JPH08501286A - 変性ポリマーマイクロカプセルによる診断および治療方法 - Google Patents

変性ポリマーマイクロカプセルによる診断および治療方法

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JPH08501286A JP6504566A JP50456694A JPH08501286A JP H08501286 A JPH08501286 A JP H08501286A JP 6504566 A JP6504566 A JP 6504566A JP 50456694 A JP50456694 A JP 50456694A JP H08501286 A JPH08501286 A JP H08501286A
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ヤン，デイヴィッド
ウォレス，マイケル
リー，チュン
クアン，リー‐レン
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Abstract

(57)【要約】 本発明は、標的に選択的指向性を有する変性マイクロカプセルを効率よく製造する方法に関する。このマイクロカプセルは、治療薬や診断薬を封入したり、あるいは表面に付着させるのに好適である。本発明の一実施態様では、アミノ酸エステルがポリマーと複合しているため、ポリマー材料表面に充填している薬剤が変化し、標的としている特定組織細胞に対する被包薬剤の指向性が向上する。これとは別の実施例では、親水性放射能診断薬を１μmのカプセルに被包してその不透過度を向上させたり、細胞毒性がある薬剤を100μmのカプセルに被包して化学塞栓形成術に使用している。また、マイクロカプセルは、抗生物質類、ステロイド類その他の薬剤など広い範囲の標的指向性薬を付着させるのに好適であり、好ましいカプセルのサイズができあがる前でも、できあがった後でも、いつでもマイクロカプセルポリマーに付着させることができる。さらに本発明は、表面をヒドロキシル基で変性している親水性マイクロカプセルも提供する。エストロンなどの各種薬剤をマイクロカプセルに付着させると、選択された標的臓器に効率よく指向させることができる。

Description

【発明の詳細な説明】発明の名称 変性ポリマーマイクロカプセルによる診断および治療方法 技術分野 本発明は、非凝集性(nonaggregated)マイクロカプセルを再現性よく、能率的 に製造する方法に関する。このマイクロカプセルは、診断薬や治療薬として有用 な物質をカプセルに被包したり、あるいは共役または複合したりするのに好適で ある。さらにまた、本発明はアミノ酸で表面を変性したマイクロカプセル(amino -acid surface modified microcapsules)、および特に、標的に指向性を有する 潜在能力をもつ薬剤と共役するマイクロカプセルに関する。背景技術 マイクロカプセルに封入することは、これまでによく研究されてきた技術であ る。基本的にはマトリックスまたは被包用カプセル材料を使って気体、液体ある いは固体を、比較的サイズの小さい粒子(ナノ単位から500μmまでの粒子)に封入 するものである。ここで、マトリックスとは、マイクロカプセルの用途にしたが って選ばれる成型カプセル材料(capusular material)を意味する。 化学物質はカプセルに被包されると、物性が被包に起因して変性される場合が ある。この他にもカプセル被包の効果として、一つの物質が他の物質に拡散する こと、エマルジョンが安定化すること、あるいは溶解率が変化することなどが挙 げられる。治療用物質をカプセルに封入することによって得られる特性のうち、 最も有用なものの一つとして、コントロールしながら成分を放出できることが挙 げられる(Wright, et al., 1989; Wright, et al.,1984. )。 これまでマイクロカプセルは、コアセルベート法、界面重合法、機械による各 種製法、重合体分散液法や、マトリックス封入法など多くの方法によって製造さ れてきた。また、持続性放出マイクロカプセルは、エチルセルロース(Kawashima ,et al., 1984)や、ポリ-(D, L)- ラクチド( Benita, et al., 1984)を出発原料 として製造されてきた。治療薬を持続的に放出できるように設計するのに好適な カプセル封入用ポリマー類の製造方法と使用方法にについては膨大な文献が存在 している(Bechtel, 1986; Tice, et al., 1989)。 化合物をマイクロカプセルに封入している製剤は数多く報告されているけれど も、10μm以下のサイズの微粒子についての報告はこれまでにほとんどなかった 。1〜250μmの粒子は典型的には溶媒蒸発法(Tice and Gilley, 1985)で製造され 、また、1〜10μmのサイズのものはエマルジョン溶着法(Smith and Hunneyball, 1986)によって造られてきた。溶媒蒸発法を用いているある製法では、0.5〜250 μmのサイズのものを提供することが主張されている(Mosier, 1985)。しかしな がら、これらの方法のうちで、非凝集性の単粒子マイクロカプセルからなる均質 な製剤を製造し得るものは一つとしてないようである。これまでのマイクロカプ セル製剤の特色は、5〜162μmの粒子が複数の凝集体を形成し、全体のサイズが 約177〜395μmとなるまで凝集する傾向があることである(Jaffe, 1981)。この技 術では、ふるいによって大きな凝集体を取り除いた後に、各々小さな球体ではあ るが凝集体であることに変わりはない広範囲の粒子サイズが残ることになる。 重合体粒子である離散マイクロプリル類(discrete microprills)に、医薬品( 例えば、MeIIaribTM)を均一に分散させる方法が開示されている(Fong, 1990)。 このマイクロプリル類は非凝集性であると報告されてはいるが、平均サイズ範囲 は10〜50μmであった。 粒子サイズが均質でないと、品質管理と臨床使用に大きな問題が起きる場合が ある。例えば、化学的に塞栓を形成する実験では、限られた範囲のサイズをもつ 粒子しか標的部位に入ることができない点で、粒径は非常に重要である(Bechtel ,et al., 1986)。つまり、粒子か大きすぎると、より大きい脈管を破壊する恐れ があり、また、小さすぎると標的部位を通り過ぎてしまい、医薬品が標的部位で 放出されない。したがって、均質な粒子製剤であることが重要である。 マイクロカプセルに封入する方法はますます増加しているのが現状であるが、 臨床治療や診断に使用する薬剤をマイクロカプセルに封入する方法、さらに詳し くは0.5〜500μmの範囲の小さな非凝集性粒子からなる均質な製剤を簡単に且つ 効率よく製造する方法が、特に必要とされている。また、治療薬を1μmおよび10 0μmのマイクロカプセルに封入する方法があれば、特に診断イメージング法およ び化学塞栓形成法に極めて効果的である。 さらにまた、バイオイメージング剤(bioimaging agents)を1μmの粒子に封入 し、特に特定臓器に集中するような成型カプセル材料を選んで併用すれば、バイ オイメージング検査に理想的なサイズの粒子となる。さらに付け加えると、生体 内の特定部位に標的指向性を持つマイクロカプセル封入材料を使用することによ って、生物分布イメージング検査(biodistribution imaging studies)や、特定 臓器に対する医薬品の伝達を向上させることができる。発明の要旨 本発明は、治療薬や診断薬を封入あるいは共役（複合）するポリマーマイクロ カプセルからなる均質な非凝集性製剤を効率的に再現性良く製造する方法を提供 する。さらに本発明は、アミノ酸と共役（複合）したポリマーから調製されるマ イクロカプセルをも提供するものであり、医薬品を充填した該マイクロカプセル では、特定臓器または細胞に対する標的指向性が向上する。本発明では、臨床研 究で有用であり、且つイメージング剤や治療薬を効率よくマイクロカプセル化で きるポリマー粒子のうち、２つの重要なサイズ領域である1μmおよび100μmのポ リマー粒子について説明する。 本発明の重要な実施態様は、粒経約1μmの均質な非凝集性マイクロカプセルを 製造することである。これらのマイクロカプセルは、医薬品または治療薬の溶液 、毒性がない乳化剤、および適当な溶媒に溶解したポリマーを混合し、この混合 物を激しく攪拌することによって製造する。攪拌は、平均粒経5μm以下のマイク ロカプセルが出現するまで充分に継続する。マイクロカプセルが形成されるまで 定期的にモニターし、マイクロカプセルの形成後に有機溶媒を取り除き、マイク ロカプセルを採取する。 毒性がない乳化剤は、常用されているいくつかの乳化剤、例えばトゥイーン-8 0、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(Lu brol)、トリトンTM X-100、セチルピリジニウムクロリド(cetylpyridinium chlo ride)などのうちから選ばれる。したがって、広く各種の乳化剤、すなわちアニ オン型、カチオン型および非イオン型のいずれも好適に使用することができる。 同様にして、カプセルの出発原料として、広く各種の原料、すなわちコレステ ロール、ジグリセロール、エチルセルロースなどの非ポリマー類、ならびにおび ただしい種類のポリマー類を使用することができる。マイクロカプセルの中でも 侵食、分解あるいは拡散して成分を放出するものが、臨床治療目的に特に有用で ある。しかしながら、医療用マイクロカプセルポリマー類は必ずしも生分解性で ある必要はない。例えば、適用領域によっては、ポリマー類に医薬品を含有させ (例えばヒドロゲル)、比較的永続性の移植可能にして、長期間にわたって持続的 に放出させる用途もあり得る。封入用マイクロカプセルに特に好適なポリマー類 としては、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、ポリリシン、ポリグリコール酸、ポリ -ベンジル-L-グルタミン酸、ポリマレイン酸などが挙げられる。 一般的に言って、乳化剤は水溶性であるが、ポリマーは典型的には水に不溶で 、適当な有機溶媒に溶解する。ポリマーの性質によっては、水と混和性がある有 機溶媒と、水と混和性がない有機溶媒の、いずれの有機溶媒も使用することがで きる。溶媒の例としては、アセトン、水、酢酸エチル、クロロホルム、四塩化炭 素、塩化メチレンを挙げることができるが、これらのみに限定されない。 粒経5μm以下の非凝集性マイクロカプセルを製造するプロセスでは、ポリマー と乳化剤と所望の場合には診断薬または治療薬を含有する混合物を激しく攪拌す る工程が重要である。攪拌は、攪拌処理、超音波処理あるいはこの二者の併用処 理で行う。攪拌処理のみの場合には、約1500rpmsの回転速度が望ましい。また、 1μm製剤が所望される場合には、超音波処理単独とするか、またはこれに攪拌処 理を併用することが好ましい。攪拌処理と超音波処理を併用する場合、超音波処 理は約20Khz、攪拌処理は500rpmsで行うことが好ましい方法である。超音波処理 と攪拌処理とは同時に行うことが最も好ましい。この攪拌は、平均粒経が5μm以 下のマイクロカプセルが一つ一つ形成されるまで充分に、典型的には少なくとも 5分間、より好ましくは10分間継続する。上記で説明した一般条件下では、ポリ マー、使用される有機溶媒、出発原料の量と濃度、ならびにpHと温度によっては 、処理時間を若干長くすることが必要な場合もある。溶液中でマイクロカプセル が形成されてくる間、典型的にはマイクロカプセル形成のモニターを行い、定期 的にマイクロカプセルの大きさや形を調べる。作業時間と攪拌条件を至適化して 所望サイズ範囲の均質な製剤を間違いなく得るためには、このモニター工程は特 に有用である。この工程には、カプセルのサイズと形を探知するものならば、例 えば溶液から一滴を採取して、約600倍の光学顕微鏡で検査するなど、どんな方 法でも用いることができる。 マイクロカプセルが形成されたら、混合物から有機溶媒を取り除く。特に沸点 が低い有機溶媒の場合、比較的に低速の回転速度、例えば約350rpmsで反応混合 物 を数時間攪拌して溶媒を完全に蒸発させてしまう簡便な方法がある。この作業時 間は、溶媒の種類と量、さらに他の物性要因によって長さを決める。例えば、溶 媒がアセトンである場合、完全に蒸発するまでには約6時間が必要である。他の 溶媒で蒸気圧が低く、沸点が高いものは、作業時間をより長くしなければならな い。この工程の蒸発温度は室温であるが、異なる溶媒を使用する場合には蒸発温 度をもっと高くしてもよい。カプセルのサイズと形のモニターは蒸発工程でも継 続して行って、凝集が起こらないようにすることが重要である。 有機溶媒が完全に蒸発したら、好ましくは濾過、例えば大きな粒子はメッシュ 上に残し、小さな粒子だけを通過させるナイロンメッシュその他の適当なフィル ターを用いる濾過によって、マイクロカプセルを採取する。これにより得た1μm マイクロカプセル含有懸濁液は、さらに加工して粒子を単離して、貯蔵または使 用する。粒子の単離は、懸濁液を遠心分離することにより簡単に行うことができ る。その後、水または無菌食塩水のいずれかで洗うことによって、残存している 有機溶媒や乳化剤を取り除くことができる。その後、水層をデカントして、マイ クロカプセルを貯蔵用液あるいは治療用液に再懸濁する。治療に用いる場合、pH 7.4のリン酸緩衝食塩水を媒体にして再懸濁することが最も好ましい。この方法 によって、非凝集性1μm粒子を高い収率(99%)で得ることができる。ナイロンメ ッシュ上の残存量は、稀に1%を超えるにすぎず、またこの方法で製造したマイク ロカプセルはきわめて均一で、サイズ分布の幅が0.5〜5.0μmと小さく、約1.0μ mのサイズが最高の分布率を占めている。 これらのマイクロカプセルに封入することによって、診断薬や治療薬の特性を 増進したり変性することに利用することができる。例えば、このマイクロカプセ ル法により、イオン性Ｘ線撮影コントラスト剤を非イオン性の被膜に封入して生 分布特性(biodistribution properties)を変えることができる。このような被包 医薬品を製造する第一工程として、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に診断薬または治療薬を添加する。微粒子が形成されるにつ れて、医薬品がカプセルに封入される。収量はカプセルに封入される医薬品によ って異なる。例えば、メグルミンジアトリゾエートを含有する1μmのカプセルと 100μmのカプセルの場合、被包効率は各々66重量%と46重量%と比較的に高い。治 療薬(シスプラチン、5-フルオロウラシル、タモキシフェン(Tamoxifen))と診断 薬(エチオドール(Ethiodol)、イオヘキソール(Iohexol)、ジアトリゾエート、ヘ クサブリックス(Hexabrix))はこれまでにともに100μmのカプセルに組み入れら れてきた。ただし、このカプセル被包は上記の特定医薬品に限定されるものでは なく、この簡単な方法により、水溶性であると、水に不溶であるとを問わず、ほ とんどの治療薬と診断薬をカプセルに封入することができると考えられている。 治療薬や診断薬をこの方法でカプセルに封入することにより、医薬品を閉じ込 め、ポリマーの量と被包医薬品の量の相対関係によって決まる異なる率でマイク ロカプセルから放出できるようになることを、当業者は理解するであろう。放出 率に関係がある他の要因としては、封入される化合物の化学的性質、マイクロカ プセルが置かれる環境、環境の温度、およびカプセル材料の性質または化学組成 が挙げられる。医薬品の放出率にはさらに、医薬品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分解性などの決定要因がある。 1μmのマイクロカプセルに封入されたイメージング剤は、イメージング診断法 には理想的であり、しかも本発明の方法により容易に製造することができる。先 ず、1μmのマイクロカプセルに封入されたイメージング剤からなる均質な非凝集 性製剤を上述の方法により製造する。成分は、例えばメグルミンジアトリゾエー ト等のヨウ素化化合物など、任意の標準イメージング剤でよい。このマイクロカ プセル被包イメージング剤を、好ましくは動脈内あるいは静脈内注射によって動 物またはヒトに投与する。その後、コンピューター断層撮影法あるいは静脈尿路 造影法などの適当な手段によって、イメージング剤を検出する。 1μmのマイクロカプセルの製造に用いた一般法を利用して、やや大型の、例え ば100μmのマイクロカプセルを製造することができる。溶媒に溶解したポリマー と毒性がない乳化剤の溶液とを混合して、平均粒径が100μmの非凝集性マイクロ カプセルを製造する。マイクロカプセルの形成をモニターしながら、この混合物 を低速の約350rpmで攪拌して乳化させる。その後、溶媒を蒸発させてから、マイ クロカプセルを採取する。 100μmマイクロカプセルの製法と1μmマイクロカプセルの製法は、大型粒子を 所望する場合、ポリマーと乳化剤の混合物の攪拌速度を比較的に遅くするという 点で異なっている。この場合の攪拌速度は約350〜400rpmである。攪拌工程中、 混合物の粒子のサイズと形を、例えば約125倍の光学顕微鏡を使ってモニターす る。所望のサイズ範囲のマイクロカプセルが形成されたら、好ましくは蒸発、さ らにまた同時に室温での攪拌を併用して有機溶媒を取り除く。採取と乾燥を終え たら、好ましくはマイクロカプセルのサイズを分級する。これは、粒子に各種サ イズのフィルター、例えば、先ず600μmメッシュ、次に600〜500μmメッシュ、 次に500〜355μmメッシュ、次に355〜212μmメッシュ、最後に106μmメッシュを 通過させて行う。粒子をこのようにふるい分けすると、サイズ範囲が約106〜212 μmの混合物ができる。上記のメッシュサイズは本明細書の説明のために用いた ものであって、上記と同じ、一般に通用するサイズのメッシュであれば、どのよ うな組合せを用いても良い。最後の工程として、この106〜212μm粒子の混合物 を106μmメッシュのふるいに通し、このふるいを通過した粒子は廃棄する。これ により比較的均一な製剤を得ることができる。この方法を利用することにより、 サイズ範囲100〜200μmの粒子を収率が常時約70%で再現性よく製造することがで きた。 粒径100μmの粒子の製造には、ポリ-(D,L)-乳酸、エチルヒドロキシエチルセ ルロース、ポリヒドロキシ酪酸、ポリカプロラクトン、ポリカプロラクトンジオ ール、ポリリシン、ポリグリコール酸またはポリマレイン酸、ポリベンジルグル タ メート、ポリヒドロキシプロピルグルタメートなどの生分解性ポリマー類を始め とする多数のポリマー類のいずれも使用することができる。 100μmのマイクロカプセルを製造する際の最初の工程では、選択したポリマー を先ず有機溶媒に溶解した後、乳化剤と混合する。この場合の溶媒としては、ポ リマーが可溶な塩化メチレン、クロロホルム、四塩化炭素、またはその他の溶媒 が挙げられる。乳化剤は、非イオン乳化剤、カチオン乳化剤またはアニオン乳化 剤からなる群の中のいずれも選ぶことができる。本発明のマイクロカプセル製剤 の製法により、治療薬または診断薬をカプセルに封入して生体内で使用する場合 には、毒性がない乳化剤を選ぶことが好ましい。選ばれた乳化剤は、水または緩 衝液を使用することもできるのではあるが、やはり食塩水で可溶化することが好 ましい。疎水性あるいは親水性の治療薬や診断薬も、100〜200μmの粒子のマイ クロカプセルに封入することができる。通常、これらの化合物はマイクロカプセ ルから徐々に放出されるが、放出率は、封入される化合物の性質、ならびにカプ セル被包に用いられるポリマー材料の種類などの要因により決定される。 100〜200μmのマイクロカプセルは化学塞栓形成法に理想的であることが見い だされた。塞栓を化学的に形成することを所望する場合、医薬品を生分解性ない し非分解性のポリマーからなるカプセルに封入して製剤化する。通常、このマイ クロカプセルは粒径約100μmと、標的臓器の腫瘍脈管の直径よりも大きくする。 この被包医薬品を動脈内投与して血管を閉鎖する。このようにして、100μmのカ プセルで腫瘍に対する動脈血の供給を止めると、虚血が起きて腫瘍細胞を殺す。 放出率はマイクロカプセル製造の使用原料の性質が要因となって決定される。何 時間あるいは何週間もかけて徐々に放出させると、無酸素環境において細胞毒性 剤と腫瘍細胞の接触時間が長くなるし、また無酸素環境では毛細管への通過率も 上昇する。 マイクロカプセル被包医薬品のうち、化学塞栓形成法に有用な例としては、シ スプラチン(cisplatin)、5-フルオロウラシルおよびタモキシフェン(Tamoxifen) が挙げられる。一実施例において、シスプラチンをマイクロカプセルに封入して 、イヌの腎臓動脈に投与した。これはシスプラチンをポリ-(D,L)-ラクチドカプ セルとエチルヒドロキシエチルセルロースカプセルの二つに充填したものである が、いずれも少なくとも数日間シスプラチンの放出が持続したことが認められた 。シスプラチンを充填しないカプセルと比較して、この投与方法では組織が顕著 に大きく破壊されていた。他の医薬品および他の同様なポリマーを使用しても、 同様の持続性放出特性が得られるはずである。 通常、医薬品その他の薬剤が動物やヒトに投与されると、先ず全身に拡散し、 続いて肝臓、脾臓、腎臓および膀胱での濃度が高くなり、最後に体外に排泄され る。本発明者らは、ポリマー類とアミノ酸エステルとを複合させると、カプセル に封入したイメージング剤の分布と取り込みに影響を与えることを見いだした。 一実施例において、フェニルアラニンと複合しているポリ乳酸を用いてメグルミ ンジアトリゾエートをカプセルに封入した。フェニルアラニンエステルと複合し ているカプセルに封入したジアトリゾエートを注射された動物は、複合していな いポリマーカプセルを注射された動物よりも早くこのジアトリゾエートを肝臓へ 取り込んだ。前者のケースでは、注射後僅か60分でイメージングを実施すること が可能となった。複合していないカプセル被包薬剤は、注射後2時間で肝臓と腎 臓に取り込まれること、および全身循環系に存在することが認められた。これと は対照的に、複合しているカプセル被包薬剤では、注射後２時間で主として肝臓 で濃度が高く、循環系一般ではほとんどジアトリゾエートの存在が認められなか った。複合していないポリ-(D,L)-ラクチドマイクロカプセルと、アミノ酸と共 役しているポリ-(D,L)-ラクチドマイクロカプセルにジアトリゾエートを封入し た場合、いずれも投与後3日間以内ではコンピューター断層撮影イメージングを 実施することが可能であった。投与後第5日では肝臓で上記いずれのカプセルも 認めることはで きなかった。マウスの肝臓細胞を培養する試験管内実験において、複合している マイクロカプセルは主として肝細胞によって吸収され、複合していないマイクロ カプセルはクップファー(Kupffer)細胞によって吸収されることが確認された。 ポリマーカプセル被包材料と複合させた他のアミノ酸類は、被包医薬品に選択 的な標的指向性を持たせることが期待できる。このアミノ酸類の例としてはチロ シン、トリプトファン、メチオニンなどを挙げることができる。これに選ばれる アミノ酸は、例えばフェニルアラニンとポリ乳酸とを連結するために、アミド結 合を介してポリマー材料と共有的に複合する。この工程は当業者によく知られて いるカルボジイミド結合法、つまりヒドロキシスクシンイミドの存在下でジシク ロヘキシルカルボジイミドと反応させるなどにより簡単に実施することができる 。この共有結合は、アミノ酸の第一級アミンによる連結にのみ限定する必要はな く、所望の場合スルヒドリル基含有アミノ酸とポリマーとの間の硫黄-炭素結合 を利用することもできる。さらに、ポリマーの官能基の性質いかんによっては、 これ以外のタイプの連結、例えばエーテル結合を形成することもできる。さらに また、これ以外の複合も考えられる。例えば、糖類、アミノ酸類、またはこれら の化合物の誘導体を使って、マイクロカプセルポリマーの表面を変性するなどで ある。 100μmのマイクロカプセルの表面特性は、各種アミノ酸類やその他の表面変性 材料と複合させることにより、1μmのマイクロカプセルの表面特性と同様にして 変性させることができる。化学塞栓形成法の場合には、表面の変性は重要である と考えられる。これらの粒子は、動脈内経路を経由して所望の臓器に伝達させる ことができた。 多くの状況下では、マイクロカプセルが形成される前にポリマーを選んで、医 薬品あるいは標的指向性剤と複合させることができる。しかしながら、多くの抗 生物質やその他の化合物を始めとするある種の標的指向性剤はマイクロカプセル が製造される間に変質してしまうので、上記のようなことを行うのが困難である 。 このような薬剤は、既に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 と複合することができる。 本発明の第二の実施態様は、標的指向性薬剤を選んでこれを付着させることに よりマイクロカプセルを変性させることに関する。この付着は、典型的には共有 的(covalent)であり、マイクロカプセル製造に用いられた特定のポリマーがこの 化学結合の性質の決定要因となる。例えば、アミン官能性を持つ薬剤を選ぶと、 当業者に良く知られている結合方法によって、選ばれたポリマー上のカルボキシ ル部分と反応するなどである。この他の変性としては、標的分子上あるいはマイ クロカプセルポリマーの基のいずれかに「スペーサー(spacers)」を設けること などが挙げられる。ただし、スペーサー基(spacer groups)は必ずしも必要では ない。最良の実施態様の一つにおいて、ポリベンジル-L-グルタミン酸ポリマー が、エストロゲン受容体を標的として指向する化合物であるエストロンと複合し ている。エストロゲン受容体の密度が高い臓器において、この複合物質は標的腫 瘍に指向するのに利用されたり、あるいはイメージング検査に使用される。この ようにマイクロカプセルの表面を変性すると、組織分布が顕著に変化する。これ は標識マイクロカプセル単独と比較して、エストロンと131I-標識マイクロカプ セルを複合させた場合の方が、子宮対筋肉の比率が高くなるのを見ても分かる。 。 標的指向性薬剤との複合に好ましいポリマーは、ポリ-ベンジル-L-グルタミン 酸である。所望通りの薬剤がポリマーに付着すると、後は複合物質中の標的指向 性薬剤の含量が重要な関心事となる。含有量が大きい方が望ましいように考えら れるが、マイクロカプセル製剤に対して好適な溶媒中に溶媒蒸発法によって溶解 することが可能になる程度に、置換を限定することが好ましいことを見いだした 。この用量は、使われているポリマーの性質と、付着する標的指向薬剤がどんな ものかによって、変化する。例えば、エストロンとポリ-ベンジル-L-グルタミン 酸の複合体中のエストロン含量が12%であると、標的指向性特性に優れており、 また、 均質で非凝集性の1μmのマイクロカプセル製剤を得ることができる。ところが濃 度をこれ以上高くすると、付着している標的指向性薬剤が原因でマイクロカプセ ルの形成に悪影響を与える恐れがある。 これまで、本発明により製造した複合マイクロカプセルの標的指向性特性をエ ストロンとの共役（複合）によって説明してきたが、マイクロカプセルそれ自体 でも標的指向性を増進できることが理解されるであろう。したがって、本発明で 開示する各種ポリマーマイクロカプセル類は、一般的には、ステロイド類、抗生 物質類、特にモノクローナル抗体類またはエピトープセグメント類または抗生物 質フラグメント類、リシンA複合化合物類、タモキシフェンなどの特定の標的指 向性医薬品類を含む広い種類の望ましい標的指向性薬剤と表面複合をしているも のである。なお、標的指向性薬剤は上記で例示したものに限定されない。さらに また、マイクロカプセルを本発明で開示した製法によりアミノ酸グループで変性 し、このマイクロカプセルに標的指向性薬剤を付着させることにより、さらに変 性することができる。図面の簡単な説明 図1は、タモキシフェンとポリマーの比が1:1であるタモキシフェンマイクロカ プセルから採取したタモキシフェンの試験管内プロフィルを示す図である。これ に対応するサンプルを1時間インキュベートしたところ、統計的に有意の差が認 められた(スチューデントT-試験による。p＜0.05)。各棒グラフは、３個のサン プルの平均値±標準偏差を示している。 図2は、タモキシフェンとポリマーの比が1:3であるタモキシフェンマイクロカ プセルから放出されるタモキシフェンの試験管内放出率プロフィルを示す図であ る。これに対応するサンプルを1時間インキュベートしたところ、統計的に有意 の差が認められた(スチューデントT-試験による。p＜0.05)。各棒グラフは、３ 個のサンプルの平均値±標準偏差を示している。 図3は、5-フルオロウラシルとポリマーの比が1:1である5-フルオロウラシルマ イクロカプセルから放出される5-フルオロウラシルの試験管内放出率プロフィル を示す図である。これに対応するサンプルを1時間インキュベートしたところ、 統計的に有意の差が認められた(スチューデントT-試験による。p＜0.05)。各棒 グラフは、３個のサンプルの平均値±標準偏差を示している。 図4は、5-フルオロウラシルとポリマーの比が1:3である5-フルオロウラシルマ イクロカプセルから放出される5-フルオロウラシルの試験管内放出率プロフィル を示す図である。これに対応するサンプルを1時間インキュベートしたところ、 統計的に有意の差が認められた(スチューデントT-試験による。p＜0.05)。各棒 グラフは３個のサンプルの平均値±標準偏差を示している。 図5は、タモキシフェンとPLAの比が1:1である、タモキシフェンを充填した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-フルオロウラシルとPCLの比が1:1である、5-フルオロウラシルを充 填した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、1μmのPLAマイクロカプセル(7B)と、ポリマーと薬剤の比1:3でメグル ミンジアトリゾエートを被包する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、クールター計数器で測定したデータに基づくマイクロカプセルのサイ ズ分布曲線を示す図である。このポリ乳酸マイクロカプセルにはメグルミンジア トリゾエートを充填していた。 図9は、クールター計数器で測定したデータに基づくマイクロカプセルのサイ ズ分布曲線を示す図である。ジアトリゾ酸(diatrizoic acid)を充填しているPLA -PHEマイクロカプセルの平均粒径は3μm、粒経の範囲は2〜7μmであった。 図10は、正常なマウスの肝細胞を培養したものを、40倍に拡大して示す図であ る。全ての培養皿には同一の細胞懸濁液から作成したアリコート(aliquots)を接 種した。10Aは、コントロール(カプセルなし)の肝細胞を示す。10Bは、メグルミ ンジアトリゾエートを充填した1μmのポリ-(D,L)-ラクチドマイクロカプセルと 共に肝細胞を2時間インキュベートしたものを示す。10Cは、メグルミンジアトリ ゾエートを充填した、1μmのフェニルアラニンエステル複合ポリ-(D,L)-ラクチ ドマイクロカプセルと共に肝細胞を２時間インキュベートしたものを示す。 図11は、正常なマウスのクプファー細胞を培養したものを、40倍に拡大して示 す図である。全ての培養皿には同一の細胞懸濁液から作成したアリコートを接種 した。図11Aは、コントロールの肝細胞を示す。図11Bは、1μmのポリ-(D,L)-ラ クチドマイクロカプセルと共にクプファー細胞を2時間インキュベートしたもの を示す。図11Cは、1μmのフェニルアラニンエステル複合ポリ-(D,L)-ラクチドマ イクロカプセルと共にクプファー細胞を2時間インキュベートしたものを示す。 図12は、マイクロカプセルにメグルミンジアトリゾエートを被包したものをラ ビット2匹に静注した後に行ったコンピューター断層撮影のイメージングを示す 図である。パネルA〜Fはメグルミンジアトリゾエートを充填した1μmのポリ-(D, L)-ラクチドカプセルの分布を示している。(A)は注射前、(B)は注射直後、(C)は 1時間後、(D)は2時間後、(E)は57時間後、(F)は120時間後である。パネルG〜Lは メグルミンジアトリゾエートを充填した、フェニルアラニン複合の1μmのポリ-( D,L)-ラクチドカプセルの分布を示している。(G)は注射前、(H)は注射直後、(I) は1時間後、(J)は2時間後、(K)は57時間後、(L)は120時間後である。 図13は、6時間にわたるいくつかの時点において、イヌの頚部および腎臓の静 脈プラズマを採取し、このプラズマを用いて、100μmのポリラクチドカプセルか らのCDDPの放出率を測定したものである。カプセルは腎臓動脈に動脈内投与した 。 図14は、6時間にわたるいくつかの時点において、イヌの頸部および腎臓の静 脈プラズマを採取し、このプラズマを用いて、100μmのEHECカプセルからのCDDP の放出率を測定したものである。カプセルは腎臓動脈に動脈内投与した。 図15は、エストロンとポリ-ベンジル-L-グルタミン酸の複合反応を示す概略図 である。 図16は、エストロゲン受容体を分析したものを示す図である。図16Aはスキャ チアード分析(Scatchard analysis)であり、図16Bはブタ子宮のエストロゲン受 容体結合を分析して作成した飽和曲線である。 図17は、シスプラチンを充填したPBLG(poly benzyl-L-glutamate)マィクロカ プセルの顕微鏡写真である。図17Aは、シスプラチン充填PBLGカプセル(100〜200 μm)のロット１の走査電子顕微鏡写真である。このマイクロカプセルのシスプラ チン充填率は29.2%(w／w)であり、シスプラチンとポリマーの比は1:1.5であった 。図17Bは、PBLG250μマイクロカプセルの断面の光学顕微鏡写真である。シスプ ラチンとポリマーの比は2:1、シスプラチン充填率は37.5%であった。 図18は、有機層の粘度が変化した後でシスプラチンを充填すると、シスプラチ ン-PBLGマイクロカプセルからシスプラチンがリン酸緩衝食塩水(PBS)に放出され る放出率にどの様な影響があるかを示す図である。 図19は、シスプラチンを充填することが、シスプラチン-PBLGマイクロカプセ ルからPBS溶液に放出されるシスプラチンの放出率にどの様な影響を与えるかを 示す図である。異なる二つの製剤（塗りつぶし棒グラフ）と（斜線棒グラフ）に よる結果を示す。 図20は、ブタ子宮による18F-標識タモキシフェンの取り込みをPETで測定した 結果を示す図である。図20Aは、ブタの骨盤領域のラジオグラフである。明るい 部位が子宮である。図20Bは、18F-標識タモキシフェンを投与したブタの骨盤領 域のPETイメージングである。図20Cは、エストロン-PBLG(200mg)空粒子(empty p articles)で前処理すると子宮への取り込みが遮断されることを示す図である。 このイメージングは18F-標識タモキシフェン投与後1時間経過後に行ったもので ある。 図21は、PBLG微小球(microspheres)をアミノプロピルアルコールで変性して、 ポリ(ヒドロキシルプロピルグルタメート)とポリヒドロキシプロピルの微小球を 製造する反応図表である。図21Aは、PBLGからpHPG微小球を製造する工程を示す 図である。図21Bは、PBLG微小球とチラミンアミノプロピルアルコールとを反応 させて、ヨウ素との反応が容易なフェノール複合体を形成する方法を示す図であ る。標識化されたマイクロカプセルは、ヨードゲン-I131(Iodogen-I131)を用い て形成することができる。 図22は、図中に掲げている時点における、血液、肺、肝臓、脾臓および腎臓中 の、ジアトリゾエートで標識したポリラクテートマイクロカプセル(パネルA)、 ジアトリゾエートで標識したフェニルアラニン複合ポリラクテートマイクロカプ セル(パネルB)、およびジアトリゾエート(パネルC)の分布を示している。 図23は、肝臓と血液が約6時間かけて取り込んだポリエチレングリコール複合 ヨーパン酸(PEG-IOPA)とヨーパン酸(IOPA-E)の取り込み率（肝臓／血液）を比較 したものである。最良の実施態様 本発明は、ヒトの放射線診断検査と治療用に好適な非凝集性離散粒子中に治療 薬や診断薬を被包した製剤の製造方法を提供する。本発明のこの新規なマイクロ カプセルは、表面特性が変性されているため、生体内の標的に対して選択的に指 向する有用性をもっている。本発明の一実施態様は、多種の医薬品を付着させて 肝臓以外の標的部位に指向させる親水性マイクロカプセルを製造することである 。さらに本発明は、静脈内投与と動脈内投与において使用する1μmの粒子、およ び動脈内投与における100μmの粒子の製造方法も開示する。その他の実施態様と しては、体内の細胞を特定の標的とし、アミノ酸との複合により表面特性を変性 したポリマーマイクロカプセルに医薬品を封入して、標的に指向させる。このマ イクロカプセルは、複合したり、あるいはステロイド類、抗体類を始めとする特 定の体内細胞受容体に結び付こうとする標的指向性薬剤を封入するのに使用され る。材料と方法 二つの平均分子量のポリ(ベンジル-L-グルタメート)(MW 58,000と43,000)をシ グマケミカル社(Sigma Chemical Co., St. Louis, MO)から入手した。ポリ-(D,L )-乳酸は、ポリサイエンシズ社(Polysciences, Inc., Warrington, PA)から入手 した。不特定のサイズの粉末状のシスプラチンとエストロンをシグマ社から購入 した。シスプラチン結晶を、乳棒と乳鉢を使って手で、平均サイズが約3μmとな るように粉砕して、シスプラチン含有マイクロカプセルを製造した。 ポリビニルアルコール(MW 30,000〜70,000)はシグマ社から入手し、そのまま 乳化剤として使用した。ケムピュアー(ChempureTM)塩化メチレン溶媒は、カーチ ンマテソンサイエンティフィック社(Curtin Matheson Scientific, Inc., Houst on,TX)から供給されたものを、それ以上は精製しないで使用した。ヨーパン酸は シグマ社から入手し、放射能標識用のエチルヨーパノエート(ethyliopanoate)に 転換した。ラジオトレーサーとしては、［131I］ヨウ化ナトリウム(比放射能7.7 5Ci／mg、680mCi／ml)をデュポンニューイングランドニュークリアー社(Dupont New England Nuclear,Boston,MA)から入手した。ラットは、体重100〜125gの雌 をハーランスプレイグ-ドウリー社(Harlan Sprague-Dawley, Inc., Indianapoli s,IN)から購入した。大型(100〜200μm)マイクロカプセルの製造 実施例1の溶媒蒸発法によって医薬品充填カプセルを製造した。所望の医薬品- ポリマー比率により、各種用量のシスプラチンとポリ(ベンジル-L-グルタメート )を塩化メチレン中に拡散した。シスプラチンとPBLGの比率は2:1 (0.8g:0.4g)、 1:1(0.5g:0.5g)、1:1.5 (0.33g:0.5g)、および1:2(0.4g:0.8g)であった。シスプ ラチン結晶は、乳鉢と乳棒で5分間粉砕してから重量を計量した。医薬品とポリ マーの適切な量を塩化メチレン5〜20ml中に取り、20分間以上攪拌した。この有 機層をポリビニルアルコール2%(w／v)を含む水250ml中で350rpmで攪拌して乳化 した。こ のようにして得た混合物を室温(24℃)で5時間攪拌して、溶媒を完全に蒸発させ た。その後、ビーカーの内容物を吸引して、ブフナー漏斗に注ぎ入れた。濾紙上 に残存したマイクロカプセルを水250mlで洗って、乳化剤を取り除いた。シスプ ラチン結晶は、フィルター上に残して自然乾燥させた。ふるいを用いて100〜200 μmフラクションを分離して、マイクロカプセルを採取した。シスプラチン含量の測定 カプセルの各バッチから10mgづつをとり、これをN,N-ジメチルホルムアミド(F isher Scientific Co., Fiar Law, NJ)5mlに溶解した。このようにして得た溶液 中のシスプラチン含量を、パーキンエルマー55型紫外線分光光度計(Perkin Elme r model 55 ultraviolet spectrophotometer, Coleman Instruments Division, Oakbrook, IL)を用い、310nmで測定した。純粋シスプラチンを一定量(5mg)加え て、同一の方法により標準曲線を作成した。実験は3回繰り返した。含量測定結 果は、カプセルの総重量に対するパーセントで表示した。試験管内の持続的放出 ふるい分け分級後のカプセルの収量がバッチ毎に異なるので、放出率の測定は 3回繰り返して行った。カプセル30mgをバキュテイナー型排泄血液収集管(VACUTA INER brand evacuated blood collection tubes)に計り入れ、10mlドロー(draw) (Becton Dickinson VACUTAINER Systems, Rutherfored, NJ)、カルシウムまたは マグネシウムを含有しないダルベッコ・リン酸緩衝食塩水(PBS)(シグマケミカル 社)5mlを添加した。当初は、試験管を逆さまにひっくり返して、カプセルが間違 いなくPBS(pH 7.4)に接触するようにした。この試験管を37℃の水浴中に浸し、 振とうした。 試験管は定期的に2500rpmsで5分間づつ遠心分離し、PBS3mlを引き抜いて、紫 外線分光光度計を用いて分析した。溶液の残量2mlを捨て、測定の度に新鮮なPBS 5mlを加えた。試験管を数回逆にひっくり返してから、振とう浴に戻した。5分間 づつ6回遠心分離した後、カプセルの横断切片を造り、カプセルの形態に対する 遠心分離の影響を検討した。顕微鏡検査 走査電子顕微鏡を用いて、マイクロカプセルの表面特性を検査した。カプセル の１μｍの横断切片を入手し、メドカスト樹脂(Medcast resin, Ted Pella, Inc .,Redding, CA)であるエポン(EPON)に包埋し、ビーム包埋用カプセル(BEEMimbed ding capsules, Ted Pella)に注型し、ミクロトーム(microtome)上で切片を作成 した。この横断切片をアキシオバート405Mインバート光学顕微鏡(Axiovert405M inverted photomicroscope, Zeiss, Germany)で写真撮影した。この顕微鏡には 、示差干渉コントラスト用長距離コンデンサーと35mmカメラが装備されていた。エチルヨーパノエートによる放射性同位元素標識 ヨーパン酸2g(3.5mmol)を無水エタノール50mlに溶解し、塩化チオニル0.4ml(5 .25mmol)を加えた。反応は3時間還流させた。冷却後、反応混合物を蒸発させて から、塩化メチレン100ml中で再構成させた。この有機混合物を5%NaOH25mlで二 回、水25mlで二回洗った。塩化メチレン層をMgSO4上で乾燥し、蒸発させて乾燥 状態とすることにより、エチルヨーパノエート1.73g(82.4%)を得た。また、構造 は1H核磁気共鳴と質量分析(M+599)によって確認した。ラジオアイソトープ交換 反応は、常法を若干変更した方法(Zuponz, et al., 1983; Kroschwitz, 1989)を 用いて実施した。簡単に述べると、エステル10mgとテトラヒドロフラン0.3mlを バイアル中に置き、［131I］ヨウ化ナトリウム1.6mCi(0.1M ホウ酸ナトリウム緩 衝液100μl中)で処理した。その後、ピバル酸(25mg)を加えた。この反応バイア ルを封管し、150℃で1.5時間加熱した。バイアルを冷却し、エチルヨーパノエー トを塩化メチレン(0.1ml)中で再構成した後、塩化メチレン／メタノール(9:1)を 溶離液として、シリカゲルカラムによるクロマトグラフを実施した。これにより エチルヨーパノ エート0.54mCi(34%)を得た。また、同時に塩化メチレン-メタノール(9:1)を溶離 液としてシリカゲルプレート上でクロマトグラフを行って、放射化学純度を測定 した。このクロマトグラフでは標識をしないエステルを基準とし、遅延係数(ret ardation factor)は0.80であった。生体内組織分布 ［131I］エチルヨーパノエート(水0.6ml中に5.7μCi))を充填したPBLGマイク ロカプセルとエストロン-PBLGマイクロカプセルを、ラットの尾部静脈に投与し た。これらのラット(N=3／群)は、注射後1時間、3時間、6時間および24時間で殺 した。注射量に対する各臓器または組織中の濃度をガンマー計数器により測定し た。PBLGマイクロカプセルのポジトロン放射断層撮影(PET)分析 ポジトロンカメラ(Positron Corp.，Houston，TX)により、家畜として飼養さ れている雌ブタ４匹(30lb)のポジトロン放射断層撮影(PET)イメージングを行っ た。トレーサーを注射する前に、出力4-mCiのリング状68Ge源(4-mCi 68Ge-ring source)を用いて減衰走査を20分間行った。ブタ各々に18F-標識タモキシフェン1 0mCiを投与した後、走査を毎回10分間づつ、間にデータ転送のため5分間の間隔 を挟んで、連続8回実施した。走査1回当り総計数は1500〜3000万であった。軸を 横切るように骨盤領域を連続イメージングすることにより子宮を観察することが できた。断層の視界は、横平面(transverse plane)42cm、頭頂平面(coronal pla ne)12cmである。再構成平面(reconstructed plane)での軸解像力は1.2cmである 。軸を横切る切片を5.2mm毎に21個設け、走査の度に再構成した。 ブタは各々スキャナーに仰向けに保持し、リング状検出器で骨盤領域全体を走 査した。走査前に、子宮卵管造影法により子宮と卵巣の位置を測定した。5Frカ テーテルを用いて膣から子宮に放射線不透過剤(radiopaque，Renografin 76，Sq uibb Diagnostic，New Brunswick，NJ)15m1を注入し、カテーテルのバルーンを 空気1mlで膨らませた。骨盤の前後部の放射線写真を撮影した。ブタ各々の皮膚 には子 宮の位置を消えないようにマークして、その後PETカメラを容易に据え付けられ るようにした。その後走査を行う場合にもこの位置を用いた。 子宮と卵巣によるエストロン-PBLGの取り込みはエストロゲン受容体によって 行われることを立証するため、ブタ1頭にエストロン-PBLG(200mg)空カプセルを 投与し、その30分後に［18F］-標識タモキシフェンを静注した(Yang，et al.，1 991)。大型マイクロカプセルの形態と放出のパターン 本発明で開示する製法により製造した100〜200μmのシスプラチン含有カプセ ルをガスクロマトグラフや、選択性を持つ質量分析計(mass selective detector )を用いる質量分析法で測定した結果、生体内で使用するのに適するものである ことが認められた。カプセル内の塩化メチレン残滓は0.2ppm以下であるにすぎな かった。 走査電子顕微鏡検査では、医薬品とポリマーの比率の如何に拘らず、医薬品が ほとんど全てカプセルに被包されているのが認められた。全てのカプセルの外表 面は多孔性であった(図17Aと17B)。加工条件と、実験的に充填したときの収量を 表１に示す。このようにして製造したカプセルに医薬品を充填する場合、その効 率は明かに有機相の粘度によって影響される。 医薬品充填に影響する要因は、マイクロカプセルの放出率にも関係してくる。 図18では、有機相の粘度が高くて充填度が高くなると、カプセルからの充填医薬 品の放出速度が遅くなることを示している。医薬品充填度21.53%(CH2Cl2 20ml) のカプセルでは、始めに強い初度放出があって、その後24時間早い速度の放出が 継続した。塩化メチレン5mlで製造した医薬品充填度43.96%のカプセルの放出速 度はより遅く、しかも経過が直線的で、96時間後でも放出がプラトーに達しなか った。これら二つの放出率の相違点は、放出開始後1時間において特に著しかっ た。すなわち、低充填度のカプセル(21.53%)では、PBSと混合後1時間以内に充填 量の26.0%を放出してしまった。これに対し、充填度43.96%のカプセルでは同一 条件下で充 填量の僅か5.8%が失われたにすぎなかった。 さらにまた、図19に示すように、カプセル製造の際に使われた塩化メチレンの 量は同一であるが、芯と壁との比が高いために医薬品の充填度が高いカプセルも 、放出速度が遅かった。カプセルは全て、当初は強く放出し、続いて最初の1〜4 日以内に漸減して行く一般的なパターンを示していた。充填度の違いは、単に初 期放出の強さと長さに影響するに過ぎなかった。医薬品の放出が数日間遅延した り、あるいは医薬品の放出量が急に増加するなどのポリマーマトリックスの劣化 を示す徴候は認められなかった。 ここに開示される加工条件により、医薬品の高い充填度が、薬剤濃度の集中と 放出速度の低さに対応するようなPBLG-シスプラチンマイクロカプセルを得るこ とができる。しかしながら、このようにして製造したカプセルを31日間モニター した結果では、全て持続的放出特性を持つことを示しており、安定な医薬品投与 手段として臨床使用するには問題となる、初期または後期段階でのバースト(bur st)を発生することはなかった。エストロン-PBLG複合体のエストロゲン受容体の試験管内分析 ブタ子宮の［3H］エストラジオール結合のスキャチャード法分析の結果では、 平均結合親和力定数(mean binding affinity constant)(kd)が2.2nMで、平均受 容体密度(mean receptor density)(βmax)が350fmol/mgプロテインである単級(s ingle class)の結合部位が存在することを示していた。使用したプロテイン濃度 は1mg／mlシトゾルであった。ヒル法分析(Hill analysis)の結果では（係数0.99 2）、エストラジオールが可逆的に競合結合していることが認められた。エスト ロンのIC50は5×10-8Mで、エストロン-PBLG(12%複合に基づく。)のIC50は5×10- 7 Mであった。小型マイクロカプセルの生体内組織分布 131I-標識マイクロカプセル群の組織分布を検討した結果を表2および3に示す 。 放射能取り込みの子宮対筋肉の比は、PBLG群よりもエストロン-PBLG群の方が高 かった。小型マイクロカプセルのPET検査 PETのイメージングは、子宮卵管造影法による所見と相関していた。図20Aは、18 F-標識タモキシフェンをブタに投与した1時間後に骨盤を軸方向に横切る方向 から見たPETイメージングである。ブタの走査は尾部から頭蓋への方向で行った 。切片2〜6は、子宮と卵巣におけるタモキシフェンの取り込みが増加したことを 示している(図20B)。エストロン-PBLG(200mg)空カプセルで前処理すると、この 増加した取り込みが遮断されてしまった(図20C)。切片2〜6はこの遮断効果を示 している。ここでは、ブタを頭蓋から尾部の方向に走査した。また、PETデータ は、子宮と卵巣がエストロゲン受容体の媒介でエストロン-PBLDマイクロカプセ ルを取り込んだことを示している。 次の実施例により本発明の特定の実施態様を説明する。当業者は、ここに開示 する方法の変法を作ることができ、そのような変法を含む他の出願は、本発明の 範囲内であることを認識すべきである。実施例1 封入されたメグルミンジアトリゾエートからなる100μmのマイクロカプセル製剤 メグルミンジアトリゾエート2gを塩化メチレン40ml中に分散し、この混合物に ポリ-(D,L)-乳酸1ｇを加えた。ポリビニルアルコール1.25gを含有する0.9%(w／v )食塩水250ml中において350rpmで攪拌することによりカプセル被包を行なった。 溶液のpHは、1N HClにより4以下に調整した。適時、加工原料の1滴を取り、光学 顕微鏡により倍率125倍で検査してマイクロカプセルが形成されていることを確 認した。混合物は、塩化メチレンが完全に蒸発するまで約6時間、攪拌を継続し た。マイクロカプセルは濾過して採取し、蒸留水で洗った(2×100ml)。このマイ クロカプセルを室温で風乾し、600μmメッシュ、600〜500μmメッシュ、500〜35 5μ mメッシュ、355〜212μmメッシュ、および106μmメッシュの順序で各種メッシュ のふるい分けを行って、サイズ範囲が106〜212μmメッシュの粒子からなる混合 物を得た。106〜212μmの粒子の重量は、コントラスト剤であるメグルミンジア トリゾエートとポリマーとの当初合計重量の約70%であった。このマイクロカプ セルのメグルミンジアトリゾエート含量は46%(w／w)であった。実施例2 封入されたメグルミンジアトリゾエートからなる１μｍのマイクロカプセル製剤 次の工程は全て、紫外線光線と殺菌装置を使用する無菌条件下で実施した。 メグルミンジアトリゾエート1.2g(Sigma Chemical Company, St. Louis, MO) を水100mlに溶解し、これにツイーン80(Tween 80) 1mlを加えた。この混合物を5 00rpmで攪拌し、溶液のpHを1N HClで4以下に調整した。この混合物に、ポリ-(D, L)-乳酸(MW 30,000〜60,000)0.5gをアセトン10mlに溶解したものを1滴加えた。 このようにして得た混合物を10分間1500rpmで攪拌するか、あるいは20Khzで超音 波処理し、粒径約1μmの丸い粒子が観察されるまで光学顕微鏡により倍率600倍 で定期モニターを継続した。さらにもう6時間またはアセトンが完全に蒸発する まで、(音波処理なしの場合は)1500rpm、(音波処理がある場合には)500rpmで攪 拌を続けた。ナイロンメッシュによるふるい分けを行い、約1%の少量発生する凝 集材料は廃棄して、マイクロカプセルを採取した。マイクロカプセル懸濁液を24 ,000gで遠心分離し、食塩水で3回洗って乳化剤を取り除いた。さらに、このマイ クロカプセルを無菌リン酸緩衝食塩水に再懸濁した。マイクロカプセルの重量は 1.5g(コントラスト剤とポリマーとの総重量の90%)であった。また、マイクロカ プセルのメグルミンジアトリゾエート含量は66重量%であった。粒子を培養した ところ、無菌であることが認められた。走査電子顕微鏡(SEM)検査では、図7に示 す通り、丸い均一な粒子であった。クールター計数器を用いて粒子分布を測定し た結果では、図8に示す通り、サイズ範囲が2〜7μmと狭く、50%のカプセルの平 均サイズが5μm以 下であった。実施例3 ポリ乳酸に対するアミノ酸エステルの複合 ポリ-(D,L)-乳酸2.0g(0.05mmol)をジメチルホルムアミド(DMF)10mlに溶解した 溶液に、ジシクロヘキシルカルボジイミド1.2g(5.5mmol)と、N-ヒドロキシスク シンイミド0.68g(5.5mmol)を加えた。10分間攪拌した後、フェニルアラニンエス テル1.2g(5mmol)をDMF5mlに溶解したものを加えた。この混合物を一晩攪拌した 。固体尿素を濾過した。濾液を水100mlに注ぎ入れると、白い固体が沈澱した。 固体は濾過し、水100mlで洗い、風乾させ、計量して総化合物収量2.4g(75%)を得 た。薄層クロマトグラフでは、単一のスポット(Rf=0.3、クロロホルム／メタノ ール9:1)があるのを認めた。ポリマー複合体中のフェニルアラニン含量を254nm の紫外線分光器により測定したところ23%であった。同様の条件により、メチオ ニン、チロシン、またはトリプトファンエステルと複合するポリ-(D,L)-乳酸マ イクロカプセルを製造した。実施例4 マイクロカプセルに封入されたシスプラチンを用いた化学塞栓形成 18匹の雑種成犬をペントバルビタールナトリウム(Nembutal，Abbott，NorthCh icago，IL)30mg／kgの静注により麻酔し、標準食塩水の静脈内滴定を開始した。 静脈切開部から5-Fポリエチレンカテーテルを大腿部動脈に挿入し、動脈内にヘ パリンナトリウムの大量投与(100単位／kg)を行った。その後カテーテルを腎臓 動脈の一つにまで前進させた。さらに、シスプラチン(CDDP)の血液サンプルを採 取するため、身体同側の腎臓静脈に大腿部静脈を介して5-Fカテーテルを挿入し た。同時に頸部静脈に18-ゲージカスロンカテーテル(18-gauge CathlonTM cathe ter)を挿入して、全身静脈血液サンプルを採取した。 乳酸ポリマーとエチルヒドロキシエチルセルロースポリマーから実施例1と同 様 にして、平均粒経が106μm(サイズ範囲50〜350μm)で、シスプラチン(40〜43重 量%)を含有するマイクロカプセルを製造した。乾燥剤形のカプセルをエチレンオ キシドで殺菌した。このマイクロカプセルを放射線透過写真用コントラスト剤で あるイオヘキソール(Iohexol，Omnipaque，Nycombed，Norway)と、標準食塩水と の1:1溶液に懸濁して、最終濃度を20mg／mlとした。懸濁液を腎臓動脈に投与し 、蛍光透視鏡で液流が停止したことが観察された時点をもって投与を止めた。CD DPを含有するカプセル材料がいずれも塞栓となって、3匹のイヌ各々の腎臓1個が 閉塞していた。また、CDDPを含有していないカプセル材料のいずれもが、5匹の イヌ各々の腎臓1個を閉塞していた。塞栓形成後、試験管にヘパリンを添加し、3 0分間隔で6時間、腎臓と全身の静脈血液サンプルを採取した。原子吸光を用いて 、プラズマ中のCDDPを分析した。このデータから医薬品放出曲線を作成した。こ の曲線2個を図13と図14に示す。腎臓毒性と肝臓毒性を分析するため、塞栓発生1 週間、2週間、3週間、4週間および6週間経過後に全身静脈血液サンプルを採取し て、血中尿素窒素(BUN)、クリアチニン、および血清グルタミン酸-オキサロ酢酸 トランスアミナーゼ(SGPT)の濃度を測定した。 塞栓形成前とその直後、塞栓形成後1時間間隔で6時間、さらに1週間後、2週間 後、4週間後および6週間後に、オムニパック(Omnipaque)を用いて腎臓血管造影 法を実施し、閉塞した腎臓の変化をラジオグラフにより記録した。6週間後、ペ ントバルビタールナトリウムを過剰投与して全てのイヌを殺し、完全な剖検を行 った。イヌ各々について総合所見(gross finding)と顕微鏡所見とを比較した。 医薬品を封入していないPLAカプセルとEHECカプセルはいずれも、腎臓に閉塞 効果があった。シスプラチンを充填するポリマーは、ポリマー単独よりも顕著な 腎臓障害を起こした。シスプラチンを充填するPLAカプセルは、シスプラチンを 充填するEHECカプセルよりも組織に対する効果が大きかった。また、これらの実 験において、CDDＰを入れていないEHECカプセルは、PLAカプセルよりも若干早く 劣化し た。 マイクロカプセルをリン酸緩衝食塩水中でインキュベートすることにより、医 薬品の放出を試験管内で測定した。表1のデータは、CDDP-PLAのマイクロカプセ ルからCDDPを放出させたデータである。 実施例5 表面を変性させた1μmPLAマイクロカプセルの生物分布 PLAおよびフェニルアラニンと複合させたPLA(PLA-PHE)をカプセル材料として用 い、実施例2および3と同様にして、メグルミンジアトリゾエートを充填した1μm のマイクロカプセルを製造した。製剤各々をうさぎに静注した後、コンピュータ ー断層撮影により臓器のコントラスト剤取り込みをモニターした。PLA-PHEを投 与されたうさぎは、ジアトリゾエートを被包するPLAを投与されたうさぎよりも 早く肝臓にコントラスト剤を取り込んだ。2時間後、PLA-PHEで処理したうさぎは 肝臓にコントラスト剤を取り込み、循環系全般にはほとんどコントラストが認め られなかった。一方、PLAで処理したうさぎでは、コントラスト剤が肝臓に取り 込まれているし、循環系全般にも存在が認められた。48時間後と72時間後では、 両方のうさぎは共に肝臓への取り込みが顕著であった。図22は生物分布であって 、ジアトリゾエート(DZ)、131I-DZ標識ポリラクチド(PLA)マイクロカプセル、お よび131I-DZ標識フェニルアラニンで表面を変性した(PLA-PHE)マイクロカプセル の組織分布を比較したものである。 メグルミンジアトリゾエートを充填したPLA-PHEマクロカプセルの平均粒径は 、クールター計数器によって作成した図9の粒経分布曲線で示すように、3μmで あると測定された。 さらに、第二組の動物実験において、雄のウェブスターマウス(25〜30g)に放 射性同位元素標識された微小球1μCを静注し、その後30分、1時間、3時間、6時 間および24時間経過後にマウスを殺した。臓器を切除、計量し、放射能を計測し た。このマイクロカプセルは持続的放出を示した。標識ple-変性カプセルを注射 されたマウスの方が、変性されていない標識カプセルを投与されたマウスよりも 肝臓への取り込みが早かった。実施例6 100μmのマイクロカプセルの試験管内放出率 医薬品とポリマーの比を1:1および1:3(w／w)とし、ポリビニルアルコールを乳 化剤として、溶媒蒸発法を実施し、実施例1と同様にしてマイクロカプセルを製 造 した。ここで用いた生分解性ポリマーは、PCL、PCLDおよびポリ乳酸(PLA)であっ た。細胞毒性化合物であるタモキシフェンと5-フルオロウラシルを塩化メチレン 中に溶解し、乳化剤を加えて水溶液とし、400rpmで攪拌した。6時間後カプセル を水で洗って、風乾させた。約100μmのカプセルをメッシュスクリーンから採取 した。マイクロカプセル5mgをメタノール5mlに溶解して、このカプセルに封入さ れているTXおよび5-FUの分析を行った。溶液を遠心分離し、上澄み液100μlをメ タノール3mlで希釈して、分光光度計により238nmで分析した。TXおよび5-FU各々 2mgづつを加えて、同一の方法により標準溶解時間曲線を作成した。TXおよび5-F U医薬品の含量はカプセルの総重量に対するパーセントとして表現した。測定は3 回づつ行った。 マイクロカプセルに被包されている医薬品の溶解実験を行った。試験管にpH7. 4の0.05Mリン酸緩衝食塩水5mlを入れて、蓋をして、37℃と100rpmに設定した水 浴振とう器中に置いた。マイクロカプセル5mgづつを各試験管に加え、遠心分離 した後、時間の間隔を変えてサンプル溶液3mlづつを採取した。測定を終了する 度に、サンプル溶液を試験管に戻した。マイクロカプセルから放出される医薬品 の濃度は、同一のコントロール溶解液中の標準医薬品(2mg)と比較し、分光光度 計により238nmで測定した。測定は3回づつ行った。スチューデントT-試験により 、1時間インキュベートしたサンプルと、インキュベート時間を変えたサンプル とを比較した(P＜0.05レベル)。 各種の生分解性マイクロカプセル中の医薬品含量をパーセントで表2に示す。 走査電子顕微鏡検査では、このようにして製造したマイクロカプセルは全て、形 状が球形で、滑らかな外表面を持っているとの所見を得た(図5および6)。 TXと5-FUの放出率を図1および2に示す。48時間インキュベートした時のTX(比1 :1))の放出率は、PLA＞PCL＞PCLDの順序で低下する。ところが、48時間インキュ ベートした時の5-FU(比1:1および1:3)の放出率はPCL＞PCLD＞PLAとなっている。 この実験結果は、ポリマーが異なると、医薬品の放出率も変わることを示してい る。実施例7 PHPG微小球の製造 実施例1と同様にして、溶媒蒸発法によりポリ(ベンジルL-グルタメート)(PBLG ,Sigma)微小球を製造した。ポリベンジル-L-グルタメート(PBLG,0.7g)と、標識 をしないエチルヨーパノエート(0.3g)を塩化メチレン(30ml)に溶解した。この混 合 物に、［131I］エチルヨーパノエート(320μCi)を加えた。有機相を、ポリビニ ルアルコール(1%w／v)を含有する水溶液(200ml)中で乳化させた。この混合物を2 000rpmで25時間攪拌して、溶媒を確実に蒸発させた。その後、この懸濁液を10分 間遠心分離(12,000rpm)し、マイクロカプセルを分離し、水で洗って、過剰のポ リビニルアルコールを取り除いて、再び遠心分離した。このようにして得たマイ クロカプセルをナイロンクロース(5-μmメッシュ)を通して濾過した。最終濃度 は水18ml中154μCiであった。典型的工程では、平均粒径が2.0μm、95%以上の粒 子が5μm以下であった。 作業温度70℃、作業時間2、3または5時間の条件下で、ジアミノヘキサン3%を 含有するアミノプロピルアルコールを架橋剤(crosslinker)としてPBLGを処理す ることにより、PBLG微小球をPHPGヒドロゲル微小球に転換した。転換の程度を測 定するため、PHPG微小球を完全に加水分解して、置換しないベンジル基をHPLCで 分析した。 図21は、ポリ(ベンジルL-グルタメート)が、ポリ(ヒドロキシプロピルL-グル タミン)に転換するのを示す図である。ポリマーから微小球が形成される概略図 も共に示している。微小球の放射能標識 PBLG微小球をチラミン(1%w／w)の存在下でアミノプロピルアルコールで処理し 、続いてヨードゲン(Iodogen)標識を実施する(Wallace，et al.，1988)ことによ って、共有結合している131Iで標識する。放射化学収量は65%であり、純度は95% 以上であった。試験管内安定性検定 131I標識PHPG粒子(20μCi／mL)を50%血清中で37℃でインキュベートした。時 間の間隔をいろいろ変えて、血清のアリコートを取り除き、遠心分離した。上澄 み液の放射能をγ-カウンターにより測定した。微小球の臓器分布 雌のスプレーグドウリー(Sprague-Dawley)ラット(140〜160g)をケタミン(10mg ,腹腔内）で麻酔し、放射能標識した微小球を静注した(0.4mL)。この用量は総活 性6±2μCiの乾燥微小球12mgに相当する。ラットはその後20分、3時間、6時間、 24時間、48時間、および96時間経過後に殺した。臓器を切除し、計量し、放射能 を計測した。電子顕微鏡検査 TEMで肝臓組織サンプルを検査した。微小球投与の30分後、2%グルタルアルデ ヒドを0.2Mカコジル酸ナトリウム緩衝液に溶解した溶液を門静脈を介して肝臓に 灌流した。組織サンプルは標準TEM法により加工し染色した。風乾させた微小球 のSEMを、日立モデルS520電子顕微鏡で検査した。 PHPG微小球は、アミノ分解によりPBLG微小球から直接製造した。この方法によ り、異なる表面特性を持つ一連のPHPB微小球を製造することができた。このよう にして得た微小球は、より親水性が強く、反応時間もより長くなった。アミノプ ロピルアルコールで4時間処理したところ、膨潤率が3%(PBLG微小球)から36%(PHP G微小球)に上昇した。PHPG微小球が親水性であることはSEMからでも証明された 。なお、このSEMでは、微小球は風乾させると平たくなる傾向があるとの所見も 得ている。 PHPG微小球を50%血清中で2時間インキュベートしても放射能は僅か1％しか解 離しなかった。放射能の96％は2日後でもPHPG微小球に結合していることが見い だされた。図18は、3つのPHPG微小球製剤が投与後20分で肝臓、血液、および脾 臓に析出しているのを示している。微小球の親水性が向上しているので、肝臓へ の取り込みが著しく低下したが、血流中に循環している微小球の濃度は上昇して いた。これは、PHPG微小球が変性されたために肝臓のクプファ(Kupffer)細胞に よるミクロフェアの取り込みが低下したことを示している。電子顕微鏡検査では 、PBLG微 小球はクプファ細胞によって吸収されることが明らかになった。反面、ラットの クプファ細胞中でPHPG微小球を一つも確認することができなかった。実施例8 次の実施例は、エストロンのフェノール基を変性して、ポリ-ベンジル-L-グル タメートと結合することを可能にするものである。この産物は、エストロンの第 三位の官能性と共役アミド結合との間に介在する「スペーサー」を説明する。3-アミノエチルエストロンの製造 エストロン(5.0g, 18.5mmole)を無水DMF80mLに溶解した。水素化ナトリウム(4 .4g, 185mmole)をゆっくりと溶液に加えて、その場で反応性フェノキシドを生成 した。注意して、水素ガスが急激に展開するのを防止した。クロロエチルアミン 4.3g(55mmole)を溶液に加えて、それにより得た混合物を放置して4時間60℃で反 応させた。これに大量の水を加えると、反応産物が沈澱したので、沈澱物を採取 した。得られた粗い固体を、精製のため塩化メチレンに溶解し、水で洗った。塩 化メチレンを蒸発させると、3-アミノエチルエストロンが生成した。これをエチ ルエーテルで洗うと融点140℃（分解点）の反応産物、すなわち融点180℃（分解 点）の塩酸3-アミノエチルエストロン3.0g(52%)を得ることができた。 1HNMR(ppm):δ3.01 (2,t,CH 2CH2 NH2), 2.78(2,t,CH2 ,CH2NH2), 4.00 (2,t,C0CH2).3-アミノエチルエストロンとポリ(ベンジルL-グルタメート)(PBLG)との結合 下記の反応は溶媒としてのp-ジオキサン中で行われた。この反応をジメチルス ルホキシドあるいはジメチルホルムアミド中で行っても同様に成功すると思われ る。しかしながら、これらの溶媒は取り除くのが難しく、好ましい溶媒であると は言えない。 3-アミノエチルエストロン(1.25g，4mmole)を、PBLG(0.88g，4mmole)のジオキ サン溶液7mLに加えた。混合物を放置して、60℃で2日間反応させた。ジオキサン 溶液を水で沈澱させ、続いて濾過することにより、生成した複合体を採取した。 精製のため、得られた固体を塩化メチレンに溶解し、不溶の不純物を濾過によっ て取り除いた。塩化メチレン溶液は、冷却した水性0.2N塩酸溶液で2回洗い、さ らに水および飽和NaCl溶液を用いて中性となるまで洗った。塩化メチレンを蒸発 させて、反応産物4.0gを得た。この複合体の元素分析の結果は次の通りである。 計算値 C: 70.73 H: 7.60 N: 6.60 測定値 C: 66.70 H: 6.45 N: 6.00 置換度は、この元素分析結果に基づいて12%と計算した。 1HNMR (ppm): δ3.70 (2,t,CH 2CH2 NHCO)，2.86 (2,t,CH2 CH2NHCO) 4.04 (2,t,COCH2) エストロン-複合ポリ-ベンジル-L-グルタメートは、p-ジオキサンに溶解して 、実施例2の方法により1μmのマイクロカプセルを製造するのに用いた。実施例9 この実施例では、ブタ子宮のエストラジオールの結合親和力定数(binding aff inity constants for estradiol)の測定を説明する。エストロゲン受容体の試験管内検定 エストロゲン受容体を結合する親和力を測定した。 家畜として飼養されていたブタ(30kg)から子宮30gを採取し、1.5mM EDTAと3mM アジ化ナトリウムを含有するpH7.4の10mMトリス緩衝液80ml中で均質化した。そ のようにして得たホモジネートを1,000×g、4℃で1時間遠心分離した。この時子 宮のシトゾルをデキストランで被膜した木炭で前処理した。エストラジオールと エストロゲン受容体部位との相互反応の性質を調べるため、過剰のエストラジオ ールの存在下あるいは不存在下で(10-5M)(図16)、［3H］エストラジオール(10-5 Mから10-10Mまで)から飽和曲線を作成した。子宮シトゾルを［3H］エストラジオ ール(5nM／試験管)、競合的拮抗剤(10-3Mから10-8Mまでの範囲)、またはエスト ラジオ ール(10-5M)(特定はしない)と共に、4℃で2時間インキュベートした。比放射リ ガンド結合を50%(IC50)低下させた実験化合物の濃度を測定した。プロテイン濃 度はロウリーら(Lowry et al., 1956)の方法によって決定した。 スキャチャード(Scatchard)法による分析では、平均結合親和力定数kdが2.2nM (n-9)、平均受容体密度(B max)が350fmol／mgプロテインである、単一級の結合 部位が存在していることを示していた(図16)。用いられたプロテイン濃度は1mg ／mlシトゾルであった。ヒル(Hill)法による分析では(0.992)、エストラジオー ルの結合は可逆的な競合結合であることを示していた。エストロンとポリ-ベン ジル-L-グルタメートの複合体のIC50は5×10-7Mで、これはエストロンに対する 結合親和力(5×10-8M)よりも10倍低い(表3)。 実施例10 この実施例では、エストロンを充填し、131I-ヨーパノエートを含有するポリ ベンジル-L-グルタメートマイクロカプセルの組織取り込み率と、131I-ヨーパノ エートは含有しているがエストロンが欠けているマイクロカプセルの組織取り込 み率とを比較するデータを提供する。特に、エストロンを充填しているマイクロ カプセルの子宮による取り込み率は大きいが、標識薬剤のみを含有するマイクロ カプセルの取り込み率は比較的小さくなっている。生体内組織への取り込み 131I-標識エチルヨーパノエートを充填し、エストロンと複合するポリ-ベンジ ル-L-グルタメートマイクロカプセルを、尾部静脈からラット(1群3匹)に注射し た(水0.3ml中に5.7μCi)。コントロール群には131I-標識ヨーパン酸のみを与え た。ラットは注射後1時間、3時間、6時間、および24時間で殺した。臓器や組織 に移行した医薬品濃度の注射総量に対するパーセントをコブラ自動ガンマカウン ター(COBRA Auto-gamma counter，Packard，Meridien，CT)によって測定した。 結果を表4および5に示す。 変性マイクロカプセルの相対的な組織への取り込み 表6はラットにおける131I-標識エチルヨーパノエートの分布を、子宮対筋肉の 比率として示したものである。3時間後の標的指向性で比較すると、エストロン と複合している標識マイクロカプセルの方が、標識マイクロカプセルあるいは標 識エチルヨーパノエートよりも顕著に優れていた。 実施例11 PEG-IOPA複合体の製造 親水性ポリマーを使ってマイクロカプセルを造ると、新規な親水性マイクロカ プセルを製造することができる。この実施例では、ポリエチレングリコール(PEG )が標識薬剤であるヨーパン酸に共有的に付着している。この材料を用いて実施 例1と同様にすれば、短時間でマイクロカプセルを得ることができると考えられ る。 ポリ(エチレングリコール)1.45g(PEG，MW1450，1.0mmol)を含有する塩化メチ レン溶液6mLに、ヨーパン酸1.43g(IOPA，2.5mmol)、ジシクロヘキシルカルボジ ィミド454mg(DCC，2.2mmol)、およびジメチルアミノピリド24mg(dimethylaminop yride，0.24mmol)を加えた。この反応混合物を室温で一晩攪拌した。これを濾過 して沈澱しているジシクロヘキシルウレア(DCU)を取り除いた後、溶液を蒸発乾 燥させた。残滓を乾燥エーテルで3回洗って吸湿性の固体を得た。収量は1.15g(4 5%)であった。ヨウ素含量は20〜30%(w／w)であった。実施例1のマイクロカプセ ル製造法によって、この反応産物を静注に好適な粒子(5μm以下)に造粒した。 ポリエチレングリコール(PEG)に付着する131I-IOPAの生体内生物分布を表7お よび8に示す。親水性であるPEGが存在すると、131I-IOPA取り込みの肝臓対血液 の比率が変化する。131I-IOPAがPEGと複合しているために、肝臓／血液の取り込 み比率が変化する状況を図23で説明する。 以上のように、本発明を実施するためには最良の方法であると考えられる特定 の実施態様によって、本発明を説明してきた。当業者は、この説明によって例示 した特定の実施態様から数多くの変法や変造物を造ることが可能であるが、これ らの変法と変造物は本発明の範囲から逸脱するものでないことを理解することで あろう。例えば、本発明の性質と実施法通りにして、アミノ酸で変性したマイク ロカプセルを特定の標的指向性薬剤に付着させることもできるであろう。このよ うな変法はすべて本発明の範囲内に含めるものとする。 ＊＊＊＊＊＊＊＊＊＊ 参考文献 下記の参考文献は、本発明で用いられている方法、技術、および／または組成 を補足、説明、背景情報を呈示、または教示する範囲内で、引用することにより 本明細書の一部とする。 明確に説明して理解を得ることを目的とし、図表や実施例を用いて詳細に開示 してきたが、それでもなお、本発明の請求の範囲内で造り得る変造物や、変法が 幾つかはあることは明らかである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ Ａ６１Ｋ 47/34 Ｄ 7433−4Ｃ 49/04 Ｋ 7431−4Ｃ (72)発明者 ウォレス，マイケル アメリカ合衆国、77005 テキサス、ヒュ ーストン、ピッツバーグ 3324 (72)発明者 リー，チュン アメリカ合衆国、77054 テキサス、ヒュ ーストン、ケンブリッジ 7900、アパート メント ＃６‐１ジー (72)発明者 クアン，リー‐レン アメリカ合衆国、77025 テキサス、ヒュ ーストン、イラナ・レイン 8723、アパー トメント ４ 【要約の続き】 ことができる。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1. 生体内生物分布に有用な約1〜250μmの粒径の親水性ポリグルタメートマ イクロカプセル。 2. アルキルヒドロキシル基が表面に付着していることを特徴とする請求項1 に記載の親水性ポリグルタメートマイクロカプセル。 3. アルキル基が炭素数1〜5である請求項1に記載の親水性ポリグルタメート マイクロカプセル。 4. 付着しているヒドロキシル基がプロピルヒドロキシル基である請求項1に 記載の親水性ポリグルタメートマイクロカプセル。 5. 共有アミド結合によりPEGとヨーパン酸とが共有結合しており、静脈注射 に好適である約1〜5μmの粒径の親水性PEGマイクロカプセル。 6. 一定量のポリ（ヒドロキシプロピル）-L-グルタメートマイクロカプセル と、製薬的に許容される脈管内投与に好適な希釈剤に治療薬または診断薬を希釈 した溶液とを混合してなる製薬組成物。 7. 上記ポリ(ヒドロキシルプロピル)-L-グルタメートマイクロカプセルの平 均粒径が約1〜約250μmである請求項6に記載の製薬組成物。 8. 上記診断薬がイメージング剤である請求項6に記載の製薬組成物。 9. 上記イメージング剤がメトリゾエート(metrizoate)、ヨータラメート(iot halamate)、イオヘキソール(iohexol)、イオキサグレート(ioxaglate)、イオキ サレン(ioxalen)またはGd-DPTAである請求項8に記載の製薬組成物。 10. 治療薬がシスプラチン、5-フルオロウラシルまたはタモキシフェンであ る請求項8に記載の製薬組成物。 11. 医薬品を含有する請求項1 の親水性マイクロカプセルからなる、製薬的 に許容し得る製剤の有効量を、哺乳動物に投与することを含む、医薬品を生体内 に おいて選択的に組織に伝達する方法。 12. 上記投与を脈管内注射によって行う請求項11に記載の方法。 13. 上記医薬品がマイクロカプセルに共有的に付着している請求項11に記載の 方法。 14. 上記医薬品がマイクロカプセル内に閉じ込められている請求項11に記載の 方法。 15. 医薬品がポリヒドロキシプロピル-L-グルタメート微小球に付着している エストロンである請求項11に記載の方法。 16. 上記エストロンが子宮組織に選択的に伝達される請求項15に記載の方法。 17. 生体内の標的細胞に指向性を持つ親水性マイクロカプセルの製造方法であ って、 約1〜約250μmの粒径のポリベンジル-L-グルタメート微小球を得る工程、 架橋剤の存在下でアミノアルキルアルコールにより微小球を変性して、該 微小球の表面を変性する工程、および 該親水性マイクロカプセルを採取する工程 からなる方法。 18. 水溶液、毒性のない乳化剤、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分間激しく攪拌した後、マイクロカプセルの平均粒 経が約1μmになった時点で攪拌を止めることにより、約1μｍの粒径の微小球を 得る請求項17に記載の方法。 19. 有機溶媒に溶解したポリマーを毒性のない乳化剤の溶液と混合し、この混 合物を遅い攪拌速度で攪拌した後、平均粒径が約100μｍのマイクロカプセルが 存在していることが判明した時点で攪拌を止めることにより、粒径が約200〜300 μｍの微小球を得る請求項17に記載の方法。 20. 架橋剤の存在下でチロシンをアミノアルキルアルコールと混合する工程を さらに含む請求項17に記載の方法。 21. 上記アミノアルキルアルコールがアミノプロピルアルコールである請求項 17に記載の方法。 22. 上記架橋剤がジアミノヘキサンである請求項17に記載の方法。 23. 図21Aに示す3-アミノプロピルアルコールと結び付いているアミド結合を 持つ、粒径が約1〜約250μmの変性ポリ-L-グルタメートマイクロカプセル。 24. 図21Bに示す4-メチルアミノチロシンと結び付いているアミド結合を持つ 、粒径が約1〜約220μmの変性ポリ-L-グルタメートマイクロカプセル。 25. フェノール部分がヨウ素化されている請求項24に記載の変性ポリ-L-グル タメートマイクロカプセル。 26. 上記ヨウ素化が131標識ヨウ素によって行われる請求項25に記載の変性ポ リ-L-グルタメートマイクロカプセル。
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Families Citing this family (74)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5654452A (en) * 1995-06-07 1997-08-05 Molecular Biosystems, Inc. Lipophilic contrast agents for use in hepatocyte-selective oil-in-water emulsions
US5965118A (en) * 1997-04-18 1999-10-12 Access Pharmaceuticals, Inc. Polymer-platinum compounds
WO1998047496A2 (en) * 1997-04-18 1998-10-29 Access Pharmaceuticals, Inc. Polymer-platinum compounds
JP2001524096A (ja) * 1997-04-24 2001-11-27 ニコムド イメージング エイエス コントラスト剤を含む不溶性微粒子または小胞を使用する塞栓治療
WO1998050018A1 (en) * 1997-05-06 1998-11-12 Xiao Yu Wu Drug delivery system
WO2003106168A1 (en) * 2000-08-16 2003-12-24 Lyotropic Therapeutics, Inc. Coated particles, methods of making and using
AU2002312476B2 (en) * 1997-09-09 2009-04-23 Lyotropic Therapeutics, Inc. Coated particles, methods of making and using
KR100503635B1 (ko) * 1997-12-31 2005-10-14 주식회사 케이씨씨 보조건조기를 이용한 자동차의 도료건조장치
WO2000006243A2 (en) 1998-07-28 2000-02-10 Innerdyne, Inc. Absorbable brachytherapy and chemotherapy delivery devices and methods
US6426145B1 (en) 1999-05-20 2002-07-30 Scimed Life Systems, Inc. Radiopaque compositions for visualization of medical devices
US6575888B2 (en) 2000-01-25 2003-06-10 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Bioabsorbable brachytherapy device
US20040158317A1 (en) * 2000-07-18 2004-08-12 Pharmasonics, Inc. Coated stent with ultrasound therapy
DE10063092A1 (de) * 2000-12-18 2002-06-20 Henkel Kgaa Nanoskalige Materialien in Hygiene-Produkten
DE10063090A1 (de) * 2000-12-18 2002-06-20 Henkel Kgaa Nanoskaliges ZnO in Hygiene-Produkten
US7018405B2 (en) 2000-12-22 2006-03-28 Avantec Vascular Corporation Intravascular delivery of methylprednisolone
US20030050692A1 (en) * 2000-12-22 2003-03-13 Avantec Vascular Corporation Delivery of therapeutic capable agents
US6471980B2 (en) 2000-12-22 2002-10-29 Avantec Vascular Corporation Intravascular delivery of mycophenolic acid
US20020082679A1 (en) * 2000-12-22 2002-06-27 Avantec Vascular Corporation Delivery or therapeutic capable agents
US20030033007A1 (en) * 2000-12-22 2003-02-13 Avantec Vascular Corporation Methods and devices for delivery of therapeutic capable agents with variable release profile
US7083642B2 (en) * 2000-12-22 2006-08-01 Avantec Vascular Corporation Delivery of therapeutic capable agents
US7077859B2 (en) 2000-12-22 2006-07-18 Avantec Vascular Corporation Apparatus and methods for variably controlled substance delivery from implanted prostheses
US20050203612A1 (en) * 2000-12-22 2005-09-15 Avantec Vascular Corporation Devices delivering therapeutic agents and methods regarding the same
US6939375B2 (en) 2000-12-22 2005-09-06 Avantac Vascular Corporation Apparatus and methods for controlled substance delivery from implanted prostheses
US20020082678A1 (en) * 2000-12-22 2002-06-27 Motasim Sirhan Intravascular delivery of mizoribine
US6537195B2 (en) 2001-05-07 2003-03-25 Xoft, Microtube, Inc. Combination x-ray radiation and drug delivery devices and methods for inhibiting hyperplasia
US7018371B2 (en) * 2001-05-07 2006-03-28 Xoft, Inc. Combination ionizing radiation and radiosensitizer delivery devices and methods for inhibiting hyperplasia
EP1416884A4 (en) * 2001-07-26 2007-03-07 Avantec Vascular Corp DISTRIBUTION OF AGENTS WITH THERAPEUTIC PROPERTIES
CN100522967C (zh) 2002-02-01 2009-08-05 阿里亚德基因治疗公司 含磷化合物及其应用
US7094369B2 (en) * 2002-03-29 2006-08-22 Scimed Life Systems, Inc. Processes for manufacturing polymeric microspheres
US7462366B2 (en) 2002-03-29 2008-12-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug delivery particle
US7131997B2 (en) * 2002-03-29 2006-11-07 Scimed Life Systems, Inc. Tissue treatment
US7053134B2 (en) * 2002-04-04 2006-05-30 Scimed Life Systems, Inc. Forming a chemically cross-linked particle of a desired shape and diameter
EP1511522B1 (en) * 2002-06-12 2011-08-10 Boston Scientific Limited Bulking agents
US7842377B2 (en) 2003-08-08 2010-11-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Porous polymeric particle comprising polyvinyl alcohol and having interior to surface porosity-gradient
US7449236B2 (en) * 2002-08-09 2008-11-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Porous polymeric particle comprising polyvinyl alcohol and having interior to surface porosity-gradient
US8012454B2 (en) 2002-08-30 2011-09-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US7883490B2 (en) * 2002-10-23 2011-02-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Mixing and delivery of therapeutic compositions
US7588825B2 (en) * 2002-10-23 2009-09-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic compositions
US20040254419A1 (en) * 2003-04-08 2004-12-16 Xingwu Wang Therapeutic assembly
US20050079132A1 (en) * 2003-04-08 2005-04-14 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US20050025797A1 (en) * 2003-04-08 2005-02-03 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US20070010702A1 (en) * 2003-04-08 2007-01-11 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US7976823B2 (en) * 2003-08-29 2011-07-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Ferromagnetic particles and methods
US7662821B2 (en) * 2003-10-08 2010-02-16 Bayer Schering Pharma Ag Tetrahydronaphthalene derivatives, process for their production and their use as anti-inflammatory agents
US20070149496A1 (en) * 2003-10-31 2007-06-28 Jack Tuszynski Water-soluble compound
US7901770B2 (en) * 2003-11-04 2011-03-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic compositions
WO2005051229A2 (en) * 2003-11-24 2005-06-09 Avantec Vascular Corporation Devices delivering therapeutic agents and methods regarding the same
US7736671B2 (en) * 2004-03-02 2010-06-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US20050249667A1 (en) * 2004-03-24 2005-11-10 Tuszynski Jack A Process for treating a biological organism
US8173176B2 (en) 2004-03-30 2012-05-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US20050238870A1 (en) * 2004-04-22 2005-10-27 Marcia Buiser Embolization
US7311861B2 (en) * 2004-06-01 2007-12-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US8425550B2 (en) * 2004-12-01 2013-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils
US20070150051A1 (en) * 2005-01-10 2007-06-28 Duke Fiduciary, Llc Vascular implants and methods of fabricating the same
US8287583B2 (en) 2005-01-10 2012-10-16 Taheri Laduca Llc Apparatus and method for deploying an implantable device within the body
US7727555B2 (en) * 2005-03-02 2010-06-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Particles
US7858183B2 (en) * 2005-03-02 2010-12-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Particles
US7963287B2 (en) 2005-04-28 2011-06-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Tissue-treatment methods
US20070004973A1 (en) * 2005-06-15 2007-01-04 Tan Sharon M L Tissue treatment methods
US9463426B2 (en) * 2005-06-24 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods and systems for coating particles
US20070083219A1 (en) * 2005-10-12 2007-04-12 Buiser Marcia S Embolic coil introducer sheath locking mechanisms
US8007509B2 (en) * 2005-10-12 2011-08-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Coil assemblies, components and methods
US20070142859A1 (en) * 2005-12-19 2007-06-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils
US8101197B2 (en) 2005-12-19 2012-01-24 Stryker Corporation Forming coils
US8152839B2 (en) * 2005-12-19 2012-04-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils
US7501179B2 (en) * 2005-12-21 2009-03-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Block copolymer particles
US7947368B2 (en) * 2005-12-21 2011-05-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Block copolymer particles
US20070142560A1 (en) * 2005-12-21 2007-06-21 Young-Ho Song Block copolymer particles
US20070299461A1 (en) * 2006-06-21 2007-12-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils and related components, systems, and methods
US8414927B2 (en) 2006-11-03 2013-04-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Cross-linked polymer particles
US20080145658A1 (en) * 2006-12-15 2008-06-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Freeze Thaw Methods For Making Polymer Particles
JP2010517703A (ja) * 2007-02-09 2010-05-27 タヘリ ラドュカ エルエルシー 血管移植片およびそれを加工する方法
US8178483B2 (en) * 2007-03-30 2012-05-15 Colgate-Palmolive Company Polymeric encapsulates having a quaternary ammonium salt and methods for producing the same
US11678967B2 (en) 2017-02-28 2023-06-20 Provasctec Limited Intravascular cell therapy device

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS523342B2 (ja) * 1972-01-26 1977-01-27
US4138383A (en) * 1975-11-24 1979-02-06 California Institute Of Technology Preparation of small bio-compatible microspheres
US4267234A (en) * 1978-03-17 1981-05-12 California Institute Of Technology Polyglutaraldehyde synthesis and protein bonding substrates
US4272398A (en) * 1978-08-17 1981-06-09 The United States Of America As Represented By The Secretary Of Agriculture Microencapsulation process
US4230685A (en) * 1979-02-28 1980-10-28 Northwestern University Method of magnetic separation of cells and the like, and microspheres for use therein
US4933105A (en) * 1980-06-13 1990-06-12 Sandoz Pharm. Corp. Process for preparation of microspheres
US4413070A (en) * 1981-03-30 1983-11-01 California Institute Of Technology Polyacrolein microspheres
IL63220A (en) * 1981-07-01 1985-09-29 Yeda Res & Dev Process for production of polyacrolein microspheres
US4479911A (en) * 1982-01-28 1984-10-30 Sandoz, Inc. Process for preparation of microspheres and modification of release rate of core material
US4492720A (en) * 1983-11-15 1985-01-08 Benjamin Mosier Method of preparing microspheres for intravascular delivery
US4671954A (en) * 1983-12-13 1987-06-09 University Of Florida Microspheres for incorporation of therapeutic substances and methods of preparation thereof
US4871716A (en) * 1986-02-04 1989-10-03 University Of Florida Magnetically responsive, hydrophilic microspheres for incorporation of therapeutic substances and methods of preparation thereof
EP0326722A1 (en) * 1988-02-01 1989-08-09 E.I. Du Pont De Nemours And Company Self-microencapsulating controlled release pesticide compositions
JPS63122620A (ja) * 1986-11-12 1988-05-26 Sanraku Inc ポリ乳酸マイクロスフエア及びその製造方法
US5069936A (en) * 1987-06-25 1991-12-03 Yen Richard C K Manufacturing protein microspheres
US5194300A (en) * 1987-07-15 1993-03-16 Cheung Sau W Methods of making fluorescent microspheres
US4897268A (en) * 1987-08-03 1990-01-30 Southern Research Institute Drug delivery system and method of making the same
AT389465B (de) * 1987-08-18 1989-12-11 Kwizda Fa F Johann Verfahren zur bildung von mikrokapseln oder mikromatrixkoerpern
JP2670680B2 (ja) * 1988-02-24 1997-10-29 株式会社ビーエムジー 生理活性物質含有ポリ乳酸系微小球およびその製造法
JP2827287B2 (ja) * 1988-07-05 1998-11-25 武田薬品工業株式会社 水溶性薬物含有徐放型マイクロカプセル
JPH079429B2 (ja) * 1988-10-12 1995-02-01 財団法人化学及血清療法研究所 人工担体およびその製造方法
US5015476A (en) * 1989-08-11 1991-05-14 Paravax, Inc. Immunization implant and method
US5238714A (en) * 1990-10-02 1993-08-24 Board Of Regents, The University Of Texas System Efficient microcapsule preparation and method of use

Also Published As

Publication number Publication date
CA2140333A1 (en) 1994-02-03
WO1994002106A1 (en) 1994-02-03
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US5484584A (en) 1996-01-16
EP0649302A1 (en) 1995-04-26
AU678771B2 (en) 1997-06-12

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