(57)【要約】  本発明は、高分子量親水性薬物、特にペプチド薬物、ポリペプチド薬物又は蛋白質薬物の持続性送達用の経皮システム及びその使用法に関する。該システムは、ポリマーマトリックス及び治療又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質を含む少なくとも１層の貯留層を含む経皮用パッチと共に、対象の皮膚にマイクロチャネルを発生させる装置を含む。このシステムは、治療用又は免疫原性薬剤の持続性送達を提供することによって、これらの薬剤の持続的な治療血中濃度を達成する。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象の皮膚上の領域において少なくとも１つのマイクロチャネルを発生できる装置、及び少なくとも１層の薬物貯留層を含むパッチを含む、対象の皮膚を介した活性薬剤の経皮送達を促進するシステムであって、前記少なくとも１層の薬物貯留層はポリマーマトリックス及び活性薬剤として少なくとも１種の治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質を含む医薬組成物を含むシステム。
【請求項２】
前記装置が、
ａ．複数の電極を含む電極カートリッジ、及び
ｂ．前記電極が皮膚の近くにあるときに、前記電極に電気的エネルギーを加え、前記電極の下の領域の角質層のアブレーションを可能にし、それによって少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させるようになされているコントロールユニットを含む主要ユニット
を含む請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記電極カートリッジが、均一の形状及び寸法の複数のマイクロチャネルを発生させるようになされている請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記電気的エネルギーが、高周波である請求項２に記載のシステム。
【請求項５】
前記ポリマーマトリックスが、親水性バイオポリマー、親水性合成ポリマー、それらの誘導体及び組合せからなる群から選択される請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記バイオポリマーが、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、カラゲナン、キチン、キトサン、アルギネート、コラーゲン、ゼラチン、ペクチン、グリコサミノグリカン（ＧＡＧ）、プロテオグリカン、フィブロネクチン、及びラミニンからなる群から選択される請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記バイオポリマーが、コラーゲン及びカラゲナンからなる群から選択される請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
前記親水性合成ポリマーが、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリプロピレンオキシド、ポリエチレンオキシド、ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンコポリマー、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール、及びポリウレタンからなる群から選択される請求項５に記載のシステム。
【請求項９】
前記親水性合成ポリマーが、ポリエチレンオキシドである請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記薬物貯留層が、乾燥形態、半乾燥形態、ヒドロゲル、及び溶液から選択される形態で製剤化される請求項１に記載のシステム。
【請求項１１】
前記活性薬剤が、成長因子、ホルモン、サイトカイン、水溶性薬物、抗原、抗体、それらの断片並びに類縁体から選択される請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
前記活性薬剤が、インスリン、プロインスリン、卵胞刺激ホルモン、インスリン様成長因子−１、インスリン様成長因子−２、血小板由来成長因子、上皮細胞成長因子、線維芽細胞成長因子、神経成長因子、形質転換成長因子、腫瘍壊死因子、カルシトニン、上皮小体ホルモン、成長ホルモン、骨形成蛋白質、エリスロポエチン、ヘモポイエチン成長因子、黄体形成ホルモン、グルカゴン、凝固因子、抗凝固因子、心房性ナトリウム利尿因子、肺サーファクタント、プラスミノーゲン活性化因子、ボンベシン、トロンビン、エンケファリナーゼ、レラキシンＡ鎖、レラキシンＢ鎖、プロレラキシン、インヒビン、アクチビン、血管内皮成長因子、ホルモン受容体、成長因子受容体、インテグリン、蛋白質Ａ、蛋白質Ｄ、リウマチ因子、神経栄養因子、ＣＤ蛋白質、骨誘導因子、免疫毒素、インターフェロン、コロニー刺激因子、インターロイキン（ＩＬ）、スーパーオキシドジスムターゼ、表面膜蛋白質、Ｔ細胞受容体、崩壊促進因子、ウィルス抗原、輸送蛋白質、ホーミング受容体、アドレッシン、調節蛋白質、それらの類縁体、誘導体及び断片からなる群から選択される請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記活性薬剤が、成長ホルモン又はインスリンである請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記薬物貯留層が、コラーゲン及びヒト成長ホルモン（ｈＧＨ）を含む請求項１に記載のシステム。
【請求項１５】
前記薬物貯留層が、コラーゲン及びヒトインスリンを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項１６】
前記薬物貯留層が、ポリエチレンオキシド及びヒト成長ホルモンを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項１７】
前記薬物貯留層が、ポリエチレンオキシド及びヒトインスリンを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項１８】
前記薬物貯留層が、カラゲナン及びヒト成長ホルモンを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項１９】
前記薬物貯留層が、カラゲナン及びヒトインスリンを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項２０】
前記パッチが、以下の層、すなわち、バッキング層、接着剤、及び律速層の少なくとも１層をさらに含む請求項１から１９までのいずれかに記載のシステム。
【請求項２１】
前記医薬組成物が、プロテアーゼ阻害剤、安定化剤、抗酸化剤、緩衝剤、及び保存剤からなる群から選択される少なくとも１つの成分をさらに含む請求項１から２０までのいずれかに記載のシステム。
【請求項２２】
少なくとも１層の薬物貯留層を含む活性薬剤の経皮送達用になされているパッチであって、前記少なくとも１層の薬物貯留層はポリマーマトリックス及び活性薬剤として少なくとも１種の治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質を含む医薬組成物を含むパッチ。
【請求項２３】
前記親水性ポリマーマトリックスが、バイオポリマー、親水性合成ポリマー、それらの誘導体及び組合せからなる群から選択される請求項２２に記載のパッチ。
【請求項２４】
前記バイオポリマーが、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、カラゲナン、キチン、キトサン、アルギネート、コラーゲン、ゼラチン、ペクチン、グリコサミノグリカン（ＧＡＧ）、プロテオグリカン、フィブロネクチン、及びラミニンからなる群から選択される請求項２３に記載のパッチ。
【請求項２５】
前記バイオポリマーが、コラーゲン及びカラゲナンからなる群から選択される請求項２４に記載のパッチ。
【請求項２６】
前記親水性合成ポリマーが、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリプロピレンオキシド、ポリエチレンオキシド、ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンコポリマー、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール、及びポリウレタンからなる群から選択される請求項２３に記載のパッチ。
【請求項２７】
前記親水性合成ポリマーが、ポリエチレンオキシドである請求項２６に記載のパッチ。
【請求項２８】
前記薬物貯留層が、乾燥形態、半乾燥形態、ヒドロゲル、及び溶液から選択される形態で製剤化される請求項２２に記載のパッチ。
【請求項２９】
前記活性薬剤が、成長因子、ホルモン、サイトカイン、水溶性薬物、抗原、抗体、それらの断片並びに類縁体から選択される請求項２２に記載のパッチ。
【請求項３０】
前記活性薬剤が、インスリン、プロインスリン、卵胞刺激ホルモン、インスリン様成長因子−１、インスリン様成長因子−２、血小板由来成長因子、上皮細胞成長因子、線維芽細胞成長因子、神経成長因子、形質転換成長因子、腫瘍壊死因子、カルシトニン、上皮小体ホルモン、成長ホルモン、骨形成蛋白質、エリスロポエチン、ホモポイエチン成長因子、黄体形成ホルモン、グルカゴン、凝固因子、抗凝固因子、心房性ナトリウム利尿因子、肺サーファクタント、プラスミノーゲン活性化因子、ボンベシン、トロンビン、エンケファリナーゼ、レラキシンＡ鎖、レラキシンＢ鎖、プロレラキシン、インヒビン、アクチビン、血管内皮成長因子、ホルモン受容体、成長因子受容体、インテグリン、蛋白質Ａ、蛋白質Ｄ、リウマチ因子、神経栄養因子、ＣＤ蛋白質、骨誘導因子、免疫毒素、インターフェロン、コロニー刺激因子、インターロイキン（ＩＬ）、スーパーオキシドジスムターゼ、Ｔ細胞受容体、表面膜蛋白質、崩壊促進因子、ウィルス抗原、輸送蛋白質、ホーミング受容体、アドレッシン、調節蛋白質、それらの類縁体、誘導体及び断片からなる群から選択される請求項２２に記載のパッチ。
【請求項３１】
前記活性薬剤が、成長ホルモン又はインスリンである請求項３０に記載のパッチ。
【請求項３２】
前記パッチが、以下の層、すなわち、バッキング層、接着剤、及び律速層の少なくとも１層をさらに含む請求項２２から３１までのいずれかに記載のパッチ。
【請求項３３】
前記医薬組成物が、プロテアーゼ阻害剤、安定化剤、抗酸化剤、緩衝剤、及び保存剤からなる群から選択される少なくとも１つの成分をさらに含む請求項２２から３２までのいずれかに記載のパッチ。
【請求項３４】
治療用又は免疫原性薬剤の持続性経皮送達の方法であって、
ａ．対象の皮膚上の領域に少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させるステップ、
ｂ．前記少なくとも１つのマイクロチャネルが存在する皮膚の領域にパッチを固定させるステップであって、前記パッチは少なくとも１層の薬物貯留層を含み、前記薬物貯留層はポリマーマトリックス及び治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質を含む医薬組成物を含むステップ、及び
ｃ．前記ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質の治療血中濃度を、少なくとも６時間達成させるステップ
を含む方法。
【請求項３５】
前記ポリマーマトリックスが、親水性バイオポリマー、親水性合成ポリマー、それらの誘導体及び組合せからなる群から選択される請求項３４に記載の方法。
【請求項３６】
前記バイオポリマーが、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、カラゲナン、キチン、キトサン、アルギネート、コラーゲン、ゼラチン、ペクチン、グリコサミノグリカン（ＧＡＧ）、プロテオグリカン、フィブロネクチン、及びラミニンからなる群から選択される請求項３５に記載の方法。
【請求項３７】
前記バイオポリマーが、コラーゲン及びカラゲナンからなる群から選択される請求項３６に記載の方法。
【請求項３８】
前記親水性合成ポリマーが、ポリプロピレンオキシド、ポリエチレンオキシド、ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンコポリマー、ポリビニルアルコール、ポリウレタンからなる群から選択される請求項３５に記載の方法。
【請求項３９】
前記親水性合成ポリマーが、ポリエチレンオキシドである請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
前記薬物貯留層が、乾燥形態、半乾燥形態、ヒドロゲル、及び溶液から選択される形態で製剤化される請求項３４に記載の方法。
【請求項４１】
前記活性薬剤が、成長因子、ホルモン、サイトカイン、水溶性薬物、抗原、抗体、それらの断片並びに類縁体から選択される請求項３４に記載の方法。
【請求項４２】
前記治療用又は免疫原性活性薬剤が、インスリン、プロインスリン、卵胞刺激ホルモン、インスリン様成長因子−１、インスリン様成長因子−２、血小板由来成長因子、上皮細胞成長因子、線維芽細胞成長因子、神経成長因子、形質転換成長因子、腫瘍壊死因子、カルシトニン、上皮小体ホルモン、成長ホルモン、骨形成蛋白質、エリスロポエチン、ホモポイエチン成長因子、黄体形成ホルモン、グルカゴン、凝固因子、抗凝固因子、心房性ナトリウム利尿因子、肺サーファクタント、プラスミノーゲン活性化因子、ボンベシン、トロンビン、エンケファリナーゼ、レラキシンＡ鎖、レラキシンＢ鎖、プロレラキシン、インヒビン、アクチビン、血管内皮成長因子、ホルモン受容体、成長因子受容体、インテグリン、蛋白質Ａ、蛋白質Ｄ、リウマチ因子、神経栄養因子、ＣＤ蛋白質、骨誘導因子、免疫毒素、インターフェロン、コロニー刺激因子、インターロイキン（ＩＬ）、スーパーオキシドジスムターゼ、Ｔ細胞受容体、表面膜蛋白質、崩壊促進因子、ウィルス抗原、輸送蛋白質、ホーミング受容体、アドレッシン、調節蛋白質、それらの類縁体、誘導体及び断片からなる群から選択される請求項３４に記載の方法。
【請求項４３】
前記治療剤が、成長ホルモン又はインスリンである請求項４２に記載の方法。
【請求項４４】
前記薬物貯留層が、コラーゲン及びヒト成長ホルモンを含む請求項３４に記載の方法。
【請求項４５】
前記薬物貯留層が、コラーゲン及びヒトインスリンを含む請求項３４に記載の方法。
【請求項４６】
前記薬物貯留層が、ポリエチレンオキシド及びヒト成長ホルモンを含む請求項３４に記載の方法。
【請求項４７】
前記薬物貯留層が、ポリエチレンオキシド及びヒトインスリンを含む請求項３４に記載の方法。
【請求項４８】
前記薬物貯留層が、カラゲナン及びヒト成長ホルモンを含む請求項３４に記載の方法。
【請求項４９】
前記薬物貯留層が、カラゲナン及びヒトインスリンを含む請求項３４に記載の方法。
【請求項５０】
前記パッチが、以下の層、すなわち、バッキング層、接着剤、及び律速層の少なくとも１層をさらに含む請求項３４から４９までのいずれかに記載の方法。
【請求項５１】
前記医薬組成物が、プロテアーゼ阻害剤、安定化剤、抗酸化剤、緩衝剤、及び保存剤からなる群から選択される少なくとも１つの成分をさらに含む請求項３４から５０までのいずれかに記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高分子量親水性薬物、特にペプチド薬物、ポリペプチド薬物又は蛋白質薬物の持続性送達用の経皮システム、及びそれの使用法に関する。このシステムは、ペプチド薬物、ポリペプチド薬物又は蛋白質薬物を含有するポリマーマトリックスを含む少なくとも１層の貯留層を含む経皮用パッチと共に、対象の皮膚にマイクロチャネルを発生させる装置を含む。
【背景技術】
【０００２】
皮膚を介した薬物の送達は、多くの利点を提供する。本来、このような送達手段は、薬物投与の快適で都合のよい非侵襲的な方法である。経口投与において遭遇する可変的な吸収率及び代謝率を回避し、他の固有の不都合さ、例えば胃腸刺激作用及び胃腸酵素を介したある種の薬物の分解が排除される。経皮薬物送達は、任意の特定の薬物の血中濃度に関して高度なコントロールを理論的に可能にする。実際には、これらの利益を達成するために解決すべき多くの問題が残っている。
【０００３】
皮膚は、構造的に複雑で比較的厚い膜である。無傷の皮膚中にまたそれを介してその環境から移動する分子は、最初に角質層を透過しなければならない。次に、それら分子は、生存表皮、乳頭真皮、及び毛細管壁を透過して、血流又はリンパチャネル中まで行かなければならない。そのように吸収されるために、分子は、各タイプの組織において種々の耐透過性を克服しなければならない。したがって、皮膚膜を横断する輸送は複雑な現象である。しかしながら、経皮投与薬物に対して一次バリヤーを呈するのは角質層の細胞である。角質層は、身体の大部分にわたる、ほぼ１０〜３０ミクロンの厚さの高密度で高度に角質化された細胞の薄い層である。これら細胞内の高度な角質化及びそれらの高密度の充填は、薬物透過に対して実質的に不透過性バリヤーとなると考えられる。多くの薬物において、皮膚透過率は極めて低く、特にポリペプチド及び蛋白質などの高分子量薬物について問題がある。したがって、皮膚の透過性を増大させる手段は、無傷の皮膚中にまたそれを介して輸送を達成することが望ましい。
【０００４】
薬物の皮膚透過率を増すために、種々のアプローチが採用され、その各々は、物理的透過性エンハンサー又は化学的透過性エンハンサーのいずれかの使用を含む。皮膚透過性の物理的増強としては、例えば、イオン導入療法又は電気穿孔法などの電気泳動技法が挙げられる。物理的透過性エンハンサーとして超音波（又は「音波泳動」）の使用もまた研究されている。化学的エンハンサーは、角質層の透過性を増すために、薬物（又は幾つかの場合において、皮膚は化学的エンハンサーにより前処置できる）と共に投与される化合物であり、それによって皮膚を介する薬物の増強された透過性を提供する。しかしながら、このような化学的エンハンサーを用いる場合の主要な欠点としては、皮膚損傷、刺激があり、過敏性に遭遇することが多い。
【０００５】
参照として本明細書に組み込まれているＡｖｒａｈａｍｉに対する米国特許第６，１４８，２３２号は、対象の角質層をアブレーションする装置を記載している。この装置は、対象の皮膚上の個々の箇所に適用される複数の電極を含む。電源により、２つ以上の電極間に電気的エネルギーが加えられて、主として個々の電極下の角質層（ＳＣ）の異なる領域のアブレーションを引き起こし、マイクロチャネルを発生させる。角質層に対する限定的アブレーションに関する種々の技法は、電極の間隔及び隣接電極間で皮膚の電気抵抗をモニターすることなどが記載されている。Ａｖｒａｈａｍｉに対する米国特許第６，５９７，９４６号；米国特許第６，６１１，７０６号；米国特許第６，７０８，０６０号；及び米国特許第６，７１１，４３５号は全て、本出願の出願人に譲渡されており、本明細書に完全に記載されているように参照として組み込まれており、皮膚を介して物質の経皮通過を促進するための、角質層をアブレーションし、マイクロチャネルを発生させる別の装置を開示している。この装置は、マイクロチャネル発生時に角質層の下にある皮膚に対する感覚を減少し、損傷を最少にすることを目的としている。
【０００６】
制御放出を与えない様式での治療剤の投与は、毒性又は望ましくない副作用を生じ得る濃度に到達するときと治療効果に必要とされる濃度以下に低下するときとで、その濃度の実質的な変動をもたらし得ることが長い間認識されてきた。制御放出用の装置及び／又は方法の使用の第一の目標は、治療薬剤の全身濃度に関してより大きなコントロールを生じさせることである。
【０００７】
種々の方法が、治療薬剤の制御放出を達成する目的で開発されている。制御分散による放出は、これら方法のうちの１つである。種々の材料が、分散制御緩徐放出装置を製作するために用いられている。これらの材料としては、ポリジメチルシロキサン、エチレンビニルアセテートコポリマー、及びヒドロキシルアルキルメタクリレートなどの非分解性ポリマー並びに分解性ポリマー、それらの中で乳酸／グリコール酸コポリマーが挙げられる。エチレンビニルアセテートコポリマーから製作された細孔膜が、蛋白質の放出用に用いられており、高い放出能力を与える。
【０００８】
制御放出のためのさらなる方法は、治療薬剤が固定された支持体からの化学開裂、及び／又は前記薬剤が固定されたポリマーの生分解を必要とする化学的制御された持続放出を含む。このカテゴリーとしてはまた、制御された非共有解離が挙げられ、これは非共有結合により支持体に一時的に結合している薬剤の解離から生じる放出に関連する。この方法は、好適な支持体に対して蛋白質の安定ではあるが永続的ではない結合をもたらす、複数の非共有結合、イオン結合、疎水性結合及び／又は水素結合を形成できる高分子である蛋白質又はペプチドの制御放出に特によく適している。
【０００９】
米国特許第５，４１８，２２２号は、活性成分、特にＰＤＧＦの制御放出における使用のために単層及び複層コラーゲン薄膜類に関する。米国特許第５，５１２，３０１号は、吸収性ゼラチンスポンジ、コラーゲン、及び活性成分を含むコラーゲン含有スポンジに関する。米国特許第５，４１８，２２２号に開示されたコラーゲン薄膜類及び米国特許第５，５１２，３０１号に開示されたコラーゲンスポンジは、長時間にわたり治療薬剤の安定的、連続的及び持続性放出を提供する。
【００１０】
米国特許第５，６８１，５６８号は、ミクロキャピラリーポアを有する細孔下層を含む装置を開示しており、前記ポアは、被覆されているが、生物学的に活性な高分子薬剤が結合しているマイクロスキンによって完全に満たされてはいない。細孔下層は、ポリマーを含み、マイクロスキンは、コラーゲン、フィブロネクチン、ラミニン、プロテオグリカン、及びグリコサミノグリカンから選択される物質を含む。このような装置は、高分子、特に成長因子の治療標的に対する送達を最適化するために有用であると考えられている。
【００１１】
米国特許第６，５９６，２９３号は、薬物送達材料及び架橋剤による生物学的ポリマーの架橋を含む装置を調製する方法、並びに生物活性薬剤との架橋バイオポリマーを充填する方法を開示する。
【００１２】
米国特許第６，２７５，７２８号は、ヒドラタブル（ｈｙｄｒａｔａｂｌｅ）の親水性ポリマーを含む電気輸送薬物送達装置用の薄膜薬物貯留を提供し、前記薄膜は、含水液体と接触させて置かれた場合にヒドロゲルを形成できる。
【００１３】
本出願の出願人に譲渡されている国際特許出願ＷＯ２００４／０３９４２８は、乾燥医薬組成物の経皮送達用のシステムを開示している。このシステムには、対象の皮膚上の領域に少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させる、対象の皮膚を介して薬物の経皮送達を促進させる装置、及び治療有効量の乾燥医薬組成物を含むパッチを含む。ＷＯ２００４／０３９４２８は、初めて親水性高分子量蛋白質の経皮送達の効率的方法を提供している。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
親水性高分子量薬物の経皮送達用装置及び方法の未知の必要性がまだ残されており、これによってこのような薬剤の持続性送達及び制御送達を達成する。これらの装置及び方法の利点は、ポリペプチド及び蛋白質並びに他の生物活性水溶性薬物に特に著しいと思われる。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
本発明は、皮膚をアブレーションし、活性薬剤を前処理した皮膚に適用するシステムと方法を提供し、このシステムと方法は活性薬剤の体循環への徐放及び持続性送達を達成するようにデザインされている。
【００１６】
本発明はさらに、活性薬剤を経皮的に送達するシステムと方法を提供し、このシステムは、活性薬剤が非共役的に結合し、それから放出されうる少なくとも１層の薬物貯留層を含むパッチを含んでいる。
【００１７】
ポリマーマトリックスは、ポリペプチド又は蛋白質の組織又は血液循環中への送達用の支持体又はインプラントとしてよく知られていることを認識すべきである。しかしながら、背景技術において、ポリマーマトリックスと親水性高分子量ポリペプチド又は蛋白質との組合せが、経皮送達用のパッチに使用できることはどこにも開示も示唆もされていない。マイクロチャネルを発生させる装置によって前処理された皮膚の領域に置かれた場合、活性薬剤として高分子量ポリペチドを含むポリマー薬物貯留層を含むパッチの使用は、長時間にわたり、高分子量ポリペプチドの治療有効血清中濃度を達成することができることが、初めて本明細書に開示される。本発明によれば、本発明の装置は、対象の角質層で親水性マイクロチャネルを発生させ、それを介してパッチのポリマー薬物貯留層に浸出液が拡散する。この浸出液は、ポリマー薬物貯留層から活性薬剤を緩徐に放出し、したがってマイクロチャネルを介して長時間にわたり体循環に活性薬剤を送達する。その結果、活性薬剤の緩徐且つ持続的送達が達成される。
【００１８】
本発明の原理は、ヒト成長ホルモン（ｈＧＨ）、２２ｋＤａ蛋白質、及びヒトインスリンを用いて本明細書の下記に例示される。本発明に開示されたシステムと方法は、限定はしないが、種々の成長因子及びホルモンなど、多種多様の蛋白質、ポリペプチド、ペプチド、及び水溶性生物活性分子に適用できることが明白に意図されている。
【００１９】
一態様によれば、本発明は、対象の皮膚上の領域において少なくとも１つのマイクロチャネルを発生できる装置、及び少なくとも１層の薬物貯留層を含むパッチを含む、対象の皮膚を介した活性薬剤の経皮送達を促進するシステムであって、前記少なくとも１層の薬物貯留層はポリマーマトリックス及び活性薬剤として少なくとも１種の治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質を含む医薬組成物を含むシステムを提供する。
【００２０】
幾つかの実施形態によれば、本発明のシステムは、対象の皮膚を介した活性薬剤の経皮送達を促進する装置を含み、該装置は、
ａ．複数の電極を含む電極カートリッジ、及び
ｂ．前記電極が皮膚の近くにあるときに、２個以上の電極間に電気的エネルギーを加え、前記電極の下の領域の角質層のアブレーションを可能にし、それによって少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させるようになされているコントロールユニットを含む主要ユニット
を含む。
【００２１】
本発明の他の実施形態によれば、該装置のコントロールユニットは、電流又はスパークの発生、したがって１つ又は複数形成されるマイクロチャネルの幅、深さ及び形状をコントロールするための、電極に送られる電気的エネルギーの大きさ、周波数、及び／又は持続時間をコントロールする回路を含む。
【００２２】
さらなる実施態様によれば、複数の電極を含む電極カートリッジは、均一の形状及び寸法を有する複数のマイクロチャネルを発生させるようになされている。電極カートリッジは取り外しできることが好ましい。電極カートリッジは、１回の使用後に廃棄されることがより好ましく、したがって、主要ユニットへの取り付け、及びその後の主要ユニットからの取り外しが容易になるようデザインされている。
【００２３】
本発明の幾つかの実施態様によれば、ポリマーマトリックスは、親水性バイオポリマー、親水性合成ポリマー、それらの誘導体及び組合せからなる群から選択される親水性ポリマーマトリックスである。本発明により使用できるバイオポリマーとしては、限定はしないが、セルロース、キチン、キトサン、アルギネート、コラーゲン、ゼラチン、ペクチン、例えば、ヘパリン、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸及びヘパラン硫酸などのグリコサミノグリカン、プロテオグリカン、フィブロネクチン、カラゲナン、及びラミニンが挙げられる。幾つかの代表的実施形態によれば、薬物貯留層は、コラーゲン、アテロコラーゲン、又はカラゲナンを含む。
【００２４】
本発明により使用できる親水性合成ポリマーとしては、例えば、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）ポリマーなどの生分解性及び非分解性ポリマー、ポリプロピレンオキシド、ポリエチレンオキシド、ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンコポリマー、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール、及びポリウレタンが挙げられる。幾つかの代表的な実施形態によれば、薬物貯留層は、Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）、すなわち９６％の水及び４％のポリエチレンオキシドからなるヒドロゲルを含む。
【００２５】
さらなる実施形態によれば、治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質は、成長因子、ホルモン、サイトカイン、水溶性薬物、抗原、抗体、それらの断片並びに類縁体からなる群から選択される。本発明により経皮的に送達される治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質は、親水性であることが好ましい。
【００２６】
幾つかの実施形態によれば、治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質としては、限定はしないが、インスリン、プロインスリン、卵胞刺激ホルモン、インスリン様成長因子−１、インスリン様成長因子−２、血小板由来成長因子、上皮細胞成長因子、線維芽細胞成長因子、神経成長因子、形質転換成長因子、腫瘍壊死因子、カルシトニン、上皮小体ホルモン、成長ホルモン、骨形成蛋白質、エリスロポエチン、ヘモポイエチン成長因子、黄体形成ホルモン、グルカゴン、凝固因子、抗凝固因子、心房性ナトリウム利尿因子、肺サーファクタント、プラスミノーゲン活性化因子、ボンベシン、トロンビン、エンケファリナーゼ、レラキシンＡ鎖、レラキシンＢ鎖、プロレラキシン、インヒビン、アクチビン、血管内皮成長因子、ホルモン受容体、成長因子受容体、インテグリン、蛋白質Ａ、蛋白質Ｄ、リウマチ因子、神経栄養因子、ＣＤ蛋白質、骨誘導因子、免疫毒素、インターフェロン、コロニー刺激因子、インターロイキン（ＩＬ）、スーパーオキシドジスムターゼ、Ｔ細胞受容体、表面膜蛋白質、崩壊促進因子、ウィルス抗原、輸送蛋白質、ホーミング受容体、アドレッシン、調節蛋白質、それらの類縁体、誘導体及び断片が挙げられる。
【００２７】
幾つかの代表的な実施形態によれば、治療剤は、ヒト成長ホルモン（ｈＧＨ）又はヒトインスリンである。本発明の原理によれば、薬物貯留層を含むパッチは、２種以上の治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質を含むことができることを認識すべきである。マイクロチャネル発生の結果、浸出液は、マイクロチャネルを介して薬物貯留層に拡散し、したがってポリマーマトリックスから活性薬剤を放出し、マイクロチャネルを介して体循環に活性薬剤を送達することも理解されるであろう。
【００２８】
他の実施形態によれば、薬物貯留層は、乾燥形態、半乾燥形態、ヒドロゲル、液体形態、及び活性薬剤を保持する安定性及び／又は能力などのポリマーの性質が維持される当業界に知られた任意の他の形態から選択される形態で製剤化できる。幾つかの代表的な実施形態によれば、薬物貯留層は、薄膜又はヒドロゲルの形態で製剤化される。
【００２９】
さらなる実施形態によれば、治療用又は免疫原性薬剤を含む本発明の医薬組成物は、薄膜形成、ヒドロゲル形成、又はポリマーの任意の他の形態前にバイオポリマー又は親水性合成ポリマーの溶液と混合することができる。或いは又はさらに、治療用又は免疫原性薬剤を含む医薬組成物は、薄膜形成、ヒドロゲル形成、又はポリマーの任意の他の形態に続いて添加できる。幾つかの代表的な実施形態によれば、ｈＧＨ溶液又はヒトインスリン溶液は、コラーゲン又はカラゲナン薄膜形成前にコラーゲン溶液と混合される。
【００３０】
幾つかの実施形態によれば、本発明のパッチは、以下の層、すなわち、バッキング層、接着剤、及び律速層の少なくとも１層をさらに含む。
【００３１】
他の実施形態によれば、医薬組成物は、プロテアーゼ阻害剤、安定化剤、抗酸化剤、緩衝剤、及び保存剤からなる群から選択される少なくとも１つの成分をさらに含む。
【００３２】
もう１つの態様によれば、本発明は、少なくとも１層の薬物貯留層、ポリマーマトリックスを含む薬物貯留層及び本発明の原理による治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質を活性薬剤として含む医薬組成物を含む活性薬剤の経皮送達用パッチを提供する。
【００３３】
本発明によるパッチは、その使用前にその薬物種の安定で、場合によっては微生物学的に制御された、無菌又は滅菌貯蔵に適合するようになされていれば、任意の好適な幾何学的配置であってよいことを認識すべきである。さらなる実施形態によれば、パッチは、以下の層、すなわち、バッキング層、接着剤、及び律速層の少なくとも１層をさらに含む。
【００３４】
もう１つの態様によれば、本発明は、治療用又は免疫原性薬剤の持続性経皮送達の方法であって、
（ａ）対象の皮膚上の領域に少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させるステップ、
（ｂ）前記少なくとも１つのマイクロチャネルが存在する皮膚の領域にパッチを固定させるステップであって、前記パッチは少なくとも１層の薬物貯留層を含み、前記薬物貯留層はポリマーマトリックス及び治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質を含むステップ、及び
（ｃ）前記治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質の治療血中濃度を、少なくとも６時間達成させるステップ
を含む方法を提供する。
【００３５】
幾つかの実施形態によれば、対象の皮膚のマイクロチャネルの発生は、皮膚のアブレーション、好ましくは本明細書上記の技法及び装置により実施される。複数のマイクロチャネルを生じることが好ましい。
【００３６】
他の実施形態によれば、ポリマーマトリックスは、バイオポリマー、親水性合成ポリマー、それらの誘導体及び組合せから選択できる。幾つかの代表的実施形態によれば、バイオポリマーは、コラーゲン、アテロコラーゲン又はカラゲナンである。
【００３７】
さらなる実施形態によれば、治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質は、成長因子、ホルモン、サイトカイン、水溶性薬物、抗原、抗体、それらの断片並びに類縁体からなる群から選択される。幾つかの代表的実施形態によれば、治療的蛋白質は、ヒト成長ホルモン又はヒトインスリンである。
【００３８】
さらなる実施形態によれば、治療用又は免疫原性活性薬剤の治療血中濃度は、少なくとも８時間維持される。治療血中濃度は、少なくとも１０時間維持されることが好ましい。本明細書の下記の実施例に開示されるように、皮膚マイクロチャネルを発生させたラット又はモルモットの皮膚の領域に、２００μｇの用量でコラーゲン薄膜及びｈＧＨを含むパッチを貼り付けると、約１０時間１０〜５０ｎｇ／ｍｌのｈＧＨ血中濃度が達成された。モルモットにおいてポリマーマトリックスは含まないが、ｈＧＨの乾燥組成物を含む印刷されたパッチと共に本発明の装置を用いて同一用量のｈＧＨを経皮的に投与すると、同様のｈＧＨ血中濃度は、約５時間だけ維持されたことが理解されるであろう。このように、本発明のシステムは、活性薬剤の持続的且つ長時間送達を提供する。
【００３９】
本発明は、以下の図面及びそれらの好ましい実施形態の詳細な説明からより十分に理解されるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４０】
本発明は、マイクロチャネルを発生させた処理済の皮膚を介して親水性活性薬剤、特に親水性高分子量ポリペプチド又は蛋白質を送達するシステムと方法を提供する。
【００４１】
マイクロチャネルを発生させる装置によって前処理された皮膚の領域上に置かれた場合、親水性ポリマー又は蛋白質及び活性薬剤を含むポリマー薬物貯留層を含むパッチの使用は、親水性ポリマーマトリックスは含まないが、同一の活性薬剤を含む乾燥又は凍結乾燥組成物を含む医療用パッチと比較して、活性薬剤の経皮送達を延長し、改善することを本明細書に開示している。さらに、本発明の原理によるパッチは、送達が皮下注射された場合の同一活性薬剤の同一用量の送達と比較した場合、活性薬剤の送達を延長する。したがって、本発明は、親水性高分子量蛋白質の持続的且つ緩徐な送達に関する高効率的システムと方法を提供する。
【００４２】
親水性ポリマー及び治療有効量を含むパッチは、経皮送達を通して活性薬剤の安定性と活性を維持し、したがって、有意に長時間にわたって治療血中濃度を維持し、皮下注射によって得られたものと比較して治療効果の延長を達成することも開示されている。
【００４３】
本明細書及び請求項の文脈に用いられる用語の「マイクロチャネル」とは、角質層の全て又は重要な部分を介して皮膚表面から一般に伸び、表皮又は真皮に到達できる親水性経路を称し、それを介して分子が拡散できる。ミクロチャネルが角質層に生じた後、装置は皮膚から取り外され、その後、活性薬剤は皮膚上に置かれたパッチから体循環中に送達されることを認識すべきである。
【００４４】
本発明は、以下の米国特許第６，１４８，２３２号；米国特許第５，９８３，１３５号；米国特許第６，５９７，９４６号；米国特許第６，６１１，７０６号；米国特許第６，７０８，０６０号；及びＷＯ第２００４／０３９４２８号の１つ又は複数に開示されており、それらの内容は、本明細書に記載されているように参照として組み込まれているＶｉａＤｅｒｍ又はＭｉｃｒｏＤｅｒｍと称される装置を含み、電流又はスパーク発生により、好ましくは高周波（ＲＦ）で角質層のアブレーションを誘導することによってマイクロチャネルを発生させる装置と技法が組み込まれている。しかしながら、本発明の幾つかの好ましい実施形態は、Ｖｉａｄｅｒｍによる皮膚をアブレーションすることによって得られた経皮送達に関するが、対象の皮膚にチャネルを発生させるために当業界に知られた実質的に任意の方法が使用できる（例えば、米国特許第５，８８５，２１１号；米国特許第６，０２２，３１６号；米国特許第６，１４２，９３９号及び米国特許第６，１７３，２０２号を参照）。
【００４５】
マイクロチャネルの性質は水性であるので、したがって、本発明のシステムは、角質層のアブレーションによって生じる新たな皮膚環境を介した親水性高分子の送達に大いに好適である。
【００４６】
用語の「活性薬剤」及び「治療用又は免疫原性薬剤」は、生物（ヒト又は動物）に投与される場合に、全身作用による所望の治療効果を誘導する化合物を称して本明細書中互換的に用いられる。
【００４７】
本発明によれば、本発明のシステムは、ペプチド、ポリペプチド、及び蛋白質の経皮送達に好適である。
【００４８】
「ペプチド」とは、モノマーがアミド結合を介して一緒に結合しているアミノ酸であるポリマーを称す。「ペプチド」は、一般に蛋白質よりも小さく、典型的には全部で３０〜５０のアミノ酸以下である。
【００４９】
「ポリペプチド」とは、アミノ酸、一般に５０個以上のアミノ酸の単一ポリマーを称す。
【００５０】
本明細書に用いられる「蛋白質」とは、アミノ酸、典型的に５０個以上のアミノ酸のポリマーを称す。本発明において活性薬剤として用いることができるペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質は、天然のペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質、修飾された天然のペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質、或いは天然のペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質と同一であっても、又はそうでなくてもよい化学的に合成されたペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質であり得る。ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質の誘導体、類縁体及び断片は、それらが治療用又は免疫原性効果を保持している限り本発明に包含される。
【００５１】
一態様によれば、本発明は、対象の皮膚上の領域において少なくとも１つのマイクロチャネルを発生できる装置、及び少なくとも１層の薬物貯留層を含むパッチを含む、対象の皮膚を介した活性薬剤の経皮送達を促進するシステムであって、前記薬物貯留層はポリマーマトリックス及び活性薬剤として治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質を含む医薬組成物を含むシステムを提供する。
【００５２】
本発明の原理と関連する使用に好適な活性薬剤としては、限定はしないが、インスリン、プロインスリン、卵胞刺激ホルモン、インスリン様成長因子−１及びインスリン様成長因子−２、血小板由来成長因子、上皮細胞成長因子、線維芽細胞成長因子、神経成長因子、形質転換成長因子、腫瘍壊死因子、カルシトニン、上皮小体ホルモン、成長ホルモン、骨形成蛋白質、エリスロポエチン、ヘモポイエチン成長因子、黄体形成ホルモン、グルカゴン、因子ＶＩＩＩＣ、因子ＩＸ、組織因子、及びフォンウィルブランド因子などの凝固因子、蛋白質Ｃなどの抗凝固因子、心房性ナトリウム利尿因子、肺サーファクタント、ウロキナーゼ又は組織タイププラスミノーゲン活性化因子などのプラスミノーゲン活性化因子、ボンベシン、トロンビン、エンケファリナーゼ、ミュラー抑制剤、レラキシンＡ鎖、レラキシンＢ鎖、プロレラキシン、Ｄナーゼ、インヒビン、アクチビン、血管内皮成長因子、ホルモン又は成長因子の受容体、インテグリン、蛋白質Ａ又は蛋白質Ｄ、リウマチ因子、骨由来神経栄養因子（ＢＤＮＦ）、神経栄養３、４、５及び６（ＮＴ−３、ＮＴ−４、ＮＴ−５、又はＮＴ−６）などの神経栄養因子、ＣＤ−３、ＣＤ−４、ＣＤ−８、及びＣＤ−１９などのＣＤ蛋白質、骨誘導因子、免疫毒素、インターフェロン−アルファ、−ベータ、及び−ガンマなどのインターフェロン、コロニー刺激因子（ＣＳＦ）、例えば、Ｍ−ＣＳＦ、ＧＭ−−ＣＳＦ、及びＧ−ＣＳＦ、インターロイキン（ＩＬ）、例えば、ＩＬ−１からＩＬ−１０まで、スーパーオキシドジスムターゼ、Ｔ細胞受容体、表面膜蛋白質、崩壊促進因子、例えば、ＡＩＤＳ外膜の一部などのウィルス抗原、輸送蛋白質、ホーミング受容体、アドレッシン、調節蛋白質、抗体、上記に掲げた任意のポリペプチドの類縁体、及び断片など、治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、蛋白質、及び水溶性薬物が挙げられる。
【００５３】
本明細書に用いられる用語の「類縁体」とは、天然ペプチド、ポリペプチド、蛋白質のアミノ酸置換、付加、削除、又は化学修飾により改変された配列を含むペプチド、ポリペプチド又は蛋白質を称す。「アミノ酸置換」を用いることにより、機能的に等しいアミノ酸残基を、沈黙変化をもたらす配列内の残基に置換されることを意味する。例えば、配列内の１つ又は複数のアミノ酸残基を、沈黙変化をもたらす官能基等価体として働く同様の極性の別のアミノ酸により置換できる。配列内のアミノ酸置換基は、アミノ酸が属するクラスの他のメンバーから選択できる。例えば、非極性（疎水性）アミノ酸としては、アラニン、ロイシン、イソロイシン、バリン、プロリン、フェニルアラニン、トリプトファン及びメチオニンが挙げられる。極性の中性アミノ酸としては、グリシン、セリン、トレオニン、システイン、チロシン、アスパラギン、及びグルタミンが挙げられる。陽電荷（塩基性）アミノ酸としては、アルギニン、リジン及びヒスチジンが挙げられる。陰電荷（酸性）アミノ酸としては、アスパラギン酸及びグルタミン酸が挙げられる。このような置換は、保存的置換として知られている。さらに、非保存的置換は、ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質の生物学的活性に寄与しないアミノ酸において実施し得る。
【００５４】
本発明によれば、パッチは、活性薬剤が埋め込まれるか、又は非共有結合される少なくとも１層の薬物貯留層を含む。種々のポリマーは、薬物貯留層を形成するために使用でき、バイオポリマー及び親水性合成ポリマーを挙げることができる。
【００５５】
本発明により用いることができるバイオポリマーとしては、限定はしないが、多糖類、特に例えば、ヒドロキシプロピルセルロース、カルボキシメチルセルロース、及びヒドロキシエチルセルロースなどのセルロース誘導体、キチン及び／又はキトサン、アルギネート；コラーゲン；デラチン；ペクチン；グリコサミノグリカン（ＧＡＧ）；プロテオグリカン；フィブロネクチン；カラゲナン；及びラミニンが挙げられる（例えば、米国特許第５，４１８，２２２号；米国特許第５，５１０，４１８号；米国特許第５，５１２，３０１号；米国特許第５，６８１，５６８号；米国特許第６，５９６，２９３号；米国特許第６，５６５，８７９号及びそれらの中の引用文献及びＣｕｒｒ．Ｐｈａｒｍ．Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．、２００３年、４（５）：２８３〜３０２頁；Ｃｒｉｔ．Ｒｅｖ．Ｔｈｅｒ．Ｄｒｕｇ  Ｃａｒｒｉｅｒ  Ｓｙｓｔ．、２００１年、１８（５）：４５９〜５０１頁；Ｅｕｒ．Ｊ．Ｐｈａｒｍ．Ｓｃｉ．２００１年、１４（３）：２０１〜７頁；Ａｄｖ．Ｄｒｕｇ  Ｄｅｌｉｖ．Ｒｅｖ．、２００１年、５１（１〜３）：８１〜９６頁；及びＩｎｔ．Ｊ．Ｐｈａｒｍ．２００１年、２２１（１〜２）：１〜２２頁を参照）。
【００５６】
本明細書の下記に開示された代表的な実施形態によれば、薬物貯留層は、溶解性コラーゲンの溶液から製造することができる。溶解性コラーゲンは、４００，０００未満の平均分子量を有し、好ましくは約３００，０００の分子量を有するコラーゲンである。溶解性コラーゲンの好ましい特性の１つは、最少量架橋、すなわち０．５％以下を有することである。特に好適な溶解性コラーゲンは、Ｖｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標）（Ｃｏｈｅｓｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ社、カリフォルニア州パロアルト所在）である。コラーゲンの他の形体、すなわちコラーゲンのアテロペプチド形体はまた、本発明に使用できることが理解されるであろう。アテロペプチドコラーゲンは、免疫原性を伴うことが多い精製コラーゲンの一端に配置されているペプチドであるテロペプチドがないコラーゲンである。コラーゲンのテロペプチド形体の溶液は、有機酸を用いる加水分解によりコラーゲンのアテロペプチド形に変換できる。
【００５７】
一般に、バイオポリマーは、活性薬剤と結合できる荷電されているか、又は高度極性基を有する。該バイオポリマーは、選択された活性薬剤に対してその結合親和性を変えるために化学的に修飾して活性薬剤への結合親和性を改善できる。しかしながら、本発明の原理によれば、ポリマーマトリックスは、必ずしも活性薬剤と結合しない。活性薬剤は、ポリマーマトリックスに対して埋め込まれるか、又は非共有結合されて薬物貯留層を形成できる。
【００５８】
本発明により使用できる親水性合成ポリマーとしては、限定はしないが、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）ポリマー、ポリ乳酸（ＰＬＡ）ポリマー、ポリプロピレンオキシド、ポリエチレンオキシド、ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンコポリマー、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール、ポリウレタン、例えば、ジイソシアネート／ポリグリコール及びグリコールがポリエチレングリコールであるグリコール結合に基づくポリウレタン、並びに当業界に知られている他の親水性合成ポリマーなど、生分解性及び非分解性ポリマーが挙げられる。薬物貯留層を形成するために、バイオポリマーが親水性合成ポリマーと共役している化学結合体は、本発明に包含されていることも当業者にとって認識されるべきである。例えば、米国特許第５，５１０，４１８号は、親水性合成ポリマーに化学的に共役された化学的誘導ＧＡＧ類を含む生体適合性結合体を開示している。したがって、親水性合成ポリマーに共役結合されたＧＡＧを含む結合体は、コラーゲンなどの別のバイオポリマーにさらに結合して三成分の結合体を形成できる。本発明のポリマー物質は、架橋が可能であるが、架橋する必要はない。
【００５９】
典型的に、薬物貯留層の数は、所望の放出特性により決定される。一般に、層の数が増すと活性薬剤の安定性並びに持続性が増すことになる。異なる層内の活性薬剤の濃度は異なっていてよく、また、異なる層の厚さは、同じである必要はない。さらに、薬物貯留層は、所望の治療用又は免疫原性効果を達成するために、１種又は複数種の活性薬剤を含むことができる。
【００６０】
本発明の原理は、薬物貯留層の乾燥製剤、すなわち、コラーゲン及び活性薬剤を含有する薄膜により本明細書の下記に例示される。本明細書に十分に記載され、参照として組み込まれている米国特許第５，４１８，２２２号は、薬剤の制御放出に有用である単一及び複数のコラーゲン薄膜を開示している。しかしながら、薬物貯留層は、半乾燥形態、液体形態又はヒドロゲル形態で製剤化できることも認識すべきである。ヒドロゲルは、水を吸収するが、水に溶解しない高分子ネットワークである。すなわち、ヒドロゲルは、水吸収を提供する親水性官能基を含有するが、ヒドロゲルは、水性不溶性を引き起こす架橋ポリマーからなる。一般に、ヒドロゲルは、例えば、ポリウレタン、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸、デキストラン、セルロース、アルギネート、キチン、キトサン、寒天、アガロース、カラゲナン、ポリオキシエチレン、ポリビニルピロリドン、ポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）（ポリ（ＨＥＭＡ））、それらのコポリマー又は混合物などの親水性、好ましくは架橋ポリマーからなる。さらに、活性薬剤の安定性及び保持のポリマー特徴を維持する任意の他の製剤もまた考え得る。
【００６１】
典型的に、身体皮膚と密接な接触を呈するために薄く、可撓性で整合している薄膜内に製剤化されたものなどの薬物貯留層を水和でき、また、薬剤の治療有効な経皮流量を達成するのに十分な率で貯留層から活性薬剤を放出できる。本発明の装置は、浸出液が放出される親水性マイクロチャネルを生じるので、これらの浸出液は、薬物貯留層内に含まれた薬物を放出する。
【００６２】
本発明によれば、パッチは、通常細孔膜である１層又は複数層の律速層を含むことができる。この律速層は、バイオポリマー及び／又は合成ポリマーを含む。この律速層は、活性薬剤を欠いている。律速層を形成するために有用な代表的な材料としては、限定はしないが、ポリエチレン及びポリプロピレンなどのポリオレフィン、ポリアミド、ポリエステル、エチレン−エタクリレートコポリマー、エチレン−ビニルアセテートコポリマー、エチレン−ビニルメチルアセテートコポリマー、エチレン−ビニルエチルアセテートコポリマー、エチレン−ビニルプロピルアセテートコポリマー、ポリイソプレン、ポリアクリロニトリル、エチレン−プロピレンコポリマー、セルロースアセテート及びセルロースナイトレート、ポリテトラフルオロエチレン（「Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標）」）、ポリカーボネート、ポリビニリデンジフルオリド（ＰＶＤＦ）、ポリスルホンなどが挙げられる。
【００６３】
種々の層は、当業界に知られた任意の方法により互いに接触する。１つのこのような方法は、互いに隣接して各層を配置し、一緒にこの層を押し付けるために層の外側に圧をかけることである。別の方法は、各層を配置する前に水などの溶媒により各層の表面をコーティングして接触させることである。この方法において、各表面の薄い部分は、可溶性になることにより接触の際に接着性を生じる。別の方法は、１つ又は複数の接触面に知られた接着剤を使用することである。該接着剤は、薬物貯留層からの活性薬剤送達を妨害しないものが好ましい。
【００６４】
本発明によれば、パッチは、活性薬剤を投与するために用いられ、その場合、活性薬剤は、１層又は複数層の薬物貯留層に存在する。薬物貯留層は、それ自体接着性があるか、又は薬物貯留層に接着した接着層をさらに含むことができる。パッチは、さらにバッキング層を含むことができる。
【００６５】
典型的に、バッキング層は、経皮システムの主要な構造的要素として機能し、可撓性を提供し、好ましくは閉塞性を提供する。バッキング層に用いられる材料は、不活性であり、薬物貯留層内に含まれている活性薬剤又は医薬組成物のいずれの成分をも吸収してはならない。バッキング層は、パッチの上面を通る透過による活性薬剤の損失を防ぐための保護カバーとして役立つ可撓性のエラストマー材料を含むことが好ましく、パッチによって覆われた体表面の領域が使用中に水和されるように該システムにある程度の閉塞性を与えることが好ましい。バッキング層に用いられる材料は、装置が皮膚の形状に従うことができ、皮膚及び装置の可撓性又は弾性における相違のため、皮膚から装置が離れる可能性が殆どないか、又は離れないように、機械的歪みに正常に供されるジョイント又は他のたわみ点などにおいて皮膚の領域に快適に装着されるべきである。バッキング層に有用な材料の例は、ポリエステル、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリウレタン、ポリエーテルアミドなどである。
【００６６】
使用前の貯蔵中、パッチはアブレーションライナーを含むことができる。使用直前に、この層は、パッチが皮膚に貼り付けできるように取り外される。アブレーションライナーは、薬物又は活性薬剤の不透過性材料から作製すべきであり、適用前のパッチを保護するのみに役立つ使い捨て要素である。
【００６７】
本発明の原理によれば、医薬組成物は製薬的に許容できる担体を含む。
【００６８】
用語の「製薬的に許容できる」とは、連邦政府又は州政府の規制当局により認可されたもの、或いは動物、特にヒトへの使用のため米国薬局方又は他の一般的に認識された薬局方に掲げられたものを意味する。用語の「担体」とは、治療剤と共に投与される、希釈剤、アジュバント、賦形剤、又は媒体を称す。担体は、組成物に好適な整合性又は形態を付与するように医薬組成物に添加される場合、多かれ少なかれ不活性物質である。
【００６９】
本明細書に用いられる「製薬的に許容できる担体」は、水性又は非水性溶液、懸濁液、又は乳液であってもよい。水性担体の例としては、水、生理食塩水及び緩衝媒体、アルコール性／水性溶液、乳液又は懸濁液が挙げられる。
【００７０】
医薬組成物の所望の特性を最適化するために、種々の添加物を医薬組成物に場合によっては含んでもよい。したがって、活性薬剤の安定性を改善するために、好適な安定化剤を加えることができる。好適な安定化剤としては、限定はしないが、大部分の糖類、好ましくはマンニトール、乳糖、ショ糖、トレハロース、及びグルコースが挙げられる。水分吸収を改善するために、その上さらに吸湿性添加物を加えてもよい。使用される特定の活性薬剤と適合できるｐＨを生じさせるために、好適な緩衝液を使用できる。好適な緩衝液としては、酢酸、リン酸又はクエン酸緩衝液など、大部分が一般に知られて利用されている生物学的緩衝液が挙げられる。適合できるｐＨは、活性薬剤の安定性を維持し、その治療効果を最適にし、又はその分解に対して保護するものである。好適なｐＨは、一般に約３から約８まで、好ましくは約５から約８までであり、好適なｐＨは、約７．０から約７．５までのほぼ中性のｐＨが最も好ましい。さらにその上、プロテアーゼ阻害剤、抗酸化剤、及び保存剤を、単独又は組み合わせて添加できる。
【００７１】
活性薬剤を含む医薬組成物は、薄膜形成、ヒドロゲル形成、又は薬物貯留層の任意の他の製剤化時にバイオポリマー又は親水性合成ポリマーの溶液中に組み込まれてもよいか、或いは活性薬剤を含む医薬組成物は、薄膜、ヒドロゲル形成又はポリマーマトリックスの他の製剤化に続いて添加されてもよい。代表的な実施形態において現在、ｈＧＨ又はヒトインスリン溶液の各々は、コラーゲン薄膜形成時にコラーゲン溶液に添加された。一般に、薬物溶液又は薬物／ポリマー溶液は、薄膜又はヒドロゲル形成後に乾燥することが可能である。乾燥時間は、乾燥温度によって変わる。好適な温度は、約１５℃から３７℃までである。
【００７２】
所望の血清中濃度を提供するために必要な治療用又は免疫原性薬剤量は、本明細書の下記の方法及び当業界に知られた方法により決定できる。したがって、１パッチ当たりの医薬組成物中の治療用又は免疫原性薬剤量は、所望の治療効果を達成するために変わり得る。
【００７３】
活性薬剤の経皮送達を増強させる装置及び方法
本発明のシステムは、活性薬剤の経皮送達を増強させる装置を含む。本発明の原理によれば、該装置は、それを介して活性薬剤が効率的に送達される新たな皮膚環境を発生させるために用いられる。
【００７４】
本明細書に用いられている用語の「新たな皮膚環境」は、本発明の装置を用いて、角質層のアブレーション及び少なくとも１つのマイクロチャネルの形成により発生した皮膚の領域を意味する。
【００７５】
本明細書に完全に記載されているかのように、参照として組み込まれているＡｖｒａｈａｍの米国特許第６，１４８，２３２号は、対象の皮膚のそれぞれの点に電極を適用し、２つ以上の電極間に電気的エネルギーを加えて、抵抗加熱、及びそれぞれの点の主に中間領域に、角質層の引き続くアブレーションを生じさせる装置を開示している。電極の間隔空け、隣接電極間の皮膚電気抵抗のモニタリングなど、角質層に対するアブレーションを制限するための種々の方法が記載されている。米国特許第６，１４８，２３２号に開示されたタイプの経皮薬物送達及び検体抽出のための装置、及び本明細書に完全に記載されているかのように、参照として組み込まれている米国特許第５，９８３，１３５号、第６，５９７，９４６号、第６，６１１，７０６号、第６，７０８，０６０号に開示されているものなど、前記発明に対する種々の変更は本発明に包含される。
【００７６】
幾つかの実施形態によれば、治療用又は免疫原性薬剤の経皮送達を増強させる装置は、複数の電極を含む任意に取り外し可能な電極カートリッジ、及び主要ユニットを含み、前記電極カートリッジを装填した主要ユニットもまた、本明細書においてＶｉａＤｅｒｍと呼ぶ。
【００７７】
制御ユニットは、電極カートリッジが皮膚の近傍にある場合、典型的には、電流又は１つ又は複数のスパークを発生させることにより電極に電気的エネルギーを加えるようになされている。電極アレイ内の各電極における電気的エネルギーは、電極下の領域における角質層のアブレーションを引き起こし、それによって、少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させる。電気的エネルギーは高周波（ＲＦ）であることが好ましい。
【００７８】
電流又はスパークの発生を制御し、その結果、生じるマイクロチャネルの大きさ及び形状を制御するために、制御ユニットは、電極に送達される電気的エネルギーの大きさ、回数、及び／又は持続時間を制御することのできる回路を含む。典型的には、電極カートリッジは１回使用後に廃棄され、そのため、主要ユニットへの取り付け及び該ユニットからの引き続いての取り外しが容易であるようにデザインされる。
【００７９】
カートリッジ及びその結合電極の汚染の機会を最少化するために、カートリッジの取り付け及び取り外しは、使用者の身体がカートリッジに触れずに行われる。カートリッジは、滅菌カートリッジホルダー内に密封され、使用直前に開き、それからカートリッジを主要ユニットに固定する仕組みを係合させるために、主要ユニットをカートリッジの上面に接触させることが好ましい。使用者がカートリッジに触れる必要のないカートリッジのアンロッキング及び取り出しの簡便な手段もまた提供される。
【００８０】
場合によっては、パッチを、皮膚の治療領域の上に正確に置くことができるように、電極カートリッジは、マイクロチャネルができた皮膚の領域をマークする手段をさらに含む。マイクロチャネルの発生は（Ａｖｒａｈａｍｉらの上記で引用した米国特許及び本特許出願の譲受人に譲渡された特許出願に記載された方法に従って実施した場合）、典型的に発生する多数のマイクロチャネルであっても、新たな皮膚環境に対して感知できる刺激には関係ないため、一般に、肉眼で見えるマークを残さない。
【００８１】
本発明の幾つかの実施形態による他の適用では、マイクロチャネルは、パッチの適用と別に、又は同時に発生させ得る。他の適用の中でも、該システムは接着性の切り抜きテンプレートを含み、前記切り抜きテンプレートは、皮膚上に配置され、該テンプレートを通して露出した皮膚の領域を治療するために、該テンプレートを通してカートリッジが配置される。本発明の実施形態によって、パッチに含有される活性薬剤はテンプレートに取り付けられ、それが皮膚の治療領域にわたって配置される。これらの適用において、保護バッキング層を除去後、パッチのテンプレート部分を皮膚に配置し、接着剤で固定する。次いで、電極カートリッジをハンドルに取り付け、該カートリッジをテンプレート内側の皮膚の領域に対して配置するために、使用者は該ハンドルを握り、電極に電流を流して皮膚を処置する。その後、カートリッジは廃棄される。次いで、皮膚の治療領域にわたってパッチを同時に引き上げて配置するように、カバーから出ているタブを引っ張ることによって保護カバーをパッチから取り除く。テンプレートとパッチを単一のユニットに組み込むことで、使用者がパッチを正確に皮膚の治療領域に配置することを助ける点が注目される。この様式で本発明のシステムを利用することが、非感染適用のため有利となる。
【００８２】
さらに他の適用では、本特許発明の出願人に譲渡され、本明細書に記載されたかのように、参照として組み込まれている米国特許第６，６１１，７０６号に開示された実用的装置を提供するために、組み込み型の電極／薬剤添加パッドカートリッジが使用される。これらの適用において、該カートリッジは、電極アレイ、制御ユニット及び薬剤添加パッドを含む。したがって、典型的には、テンプレートは必要ない。使用者が電極を皮膚に配置すると、電極内の電流又はスパーク形成の開始及び引き続いてのマイクロチャネルの形成にとっては、この接触で十分である。電極が皮膚に配置されると、薬剤添加パッドの底部と結合している接着剤ストリップが皮膚に接触して粘着する。ハンドルに固定された電極領域を皮膚から取り外すと、上部カバーが薬剤添加パッドから除去され、パッドが同時に皮膚の治療領域に折り重なるように、薬剤添加マトリックス上の上部カバーがカートリッジの電極領域に結合する。このタイプの適用により、使用者が電極カートリッジ又は薬剤添加パッドのいずれの部分にも触れる必要性がなくなり、したがって、使用者が該装置を汚染させる可能性が実質的に減少するか又はなくなる。
【００８３】
幾つかの実施形態によれば、細胞を加熱することによって角質層をアブレーションさせるために、皮膚に電流を印加する。他の実施形態によれば、フィードバックの一形態として、スパークの発生、スパーク発生の停止、又は特定の電流レベルを使用でき、これは、所望の深さに達すると電流の印加が中止されるべきであることを示している。これらの適用では、電極は所望の深さまで角質層及び表皮のアブレーションを促進するが、その深さを超えては促進しない導電性のカートリッジ内に形状化され及び／又は支持されていることが好ましい。或いは、スパークの発生無しで角質層をアブレーションするように電流を設定できる。
【００８４】
本発明の一般的に好ましい実施形態は、典型的には、本発明の出願人に譲渡され、本明細書に記載されたかのように、参照として組み込まれている「経皮薬物送達及び検体抽出のための単極及び二極電流印加（Ｍｏｎｏｐｏｌａｒ  ａｎｄ  ｂｉｐｏｌａｒ  ｃｕｒｒｅｎｔ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌ  ｄｒｕｇ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ａｎｄ  ａｎａｌｙｔｅ  ｅｘｔｒａｃｔｉｏｎ）」という標題の米国特許第６，６１１，７０６号に記載された方法及び装置を組み込んでいる。例えば、米国特許第６，６１１，７０６号は、皮膚に接触させて、又はそれから約５００ミクロンまでの距離にアブレーション電極を維持することを記載している。したがって、本明細書及び請求項を通して用いられている用語の皮膚の「近傍に」は、電極から皮膚表面までの０ミクロンから約５００ミクロンの距離を含む。該適用はさらに、約１０ｋＨｚと４０００ｋＨとの間、好ましくは約１０ｋＨと５００ｋＨとの間の周波数を有する電場を印加することによる角質層のスパーク誘導アブレーションを記載している。
【００８５】
或いは又はそれに加えて、本発明の好ましい実施形態は、本明細書に記載されたかのように、参照として組み込まれている「経皮薬物送達及び検体抽出のための手持型装置及び方法（Ｈａｎｄｈｅｌｄ  ａｐｐａｒａｔｕｓ  ａｎｄ  ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  ｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌ  ｄｒｕｇ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ａｎｄ  ａｎａｌｙｔｅ  ｅｘｔｒａｃｔｉｏｎ）」という標題の米国特許第６，７０８，０６０号に記載された方法及び装置を組み込んでいる。
【００８６】
本発明の幾つかの実施形態によれば、該カートリッジは、カートリッジの下の皮膚の領域に高マイクロチャネル密度を発生させるために一緒に作用する電極のアレイ、好ましくは、間隔の密な電極を支持している。しかし典型的には、角質層に発生したマイクロチャネルの全体面積は、電極アレイに覆われた全体面積に比べて狭い。
【００８７】
本発明の他の実施形態によれば、電極アレイから皮膚へと通る電流にとっての帰路として、カートリッジの皮膚接触面を用いることにより、同心性電極セットが形成される。該カートリッジは、比較的広い皮膚との接触面面積を有し、その結果、カートリッジの近くの皮膚に比較的低い電流密度が生じ、したがって、接触面における皮膚に有意な加熱又は実質的な損傷を生じさせないことが好ましい。
【００８８】
それと対照的に、電極アレイにおける各電極の近位では、高エネルギー印加電場が典型的に極めて急速な加熱及び角質層のアブレーションを誘導する。
【００８９】
本発明はまた、本発明の原理に従った経皮送達システムを用いて、活性薬剤を持続送達する方法を提供する。典型的には、新たな皮膚環境を形成する方法は、皮膚の上に、少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させるための装置を配置するステップを含む。マイクロチャネルを発生させる前に、処置部位を滅菌アルコールパッドでふき取ることが好ましい。前記部位は処置前に乾燥させておくことがより好ましい。
【００９０】
本発明のある例示的な実施形態によれば、マイクロチャネルを発生させるために用いられるタイプの装置は、米国特許第６，１４８，２３２号及び米国特許第６，７０８，０６０号に開示されている。電極アレイを含有する装置は、処置部位に置かれ、このアレイはＲＦエネルギーによりエネルギーが与えられ、処置が開始する。原理的に、アブレーション及びマイクロチャネルの発生は、数秒以内で完了する。マイクロチャネルを、制限された深さ、好ましくは角質層及び表皮の限定された深さで発生させた後、この装置は取り外される。本発明の原理によるパッチは、新たな皮膚環境に付着される。
【００９１】
本発明は、治療用又は免疫原性薬剤の持続性経皮送達の方法を提供し、この方法は、
（ｉ）対象の皮膚上の領域に少なくとも１つのマイクロチャネルを発生させるステップ、
（ｉｉ）前記少なくとも１つのマイクロチャネルが存在する皮膚の領域にパッチを固定させるステップであって、前記パッチは少なくとも１層の薬物貯留層を含み、前記薬物貯留層はポリマーマトリックス及び治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質を含むステップ、及び
（ｉｉｉ）前記ペプチド、ポリペプチド、又は蛋白質の治療的血中濃度を、少なくとも６時間達成させるステップ
を含む。
【００９２】
本明細書に定義される「治療有効血中濃度」とは、治療効果が生じる治療用又は免疫原性活性薬剤の濃度を意味する。
【００９３】
用語の「治療的」とは、病的状態又は疾患に対して、対象の臨床病態の改善及び／又は全体又は部分的保護が含まれることを意味する。本発明は、有効成分として免疫原性薬剤を含むので、本明細書を通して用いられる用語の治療的なこととしては、例えば、細胞の免疫応答及び／又は体液免疫応答などの免疫応答の誘導が挙げられる。
【００９４】
例示的な一実施形態によれば、活性薬剤はｈＧＨである。本明細書の下記に開示されるように、ラット及びモルモットにおいて１０ｎｇ／ｍｌから５０ｎｇ／ｍｌまでの範囲でｈＧＨの血中濃度は、２００μｇのｈＧＨをコラーゲン薄膜で投与した場合、約２〜４時間以内に、約１０時間得られた。対照的に、２００μｇのｈＧＨをコラーゲン薄膜のない印刷パッチでモルモットに投与した場合、同様のｈＧＨの血中濃度が、１時間以内に、５時間のみ得られた（本明細書中下記の実施例４を参照）。このように、本発明の原理による経皮送達方法は、ｈＧＨの持続的送達を提供する。
【００９５】
他の例示的実施形態において、活性薬剤はヒトインスリンである。本発明によれば、本発明のシステムにより糖尿病ラットに経皮的に投与されたヒトインスリン（０．４ＩＵ）は、パッチ適用２．５時間後、血中グルコース濃度を正常化し、このような正常な濃度は、約９時間維持された（実施例７を参照）。対照的に、同じ用量でインスリンの皮下投与は、注射１時間後に糖尿病ラットにおいて血中グルコース濃度が減少し、正常な血中グルコース濃度は５時間維持した。このように、本発明による経皮送達は、治療効果が最高に達するインスリンの持続的送達を提供する。
【００９６】
このように本発明は、ポリマー、好ましくはバイオポリマー又は親水性ポリマー又はそれらの組合せ内に含浸又は埋め込まれた、例えば、ｈＧＨ又はヒトインスリンなどの治療用又は免疫原性ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質を含むパッチを包む。本発明の装置と共にこのようなパッチを使用すると、治療血中濃度が少なくとも６時間、好ましくは少なくとも８時間、より好ましくは少なくとも１０時間達成される結果となる。
【００９７】
さらに、治療用ペプチド、ポリペプチド又は蛋白質の治療血中濃度は、対象の臨床状態によって判断される。例えば、インスリンの治療血中濃度は、糖尿病対象の血中グルコース濃度によって判断される。また、ｈＧＨの治療血中濃度は、小児における成長速度又は成人におけるＩＧＦ−１の血中濃度によって判断される。したがって、対象の臨床状態に基づいて、臨床医は、当業界に知られた活性薬剤の治療的濃度を判断すると考えられる。同様に、治療期間又は治療薬剤に対する曝露期間は、治療を受ける疾患、並びに性別、年齢、及び患者の全身状態など二次的因子を考慮して臨床医により判断される。
【００９８】
ここに本発明を一般的に説明したが、例示として提供され、本発明を限定する意図がない、以下の実施例を参照にするとさらに容易に同じことが理解されるであろう。
【実施例】
【００９９】
（実施例１）
ｈＧＨ−コラーゲン薄膜ベースパッチの調製
本実施例に用いられるコラーゲンは、Ｖｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標）１００（３ｍｇ／ｍｌ、Ｃｏｈｅｓｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ社、米国カリフォルニア州パロアルト）であった。ヒト成長ホルモンは、Ｇｅｎｏｔｒｏｐｉｎ（登録商標）（５．３ｍｇ／１６ＩＵ、Ｐｈａｒｍａｃｉａ  ａｎｄ  Ｕｐｊｏｈｎ、スウェーデン国ストックホルム）であった。リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）は、Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ（イスラエル国、Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｂｅｉｔ  Ｈａｅｍａｋ）から入手した。
【０１００】
コラーゲンパッチの幾つかは、以下のものから構成されていた：接着剤（Ｎａｔｉｏｎａｌ−Ｓｔａｒｃｈ  Ｄｕｒｏ−Ｔａｋ  ３８７−２５１；オランダ国Ｚｕｔｐｈｅｎ）でコーティングされ、有孔ＳＩＬ−Ｋシリコンストリップ２５ミル（Ｄｇａｎｉａ  Ｓｉｌｉｃｏｎｅ、イスラエル国Ｄｇａｎｉａ）で覆われ、１．４ｃｍ２の開口側のバッキングライナーＢＬＦ２０８０  ３ミル（Ｄｏｗ  ｆｉｌｍ）、及びアブレーションライナーＲｅｘａｍ  ７８ＣＤ（Ｒｅｘａｍ社、米国イリノイ州ベッドフォードパーク）。
【０１０１】
コラーゲン（Ｖｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標））溶液を、コラーゲン：ＰＢＳ×１０：ＮａＯＨをそれぞれ８：１：１の体積比でＰＢＳ×１０及びＮａＯＨ  ０．１Ｍと静かに混合した。所望の量のｈＧＨを、１４ｍｇ／ｍｌの保存溶液から加えた。最終体積が３００〜４００μｌのコラーゲン−ｈＧＨ溶液を、パッチテンプレートに注ぎ、ゲル化が生じるまで３７℃で３０分間置いた。次に、パッチを風乾し、パラフィンでカバーし、ラミネートバッグ、シリカゲル及びアルゴンと共に包装した。パッチは、使用されるまで４℃に維持した。
【０１０２】
（実施例２）
コラーゲン薄膜ベースパッチパッチからｈＧＨの回収
コラーゲン薄膜中のヒトＧＨ含量は、ＰＢＳ溶液に対するｈＧＨの抽出及びゲルろ過ＨＰＬＣ（Ｐｈｅｎｏｍｅｎｅｘ  ＳＥＣ、２５０ｘ４．６ｍｍ、Ｐｈｅｎｏｍｅｎｅｘ）を用いる定量的分析により決定された。コラーゲン薄膜からｈＧＨの回収は、表１に要約されている。
【０１０３】
【表１】
2007513939.tif 000003
３００ミリグラムのｈＧＨを、各パッチ上に装填した。回収結果は、３つの実験の平均値±ＳＤである。表１に示されるように、最初の量の９０％以上が、５分以内で薄膜から抽出された。接着剤群内の変化はより高かったが、コラーゲンを接着剤に直接注ぐ場合、又はバッキングライナーに注ぐ場合において抽出量に有意差はなかった。
【０１０４】
放出動態を試験するために、コラーゲン薄膜をＰＢＳ（２ｍｌ）に懸濁し、室温でインキュベーションした。種々の時点で、緩衝液を新鮮な緩衝液と交換し、ｈＧＨ量をゲルろ過ＨＰＬＣにより分析した。
【０１０５】
Ｖｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標）タイプのコラーゲンは、１時間以内でｈＧＨの大部分を放出された。ＶｉａＤｅｒｍ処置の皮膚を介してコラーゲン−ｈＧＨからｈＧＨの放出を次の実験で調べた。
【０１０６】
（実施例３）
皮膚を介するｈＧＨのｉｎ  ｖｉｔｒｏ透過性試験
ブタ皮膚を介するｈＧＨの透過性は、Ｆｒａｎｚ分散細胞系（社内製）によりｉｎ  ｖｉｔｒｏで測定した。分散領域は２ｃｍ３であった。皮膚切断された（３００〜５００μｍ、Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｄｅｒｍａｔｏｍ、Ｐａｄｇｅｔｔ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社、米国ミシガン州カンザス）ブタ皮膚を、屠殺白ブタ（Ｌａｎｄｒｅｓ  ａｎｄ  Ｌａｒｇｅ  Ｗｈｉｔｅの育種、イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｌａｈａｖ地域で飼育）から切除された。経皮水分損失測定（ＴＥＷＬ、Ｄｅｒｍａｌａｂ  Ｃｏｒｔｅｘ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、デンマーク国Ｈａｄｓｕｎｄ）を実施し、１５ｇ／ｍ２／時間未満のＴＥＷＬ濃度を有するものだけを、分散細胞に乗せた。
【０１０７】
必要な量のｈＧＨで印刷パッチを調製するために、各液滴の体積を、溶液中のｈＧＨの濃度に従って算出し、それに応じて１液滴当たりの印刷を必要とするシリンジプランジャーの置き換えを調整し、０．０３５〜０．１０５ｍｍの範囲は０．０９〜０．１８μｌに相当する。この置き換え範囲は、印刷をコントロールする基本プログラムに送り込まれた。次にバッキング薄膜層（ＤＯＷ  ＢＬＦ２０８０（商標）、Ｔｈｅ  Ｄｏｗ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ社、米国ミシガン州）を、平らな金属ブロック上に明るい側を上にして平らに置いた。ｈＧＨ溶液を含有するシリンジを、ＸＹＺ投与機に乗せてから、バッキングライナー上に測定したｈＧＨ液滴を乗せた。数分以内に液滴は連続的に乾燥し始めたことに注意すべきである。印刷液滴の１４４ドットアレイが形成されたら、新たなアレイの印刷を新しい位置で開始した。この方法によれば、５．５×１．６インチのバッキングライナー上に６アレイまで形成することが可能であった。印刷された１４４ドットアレイの２×２ｃｍ２の切片を、密閉バイアル中４℃で維持した。
【０１０８】
皮膚マイクロチャネル化は、ＶｉａＤｅｒｍ（商標）装置を用いて実施した（内容が、本明細書に完全に記載されているかのように、参照として組み込まれている米国特許第６，１４８，２３２号、ＷＯ２００４／０３９４２８及びそれらの中の引用文献、Ｓｉｎｔｏｖら、Ｊ．Ｃｏｎｔ．Ｒｅｌｅａｓｅ  ８９、３１１〜３２０頁、２００３年）。全ての試験に用いられた微小電極アレイの密度は、１００／ｃｍ２であった。この装置を、各位置に２回適用し、それよってマイクロチャネルの密度は、２００／ｃｍ２であった。皮膚は、３３０Ｖの印加電圧、１００ｋＨｚの周波数、２回のバースト、７００マイクロ秒のバースト長、及び電流制限のない条件で処理した。ＶｉａＤｅｒｍの適用後、ＴＥＷＬは、操作をコントロールするために再度測定した。
【０１０９】
皮膚片は、ＰＢＳで３回洗浄し、ｈＧＨが刷り込まれたパッチ又はｈＧＨコラーゲン薄膜は、角質層側に置いた。次いで皮膚とパッチ又は薄膜を、角質層を上に向けて受容体細胞上に置き、ドナーチャンバは、その場にクランプで留めた。受容体細胞は、０．１％アジ化ナトリウム、（Ｍｅｒｋ、ドイツ国ダルムシュタット）、１％ウシ血清アルブミン（Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ、イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｂｅｉｔ  Ｈａｅｍａｋ）及びプロテアーゼ阻害剤カクテル（５０ｍｌ  ＰＢＳ当たり１個の錠剤、Ｃｏｍｐｌｅｔｅ  Ｍｉｎｉ、Ｒｏｃｈ）を含んだリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ、ｐＨ７．４）で満たされた。受け器溶液からのサンプルを、２０時間まで予め決められた時間でチューブに採取した。サンプルは、分析されるまで４℃に維持した。ｈＧＨ分析は、ＥＬＩＺＡキット（ＤＳＬ−１０−１９００、Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ  Ｓｙｓｔｅｍｓ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、米国テキサス州ウェブスター）により実施した。
【０１１０】
結果
ＶｉａＤｅｒｍ処理皮膚を介した印刷パッチ又はコラーゲン薄膜からｈＧＨの累積透過性を図１に示す。図１に示されるように、ｈＧＨ−コラーゲン薄膜ベースのパッチを用いるｈＧＨの投与は、薄膜又は印刷パッチ投与１時間後のｈＧＨ印刷パッチにより得られたものと比較して、より低いｈＧＨ透過性を生じた。これらの結果、遅延送達は、ｈＧＨ−コラーゲン薄膜ベースパッチを用いると達成されることを示している。しかしながら、ｈＧＨ−コラーゲン薄膜ベースのパッチを用いたｈＧＨのより後の時間での投与は、時間の関数として累積ｈＧＨ量の増加をもたらし、ｈＧＨ投与２０時間後の全透過性は、ｈＧＨ印刷パッチよりもｈＧＨ−コラーゲン薄膜パッチの方が２倍高かった（図１）。ｈＧＨ経皮流量値（１時間につき１ｃｍ２当たりの透過量）を図２に示す。ｈＧＨ適用１時間後、印刷パッチからのｈＧＨの流量は、コラーゲン薄膜により得られたものよりも６倍大きかった。しかしながら、３時間から２０時間までの時点で、コラーゲン薄膜からのｈＧＨの流量は、印刷パッチから見られたものよりも高かった。このｉｎ  ｖｉｔｒｏ結果は、ｈＧＨの持続的送達は、コラーゲン薄膜により達成できることを示唆している。
【０１１１】
（実施例４）
ｉｎ  ｖｉｖｏでのｈＧＨ経皮送達
オスのモルモット（５００〜８００グラム、Ｄｕｎｋｉｎ  Ｈａｒｔｌｅｙ、Ｈａｒｌａｎ  ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、イスラエル国）及びオスのラット（３５０〜４００、Ｓｐｒａｇｕｅ  Ｄａｗｌｅｙ、Ｈａｒｌａｎ  ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、イスラエル国）に、１０％ケタミン／２％キシラジン溶液の７０：３０の比率、１ｍｌ／ｋｇのＩＰ注射により予め投薬した。麻酔は、イソフルオラン又はハロタンガスのいずれかで維持した。腹部皮膚の毛を注意深く剃り、イソプロピルアルコールで清浄した。３０分後、経皮水分損失測定（ＴＥＷＬ、Ｄｅｒｍａｌａｂ  Ｃｏｒｔｅｘ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、デンマーク国Ｈａｄｓｕｎｄ）を実施して皮膚の統合性をチェックした。皮膚のマイクロチャネル化は、上記実施例３に記載された条件でＶｉａＤｅｒｍ装置の使用により実施した。次にＴＥＷＬを、操作をコントロールするために再度測定した。処置された皮膚は、ｈＧＨ印刷パッチ又はｈＧＨ−コラーゲン薄膜ベースパッチのいずかでカバーし、血液サンプルは、０．２、４、６、９、１２及び１５時間適用後に、モルモットでは予め挿入された頚動脈カニューレから、或いはラットの尾から採血した。
【０１１２】
結果
ＶｉａＤｅｒｍ処理のモルモット皮膚を介するｈＧＨの送達を図３に示す。コラーゲン中のｈＧＨ埋め込みは、印刷パッチと比較して持続的送達をもたらした。このｉｎ  ｖｉｖｏ知見は、ｉｎ  ｖｉｔｒｏ結果と相関する。最大の送達は、コラーゲン薄膜では６時間後に、印刷パッチでは２時間後に得られた（図３）。さらに、ｈＧＨは、印刷パッチの投与９時間後には検出されなかったが、一方、コラーゲンベースパッチの同じ時間の投与後には有意な濃度が検出された（図３）。
【０１１３】
ＶｉａＤｅｒｍ処理のモルモット皮膚又はラット皮膚を介するｈＧＨの送達を図４に示す。図４に示されるように、ｈＧＨの送達延長は、ラットにも見られた。ラットにおける曲線プロファイルは、モルモットのものと同様であった。
【０１１４】
送達延長は、ｈＧＨの高用量（３００μｇ）を投与した場合でも達成された（表２を参照）。
【０１１５】
【表２】
2007513939.tif 000004
【０１１６】
表２に示されるように、同様のｈＧＨ血清中濃度は、ＶｉａＤｅｒｍ及びパッチ適用６時間後に見られた（コラーゲン薄膜ベースパッチ及び印刷パッチに対し、それぞれ３３．１±１０．９及び４２．６±９．７ｎｇ／ｍｌ、表２）。しかしながら、はるかにより高いｈＧＨ血清中濃度は、より遅い時点でコラーゲン群に見られた（コラーゲン薄膜ベースパッチ及び印刷パッチに対し、それぞれ１７．７±６．８対４．９±５．１ｎｇ／ｍｌ、表２）。このように、ｉｎ  ｖｉｖｏ結果は、放出延長プロファイルは、生体適合性コラーゲン薄膜の使用により達成できることを示している。
【０１１７】
（実施例５）
インスリン−コラーゲン薄膜ベースパッチの調製
インスリン−コラーゲン薄膜ベースパッチの調製のために、用いられるコラーゲンは、Ｖｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標）１００（３ｍｇ／ｍｌ、Ｃｏｈｅｓｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ社、米国カリフォルニア州パロアルト）又はアテロコラーゲン（６．５％、Ｋｏｋｅｎ社、日本国東京）のいずれかであった。ヒト組換えインスリンＨｕｍｏｌｏｇ（登録商標）（Ｌｉｓｐｒｏ−１００ＩＵ／ｍｌ）、Ｈｕｍｕｌｉｎ  Ｎ（登録商標）（ＮＰＨ−１００ＩＵ／ｍｌ）、及びＨｕｍｕｌｉｎ  Ｕ（登録商標）（Ｕｌｔｒａ  Ｌｅｎｔｅ（ＵＬ）−１００ＩＵ／ｍｌ）は、Ｌｉｌｌｙ（Ｌｉｌｌｙ  Ｆｒａｎｃｅ  Ｓ．Ａ．、フランス国Ｆｅｇｅｒｓｈｅｉｎ）から購入した。
【０１１８】
リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）は、Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ（イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｂｅｉｔ  Ｈａｅｍａｋ）から入手した。
【０１１９】
コラーゲンパッチのテンプレートは、寸法が２．２５ｃｍ２のバッキングライナー（ＢＬＦ２０８０  ３ミル、Ｄｏｗ  ｆｉｌｍ）から構成されていた。
【０１２０】
Ｖｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標）（コラーゲンＡ）溶液を、コラーゲン：ＰＢＳ×１０：ＮａＯＨをそれぞれ８：１：１の体積比でＰＢＳ×１０及びＮａＯＨ  ０．１Ｍと静かに混合した。所望の量のインスリンを、１００ＩＵ／ｍｌの保存溶液から加えた。最終体積が３００〜３２０μｌのコラーゲン−インスリン溶液を、パッチテンプレートに注ぎ、ゲル化が生じるまで３７℃で６０分間置いた。次に、パッチを風乾し、ラミネートバッグ、シリカゲル及びアルゴンで包装した。パッチは、使用されるまで４℃に維持した。
【０１２１】
アテロコラーゲン（コラーゲンＢ）を、４℃でインスリン含有ＰＢＳにより所望の濃度に希釈した。インスリンの量は、パッチ中の最終選択量に従って算出された。インスリンは、１００ＩＵ／ｍｌの保存溶液から希釈した。
【０１２２】
最終体積が３００μｌのアテロコラーゲン−インスリン溶液を、パッチテンプレートに注ぎ、風乾した。パッチを上記のとおり詰めて維持した。
【０１２３】
（実施例６）
経皮適用前後のインスリン−コラーゲンパッチ中のインスリン含量
ＶｉａＤｅｒｍ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  Ｐｒｏｔｏｔｙｐｅを使用した。全ての試験に用いられた微小電極アレイの直径は、８０μｍであり、密度は、７５／ｃｍ２であった。ラットの皮膚は、３３０Ｖの印加電圧、１００ｋＨｚの周波数、２回のバースト、７００マイクロ秒のバースト長、及び電流制限のない条件で処理した。
【０１２４】
全てのコラーゲンパッチ中のインスリン含量は、ＰＢＳ又はＨＣｌ  ０．１Ｎ溶液（それぞれインスリン−ｌｉｓｐｒｏ又はインスリン−ＮＰＨ／ＵＬに対して）に対するインスリンの抽出により決定され、逆相ＨＰＬＣ分析により定量化した。
【０１２５】
結果
経皮適用前後のコラーゲンパッチ中のインスリン含量分析の要約を表３に示す。
【０１２６】
【表３】
2007513939.tif 000005
【０１２７】
表３に示されるように、高用量のパッチ（１．８ＩＵのインスリンを投入）は、平均して１．５ＩＵのインスリンを含有し、適用された最初の量の８３％を構成する。低用量（ＬＤ）のパッチ（０．６ＩＵのインスリンを投入）は、０．４ＩＵのインスリンを含有し、適用された最初の量の６７％を構成する。抽出されなかった最初のインスリン投入量の２０〜３０％は、コラーゲン又はアテロコラーゲンに結合していると考えられた。
【０１２８】
種々のコラーゲンパッチ内のインスリン含量の差異が、比較的小さかった（０〜７％の標準偏差；表３）ことに注意すべきである。インスリン経皮適用後のパッチ内に残ったインスリン残量は、コラーゲンパッチ内のインスリン量及び皮膚に置かれたパッチの適用時間と相関した。０．４ＩＵのパッチを、皮膚に１２．５時間置いたところ、インスリン残量がないことが判明した（表３）。１．５ＩＵパッチは、ＬＤパッチよりもほぼ４倍以上のインスリンを含有し、より短い時間（８〜１０時間）皮膚に置かれた。これらパッチ内のインスリン残量は、アテロコラーゲンパッチ及びＶｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標）パッチについて、それぞれインスリン投入量の約２０％及び４０％であることが判明した（表３）。
【０１２９】
これらの結果により、インスリンは、最大効力（インスリン投入の１００％）でＬＤインスリン−コラーゲンから経皮的に送達できることを示している。このような送達は、インスリンがインスリン−コラーゲンパッチから送達される場合、幾らかより低くなり、インスリン含量はより高くなる（１．５ＩＵインスリン）。しかしながら、パッチ適用時間を延長すると、より高い効力が得られると思われる。
【０１３０】
（実施例７）
糖尿病ラットにおけるコラーゲン薄膜に埋め込まれたインスリンの生物活性
オスのラット（３００〜３２５、Ｓｐｒａｇｕｅ  Ｄａｗｌｅｙ、Ｈａｒｌａｎ  ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、イスラエル国）は、パッチ適用前に飼料を与えず、４８時間水を自由に摂取させた。糖尿病を誘発するために、パッチ適用２４時間前にラットにストレプトゾトシン（クエン酸緩衝液中５５ｍｇ／ｋｇ、０．１Ｍ、ｐＨ４．５；Ｓｉｇｍａ、米国ミズーリ州セントルイス）をＩＰ注射した。
【０１３１】
Ｋｅｔｏ−Ｄｉａｓｔｉｘ−Ｇｌｕｃｏｓｅ及びＫｅｔｏｎｅｓ尿検査スティック、Ｇｌｕｃｏｍｅｔｅｒ（登録商標）、及び血糖値試験ストリップを用いた（Ａｓｃｅｎｓｉａ  Ｅｌｉｔｅ、Ｂａｙｅｒ）。
【０１３２】
注射２４時間後、グルコース濃度が３００ｍｇ／ｄｌ超であり、陽性の尿中グルコース及び陰性の尿中ケトンが観察された場合に、ラットは、糖尿病として定義された。糖尿病ラットに、７０：３０の比の１０％ケタミン／２％キシラジン溶液１ｍｌ／ｋｇをＩＰ注射した。麻酔は、イソフルオラン又はハロタンガスのいずれかで維持した。腹部皮膚の毛を注意深く剃り、イソプロピルアルコールで清浄した。３０分後、経皮水分損失測定（ＴＥＷＬ、Ｄｅｒｍａｌａｂ  Ｃｏｒｔｅｘ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、デンマーク国Ｈａｄｓｕｎｄ）を実施して皮膚の統合性をチェックした。皮膚のマイクロチャネル化は、実施例６に記載された条件でＶｉａＤｅｒｍ装置の使用により実施した。次にＴＥＷＬを、操作をコントロールするために再度測定した。処置された皮膚は、種々のインスリン−コラーゲンパッチでカバーした。０．４ＩＵの皮下（ＳＣ）注射を陽性対照とした。血液サンプルは、ラットの尾のチップから得、血中グルコース濃度を、適用後予め決められた時点で判定した。
【０１３３】
結果
糖尿病ラットのマイクロチャネル化皮膚に対するインスリン−コラーゲンパッチの適用後の血中グルコース濃度は、図５及び図６に示している。図５に示されるように、ラットに対して０．４ＩＵインスリンの皮下（ＳＣ）投与は、血中グルコース濃度が急速に減少、すなわち、ＳＣ投与１時間後、グルコース濃度が２００ｍｇ／ｄＬ以下であった。ＳＣ効果は約４時間続き、その後、グルコース濃度は２００ｍｇ／ｄＬ超に上昇した（図５）。ラットの正常なグルコース濃度は、１００〜２００ｍｇ／ｄｌの範囲であることに注意すべきである。対照的に、インスリン−コラーゲンパッチが適用された場合、インスリンのＳＣ投与と比較して血中グルコース濃度の減少遅延が見られた。この血中グルコース濃度の減少遅延は、コラーゲンパッチの再水和化及び発生したマイクロチャネルを介するインスリンの分散のためである。さらに、コラーゲンパッチ中の０．４ＩＵインスリンの経皮適用は、血中グルコース濃度が持続的減少（２００ｍｇ／ｄＬ未満）が反映されるインスリンの持続的放出を生じ、このような低血中グルコース濃度は約８時間継続した（図５）。
【０１３４】
ラットに対するインスリン−コラーゲンパッチ中の１．５ＩＵインスリンの投与は、最初のグルコース濃度の９０％超の減少となり（図６）、低血糖ショックを生じた。その結果、この実験は、１０時間より長くは続かなかった（図６）。したがって、ラットにおける試験用インスリンパッチの最適用量は、１．５ＩＵ未満にするべきである。
【０１３５】
図６は、糖尿病ラットの血中グルコース濃度に対する、ＶｉａＤｅｒｍ処置の皮膚に置かれた種々のインスリン−コラーゲンパッチの効果を示している。図６に示されるように、コラーゲンＡ−ｌｉｓｐｒｏパッチ適用２．５時間後、グルコース濃度は、約４００ｍｇ／ｄｌから約２００ｍｇ／ｄｌに減少した。同じ減少は、コラーゲンＡ−ＮＰＨ又はコラーゲンＡ−Ｕｌｔｒａ  Ｌｅｎｔｅ（ＵＬ）パッチ適用１時間後に達成された。コラーゲンＡ−ＮＰＨ又はコラーゲンＡ−Ｕｌｔｒａ  ＬｅｎｔｅパッチとコラーゲンＡ−ｌｉｓｐｒｏパッチとの間のこの差異は、恐らくインスリンがＮＰＨ又はＵＬインスリン複合体製剤から離れるのに必要な時間が異なるためである。コラーゲンＢ−ｌｉｓｐｒｏの適用は、コラーゲンＡ−ＮＰＨ又はコラーゲンＡ−ＵＬパッチと同様の血糖値プロファイルを生じた。これらの結果により、インスリンの遅延効果は、種々の複合化インスリンの使用により得ることができることを示している。
【０１３６】
本知見により、種々のインスリン−コラーゲンパッチは、遅延及び延長血糖値プロファイルにより反映されるインスリンの遅延及び延長送達が提示されることを示している。その結果、インスリンの生物学的効果はＳＣ注射後に得られた効果より長時間であった。
【０１３７】
（実施例８）
インスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）ベースパッチの調製
Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）（Ｃ．Ｒ．ＢＡＲＤ、米国ジョージア州コビントン）を、インスリンパッチの調製のために用いた。ヒト組換えインスリンＨｕｍｕｌｉｎ（登録商標）Ｒ（Ｒｅｇｕｌａｒ−１００ＩＵ／ｍｌ）は、Ｌｉｌｌｙ（Ｌｉｌｌｙ  Ｆｒａｎｃｅ  Ｓ．Ａ．、フランス国Ｆｅｇｅｒｓｈｅｉｎ）から購入した。リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）は、Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ（イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｂｅｉｔ  Ｈａｅｍａｋ）から入手した。
【０１３８】
四角形のＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）ヒドロゲルシートを、２．２５ｃｍ２の寸法で切断し、経皮適用前にインスリン溶液により予め水和した。四角形のＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）をインスリン溶液と共に１時間インキュベーションすると、０．２ｍｌのインスリン溶液の吸収を生じた。それによって、四角形のＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）を、０．２ｍｌ中に所望の最終装填用量を含んだインスリン溶液と共にインキュベーションした。各パッチに対するインキュベーション溶液の体積は２ｍｌであった。１００ＩＵ／ｍｌの保存液を、ＰＢＳで所望の濃度に希釈した。このように、例えば、２．５ＩＵ装填パッチを調製するために、Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）テンプレートを１２．５ＩＵ／ｍｌの濃度でインスリン溶液と共に１時間インキュベーションした。
【０１３９】
（実施例９）
インスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチ中のインスリン含量
全てのＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチ中のインスリン含量を、ＰＢＳ溶液によるインスリンの抽出及び逆相ＨＰＬＣ（ＬＵＮＡ  ５ｕｍ  Ｃ１８、１５０×４ｍｍ、Ｐｈｅｎｏｍｅｎｅｘ）による定量分析により決定した。
【０１４０】
Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチ中のインスリン含量分析の要約を表４に示す。
【０１４１】
【表４】
2007513939.tif 000006
【０１４２】
表４に示されるように、高用量パッチ（２．５ＩＵ及び５ＩＵの投入）から抽出されたインスリン量は、１．９ＩＵ及び４．１ＩＵであり、これらはそれぞれ、パッチに適用された最初の用量の７５％及び８１％である。低用量パッチ（０．２５ＩＵ及び０．５ＩＵの投入）から抽出されたインスリン量は、０．１５ＩＵ及び０．３１ＩＵであり、これらはそれぞれ、パッチに適用された最初の用量の５９％及び６１％である。抽出されなかった最初のインスリン投入量の２０〜４０％は、ヒドロゲルに結合したままであると考えられた。低用量のインスリン（０．２５〜０．５ＩＵ／Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチ）を用いた場合、インスリンの非抽出量がより多かったのは、恐らく、このような用量ではインスリンのヒドロゲルに対する結合が、より大きいからと思われる。
【０１４３】
（実施例１０）
インスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチ中のインスリンのｉｎ  ｖｉｔｒｏ皮膚透過性試験
ブタ皮膚を介するＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチにおけるインスリンの透過性は、Ｆｒａｎｚ分散細胞系（社内製）によりｉｎ  ｖｉｔｒｏで測定した。分散領域は２ｃｍ２であった。皮膚切断された（３００〜５００μｍ、Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｄｅｒｍａｔｏｍ、Ｐａｄｇｅｔｔ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社、米国ミシガン州カンザス）ブタ皮膚を、屠殺白ブタ（Ｌａｎｄｒｅｓ  ａｎｄ  Ｌａｒｇｅ  Ｗｈｉｔｅの育種、イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｌａｈａｖ地域で飼育）から切除した。経皮水分損失測定（ＴＥＷＬ、Ｄｅｒｍａｌａｂ  Ｃｏｒｔｅｘ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、デンマーク国Ｈａｄｓｕｎｄ）を実施し、１５ｇ／ｍ２／時間未満のＴＥＷＬ濃度を有する皮膚片だけを、分散細胞に乗せた。
【０１４４】
皮膚マイクロチャネル化は、ＶｉａＤｅｒｍ（商標）装置を用いて以下のとおり実施した。全ての試験に用いた微小電極アレイの直径は、８０μｍであり、密度は、７５／ｃｍ２であった。この装置を、各位置に２回適用し、それよってマイクロチャネルの密度は、１５０個／ｃｍ２であった。ラットの皮膚は、３３０Ｖの印加電圧、１００ｋＨｚの周波数、２回のバースト、７００マイクロ秒のバースト長、及び電流制限のない条件で処理した。
【０１４５】
ＶｉａＤｅｒｍの適用後、操作をコントロールするためにＴＥＷＬを再度測定した。皮膚片は、角質層を上に向けて受容体細胞上に置き、ドナーチャンバは、その場でクランプで留めた。皮膚は、ＰＢＳで３回洗浄し、受容体細胞中のＰＢＳを、０．１％アジ化ナトリウム（Ｍｅｒｋ、ドイツ国ダルムシュタット）、１％ウシ血清アルブミン（Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ、イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｂｅｉｔ  Ｈａｅｍａｋ）及びプロテアーゼ阻害剤カクテル（５０ｍｌ  ＰＢＳ当たり１個の錠剤、Ｃｏｍｐｌｅｔｅ  Ｍｉｎｉ、Ｒｏｃｈ）を含んだＰＢＳで置換してから、インスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチを角質層側に置いた。受け器溶液からのサンプルを、１２時間まで予め決められた時間でチューブに採取した。サンプルは、分析されるまで−２０℃に維持した。インスリン分析は、ＥＬＩＺＡキット（ＤＳＬ−１０−１６００、Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ  Ｓｙｓｔｅｍｓ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、米国テキサス州ウェブスター）により実施した。
【０１４６】
結果
ＶｉａＤｅｒｍ処置皮膚を介してＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチ中のインスリンの累積透過性を図７に示す。インスリン投与後、その累積量は、時間の関数としての増加し、全透過量は、用量依存的であった（Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）中のインスリン０．２５、０．５、２．５及び５ＩＵに関して、それぞれ１２時間後１．５、２．８、７．８、及び１６．０ｍＵ／ｃｍ２、図７を参照）。インスリン経皮流量値（１時間につき１ｃｍ２当たりの透過量）を図８に示す。この流量値も用量依存性を示した。したがって、例えば、６時間後、この値は、Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）中のインスリン０．２５、０．５、２．５、及び５ＩＵに関して、それぞれ０．１、０．２、０．５、及び１．０ｍＵ×ｃｍ２−１×ｈｒ−１であった（図８を参照）。
【０１４７】
このｉｎ  ｖｉｔｒｏ結果により、インスリンの経皮送達は、ヒドロゲルへのその組み込み及びマイクロチャネル化法の使用により達成できることを示している。ｉｎ  ｖｉｔｒｏ透過性試験は、持続的且つ制御されたｉｎ  ｖｉｖｏのインスリン送達は、インスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチを用いて達成し得ることを示唆している。
【０１４８】
（実施例１１）
糖尿病ラットにおけるＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）に埋め込まれたインスリンの生物活性
オスのラット（３００〜３２５、Ｓｐｒａｇｕｅ  Ｄａｗｌｅｙ、Ｈａｒｌａｎ  ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、イスラエル国）は、パッチ適用前に飼料を与えず、４８時間水を自由に摂取させた。糖尿病を誘発するために、パッチ適用２４時間前にラットにストレプトゾトシン（クエン酸緩衝液中５５ｍｇ／ｋｇ、０．１Ｍ、ｐＨ４．５；Ｓｉｇｍａ、米国ミズーリ州セントルイス）をＩＰ注射した。注射２４時間後にグルコース濃度が３００ｍｇ／ｄｌ超であり、陽性の尿中グルコース及び陰性の尿中ケトンが観察された場合に、ラットは糖尿病として定義された。糖尿病ラットに、７０：３０の比の１０％ケタミン／２％キシラジン溶液を１ｍｌ／ｋｇＩＰ注射した。麻酔は、イソフルオラン又はハロタンガスのいずれかで維持した。腹部皮膚の毛を注意深く剃り、イソプロピルアルコールで清浄した。３０分後、経皮水分損失測定（ＴＥＷＬ、Ｄｅｒｍａｌａｂ  Ｃｏｒｔｅｘ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、デンマーク国Ｈａｄｓｕｎｄ）を実施して、皮膚の統合性をチェックした。皮膚のマイクロチャネル化は、本明細書の上記の実施例１０に記載された条件でＶｉａＤｅｒｍ装置の使用により実施した。次に、操作をコントロールするためにＴＥＷＬを再度測定した。処置した皮膚は、種々のインスリンパッチでカバーした。全てのラットは、パッチ適用２時間前に０．１ＩＵインスリンのＳＣ注射を受けた。パッチ適用なしの０．１ＩＵのＳＣ注射は、比較対照として寄与した。血液は、ラットの尾から採血され、血中グルコース濃度は、適用後、予め決められた時間で血糖値試験ストリップを用いて（Ａｓｃｅｎｓｉａ  Ｅｌｉｔｅ、Ｂａｙｅｒ）測定した。
【０１４９】
結果
糖尿病ラットのマイクロチャネル化皮膚に対するインスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチ適用後の血中グルコース濃度を図９に示す。０．１ＩＵインスリンの皮下投与により、グルコース濃度は直ちに低下した（図９）。ＳＣ効果は短時間続き、一定の血中グルコース濃度を維持することはなかった。しかし、ＳＣ注射の２時間後に、皮膚にインスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチを適用すると、制御された、一定で、持続した血中グルコースプロファイルが９時間示された。１．５ＩＵパッチと２．５ＩＵパッチとの間に有意差は見られなかった。
【０１５０】
本知見は、インスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）パッチが持続した血中グルコースプロファイルによって反映されるように、インスリン送達の延長を提示することを示している。その結果、インスリンの生物学的効果は、ＳＣ注射後得られるものよりも長時間であった。
【０１５１】
（実施例１２）
ｈＧＨ−又はインスリン−カラゲナン薄膜ベースパッチの調製
ｈＧＨ−又はインスリン−カラゲナン薄膜ベースパッチの調製には、以下の材料が用いられた。カラゲナンＩ型及びＩＩ型（Ｓｉｇｍａ、米国ミズーリ州）、ヒト成長ホルモン（ｈＧＨ）Ｇｅｎｏｔｒｏｐｉｎ（登録商標）（５．３ｍｇ／１６ＩＵ、Ｐｈａｒｍａｃｉａ  ａｎｄ  Ｕｐｊｏｈｎ、スウェーデン国ストックホルム）、ヒト組換えインスリンのＨｕｍｕｌｉｎ（登録商標）Ｒ（Ｒｅｇｕｌａｒ−１００ＩＵ／ｍｌ、Ｌｉｌｌｙ  Ｆｒａｎｃｅ  Ｓ．Ａ．、フランス国Ｆｅｇｅｒｓｈｅｉｎ）、及びリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ；イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｂｅｉｔ  Ｈａｅｍａｋ）。
【０１５２】
カラゲナン（２重量体積％、Ｉ型及びＩＩ型）を４５℃でｄｄＨ２Ｏに溶解させた。該溶液を約３７℃まで冷却してから、濃縮貯蔵溶液から所望量のｈＧＨ又はインスリンを加え、該溶液を静かに混合した。薄膜が形成するまで該溶液を風乾した。この薄膜を１．４×１．４ｃｍの寸法でパッチに切断した。これらのパッチを使用まで４℃で保存した。
【０１５３】
ヒトＧＨ−カラゲナン薄膜は、１ｍｇのカラゲナン当たり、９μｇのｈＧＨを最初の装填することにより調製した。典型的な薄膜は重量が約１０ｍｇであった。すなわち、ｈＧＨは各パッチにつき、約９０μｇの重量であった。インスリン−カラゲナン薄膜はフィルム１枚当たり、１ＩＵ及び５ＩＵの用量で調製した。
【０１５４】
（実施例１３）
カラゲナン薄膜ベースパッチからのｈＧＨ−又はインスリンのｉｎ  ｖｉｔｒｏ放出
カラゲナン薄膜ベースパッチからのｈＧＨ−又はインスリンの放出動態を試験するために、カラゲナン薄膜をＰＢＳ溶液に入れ、室温でインキュベーションした。種々の時点で、緩衝液を新鮮な緩衝液と取り替えた。緩衝液に放出されたｈＧＨの量をゲルろ過ＨＰＬＣによって測定し、一方、緩衝液に放出されたインスリンの量を逆相ＨＰＬＣによって分析した。
【０１５５】
結果
Ｉ型及びＩＩ型カラゲナン薄膜からのｈＧＨ放出を図１０に示す。Ｉ型カラゲナン薄膜を使用した場合、２０分後、ｈＧＨの最初の量の約１７％が放出された。ｈＧＨは８時間にわたって持続した様式で放出された。８時間後の合計回収量は、最初の用量の８０％であった。該薄膜は８時間後に溶解し始めたので、さらなる放出は測定されなかった。
【０１５６】
ＩＩ型カラゲナン薄膜を使用した場合、持続した放出プロファイルが、２０時間見られた。２０分後、該薄膜に適用されたｈＧＨの最初の量の約１２％が放出され、８時間後には、８５％が放出され、２０時間後には最初の量の９１％が放出された。
【０１５７】
ＩＩ型カラゲナン薄膜からのインスリン放出を図１１に示す。インスリンは８時間にわたって持続した様式で該カラゲナン薄膜から放出された。８時間後の合計放出量は、該薄膜に適用された最初の量の約７０％であった。
【０１５８】
このように、該カラゲナン薄膜からのｈＧＨ及びインスリンのｉｎ  ｖｉｔｒｏ放出は持続したプロファイルを示した。
【０１５９】
（実施例１４）
カラゲナンベースパッチからｈＧＨ及びインスリンのｉｎ  ｖｉｔｒｏ皮膚透過性試験
ブタ皮膚を介するインスリンの透過性は、Ｆｒａｎｚ分散細胞系（社内製）によりｉｎ  ｖｉｔｒｏで測定した。分散領域は２ｃｍ２であった。皮膚切断された（３００〜５００μｍ、Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｄｅｒｍａｔｏｍ、Ｐａｄｇｅｔｔ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社、米国ミシガン州カンザス）ブタ皮膚を、屠殺白ブタ（Ｌａｎｄｒｅｓ  ａｎｄ  Ｌａｒｇｅ  Ｗｈｉｔｅの育種、イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｌａｈａｖ地域で飼育）から切除した。経皮水分損失測定（ＴＥＷＬ、Ｄｅｒｍａｌａｂ  Ｃｏｒｔｅｘ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、デンマーク国Ｈａｄｓｕｎｄ）を実施し、１５ｇ／ｍ２／時間未満のＴＥＷＬ濃度を有する皮膚片だけを、分散細胞に乗せた。皮膚マイクロチャネル化は、ＶｉａＤｅｒｍ（商標）装置を用いて実施した。微小電極の密度は、２００個／ｃｍ２であった。ＶｉａＤｅｒｍの適用後、ＴＥＷＬは、操作をコントロールするために再度測定した。皮膚片を、ＰＢＳで３回洗浄し、インスリン−カラゲナン薄膜を角質層側に置いて接着剤でカバーした。次に皮膚プラス薄膜を、角質層を上に向けて受容体細胞上に置き、ドナーチャンバは、その場でクランプで留めた。受容体細胞は、０．１％アジ化ナトリウム（Ｍｅｒｋ、ドイツ国ダルムシュタット）、１％ウシ血清アルブミン（Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ、イスラエル国Ｋｉｂｂｕｔｚ  Ｂｅｉｔ  Ｈａｅｍａｋ）及びプロテアーゼ阻害剤カクテル（５０ｍｌ  ＰＢＳ当たり１個の錠剤、Ｃｏｍｐｌｅｔｅ  Ｍｉｎｉ、Ｒｏｃｈ）を含んだリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ、ｐＨ７．４）で満たした。受け器溶液からのサンプルを、１２時間まで予め決められた時間でチューブに採取した。サンプルは、分析されるまで４℃に維持した。インスリン分析は、ＥＬＩＺＡキット（ＤＳＬ−１０−１６００、Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ  Ｓｙｓｔｅｍｓ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社、米国テキサス州ウェブスター）により実施した。
【０１６０】
結果
ＶｉａＤｅｒｍ処置皮膚を介したカラゲナン薄膜ベースパッチ中のインスリン（１ＩＵ及び４ＩＵ）の累積透過性を図１２に示す。カラゲナン薄膜中のインスリン投与後、累積インスリン量は、時間の関数としての増加し、全透過量は、１ＩＵパッチよりも４ＩＵパッチの方が多かった（４ＩＵパッチ及び１ＩＵパッチに関して、それぞれ１２時間後９．３ｍＵ／ｃｍ２及び１１時間後１．６ｍＵ／ｃｍ２、図１２）。
【０１６１】
カラゲナンパッチ、カラゲナンタイプ及び／又はカラゲナン量における蛋白質の最初の装填量は、望ましいｉｎ  ｖｉｖｏ延長送達を達成するために調整できる。
【０１６２】
本発明は、具体的に示され、本明細書の上記に説明されたものに限定されないことは当業者によって認識されるであろう。むしろ、本発明の範囲は、添付の請求項によって規定される。
【図面の簡単な説明】
【０１６３】
【図１】ＶｉａＤｅｒｍにより皮膚マイクロチャネルを生じさせたブタ皮膚を介した、ｈＧＨコラーゲン薄膜を含有するパッチ（▲）又はｈＧＨ印刷パッチ（◇）からのヒト成長ホルモン（ｈＧＨ；７０〜９０μｇ）の透過性を示す図であり、透過性はｉｎ  ｖｉｔｒｏアッセイにおいて、累積ｈＧＨ量により検出した。
【図２】ｉｎ  ｖｉｔｒｏアッセイにおいてＶｉａＤｅｒｍにより皮膚マイクロチャネルを生じさせたブタ皮膚を介した、ｈＧＨコラーゲン薄膜を含有するパッチ（▲）又はｈＧＨ印刷パッチ（◆）からのｈＧＨ（７０〜９０μｇ）の透過性を示す図であり、透過性はｈＧＨ経皮流量により検出した。
【図３】ＶｉａＤｅｒｍ処理したモルモット皮膚上に１５０μｇのｈＧＨを含有する印刷パッチ（◆）又は２００μｇのｈＧＨコラーゲン薄膜を含有するパッチ（□）を経皮適用した後のｈＧＨ血中濃度を示す図である。
【図４】ＶｉａＤｅｒｍ処理したモルモット皮膚（□）又はＶｉａＤｅｒｍ処理したラット皮膚（◆）上に２００μｇのｈＧＨ−コラーゲン薄膜を含有するパッチを経皮適用した後の血中ｈＧＨ濃度を示す図である。
【図５】インスリン（□）の皮下投与及びＶｉａＤｅｒｍ処理した糖尿病ラット皮膚（■）上に０．４ＩＵインスリン−コラーゲン薄膜を含有するパッチの経皮適用後の血中グルコース濃度を示す図である。
【図６】ＶｉａＤｅｒｍ処理した糖尿病ラット皮膚上に１．５ＩＵインスリン−コラーゲンパッチを適用した後の血中グルコース濃度を示す図である。コラーゲンＡ−リスプロ（Ｌｉｓｐｒｏ）（□）；コラーゲンＡ−ＮＰＨ（◇）；コラーゲンＡ−ウルトラレンテ（Ｕｌｔｒａ  Ｌｅｎｔｅ）（▲）；及びコラーゲンＢ−リスプロ（＊）。
【図７】ＶｉａＤｅｒｍにより皮膚マイクロチャネルを生じさせたブタ皮膚を介したインスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）ヒドロゲルパッチからヒトインスリンの透過性を示す図であり、透過性はｉｎ  ｖｉｔｒｏアッセイにおいて累積インスリン量により検出した。Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における０．２５ＩＵインスリン（◆）；Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における０．５ＩＵインスリン（□）；Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における２．５ＩＵインスリン（▲）；及びＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における５ＩＵインスリン（○）。
【図８】ＶｉａＤｅｒｍにより皮膚マイクロチャネルを生じさせたブタ皮膚を介したインスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）ヒドロゲルパッチからヒトインスリンの経皮流量を示す図であり、透過性はｉｎ  ｖｉｔｒｏアッセイにおいてｈＧＨ経皮流量により検出した。Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における０．２５ＩＵインスリン（◆）；Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における０．５ＩＵインスリン（□）；Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における２．５ＩＵインスリン（▲）；及びＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）における５ＩＵインスリン（○）。
【図９】ＶｉａＤｅｒｍ処理した糖尿病ラット皮膚にインスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）ヒドロゲルパッチを適用した後の血中グルコース濃度を示す図である。糖尿病ラットに、０．１ＩＵインスリンを皮下注射し、２時間後、インスリン−Ｖｉｇｉｌｏｎ（登録商標）ヒドロゲルパッチを貼り付けた。インスリンの皮下注射（●）；インスリン及び中１．５ＩＵのＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）中インスリンの皮下注射（▲）；インスリン及び中２．５ＩＵのＶｉｇｉｌｏｎ（登録商標）中インスリンの皮下注射（◇）。
【図１０】インスリン−カラゲナン薄膜を含有するパッチから放出されたｈＧＨ量を示す図である。放出されたｈＧＨ量は、薄膜形成前に（最初の）カラゲナン溶液に添加されたｈＧＨの最初の量の％として算出された。カラゲナンタイプＩ（◆）；カラゲナンタイプＩＩ（■）。
【図１１】インスリン−カラゲナンＩＩ型薄膜を含有するパッチから放出されたインスリン量を示す図である。放出されたインスリン量は、薄膜形成前にカラゲナン溶液に添加されたインスリン（５ＩＵ）の最初の量の％として算出した。
【図１２】ＶｉａＤｅｒｍにより皮膚マイクロチャネルを生じさせたブタ皮膚を介したインスリン−カラゲナン薄膜を含有するパッチ（▲）からのインスリンの透過性を示す図であり、透過性はｉｎ  ｖｉｔｒｏアッセイにおいて累積インスリン量により検出した。インスリン１ＩＵ（◆）；インスリン５ＩＵ（■）。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【国際調査報告】
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