＸ　タモキシフェン ＥＨＥＣエチルヒドロキシエチルセルロースＣＤＤＰ　シスニアミンニ塩化白金 （ンスブラチン）ＭＡＡ　大凝集アルブミン ＤＴＰＡ　ジエチルトリアミンペンタ酢酸ＰＢＬＧ　ポリ−ベンジル−し−グル タメートマイクロカプセル化技術は、よ（研究された技術である。それは基本的 には。

気体、液体または固体を、比較的サイズの小さい（０，５〜５００μｍ）の粒子 中に封入するための、マトリックスもしくはカプセル化材料の使用である。マト リックスは、マイクロカプセルの意図された使用に応じて選択されるカプセル材 料である。

カプセル化された化学的実体の物理的性質はカプセル化によって修飾される。

カプセル化の他の効果には、ある物質の他物質への分散、乳化液の安定化および 溶解率の変化がある。カプセル化された治療剤の最も有用な性質の一つは、制御 された放出である（１．２） マイクロカプセルは、コアセルペー／ＩＩン、界面重合１機械的方法、ポリマー 分散およびマトリ、クスカプセル封入を包含する多くの方法で製造されてきた。

持続放出性マイクロカプセルはエチルセルロース（３）およびポリ−（Ｄ、Ｌ） −ラクチド（４）から製造されている。持続的な薬剤放出用に設計された封入ポ リマーの製造および使用に関しては膨大な文献が発表されている（５．６＞。

マイクロプリル、ル化された化合物の製剤については多（の報告があるが、サイ ズ範囲が１０μｍ未満のマイクロ粒子はほとんど記載されていない、１〜２５０ μｍの粒子は通常、溶媒蒸発法で製造され（７）、一方、１〜１０μｍのサイズ はエマルジ１ン沈降によって製造されている（８）、溶媒蒸発を用いる一法では 。

サイズ０．５〜２５０μｍの範囲が得られる旨主張されている（９）、Ｌかしな がら、これらはいずれも単一粒子の非凝集マイクロカプセルからなる均一な製剤 を提供するものではいない１代表的なこれらの製剤では、５〜１６２μｍの粒子 が凝集体を形成して、全体的なサイズは、約１７７〜３９５μｍに集合している という（１０）　、　この方法では、大きな凝集体を除去するために篩過が必要 で。

残った広範囲のサイズの粒子は小さな球状ではあるが凝集した形態である。

ポリマー粒子中に薬剤（たとえば、Ｍｅｌｌａｒｌｂ”）が均一に分散した。

分離マイクロプリルも開示されている（１１）　、マイクロプリルは非凝集性で あると報告されていたが、平均サイズ範囲は１０〜５０μｍであった。

粒子サイズが均一性を欠くと１品質管理上また臨床的使用に際して１問題となる ことがある。たとえば、化学塞栓試験においては、限られた範囲のサイズのみが 標的領域に滞留するという点で１粒子の直径はかなり厳密でなければならない（ １２）　、大きすぎると、大きな血管に傷害を生じることがあり、一方小さすぎ ると５粒子は通過してしまって、標的部位で薬剤が放出されない、したがって。

均一な粒子の製剤が重要になる。

マイクロカプセル化の方法は多いが、とくに、臨床的処置および診断のためのマ イクロカプセル化剤の、ことに０．５〜５００μｍの範囲の小さな非凝集性粒子 からなる均一な製剤の簡単かつ有効な製造方法がめられている。１〜１００μｍ の粒子中にカプセル封入された治療剤の製造方法があれば、とくに診断的造影お よび化学塞栓に、さらに有効な薬剤が提供されると考えられる。

１μｍの粒子中にマイクロカプセル封入された生体造影剤は、とくに所望の臓器 へ濃縮するように選択された場合、生体造影に理想的なサイズの粒子を与えるこ とが期待できる。さらに、生体内における特定の臓器への標的化を可能にするマ イクロカプセル化剤の使用は、生体内分布造影研究ならびに特定臓器への薬剤送 達の改善をもたらすものと考えられる。

本発明は１診断剤または治療剤がカプセル封入または接合されたポリマーマイク ロカプセルの、均一な非凝集性製剤を得るための、極めて効率的な、再現性のあ る方法である１本発明はまた。アミノ酸に接合したポリマーから製造され、薬剤 負荷マイクロカプセルの特定の標的臓器または細胞への標的化の改善を可能にす るマイクロカプセルを包含する０本発明は、臨床研究に有用で、造影剤または治 療剤が効率的にカプセル封入されたポリマー粒子の２つの重要なサイズ範囲。

ｌならびに１００μｍを例示する。

本発明の重要な態様は、直径約１μｍの、均一な非凝集性マイクロカプセル製剤 である。これらのマイクロカプセルは、薬剤または治療剤を含有する溶液、非毒 性乳化剤、および慣用の溶媒に溶解したポリマーを混合し、この混合物を激しく 振盪して製造される。振盪は、平均直径が６μｍ未満のマイクロカプセルが生成 するのに十分な時間実施する。マイクロカプセルの形成を定期的にモニタリング し、ついで有機溶媒を除去し、マイクロカプセルを収集する。

非毒性乳化剤は数種の慣用の乳化剤、たとえばツイーン−８０，ポリビニルアル コール、ラウリル硫酸ナトリウム、スパン２０．ルブロール、Ｔｒｊｔｏｎ”″ Ｘ−１００，塩化セチルピリジニウム等から選択できる。すなわち、隙イオン性 。

陽イオン性および非イオン性を含めた広範囲の乳化剤が適している。

同様に、カプセルの製造には、非ポリマーたとえばコレステロール、′）グリセ ロール、エチルセルロース、ならびに多種類のポリマーを含む広範囲の材料が使 用できる。臨床もしくは治療目的にとくに有用なマイクロカプセルは、それらの 内容物を、腐食１分解または拡散によって放出する。これは、医薬処置用のマイ クロカプセルポリマーが生体内分解性でなければならないことを意味するもので はない、たとえば、比較的永久的に埋没可能な薬剤含有ポリマー（たとえば／Ｎ イドロゲル）は、適用によっては、長期持続性放出に使用することができる。マ イクロカプセル化にとくに適当なポリマーには、ポリ−（Ｄ、Ｌ）−乳酸、エチ ルヒドロキシエチルセルロース、ポリカプロラクトン、ポリカプロラクトンジオ ール、ポリリジン、ポリグリフール酸、ポリ−ベンジル−し−グルタミン酸、ポ リマレイン酸等が包含される。

一般的にいえば、乳化剤は水に可溶で、ポリマーは１通常水に不溶で、適当な有 機溶媒に溶解する。ポリマーの性質に応じて、水非混和性または水混和性有機溶 媒が使用できる。溶媒の例としては、これらに限定されるものではないが、アセ トン、水、酢酸エチル、クロロホルム、四塩化炭素およびメチレンクロリドを挙 げることができる。

直径５ｐｍ未満の非凝集性マイクロカプセルの製造における重要な工程は、ポリ マー、乳化剤および、所望により診断または治療剤を含有する混合物の激しい振 盪である。振盪は、攪拌、超音波処理、または振盪方法の組み合わせによって実 施することができる。攪拌単独を使用する場合には、約１５０Ｏｒｐｍの速度が 好ましい、しかしながら１μｍの製剤を所望の場合には、超音波処理単独または 攪拌との組み合わせの使用が好ましい、攪拌および超音波処理の両者を使用する 場合は、超音波処理は約２０Ｋｈｚ、攪拌は５００ｒｐｍが好ましいセツティン グである。超音波処理と攪拌を同時に使用することがとくに好ましい、振盪は。

平均サイズ５μｍ未満の１個々のマイクロカプセルが形成するのに十分な時間。

通常は少なくとも５分、さらに好ましくは１０分間継続する。記載の一般条件で は、ポリマー、使用した溶媒、および出発原料の濃１！、ならびにｐＨおよび温 度によって、やや長い時間を必要とする場合がある。マイクロカプセルの形成は 。

溶液中に生成したマイクロカプセルのサイズおよび形状を定期的に検査すること によってモニタリングされる。この工程は、所望のサイズ範囲の均一な製剤を保 証するための時間および振盪条件の至適化にとくに有用である。カプセルのサイ ズおよび形状を検知する任意の方法が使用できる。たとえば、溶液を１滴採取し て１倍率約６００倍の光学顕微鏡下に検査する。

マイクロカプセルが形成されたならば、混合物から有機溶媒を除去する。とくに 低沸点有機溶媒についての慣用方法では１反応流合物を、比較的低速度たとえば ３５０ｒｐｍで数時間、溶媒が完全に蒸発するまで攪拌する。所要時間は、溶媒 の種類および容量のほか、物性に関連した他の因子に依存する。たとえば、溶媒 がアセトンの場合には、完全に蒸発するまでに約６時間を要する。もっと蒸気圧 が低く沸点が高い他の溶媒では、さらに長時間を要する。この過程での蒸発は室 温で起こるが、使用する溶媒によってはもつと高い温度を適用することもできる 。カプセルのサイズおよび形状のモニタリングは蒸発相を通じて継続することが 、凝集を生じないことを保証するために重要である。

有機溶媒が完全に蒸発したならば、好ましくは濾過により、たとえば小粒子は通 過させ大粒子は残留させるような、ナイロン篩上シ：Ｌまたは他の適当なフィル ターを通して濾過して、マイクロカプセルを集める。１μｍのマイクロカプセル を含有する得られた懸濁液を、ついでさらに処理して１粒子を単離し、保存また は使用する。これは、懸濁液の遠心分離によって行うのが便利であり、ついで残 留した有機溶媒または乳化剤は、水または滅菌食塩溶液による洗浄で除去できる 。

水層をついで傾瀉し、マイクロカプセルを保存用または治療に使用するための液 体中に再懸濁する。治療的に使用する場合には、リン酸緩衝食塩溶液ｐＨ７，４ がとくに好ましい再懸濁媒体である。この方法によれば、高収率（９９％）の非 凝集、１μｍ粒子が得られた。ナイロン篩上に捕集された物質の量は１％を越え ることは稀で、この方法によって製造されたマイクロカプセルは著しく均一であ り、そのサイズは０．５〜５μｍの狭い範囲に分布し、約ｔｇｍに最高の分布％ を有する。

これらのマイクロカプセルは１診断剤または治療剤の性質を、カプセル封入によ って、増強または改良するために使用される。たとえば、生体内分布性を変える ために、イオン性Ｘ線造影剤は、このマイクロカプセル化過程を用いて、非イオ ン性フート中にカプセル封入することができる。カプセル封入薬剤調製の第一工 程では９診断剤または治療剤は、水溶液、乳化剤、および溶媒に溶解したポリマ ーを含有する混合物中に加えられる。マイクロ粒子の形成時に、薬剤はカプセル に封入される。収率はカプセル封入される物質に依存する。たとえばメグルミン ジアドリゾエートの１および１００μｍカプセルは、それぞれカプセル化６６％ および４６％の比較的高い効率を有する。治療剤（シスプラチン、５−フルオロ ウランルおよびタモキシフェン）ならびに診断剤（エチオドール、イオヘキソ分 の薬剤が、水に溶解性であれ不溶性であれ、この簡単な方法でカプセル封入でき ることが悲定される。治療剤または診断剤をカプセル封入するこの方法により。

物質は捕集され、ポリマーの量とカプセル封入された薬剤の量の相対比に応じて 異なる速度で、マイクロカプセルから放出される。放出速度に影響する他の因子 には、カプセル封入される化合物の化学的性質、マイクロカプセルが配置される 環境、環境の温度およびカプセル物質の性質または化学組成がある。薬剤の放出 速度はまた。薬剤とポリマーの相対比、ポリマーの種類、およびポリマーの生体 内分解性によって決定される。

１μｍのカプセル化造影剤は１診断的造影操作に理想的であって１本発明の方法 により容易に製造できる。１ｕｒｎのカプセル化造影剤の均一な非凝集製剤を。

まず、上述のようにして調製する。物質は、任意の標準的造影剤、たとえばメグ ルミンジアドリゾエートのようなヨード化化合物とすることができる。マイクロ カプセル化造影剤は、ついで、動物またはヒトに、好ましくは動脈内または静脈 内注射によって投与できる８次に、適当な手段たとえばコンビ品−ター断層撮影 または静脈クログラフィーによって検出される。

１μｍのマイクロカプセルの製造に用いられる一般的方法はまた。幾分大きな剤 の溶液と混合することによって製造できる。マイクロカプセルの形成をモニタリ ングしながら、混合物を低速度、約３５０ｒｐｍで攪拌する。ついで溶媒を蒸発 させ、マイクロカプセルを捕集する。

１００μｍのマイクロカプセルの製造と１μｍのマイクロカプセルの製造の操作 における１つの相違は、大きな粒子を所望の場合にはポリマーと乳化剤の混合物 を比較的低速度で攪拌することである。攪拌速度は約３５０〜４００μｍとする 。攪拌過程では、混合物中の粒子のサイズおよび形状を、たとえば約１２５倍の 倍率の光学顕微鏡を用いてモニタリングする。所望のサイズ範囲のマイクロカプ セルが形成されたならば、有機溶媒を好ましくは蒸発により、室温で同時に攪拌 しながら除去する。マイクロカプセルを集め、乾燥したのち、好ましくはサイズ を攬える。これは粒子を様々なサイズのフィルターに、たとえば最初に６００μ ｍメツシュ、ついで６００〜５００μｍメツシュ、ついで５００〜３５５μｍメ ツシュ、ついで３５５〜２１２μｍメツシュ、そして最後に１０６μｍメブシ一 のフィルターを通すことによって達成される。篩過された粒子は、サイズ範囲的 １０６〜２１２μｍを含む混合物である。これらのメツシュサイズの使用は例示 の目的のためのみであって、もちろん、任意の一連の同じ一般的なサイズメツシ ュが使用できる。最終工程では１０６〜２１２μｍの粒子混合物を１０６μｍメ ツツユの篩に通し、この篩を通過した粒子は棄てる。これで、比較的均一な製剤 が得られる。この方法を用いれば、サイズ範囲１００〜２００μｍの粒子サイズ が、一定した再現性ある約７０％の収率で得られた。

１００μｍ直径の粒子の製造には、生体内分解性ポリマーたとえばポリ−（Ｄ。

Ｌ）−乳酸、二チルヒドロキシエチルセルロース、ポリカプロラクトン、ポリカ プロラクトンジオール、ポリリジン、ポリグリフール酸またはポリマレイン酸を 包含する多くのポリマーが任意に使用できる。

１００μｍマイクロカプセル製造の初期工程においては１選択されたポリマーを まず、有機溶媒に溶解し、ついで乳化剤と混合する。溶媒としては、メチレンク ロリド、クロロホルム、四塩化炭素、またはポリマーが可溶性の他の溶媒を使用 できる９乳化剤は、非イオン性、陽イオン性または陰イオン性乳化剤からなる群 より任意に選択できる。開示されたマイクロカプセル製造方法を、生体内テ使用 する治療剤または診断剤のカプセル封入に利用する場合には、非毒性乳化剤の選 択が好ましい０選択された乳化剤は食塩水中に可溶化することが好ましいが。

水または緩衝液も使用できる。疎水性または親水性の、治療剤または診断剤を。

１００〜２００ｕｍ粒子内に、マイクロカプセル化することができる。これらの 化合物は一般に、マイクロカプセルから徐々に放出され、その放出速度は、カプ セル封入された化合物の性質、ならびにマイクロカプセルに使用したポリマー材 料の種類によって決定される。

１００〜２００μｍのマイクロカプセルは化学塞栓に理悲的であることが明らか にされている。化学塞栓を所望の場合には、生体内分解性または非分解性ポリマ ー中にカプセル封入された薬剤を調製する、マイクロカプセルは、一般的には。

標的臓器における腫瘍血管の直径よりもやや大きい約１００μｍの径を有する。

カプセル封入された物質を動脈内投与すると、動脈の塞栓を生じる。１００μｍ カプセルで新生物への動脈血供給を閉鎖することにより、虚血が腫瘍細胞の死を 招くことになる。放出の速度はマイクロカプセルの製造に使用された材料の性質 に依存する。何時間または何週間にもわたる徐放は、細胞傷害剤と腫瘍細胞の無 酸素環境における接触を増大させ、これはまた毛細血管の浸透性を上昇させるこ とになる。

化学塞栓に有用なマイクロカプセル化薬剤の例には、シスプラチン、５−フルオ ロウラシルおよびタモキンフェンがある。特定の一例においては、シスプラチン をマイクロカプセル化してイヌ腎動脈に投与した。シスプラチンを負荷したポリ −（Ｄ、　Ｌ）−ラクチドカプセルおよびエチルヒドロキンエチルセルロースカ プセルはいずれも、少なくとも数日間、持続的なシスプラチンの放出を示した。

生じた組織破壊は、ブランクのカプセルに比して有意に大きかった。これらの持 続放出効果は、他の薬剤および他の類似のポリマーについても同様であろうと考 えられる。

通常、動物またはヒトに投与された薬剤または他の試剤は最初、生体内に広く分 散し、ついで肝臓、肺臓、腎臓および膀胱に濃縮され、最終的に排除される。

ポリマーへのアミノ酸エステルの接合は、驚くべきことに、カプセル化された造 影剤の分布および取り込みを変えるカプセルの性質に影響を与えることが見出さ れた。特定の例では、フェニルアラニン接合ポリ乳酸を、メグルミンジアドリゾ エートのカプセル封入に使用した。フェニルアラニンエステル接合カプセルに封 入されたジアドリゾエートを注射された動物では、非接合ポリマーカプセルを注 射された動物に比べて、速やかな肝への取り込みが認められた。前者では、注射 ６分後にはすでに造影が可能であった。注射後２時間では、非接合マイクロカプ セル化物質は、肝および腎の両者への取り込み、ならびに全身循環中における存 在が認められた。接合マイクロカプセル化物質は主として肝に濃縮され、注射２ 時間後には全身循環中にはほとんど認められなかった。非接合およびアミノ酸接 合ポリ−（Ｄ、Ｌ）−ラクチドでマイクロカプセル化されたジアドリゾエートは いずれも、投与後３日まで、コンピューター断層造影が可能であった。インビト ロでのマウス肝細胞培養試験により、接合マイクロカプセルは主として肝細胞に 取り込まれるが、一方、非接合マイクロカプセルはカフバー細胞に取り込まれる ことが明らかにされた。ポリマーのカプセル化材料に接合された他のアミノ酸も 。

カプセル封入薬剤の選択的標的化を示すものと期待される。

アミノ酸接合ポリマーはフェニルアラニンエステルを用いて処方されたが、他の アミノ酸たとえばチロシン、トリプトファン、メチオニン等も同様に有用である ことが期待される９選ばれたアミノ酸をアミド結合を介してポリマー材料に接合 させ、フェニルアラニンをポリ乳酸に連結できる。これは１本技術分野の熟練者 にはよく知られているカルボジイミドカップリング法によって行うのが便利であ る。たとえば、シンクロヘキシルカルボジイミドと、ヒドロキシスクシンイミド の存在下に反応させる。共有結合は、アミノ酸の一級アミンが関与した結合に限 定されるものではなく、たとえばスルフヒドリル含有アミノ酸とポリマーの間の 硫黄−炭素結合も利用できる。さらに、ポリマー上の官能基の性質によっては。

池の種類の結合、たとえばエーテル結合を形成させることもできる。他の接合の 利用も期待される。たとえば、糖、アミノ酸またはこれらの化合物の誘導体も。

マイクロカプセルポリマーの表面の修飾への利用が考えられる。

１００μｍマイクロカプセルの表面の性質は、１μｍマイクロカプセルの表面の 性質と同様の方法で、様々なアミノ酸または他の表面修飾物質による接合によっ て、修飾できる。化学塞栓の試験の場合には１表面修飾は重要な問題と思われる 。これらの粒子は動脈内経由で興味ある臓器に送達される。

本発明のさらに他の態様は１選ばれた標的化剤の付加によって修飾されたマイク ロカプセルに関する。付加は通常、共有結合であり、化学結合の性質はマイクロ カプセルの製造に使用した特定のポリマーに依存する。たとえば、アミン官能基 を有する標的化剤が選ばれた場合には９選ばれたポリマー上のカルボキシル残基 と１本技術分野の熟練者にはよく知られたカフブリング方法を用いて反応させる ことができる。他の修飾には、たとえば、標的化分子またはマイクロカプセルポ リマー上の基のいずれかへの「スペーサー」の創製が包含される。ただし、この ようなスペーサー基は必ずしも必須ではない、好ましい実施態様においては。

ポリ−ベンジル−Ｌ−グルタミン酸ポリマーを、エストロゲン受容体標的化化合 物、エストロンと接合させる。接合物質はついで、エストロゲン受容体に富んだ 臓器の腫瘍標的化または造影試験に使用できる。マイクロカプセルのこのような 表面修飾は、エストロン接合１３１１標識マイクロカプセルによって達成された 。

標識のみのマイクロカプセルと比較して高い子宮−筋肉比から明らかなように。

組織分布を有意に変動させる。

標的化剤の接合に好ましいポリマーはポリ−ベンジル−し−グルタミン酸である 。所望の標的化剤をポリマーに付着させる場合、考慮すべき重要な点は、接合生 成物中の標的化物質の割合である。高い割合が望ましいように思われるが、置換 は好ましくは、開示された溶媒蒸発法によるマイクロカプセルの製造に適した溶 媒中への溶解度によって許容される程度に限定されるべきであることが明らかに された。この量は、使用されるポリマーの性質および付加される標的化剤に依存 する。−例を示せば、エストロン接合ポリ−ベンジル−し−グルタミン酸マイク ロカプセル中１２％のエストロン含量で良好な標的化を示すと同時に、均一な。

非凝集１μｍマイクロカプセル製剤が得られる、濃度がもっと高くなると、付加 された標的化剤はマイクロカプセルの形成に悪影響を与える。

一般的には、標的化剤は選ばれたポリマーに最初に接合し、ついでマイクロカプ セルに形成させることが考慮される。これは、ある種の標的化剤、たとえば抗体 、またはマイクロカプセルの製造時に変化する可能性がある他の化合物について は、不可能である。このような種は、予め形成されたマイクロカプセル中のポリ マー材料の表面基に接合させることができる。

エストロンとの接合は１本発明によって製造された接合マイクロカプセルの標的 化性を証明するために使用されたが、標的化の増強はマイクロカプセル自体に関 連するものであることを理解すべきである。すなわち、一般的に、開示された各 種ポリマーのマイクロカプセルは、広範囲の所望の標的化剤、たとえば、それら に限定されるものではないが、ステロイド、抗体、特定のモノクローナル抗体ま たは抗体のエピトープセグメントもしくはフラグメント、リシンＡ接合化合物。

特異的標的化薬剤たとえばタモキンフィン等によって１表面修飾される。別の修 飾として１本明細書に開示された製法によりアミノ酸基で修飾されたマイクロカ プセルに標的化剤を付加させることもできる。

図１は、タモキシ７エン：ポリマー比ｌ：１のタモキシフェンマイクロカプセル からのタモキシフェンのインビトロプロフィールを示す、１時間インキコベート 後の相当するサンプルからの統計的有意差（ｐｒｏ、０５，５ｔｕｄｅｎｔのｔ 検定）を決定した。各バーは３個のサンプルの平均上標準偏差を示す。

図２は、タモキシフェン：ポリマー比１：３のタモキシフェンマイクロカプセル からのタモキシフェンのインビトロ放出速度プロフィールを示した図である。

１時間インキュベート後の相当するサンプルからの統計的有意差（ｐ＜ｏ、０５ ゜５ｔｕｄｅｎｔのｔ検定）を決定した。各バーは３個のサンプルの平均上標準 偏差を示す。

図３は、５−フルオウウラシル：ポリマー比１：１の５−フルオロウラシルマイ クロカプセルからの５−フルオロウラシルのインビトロ放出速度プロフィールを 示す、１時間のインキ二ペート時間後の相当するサンプルからの統計的有意差（ ｐｒｏ、０５，５ｔｕｄｅｎｔのｔ検定）を決定した。各バーは３個のサンプル の平均上標準偏差を示す。

図４は、５−フルオロウラシル：ポリマー比１：３の５−フルオロウラシルマイ クロカプセルからの５−フルオロウラシルのインビトロ放出速度プロフィールを 示した図である。１時間インキュベート後の相当するサンプルからの統計的有意 差（ｐｒｏ、０５，５ｔｕｄｅｎｔのｔ検定）を決定した。各バーは３個のサン プルの平均上標準偏差を示す。

図５は、ＴＸ：ＰＬＡ比ｌ：１のタモキシフェン負荷ＰＬＡマイクロカプセルの 走査電子顕微鏡写真である。

図６は、５−フルオロウラシル：　ＰＣＬ比ｌ：ｌを負荷されたＰＣＬマイクロ カプセルの走査電子顕微鏡写真である。

図７は、１μｍＰＬＡマイクロカプセル（７Ｂ）および薬剤：ポリマー比３：ｌ のメグルミンジアドリゾエート封入ＰＬＡマイクロカプセル（７Ａ）の走査電子 顕微鏡写真である。

図８は、コールタ−カウンターでの測定によって得られたデータから作成したマ イクロカプセルサイズ分布曲線である。ポリ乳酸マイクロカプセルにメグルミン ジアドリゾエートを負荷した。

図９は、コールタ−カウンターでの測定によって得られたデータがら作成したマ イクロカプセルのサイズの分布曲線である。ジアドリゾ酸を負荷したＰＬＡ−Ｐ ＨＥマイクロカプセルの平均粒子サイズは３μｍ、範囲は２〜７μｍである。

図１Ｏは１倍率４０倍で示した正常マウス培養肝細胞である。全プレートが。

同じ細胞懸濁液からのサンプルで接種された。１０Ａは対照（カプセル非添加） 肝細胞、ＩＯＢはメグルミンジアドリゾエート負荷１μｍポリ乳酸カプセルとと もに２時間インキュベートした肝細胞、ＩＯＣはメグルミンジアドリゾエート負 １Ｗｉ１μｍフェニルアラニンエステル接合ポリ乳酸カプセルと２時間インキュ ベートした肝細胞を示す。

図１１は１倍率４０倍で示した正常マウス培養カブバー細胞である。全プレート が、同じ細胞懸濁液からのサンプルで接種された。１１Ａは対照肝細胞、１１Ｂ は１μｍポリ乳酸カプセルと２時間インキュベートしたのちのカフパー細胞。

１１Ｃは１μｍフェニルアラニンエステル接合ポリ乳酸カプセルと２時間インキ ュベートしたのちのカッパー細胞を示す。

図１２は、マイクロカプセル化メグルミンジアドリゾエート静脈内注射後の２羽 のウサギのコンピューター断層造影を示す、Ａ−Ｆは、メグルミンジアドリゾエ ート負荷１μｍポリ乳酸カプセルの、注射前（Ａ）、注射直後（Ｂ）、注射後１ 時間（Ｃ）、２時間（Ｄ）、５７時間（Ｅ）、および１２０時間（Ｆ）　（７） 分布を示す、Ｇ〜Ｌは、メグルミンジアドリゾエート負荷１μｍフェニルアラニ ン接合ポリ乳酸カプセルの、注射前（Ｇ）、注射直後（Ｈ）、注射後１時間（■ ）。

２時間（Ｊ）、５７時間（Ｋ）、および１２０時間（Ｌ）の分布を示す。

図１３は、１００μｍのポリラクチドカプセルからのＣＤＤＰの放出を、６時間 にわたる選ばれた時点で、イヌの頚静脈および腎静脈血漿で測定した結果である 。薬剤は腎動脈に動脈内投与された。

図１４は、１００μｍのＥＨＥＣカプセルからのＣＤＤＰの放出を、６時間にわ たる選ばれた時点で、イヌの頚静脈および腎静脈血漿で測定した結果である。

薬剤は腎動脈に動脈内投与された。

図１５は、エステロンとポリ−ベンジル−し−グルタミノ酸の間の力Ｉブリング 反応を模式的に示した図である。

図１６は、エストロゲン受容体アッセイを示す、１６Ａはスキャ、チャードプロ 、）、１６Ｂはラット子宮におけるエストロゲン受容体結合の飽和曲線を示す本 発明は、ヒトにおける診断的検討および治療的使用に適した１個別の非凝集粒子 中にマイクロカプセル化された治療剤および診断剤の製造法である。とくに。

この方法は、静脈内および動脈内投与用の１μｍ粒子、ならびに動脈内投与用の １００μｍ粒子の製造に関する１本発明の一態様においては、生体内細胞は、薬 剤がポリマー材料中にマイクロカプセル化され、その表面の性質がアミノ酸との 接合によって修飾されたマイクロカプセルによって特異的に標的化される５マイ クロカプセルはまた。特異的生体細胞受容体に結合する標的化剤、たとえばステ ロイド、抗体等と接合させることができる。

以下の実施例は１本発明の特定の実施態様を例示するものである０本技術分野の 熟練者には、開示された方法に改変が可能なこと、他の応用が本発明の範囲内に 包含されるものであることは明白であろう。

興よ マイクロカプセル封入メグルミンジアドリゾエートの１００ミクロンマイクロカ プセルの製造 メグルミンジアドリゾエート、２ｇを４０ｍ１のメチレンクロリドに分散し。

この混合物にＩｇのポリ−（Ｄ、Ｌ）−乳酸を加えた。カプセル封入は１．２５ ｇのポリビニルアルコールを含有する０、９％（Ｗ／Ｖ）食塩溶液２５０ｍ１中 ３５０ｒｐｍで攪拌して達成された。溶液のｐＨをｌＮＨＣｌで４未満に調整し た８時々、混合物から１滴サンプリングして１２５倍の光学顕微鏡下でマイクロ カプセルの形成を調べた。混合物を、メチレンクロリドが完全に蒸発するまで。

約６時間攪拌した。マイクロカプセルを濾過して集め、蒸留水（２Ｘ１００ｍｌ ）で洗浄した。マイクロカプセルを室温で風乾し、ついで段階的に、６００μｍ メノンー、６０（１−５００μｍメ１シａ、５００〜３５５μｍメッシｘ、３５ ５〜２１２μｍメツシュ、および１０６μｍメツシュの各メＩシ二で！ｉ：ＡＬ 、サイズ範囲１０６〜２１２μｍの粒子を含む混合物を得た。１０６〜２１２μ ｍの粒子の重量は、造影剤とポリマーの最初の総重量の約７０％であった。マイ クロカプセルは４６％（Ｗ／Ｗ）のメグルミンジアドリゾエートを含有した。

■ス マイクロカプセル封入メグルミンジアドリゾエートの１ミクロンマイクロカプセ ルの製造 以下の全工程は、紫外線を用いた無菌条件下、滅菌器具で実施した。

メグルミンジアドリゾエート（Ｓｌｇｍａ　Ｃｈｅｍｉｃａｌ　（ｏｍｐａｎｙ 。

Ｓｔ、Ｌｏｕ　ｉｓ、ＭＯ）１．２ｇを１００ｍ１の水に溶解、ついでＴｗｅｅ ｎ８０を１ｍｌ加えた。この混合物を５０Ｏｒｐｍで攪拌し、溶液のｐＨをＩＮ ＭＣＩで４未満に調整した。この混合物に１０ｍｌのアセトンに溶解した０、５ ｇのポＩＪ−（Ｄ、Ｌ）−乳酸（ＭＷ３０，０００〜６０，０００）を滴加した 。

混合物を１０分間、１５００ｒｐｍで攪拌するかまたは２０Ｋｈｚで超音波処理 し、定期的に混合物を６００倍の光学顕微鏡でモニタリングして、直径約１μｍ の球状粒子を形成させた。混合物をアセトンが完全に蒸発するまで、さらに６時 間、１５００ｒｐｍ（超音波処理なし）または５００ｒｐｍ（超音波処理）で攪 拌した。マイクロカプセルをナイロンメブシュを通して篩過して集め、少量の凝 集物質、約１％を除去した。マイクロカプセル懸濁液を２４．ＯＯＯＸｇで遠心 分離し１食塩溶液で３回洗浄して乳化剤を除去した。マイクロカプセルを滅菌リ ン酸塩緩衝食塩溶液に再懸濁した。マイクロカプセルの重量は１．５ｇ（造影剤 とポリマーの最初の総重量の９０％）であった、マイクロカプセルは６６重量％ のメグルミンジアドリゾエートを含有した。走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）により。

図７に示すような１球形の均一な粒子が認められた。コールタ−カウンターを用 いて測定した粒子分布は９図８に示すように、２〜７μｍの狭い範囲にあって。

５０％は平均カプセルサイズ５μｍ未満であった。

匹ユ ポリ乳酸へのアミノ酸エステルの接合 ２、Ｏｆ　（０，０５ｍｍｏｌ）のポリ−（Ｄ、Ｌ）−乳酸のジメチルホルムア ミド（ＤＭＦ）１０ｍｌ溶液に、１．２ｇ　（５，５ｍｍｏｌ）のシンクロへキ ンルカルボジイミドおよび０．６８ｇ　（５，５ｍｍｏｌ）のＮ−ヒドロキシス クシンイミドを加えた。１０分間攪拌したのち、５ｍｌのＤＭＦに溶解した１、 ２ｇ（５ｍｍｏｌ）のフェニルアラニンエステルを加えた。混合物を一夜攪拌し た。

固体を濾過した。ａ液を１００ｍ１の水に注ぐと白色の固体が沈殿した。固体を 濾過し、１００ｍ＋の水で洗浄し、風乾し、秤量すると総収量２．４ｇ（７５％ ）の生成物が得られた。ｉ１層クロマトグラフィーで単一のスポットを示した（ Ｒｆ＝０．３．クロロホルム／メタノール９：１）、ポリマー接合体中７フエニ ルアラニン含量は、紫外線スペクトルにより２５４ｎｍで測定して２３％であっ た。

同様な条件を用いて、メチオニン、チロシンまたはトリプトファンエステルを接 合したポリ乳酸ののマイクロカプセルが製造された。

匹土 マイクロカプセル化シスプラチンによる化学閉塞１８匹の雑種成人を、ベントパ ルビタールナトリウム（Ｎｅｍｂｕｔａｌ。

Ａｂｏｔｔ、Ｎｏｒｔｈ　Ｃｈｉｃａｇｏ、ＩＬ）３０ｍｇ／ｋｇの静注によっ て麻酔し、正常食塩水の静脈内点滴を開始した。血管切開により、５−Ｆポリエ チレンカテーテルを大腿動脈に導入し、動物にヘパリンナトリウムの動脈内１回 投与（１００単位／ｋｇ）を行った。ついで、カテーテルを腎動脈の一方まで進 めた。シスプラチン（ＣＤＤＰ）用の採血のため、同側の腎静脈にも大腿静脈経 由で５−Ｆカテーテルを挿入し、一方間時に、全身静脈血サンプルも、頚静脈に 挿入した１８−ゲージＣａｔｈｌｏｎ”カテーテルから採取した。

平均サイズが１０６μｍ（範囲５０〜３５０μｍ）の、シスプラチン（４０〜４ ３重量％）含有マイクロカプセルを、乳酸ポリマーおよびエチルヒドロ牛ジエチ ルセルロースポリマーから例１の記載に従って調製した。乾燥形態のカプセルを エチレンオキシドで滅菌した。マイクロカプセルはＸ線造影剤の１：ｌ溶液中に 懸濁した。イオヘキソール（Ｏｍｎｌｐａｑｕｅ、Ｎｙｃｏｍｂｅｄ、Ｎｏｒｗ 　ａ　ｙ　）と正常食塩水は、最終濃度が２０ｍｇ／ｍｌとなるようにした。こ の懸Ｓ！ｌ！を腎動脈に、透視で血流停止が観察されるまで投与した。３匹の動 物それぞれの一方の腎臓をＣＤＤＰ含有カプセルで、５匹の動物それぞれの一方 の腎臓をＣＤＤＰを含まないカプセルで閉塞させた。閉塞後６時間にわたり３０ 分間隔で腎および全身静脈血サンプルをヘパリン化試験管に採取した。原子吸光 を用いて血漿のＣＤＤＰを分析した。これらのデータから、薬剤の放出曲線を作 成した。

この２つの曲線を図１３および１４に示す、腎および肝毒性を評価するために。

閉塞前ならびに１，２，３．４および６週後に、全身静脈血サンプルを採取して 。

血中尿素窒素（ＢＵＮ）、クレアチニン、および血清グルタミン酸オキザロ酢ａ ｌトランスアミナーゼ（ＳＧＰＴ）レベルを測定した。

閉塞前および直後、閉塞後６時間まで１時間間隔でならびに１，２．４および６ 週後に、閉塞された腎臓のＸ＠像の変化を実証するため、Ｏｍｎ　１ｐａｑｕｅ で血管造影を実施した。６週後に、ペントパルビタールナトリウムの過量投与に よって各動物を層殺し、完全な剖検を行った。各動物の肉眼的および顕微鏡的所 見を比較した。

薬剤をカプセル封入していないＰＬＡおよびＥＨＥＣ両カプセルともに、腎臓に 塞栓作用を生じた。シスプラチンを負荷したポリマーでは、ポリマー単独の場合 よりも腎臓の傷害は有意に大であった。シスプラチンを負荷したｌ’ＬＡカプセ ルは、ンスブラチン負荷ＥＨＥＣカプセルよりも１組織に大きな作用を示した。

ＣＤＤＰを含まないＥＨＥＣカプセルは、これらの研究では、ＰＬＡカプセルよ りもわずかながら分解が早かった。

インビトロの薬剤放出データも、マイクロカプセルをリン酸緩衝食塩溶液中でイ ンキユベートしてめた。データは１表１に、ＣＤＤＰ：ＰＬＡマイクロカプセル からのＣＤＤＰの放出について示した。

底上 ＣＤＤＰマイクロカプセル１からのＣＤＤＰ放出速度（サイズ１００μｍ） インキュベート時間　放　％ ３０　３９．５ ６０　３７．７ １２０　３５．０ ’ＣＤＤＰ：ＰＬＡ冨ｌ：ｌ 一旦 マイクロカプセル化ジアドリゾエートによる生体造影メグルミンジアドリゾエー トを負荷した１μｍマイクロカプセルを、カプセル材料としてＰＬＡおよびフェ ニルアラニン接合ＰＬＡ　（ＰＬＡ−ＰＨＥ）を用いて１例２および３記載のよ うにして製造した。各製剤をウサギに静脈内注射し。

ついで臓器への取り込みをコンピューター断層撮影によってモニタリングした。

ＰＬＡ−ＰＨＥを投与されたウサギでは、ＰＬＡカプセル化ジアドリゾエートを 投与されたウサギより肝への取り込みが早かった。２時間後、ＰＬＡ−ＰＨＥ処 置ウサギは、肝への取り込みを示したが、全身循環の造影はあっても極めてわず かであったのに対し、ＰＬＡ処置ウサギでは、肝への取り込みと全身循環におけ る存在の両者を示した。４８および７２時間後には、いずれのウサギも有意な肝 への取り込みを示した。メグルミンジアドリゾエートを負荷したＰＬＡ−ＰＨＥ マイクロカプセルの平均粒子サイズは１図９の、コールタ−カウンターを用いて 得られた粒子サイズ分布曲線から明らかなように、３μｍであった。

気且 １ｏＯｍマイクロカプセル　のインビトロ放出速度マイクロカプセルは、薬剤： ポリマー比１：ｌおよび１　：　３　（Ｗ／Ｗ）　、乳化剤としてポリビニルア ルコールを用い、溶媒蒸発法で例１の記載に従ってＩｉｌ製した。使用する生体 内分解性ポリマーは、ＰＣＬ、ＰＣＬＤおよびＰＬＡとした。

細胞傷害性化合物、タモキシフェンおよび５−フルオロウラシルはメチレンクロ リドに溶解し、ついで４００ｒｐｍで攪拌した水溶液に、乳化剤とともに添加し た。６時間後に、カプセルを水洗し、風乾した。約１００μｍのカプセルを篩体 によって集めた。カプセル化された薬剤のアッセイは、５ｍｇのマイクロカプセ ルを５ｍｌのメタノールに溶解して実施した。溶液を遠心分離し、１００μｌの 上清を３ｍｌのメタノールで希釈し、比色法により２３８ｎｍで分析した。標準 溶解度時間曲線は、同じ操作を用い、２ｍｇのＴＸおよび５−ＦＵ両者を加えて 作成した。薬剤含量は総カプセル重量に対する百分率として計算した。３回重複 して測定を行った。

マイクロカプセル化薬剤について溶出試験を実施した。キャップをした試験管に ５ｍｌの０．０５Ｍリン酸緩衝食塩溶液ｐＨ７，４を満たし、ｉｏｏｒｐｍ。

３７℃にセットした水浴振盪器に入れた。５ｍｇのマイクロカプセルを各試験管 に加え、３ｍｌのサンプル溶液を様々な時間間隔で、遠心分離後に採取した。各 測定後に、サンプル溶液を各試験管に戻した。マイクロカプセルから放出した薬 剤の濃度を、同じ溶出溶液中の標準薬剤（２ｍｇ）と比較して２３８ｎｍで測定 した。測定は３回重複して実施した。１時間インキュベート後のサンプルとイン キュベート間隔の異なる相当するサンプルとの比較には５ｔｕｄｅｎｔのｔ検定 を使用した（ｐ＜０．０５レベル）。

各種の生体内分解性マイクロカプセル中の薬剤含量百分率を以下の表２に示す。

走査電子顕微鏡では、製造されたすべてのマイクロカプセルが球状の形態で、平 滑な外表面を有することが認められた。

マイクロカプセル中薬剤％（Ｗ／Ｗ） 薬剤：ポリマー 剤　ポリマー　１：１　１：３ ＰＬＡ　３０．０　２２．５ タモキシフエン　ＰＣＬ　３０．７　１３．０ＰＣＬＤ　３６．４　１４．９ ＰＬＡ　８．８　８．５ ５−フルオロウラシル　ＰＣＬ　９．９　６．６ＰＣＬＤ　７．６　７．６ ＴＸおよび５−ＦＵの放出速度を図１および２に示す、インキュベート４８時間 ニオはルＴＸ　（１：　１比）の放出速度はＰＬＡ＞ＰＣＬ＞ＰＣＬＤの順に低 下したが、インキ二ベート４８時間における５−ＦＵ　（１：　１およびｌ：３ 比）の放出速度はＰＣＬ＞ＰＣＬＤ＞ＰＬＡであった。この試験は、ポリマーが 異なると薬剤の放出速度が変化することを示している。

皿Ｉ 以下の実施例は、ポリ−ベンジル−し−グルタメートへのカップリングを可能ニ スルための、エストロンのフェノール基の改変を例示する。生成物は、エストロ ンの３位官能基と接合アミド結合の間の「スペーサー」を例示している。

３−アミノエチルエストロンの製造 エスト＋ｊ７　（５，０ｇ、１８．５ｍｍｏｌ）を８０ｍ１の無水ＤＭＦに溶解 した。この溶液に水素化ナトリウム（４，４ｇ、１８５ｍｍｏｌ）を徐々に加え 。

溶液中に反応性フェノキンドを生成させる。急速な水素ガスの発生を避けるため に注意が必要である。この溶液にクロロエチルアミン（４，３ｇ、５５ｍｍｏｌ ）を加え、混合物を６０℃で４時間反応させた。生成物を大量の水で沈殿させ、 沈殿を集める。精製には、粗製の固体をメチレンクロリドに溶解し、水で洗浄し たメチレノクロリドを蒸発させると３−アミノエチルエストロンが得られた。こ れをエチルエーテルで洗浄すると、融点１４０℃（分解）の生成物３．０ｇ　（ ５２％）を与えた。３−アミノエチルエストロン塩酸塩は、融点１８０″Ｃ（分 解）。

’ＨＮＭＲ（＋）Ｉ）ｍ）：δ３．０１　（２，ｔ、　ＣＨ２ＣＨ−Ｎｌ２）　 、　２．７８　（２゜Ｌ、立上１ＣＨ’２ＮＨ２＞、４．００　（２，ｔ、Ｃ０ ＣＨ２）３−アミノエチルエストロンのポリ　ベンジルし一グルタメート　（Ｐ ＢＬＧ）への力Ｉプリング 以下の反応を溶媒としてｐ−ジオキサンを用いて実施した０反応はジメチルスル フオキシドまたはジメチルホルムアミド中でも同程度の収率で実施できるが。

これらの溶媒は除去がそれ程容易ではないので、好ましさは劣る。

３−アミノエチルエストロン（１，２５ｇ、４ｍｍｏｌ）を、７ｍｌのジオキサ ン中ＰＢＬＧ　（０，８８ｇ、４ｍｍｏ　ｆ）の溶液に加えた。混合物を６０℃ で２時間反応させた。生成した接合体をジオキサン溶液から水で沈殿させて集め 。

ついで濾過した。精製には、固体をメチレンクロリドに溶解した。不溶の不純物 を濾過して除去した。メチレンクロリド溶液を冷０．２Ｎ塩酸水溶液（ｘ２）。

水、ついで飽和食塩水で中性になるまで洗浄した。メチレンクロリドを蒸発させ ると、生成物０．４ｇが得られた。接合体の元素分析：計算値Ｃ７０，７３，Ｈ ７，６０，Ｎ６．６０．分析値Ｃ６６，７０，Ｈ６，４５，Ｎ６．００．置換度 は１元素分析のデータに基づいて１２％と計算された。’ＨＮＭＲ（ｐｐｍ）： δ３．７０　（２，ｔ、ＣＨ２旦」」ＮＨＣＯ）、２．８ａ　（２，ｔ、旦ｊ４ ｃＨ２ＮＨＣＯ）、４．０４　（２，ｔ、Ｃ０ＣＨ２）エストロン接合ポリ−ベ ンジル−し−グルタメートはｐ−ジオキサンに溶解し。

例２の方法による１℃１ｍマイクロカプセルの製造に使用した。

気立 この例は、ブタ子宮におけるエストラジオールの結合親和性定数の測定を例示す る。

インビトロエストロゲン受容体アッセイエストロゲン受容体に対する結合親和性 は以前に報告された操作（１４，１５）の改良法を用いて測定した。略述すれば 、家畜用ブタ（３０ｋ　ｇ）から得られた子宮（３０ｇ）を、ＥＤＴＡ　（１， ５ｍＭ）およびナトリウムアジド（３ｍＭ）を含有するトリス緩衝液（１０ｍＭ 、ｐＨ７，４）（８０ｍｌ）中でホモジナイズした。ホモジネートを４°Ｃ１１ ，０００Ｘｇで１時間遠心分離した。子宮細胞質ゾルをついでデキストラン被覆 チャーコールで、記載（１４）されたようにして前処置した。エストロゲン受容 体部位とのエストラノオール相互作用の性質を検討するために、過剰のエストラ ジオール（１０−’Ｍ）の存在下または非存在下に、［３Ｈ］エストラジオール （１０−５Ｍ−１０−”）Ｍ）から飽和曲線を作成した（図１６）、子宮細胞質 ゾルを、４℃で２時間、［３Ｈ］エストラジオール（５ｎＭ／萱）およびコンペ ティター（１０−”Ｍ〜１０′Ｍ）またはエストラジオール（１０−’Ｍ）（非 特異的）とともにインキュベートした。特異的放射性リガンドの結合を５０％低 下させる試験化合物の濃度（Ｉ　Ｃ＋ｓｏ）を測定した。蛋白質濃度はＬｏｗｒ ｙらの方法によって測定した。

ス牛ヤブチャード分析により、平均親和性定数Ｋｄ　２．２　ｎｍ　（ｎ−９） および平均受容体密度（Ｂｍａ　ｘ）　３５０　ｆ　ｍｏ　１　／ｍｇ蛋白（図 １６）の単一クラスの結合部位が指示された。使用した蛋白濃度は１ｍｇ／ｍｌ 細胞質ゾルとした。

ヒ１２分析（０，９９２）で、エストラジオールは競合的可逆的に結合すること が指示された。ポリ−ベンジル−し−グルタメートへのエストロン接合体のＩＣ ５０は５Ｘ１０″７Ｍで。こわはエストロンの結合親和性（５Ｘ１０−”Ｍ）よ り１０（名低い値である（表３）。

エストロン　５ＸＩＱ−’　０．＋４ｒｉｇ一旦互Ｊ」−ど−９と−５Ｘ１ユニ ニーー−−−一＝−１一旦９９旦ｇ、　−’　Ｅ　Ｓ　Ｔ　Ｐ　Ｇ　：スペー号 −（エタノールアミン）を有イ゛るエストロンのポリベンジルグルタメート（Ｍ Ｗ５８．０００）への接合体２ＵＶ２８２ｎｍおよび元素分析によって測定１、 たＸＬ：・臼ンとポリマーの接合１２，０％に基づ（ 五且 この例は　１３１１−イオパノエート含有マイクロカプセルの組織分布を１３１ １−イオパ７エート含有エストロン接合マイクロカプセルの場合と比較する。

インビボ組織分布 ＋３１　Ｈ−標識エチルイオバノエート負荷ポリ−ベンジル−し−グルタメート マイクロカプセルをう・ットに尾静脈から注射した（０．３ｍｌ水中５．７μｃ １）。

対Ｐｇ群にはＬ？＋　１−標識エチルイオパノ酸のみを与えた。う、トは注射後 ｌ、３゜６および２４時間に屠殺した。注射用量の臓器または組織重量あたりの 百分率をＣ０ＢＲＡ自動ガンマ−カウンター（Ｐａｃｋａｒｄ、Ｍｅｒｌｄｅｎ 、ＣＴ）で測定した。結果は表４および５に示す。

表土 ””ｌ−１０ＰＡ負荷エストロンポリ（ベンジル−し−グルタメート）接合マイ クロカプセルのラット（ｎ＝３）ＩＶ注射′の組織　布１゛２臓器　１時間　３ 時間　６時間　２４時間平均（Ｓ、Ｄ、）　平均　Ｓ、Ｄ、　平Ｓ、Ｄ、　平（ Ｓ、Ｄ血ｆ！、１．０１（０，１２）　０．７２（０，０８）　０．４６（０， ０１）　０．０９（０，０３）肺臓　１．０５（０，１５１０，５３（０，０３ ）　０．３４（０，０２）　０．０７（０，０３１肝臓　１．３４（０，１８） 　０．７５（０，０９）　０．５６（０，０３）　０．１？（０，０２）賢１１ ！１　０．５２（０，０１）　０．６２（０，０５）　０．２６（０，０１）　 ０．０６（０，０２１子宮　０．７０（０，１２）　０Ｊ２（０，０ｉ）　０． ３１１（０，０５）　０．０Ｇ（０，０１１筋肉　［１，２０＜０．０１）　０ ．１２＜０．０１）　０．０９（０，０１）　０．０１（０，０１）−１肱−ユ ？７皿刈−−−−東−乃但Ｌ」回し（４）−０，０３（０，０１）−’＋ＯＩコ Ａ−イオパノ酸エチル ２示；、たデータは組織１ｇあたりの注射用量％である表１ １３Ｉ＋−１０ＰＡ負荷ポリ（ベンジル−し−グルタメート）接合マイクロカプ セルのうｙト（ｎ＝３）！Ｖ注射後の組織分布１・２臓器　１時間　３時間　６ 時間　２４時間’Ｔ−１’）　（Ｓ、Ｄ、）　平均（Ｓ、　Ｄ、　）　平均（Ｓ 、Ｄ、）　平均（Ｓ、Ｄ、）血液　１．５３（０，７１）　１．４６（０，２１ ＞　ＩＪＯ（０，２６）　０．２９（０，１６１肺臓　１．８６（０，４０１１ ，０６（（１，１６１１，０２（０，１９＞　０．２８（０，０３＞肝臓　１． ８０（０，７８１１，２０（０，１５１１，１６（０，１４）　０．５４（０， １６）腎ＩＩ　Ｏ，７４（０，２８１０，５８（０，０９１０，５８（０，０５ ）　０．２４（０，０８）子宮　Ｑ、８５（０，２９１０，７６（０，０２）　 ０．７３（０，１０＞　０．１４（０，０１）筋肉　１１．３２（０，１８＞　 ０．２４（０，０２）　０．２１（０，０３）　０．０５（０，０１）脂　０． ８３（０，２９）　０．５８（０，２３）　０．３６（０，１１＞　０．０７（ ０，０４）’ｌ０ＰＡ−イオパノ酸エチル ２示したデータは組織１ｇあたりの注射用量％である表６は、ラットにおける１ ３１■−標識エチルイオパノエートの分布を子宮：筋肉比で示す表である。３時 間後、エストロン接合標識マイクロカプセルの標的化は、Ｉｌ！識マイクロカプ セルまたは標識エチルイオパノエートによる標的化に比し。

有意に大きかった。

轟立 ラットにおける”’　Ｉ　−１３１１１エチルイオパノエートの分布子宮：筋肉 比 ジ　１　３　６　９　−１１ １０ＰＡ’　２．９２±０．４６４　３．６０±ＯＪ’４６　３．４１±０．１ ２２　ｎｄ、’ＰＥＬＧ’　２．８４＋０．４４７　３．２３＋０．３００　３ ．４８：ｌ：０．３６９　２．７１ｄ（１，２１４ＰＥ’　３．５０±０．４３ ３　５．１６±０．５９２２４．７５±０．３５４２　４．２５±１．０６１２ ”１０ＰＡ：エチルイオパノエート、ＰＢＬＧ：　ｌ０ＰＡ負荷ポリベンジルグ ルタメートマイクロカプセル、ＰＥ；エストロンおよびＰＥＬＧ接合マイクｆｆ ｌカー／セル　各う−／　）は食塩水中５μＣＩの放射性トレーサーを投与され た（０．２５０１１　）　。

”ＰＥと相当する群の間に、５ｔｕｄｅｎｔのｔ検定で、有意差（ｐ＜ｏ、０５ ）あり ’ｎ、ｄ、：検出不能 以上、本発明を１本発明の実施に際しての好ましい様式を示すために１本発明者 らによって見出された特定の実施態様について記述した１本技術分野の熟練者に は、これらの開示を参照して１本発明の意図された範囲から逸脱することなく。

例示した特定の実施態様に多（の修飾および改変が可能なことは自明であろう。

たとえば、アミノ酸修飾マイクロカプセルは１本発明の意図された本質および実 際に影響することなく、特定の標的化剤に付加させることができる。このような 修飾はすべて１本発明の範囲内に包含されるものである。

参照文献 以下にｔ８げる参照文献は、それらが本発明に用いられた方法、技術および／ま たは組成物について補充、説明、背景の提供、または教示する範囲内で１本明細 書に参考として導入する Ｌ　Ｗｒｉｇｈｔ、　Ｘ、Ｃ，、Ｗａｌｌａｃｍ、　Ｓ、、　Ｋｏｇｉ＊ｒ、　 Ｉｌ、、　Ｍｅ＠ｉ＠ｒ、−Ｄ。

Ｊ、　Ｍｉｃｒｏｍｎｃａｐｍｕｌａｔ直Ｏｎ　１０ユ、　１−２０　（１９＠ Ｉ）。

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７、　Ｔｉ（’Ｉ、　Ｔ、Ｒ，ａｒｉｄ　Ｇ１１ｌ＊ｙ、　Ｒ，Ｍ、Ｊ、Ｃｃｎ ｔｒｏｌ、Ｒｍｌｍａｍ（Ｎ＠ｔｈａｒｌａｎｄＭ〕ｉ、３４コ−３５２（ｔ９ ａ５）。

１１、　Ｓｍ１ｔｈ、入、ａｎｄＨｕｎｎａｙｂａｌｌ、ＬＨ，Ｘｎｔ、Ｊ、Ｐ ｈａｒｍ。

（Ｎａｔｈｍｒｌｍ＞ｄａ）　ユＱ、２１５−２２０　（１り８６）。

９−　Ｒｏｓｉ＠ｒ、υＪ、Ｐａｔｅｎｔ　Ｎｏ、４，４９２，７２０．　Ｊａ ｎｕａｒｙ　町　１９！１５゜１０＋　Ｊａｆｆｊ　υ＋８＋　Ｐａｔｅｎｔ　 Ｎｏ、４，２７２，３９１１．Ｊｕｎｅ　９，１９！１１゜ＩＬ　Ｆａｎｇ、Ｕ 、５．Ｐａｔａｎｔ　Ｎｏ、４，９３３，１０５．Ｊｕｎｅ　１２，１９９０゜ ｔ２．　Ｂａｅｈｔａｌ、　Ｗ、、　Ｗｒｉｇｈｔ、　Ｌｃ、、　Ｗａｌｌａｃ ｅ、　Ｂ、、　Ｍｏｍ１ａｒ、　Ｂ、。

Ｋｏｊｉ＠ｒ、　Ｄ、、　Ｍｉｒ、　！、、　ＫｕＣｌｏ、　５．　Ｒａ４１０ １０ｇ７　Ｊ、　６０１−６０４　（ｘＱａｇ）。

、１コ、　Ｂｒｕｎｉｎｇ、Ｊ、Ｌ、ａｎｄ　Ｋｉｎｔｚ、Ｂ、Ｌ、”Ｃｏｍｐ ｕｔａｔｉｏｎａｌＨａｎｄｂｏｏｋ　ｏｆ　Ｓｔａｔｌｓｔｉｃｍ”　２ｎｄ 　ｕ、、　５ｃｏｔｔ、　Ｆｏｒａｍａｎ　ａｎｄＣｏｍｐａｎｙ、Ｇｌａｎｖ ｉ＠ｗ、ＸＬ　（１９フフ）。

１４、　Ｆｉｇｈｍａｎ、Ｊ、Ｈ，Ｂｉｏｃｈ＊ｍ、Ｂｉｏｐｈｙｓ、Ｒａｍ、 ＣＯＭｕｎ、１９５１コ。

】−レ２（コ）、　７１コー７１８゜ ｉｓ、ＭｃＣａｇｕａ、Ｒ，１シ＊ｃｌｓｒｃｑ、Ｇ弓　Ｊｏｒｄａｎ、Ｖ、Ｃ ，Ｊ、Ｍａｄ。

Ｃｈｅｗ、１９８Ｂ、ユλ、１２１１５−１２９０゜１６、　ＸＡｗｒｙｒ　Ｏ −Ｈ弓ｉｔａｓｓｂｒｅｕｇｈ、Ｎ−Ｊ−ｉ　Ｆ１口）入、Ｌ弓　Ｒａｎｄａｌ ｌ。

ＩＪ−Ｉ　Ｊ、　Ｒｌａｌ、　Ｃｈ＠ｍ−ＪＪＩ、２６５−２６６　（１９５３ ）。

本発明を以上、明確化と理解のために１例示によって詳細に説明したが１本請求 の転囲内においである種の改変および修飾が可能なことは自明の通りである７浄 書（内容に変更なし） 経過時間（時間） 経過時間（時間） Ｆｉ（Ｊ、２ ５−ＦＵマイクロカプセル（１：１） 経過時間（時間） 経過時間（時間） ＦｉＣｌ、４ Ｆｉｇ、５ ＦｉＣＪ、６ ２５６チヤンネル全範囲累積０７１０６／９０ＷＬ　＝　０１１／４．６５９Ｅ Ｏｕｍ　Ｗｕ　＝　０３７／７．２０６ＥＯｕｍΔＬ　：４６５　Σ：２５２７ 　Δｕ＝２Ｆｉｇ、５ ２５６チヤンネル全範囲非累積０７１０６／９０ＷＬ　＝　００４／３，１１９ ＥＯｕｍ　Ｗｕ　＝　０３７／７．２０６ＥＯｕｍΔＬ＝ＯΣ＝鵠（ロ）　Δｕ ＝４ ＦｉＣ］、９ Ｃｕ Ｃ力 りし く 〜 Ｃ刀 Ｃ刀 り の Ｃ刀 （Ｕ 【力 ○ 一η コ ひ 匡 ひ Ｊ Ｃ刀 り 田 σ ｕ 〔刀 ロー −η 総血漿白金 時間（Ｈｒｓ） Ｆｉ（Ｊ、１４ Ｆｉ（ｊ、１５Ｂ ０１２３４５６７Ｂ 結合ＸＥＩＯ（Ｍ） ＦｉＣＪ、１６Ａ 濃度（ｎＭ） ＦｉＣＪ、１６Ｂ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．サイズ約１μｍの，均一な非凝集性マイクロカプセルの高収率での製造方法 において， 水溶液，非毒性乳化剤，および有機溶媒に溶解したポリマーを混合し，この混合 物を少なくとも５分間激しく振盪し，ついで平均マイクロカプセルサイズが５μ ｍ未満になったとき振盪を終了する各工程からなる方法 ２．サイズ約１００μｍの，均一な非凝集性マイクロカプセルの製造方法におい て， 有機溶媒中のポリマーを非毒性乳化剤の溶液と混合し，この混合物を少なくとも 低振盪速度で振盪し，ついで平均マイクロカプセルサイズが１００μｍになった とき振盪を終了する各工程からなる方法 ３．さらに混合物からの有機溶媒の除去およびマイクロカプセルの捕集の工程か らなる「請求項１または２」に記載の方法４．激しい振盪は，超音波処理および 約５００ｒｐｍでの撹拌または１５００ｒｐｍの速度での撹拌単独によって行う 「請求項１」に記載の方法５．ポリマーは，ポリ−（Ｄ，Ｌ）−乳酸，エチルヒ ドロキシエチルセルロース，ポリカプロラクトン，ポリカプロラクトンジオール ，ポリリジン，ポリグリコール酸，ポリマレイン酸，またはポリ−ベンジル−Ｌ −グルタミン酸からなる「請求項１または２」に記載の方法 ６．有機溶媒は，メチレンクロリド，クロロホルム，四塩化炭素，酢酸エチルま たはアセトンである「請求項１または２」に記載の方法７．非毒性乳化剤は，ツ イーン−８０，ポリビニルアルコール，ラウリル硫酸ナトリウム，スパン２０， ルブロール，ＴｒｊｔｏｎＴＭｘ−１００または塩化セチルピリジニウム等であ る「請求項１または２」に記載の方法８．さらに治療剤または診断剤をポリマー と混合する工程からなる「請求項１または２」に記載の方法 ９．治療剤または診断剤は親水性または疎水性である「請求項８」に記載の方法 １０．「請求項１」に記載の方法で製造された１μｍマイクロカプセル化造影剤 の医薬的に許容される製剤を哺乳動物に投与し，造影剤の局在を造影装置によっ て検出する診断造影方法 １１．投与は静脈内または動脈内に行われる「請求項１０」に記載の方法１２． マイクロカプセル化造影剤は強磁性または常磁性である「請求項１０」に記載の 方法 １３．マイクロカプセル化造影剤はメトリゾエート，イオタラメート，イオヘキ ソール，イオキサグレート，イオキサレンまたはＧｄ−ＤＴＰＡからなる「請求 項１０」に記載の方法 １４．「請求項２」に記載の方法でマイクロカプセル化薬剤を調製し，この薬剤 を，化学塞栓および予め定められた時間の持続的薬剤放出が望まれる哺乳動物に 投与することからなる化学塞栓の促進方法１５．マイクロカプセル化薬剤はレス プラチン，５−フルオロウラシルまたはタモキシフェンからなる「請求項１４」 に記載の方法１６．アミノ酸をポリマーに付加させる「請求項１または２」に記 載の方法１７．アミノ酸はフェニルアラニン，チロシン，トリプトファンまたは メチオニンである「請求項１６」に記載の方法１８．ポリマーはポリ乳酸ポリマ ーである「請求項１６」に記載の方法１９．フェニルアラニンをポリ乳酸ポリマ ーに接合させた「請求項１８」に記載のマイクロカプセル ２０．さらに診断剤または治療剤をカプセル封入した「請求項１９」に記載のマ イクロカプセル組成物 ２１．診断剤はメグルミンジアトリゾエートからなる「請求項１９」に記載のマ イクロカプセル組成物 ２２．診断剤または治療剤はマイクロカプセルに付加させる「請求項１または２ 」に記載の方法で製造されたマイクロカプセル組成物２３．治療標的化剤はエス トロゲン受容体に向けられた「請求項２２」に記載のマイクロカプセル組成物 ２４．付加された試剤はエストロンからなる「請求項２３」に記載のマイクロカ プセル組成物 ２５．マイクロカプセルは，ポリベンジル−Ｌ−グルタミン酸から重合させる「 請求項２４」に記載のマイクロカプセル組成物