(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
（ａ）脂溶性薬物を生分解性ポリマーの組合せに均質化させて、コロイド粒子を含む経皮薬物伝達用粘性組成物を形成する段階と、
（ｂ）前記形成された経皮薬物伝達用粘性組成物を基板上に点滴して分散させた後、加工する段階とを含み、
前記生分解性ポリマーは、（i）第１両親媒性ポリマー：親水性ポリマー、または（ii）第１両親媒性ポリマー：第２両親媒性ポリマーであり、
前記脂溶性薬物は、前記脂溶性薬物に溶解可能な溶媒の使用なしに前記生分解性ポリマーに均質化されたことを特徴とするマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項２】
前記脂溶性薬物は、パウダー形態である、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項３】
前記脂溶性薬物は、結晶性、半結晶性または無定形である、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項４】
前記第１両親媒性ポリマーまたは前記第２両親媒性ポリマーは、ポリビニルアルコール（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  Ａｌｃｏｈｏｌ，ＰＶＡ）、ポリビニルピロリドン（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  ｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ，ＰＶＰ）およびキトサン（Ｃｈｉｔｏｓａｎ）よりなる群から選択された一つ以上を含む、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項５】
前記親水性ポリマーは、ヒアルロン酸（Ｈｙａｌｕｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ，ＨＡ）、カルボキシメチルセルロース（Ｃａｒｂｏｘｙｍｅｔｈｙｌ  Ｃｅｌｌｕｌｏｓｅ，ＣＭＣ）、メタクリル酸（ｍｅｔｈａｃｒｙｌｉｃ  ａｃｉｄ，ＭＡ）、２−ヒドロキシエチルメタクリレート（ｈｙｄｒｏｘｙｅｔｈｙｌ  ｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，ＨＥＭＡ）、エチルアクリレート（ｅｔｈｙｌ  ａｃｒｙｌａｔｅ，ＥＡ）、１−ビニル−２−ピロリジノン（１−ｖｉｎｙｌ−２−ｐｙｒｒｏｌｉｄｉｎｏｎｅ，ＶＰ）、プロペン酸２−メチルエステル（ｐｒｏｐｅｎｏｉｃ  ａｃｉｄ  ２−ｍｅｔｈｙｌ  ｅｓｔｅｒ，ＰＡＭ）、モノメタクリロイルオクセチルフタレート（ｍｏｎｏｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙｅｔｈｙｌ  ｐｈｔｈａｌａｔｅ，ＥＭＰ）およびアンモニウムサルファトエチルメタクリレート（ａｍｍｏｎｉｕｍ  ｓｕｌｐｈａｔｏｅｔｈｙｌ  ｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，ＳＥＭ）よりなる群から選択された一つ以上をモノマーとして含む、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項６】
（i）第１両親媒性ポリマー：親水性ポリマー、または（ii）第１両親媒性ポリマー：第２両親媒性ポリマーの重量比が２０：１〜１：２０である、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項７】
（ｉ）第１両親媒性ポリマー：親水性ポリマー、または（ii）第１両親媒性ポリマー：第２両親媒性ポリマーの重量比が５：１〜１：５である、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項８】
前記コロイド粒子は、前記生分解性ポリマーが前記脂溶性薬物を囲んでいるコア−シェル構造である、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項９】
前記コロイド粒子は、前記脂溶性薬物および前記生分解性ポリマー間の化学的結合（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｂｏｎｄ）または化学的相互作用（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）により前記脂溶性薬物が相転移（ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）され、コロイド粒子サイズが減少する、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【請求項１０】
前記均質化は、単純分散、機械的分散、超音波分散またはこれらの組合せにより行われる、請求項１に記載のマイクロニードルデバイスの製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、薬物の生分解性ポリマー内における均質化システムであるスマートポリマーシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
薬物のうち脂溶性薬物は、細胞脂質膜に対する高い透過性（１）によって薬物の吸収および代謝を増加させて、高い治療率を示すので、薬物の開発において大きな関心を呼び起こした（２）。しかし、脂溶性薬物の生体利用率を高めるためには、まず、脂溶性薬物を適当な溶媒に溶解させて使用しなければならなかった。脂溶性薬物の４０％は、適切な溶媒および薬物伝達システムの不在によって医薬市場に出なかった（３、４）。このような脂溶性薬物の溶解度を増加させるために最も広く使用される方法は、有機溶媒を使用することであるが、有機溶媒による生物学的安全性問題および多様な有害副作用が存在する（５）。このような問題に起因して、溶媒を使用することなく、安全に多様な種類の脂溶性薬物を伝達できる非溶媒薬物伝達システム（ｎｏｎ−ｓｏｌｖｅｎｔ  ｄｒｕｇ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ｓｙｓｔｅｍ，ＤＤＳ）が要求される。
【０００３】
非溶媒伝達システムは、クルードパウダー（ｃｒｕｄｅ  ｐｏｗｄｅｒ）形態の脂溶性薬物に対する可溶化溶媒を使用せずに薬物を伝達できるシステムをいう。現在までのクルードパウダー形態の脂溶性薬物は、外科的手術で経皮に伝達されるか、（８）高圧パウダー噴射器具を利用して鼻腔薬物伝達（ｎａｓａｌ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ）に適用され得た（９）。このような鼻腔薬物伝達システムは、スプレーを用いた薬物容量を調節しにくくて（１０）、鼻腔を介した反復的な薬物吸収によって気道過敏症および感染（１１）を起こすので、脂溶性薬物伝達のための一般的な方法に使用されることが困難であった。経口脂溶性薬物伝達が前述した鼻腔薬物伝達の限界を克服する可能性があるが、薬物が初めて肝で代謝（ｆｉｒｓｔ  ｐａｓｓ  ｍｅｔａｂｏｌｉｓｍ）されるので、薬物の生物学的利用可能性が減少する。このような現象に基づくと、経皮薬物伝達システムは、次のような点において脂溶性薬物の有用な薬物伝達ルートである：（i）薬物容量の調節が容易である（１２）。（ii）逆効果（ａｄｖｅｒｓｅ  ｒｅａｃｔｉｏｎ）を減少させることができる（１３）。（iii）初回代謝効果（ｆｉｒｓｔ  ｐａｓｓ  ｍｅｔａｂｏｌｉｓｍ  ｅｆｆｅｃｔ）を避けることができる。しかし、パウダー形態の脂溶性薬物を可溶化させることなく、皮膚障壁を通過して伝達することは非常に難しい。このような理由により、本発明者らは、クルードパウダー（ｃｒｕｄｅ  ｐｏｗｄｅｒ）形態の脂溶性薬物に対する可溶化溶媒を使用せず、脂溶性薬物を生分解性高分子内に溶解させることができるスマートポリマーシステム（Ｓｍａｒｔ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｓｙｓｔｅｍ，ＳＰＳ）を開発し、スマートポリマーシステムで生分解性マイクロニードル（ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ  ｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅ）を製作し、皮膚障壁を克服し、パウダー形態の脂溶性薬物を伝達できる経皮薬物伝達システムを開発した。
【０００４】
生分解性ポリマーを利用する本発明の薬物伝達システムは、脂溶性薬物の溶解のための溶媒を必要としないため、溶媒に制限されず、多様な脂溶性薬物の伝達に広く使用され得、薬物伝達器具として、皮膚障壁にクラックを形成させ、皮膚膜を介して薬物を拡散させる生分解性マイクロニードルのような経皮薬物伝達システムを使用することによって、経口および鼻腔薬物伝達の限界を克服した新しい脂溶性薬物伝達システムとして使用され得る。
【０００５】
本明細書の全体にわたって多数の論文および特許文献が参照され、その引用が表示されている。引用された論文および特許文献の開示内容は、その全体として本明細書に参照として挿入され、本発明の属する技術分野の水準および本発明の内容がより明確に説明される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明は、薬物および生分解性ポリマーの組合せで形成されたコロイド粒子を含み、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマーを含むことを特徴とする経皮薬物伝達用粘性組成物などを提供する。
【０００７】
しかし、本発明が達成しようとする技術的課題は、以上で言及した課題に限定されず、言及されない他の課題は、下記の記載から当業者に明確に理解され得る。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
【０００９】
経皮薬物伝達用粘性組成物
本発明の一様態によれば、本発明は、薬物および生分解性ポリマーの組合せで形成されたコロイド粒子を含み、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマーを含むことを特徴とする経皮薬物伝達用粘性組成物を提供する。
【００１０】
本発明者らは、脂溶性薬物など多様な薬物の安全で且つ効率的な経皮伝達方法を開発するために、鋭意研究を重ねた結果、本発明者らは、最初に、両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマー[例えば、ヒアルロン酸（Ｈｙａｌｕｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ，ＨＡ）およびポリビニルピロリドン（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ，ＰＶＰ）の組合せ]により形成された「スマートポリマーシステム（Ｓｍａｒｔ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｓｙｓｔｅｍ，ＳＰＳ）」を利用してパウダー形態の薬物を均質化させることができる方法を開発し、この技術を適用して製作されたマイクロニードルの場合、薬物自体の脂溶性／水溶性の可否、分子量にこだわらず、別途の可溶性溶媒を使用しなくても、高い効率で多様な薬物を経皮伝達できることを確認した。ＳＰＳを用いてパウダー形態の薬物の均質化および粒子サイズ減少がなされ、経皮薬物伝達のためのマイクロニードルに均一に搭載することができた。このようなパウダー形態の薬物の経皮薬物伝達システムは、本発明者らにより最初に提示されたものである。
【００１１】
従来の脂溶性薬物の経皮伝達は、脂溶性薬物自体の高い脂溶性（ｌｉｐｏｐｈｉｌｉｃｉｔｙ）および分子量に起因して制限され、また、親水性ポリマーを利用した薬物伝達では、脂溶性薬物と親水性ポリマーの均質化が不可能で、マイクロニードル形態が製作され得なかった。このような問題点に着目し、本発明者らは、パウダー形態の薬物を伝達するための新しい接近法として、両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーを使用して、薬物の脂溶性／水溶性の可否および分子量にこだわらずにもかかわらず、皮膚を通過して透過され得る「経皮薬物伝達用粘性組成物」を製造した。本発明においてパウダー形態の薬物を含むコロイド粒子は、両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマー（例えば、ヒアルロン酸およびポリビニルピロリドン）の最適な組合せ比により形成される。このような生分解性ポリマーによる「スマートポリマーシステム」は、生分解性マイクロ構造体（例えば、マイクロニードル）の形成を可能にする。本発明においてナイルレッド（Ｎｉｌｅ  ｒｅｄ）は、パウダー形態の脂溶性薬物モデルとして使用される。本発明のマイクロ構造体は、関節リウマチの治療のためのカプサイシン（Ｃａｐｓａｉｃｉｎ）のようなミディアム（ｍｅｄｉｕｍ）脂溶性薬物を運搬できる。
【００１２】
脂溶性薬物は、薬物の開発において潜在的な薬物候補群であるが、可溶化溶媒および適切な伝達技術の不在によって薬物市場にほとんど現れなかった。最近、脂溶性薬物伝達において経皮薬物伝達システム（ｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌ  ｄｒｕｇ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ｓｙｓｔｅｍ，ＴＤＤＳ）が強調され始めたが、それにもかかわらず、生物学的安全性、便宜性および無苦痛（ｐａｉｎ  ｆｒｅｅ）伝達システムのための効果的な戦略の不在によって相変らず高脂溶性薬物伝達のＴＤＤＳの活用が制限された。
【００１３】
これより、本発明者らは、最初に、パウダー形態の脂溶性薬物を経皮薬物伝達システムに適用させるための方法として、スマートポリマーシステム（ｓｍａｒｔ  ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ  ｓｙｓｔｅｍ，ＳＰＳ）を開発した。本発明のスマートポリマーシステムは、脂溶性薬物および生分解性ポリマーの均質化を通じて、生分解性マイクロニードル（ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ  ｍｉｃｏｒｎｅｅｄｌｅ）として加工され得る（ｆａｂｒｉｃａｔｅｄ）ナノサイズのコロイド構造を形成させる。例えば、本発明のスマートポリマーシステムを利用する場合、脂溶性薬物および生分解性ポリマー間の均質化が行われ、これらの内部化学的結合により脂溶性薬物パウダーが結晶形から無定形（ａｍｏｒｐｈｏｕｓ）に相転移（ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）され、コロイド粒子がナノサイズを形成する。
【００１４】
本発明において用語「相転移（ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）」は、脂溶性薬物パウダーが結晶形または半結晶形から無定形（ａｍｏｒｐｈｏｕｓ）に変化する現象を意味する。このような現象は、経皮薬物伝達用粘性組成物の製造時、粘性組成物内で起こることができるが、マイクロ構造体の製作後、これを経皮投与したとき、皮膚膜の下でも起こることができる。
【００１５】
前記コロイド構造は、ＴＤＤＳのパウダー形態として皮膚膜中に脂溶性薬物パウダーの放出を可能にする。パウダー形態の脂溶性薬物、例えばナイルレッド（Ｎｉｌｅ  Ｒｅｄ）およびカプサイシン（Ｃａｐｓａｉｃｉｎ）等の経皮伝達は、ＳＰＳを利用してパウダー脂溶性薬物を均一に生分解性マイクロニードルにローディングすることによって可能になった。溶媒基盤の局部剤形と比較して、本発明のＳＰＳを利用してカプサイシンを搭載するように製作されたマイクロニードルは、ＤＢＡ／１マウスモデルでコラーゲン誘導された関節炎に対するカプサイシンの治療的効能を増加させ、これは、本発明の薬物伝達システムが脂溶性薬物の伝達のための新しいプラットホームであることを示す。
【００１６】
より詳細には、本発明者らは、高圧注入器および特殊な粘膜環境が要求されず、パウダー形態の脂溶性薬物を皮膚膜を介して投与し、皮膚を介した薬物伝達の物理的改善剤として作用する生分解性マイクロニードルを利用した非溶媒基盤の脂溶性パウダー薬物伝達システムを開発した。ヒアルロン酸およびポリビニルピロリドンの１：１組合せによりコロイド構造を形成したポリマーで構成されたスマートポリマーシステムを利用してパウダー形態の脂溶性薬物の粒子サイズを最小化した。このようなコロイド構造がスマートポリマーシステムに分散され、皮膚障壁を克服し、パウダー形態の脂溶性薬物を運搬できる生分解性マイクロニードルとして製作された。このようなスマートポリマーシステムは、（i）生分解性マイクロニードルのバックボーン（ｂａｃｋｂｏｎｅ）として機能するだけでなく、（ii）図１のように、経皮投与対象薬物であるパウダー形態の脂溶性薬物の粒子をナノメートルスケールに最小化し、パウダー形態の脂溶性薬物を均一に生分解性マイクロニードルにローディングするようにし、生分解性マイクロニードルの製作を可能にする機能がある。溶媒−溶解された脂溶性薬物伝達システムと比較して、本発明のスマートポリマーシステムが適用された生分解性マイクロニードルは、薬物伝達効率において向上した効率を示した。
【００１７】
本発明の最も大きい特徴の一つは、本発明の生分解性マイクロ構造体は、前記生分解性マイクロ構造体の溶解のための溶媒（ｓｏｌｖｅｎｔ）が要求されない非溶媒薬物伝達システム（ｎｏｎ−ｓｏｌｖｅｎｔ  ｄｒｕｇ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ｓｙｓｔｅｍ）であるということである。従来、適合な溶媒を使用してマイクロ構造体を構成する組成物を溶融または溶解する場合、薬物の伝達が可能であったが、本発明のマイク構造体は、溶媒を使用しない。すなわち、本発明のスマートポリマーシステム（ＳＰＳ）を利用して粉末薬物の均質化およびナノスケール化を可能にすることによって、溶媒を使用したものと同様な効果をもたらすことができる。
【００１８】
以下、前記経皮薬物伝達用粘性組成物について詳細に説明する。
【００１９】
前記経皮薬物伝達用粘性組成物は、薬物および生分解性ポリマーの組合せで形成されたコロイド粒子を含み、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマーを含むことを特徴とする。この際、前記経皮薬物伝達用粘性組成物は、溶媒の使用を最小化したことを特徴とし、好ましくは、別の溶媒を含まなくてもよい。
【００２０】
前記薬物は、脂溶性薬物または水溶性薬物であり得る。この際、生分解性ポリマーは、親水性および疎水性を同時に有する第１両親媒性ポリマーを含むので、薬物の水溶性／脂溶性の可否を問わず、均一に混合および分散させることができる。
【００２１】
本発明において用語「脂溶性薬物（ｌｉｐｏｐｈｉｌｉｃ  ｄｒｕｇ）」とは、（i）脂質（ｌｉｐｉｄｓ）に対する親和度（ａｆｆｉｎｉｔｙ）を有する薬物、（ii）水より脂質（ｌｉｐｉｄ）またはリポイド（ｌｉｐｏｉｄ）に対し強い親和力を有する薬物、（iii）非極性（ｎｏｎ−ｐｏｌａｒ）流体に対し親和力を有する薬物および（iv）脂質（ｌｉｐｉｄ）またはリポイド（ｌｉｐｏｉｄ）に対し結合可能な官能基（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ｇｒｏｕｐ）を有する薬物を全部含む意味として使用される。
【００２２】
また、本発明において用語「水溶性薬物（ｗａｔｅｒ  ｓｏｌｕｂｌｅ  ｄｒｕｇ）」とは、脂溶性薬物と反対に、（i）水に対する親和度（ａｆｆｉｎｉｔｙ）を有する薬物、（ii）脂質（ｌｉｐｉｄ）またはリポイド（ｌｉｐｏｉｄ）より水に対し強い親和力を有する薬物、（iii）極性（ｐｏｌａｒ）流体に対し親和力を有する薬物および（iv）水に対し結合可能な官能基（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ｇｒｏｕｐ）を有する薬物を全部含む意味として使用される。
【００２３】
本発明において利用され得る薬物は、特に限定されない。例えば、前記薬物は、化学薬物、蛋白質医薬、ペプチド医薬、遺伝子治療用核酸分子、ナノ粒子、機能性化粧品有効成分および美容成分などを含む。
【００２４】
本発明に利用され得る薬物は、例えば、抗炎症剤、鎮痛剤、抗関節炎剤、鎮痙剤、抗うつ剤、抗精神病薬、神経安定剤、抗不安剤、麻薬拮抗剤、抗パーキンソン病薬、コリン性アゴニスト、抗癌剤、抗血管新生抑制剤、免疫抑制剤、抗ウイルス剤、抗生剤、食欲抑制剤、鎮痛剤、抗コリン剤、抗ヒスタミン剤、抗片頭痛剤、ホルモン剤、冠状血管、脳血管または末梢血管拡張剤、避妊薬、抗血栓剤、利尿剤、抗高血圧剤、心血管疾患治療剤、美容成分（例えば、シワ改善剤、皮膚老化抑制剤および皮膚美白剤）等を含むが、これに限らない。
【００２５】
本発明によるマイクロ構造体の製造過程は、非加熱条件（ｎｏｎ−ｈｅａｔｉｎｇ  ｔｒｅａｔｍｅｎｔ）、室温または室温以下の低温（例えば、５〜２０℃）で実施される。
したがって、本発明に利用される薬物が、蛋白質医薬、ペプチド医薬、遺伝子治療用核酸分子などのように熱に弱い薬物であっても、本発明によれば、前記薬物を含むマイクロ構造体の製造が可能である。
【００２６】
前記薬物は、最終形態がパウダー形態（ｐｏｗｄｅｒ  ｆｏｒｍ）である結晶性（ｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ）、半結晶性（ｓｅｍｉｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ）または無定形（ａｍｏｒｐｈｏｕｓ）の薬物を含む。本発明は、スマートポリマーシステム（ＳＰＳ）が薬物の相転移（ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）をもたらすので、結晶性（ｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ）または半結晶性（ｓｅｍｉｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ）薬物に適用され得るが、本発明のスマートポリマーシステム（ＳＰＳ）は、最終的に、（i）薬物と生分解性ポリマーの均質化および（ii）これらの組合せにより生成されたコロイド粒子サイズの減少にその目的があるので、無定形（ａｍｏｒｐｈｏｕｓ）の薬物にも適用され得る。
【００２７】
なお、前記結晶性または半結晶性薬物は、生分解性ポリマーとの化学的結合（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｂｏｎｄ）または化学的相互作用（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）により無定形（ａｍｏｒｐｈｏｕｓ）に相転移（ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）される。無定形に相移転された薬物は、生分解性ポリマーとともにコロイド構造を形成する。
【００２８】
すなわち、前記コロイド粒子は、前記薬物および前記生分解性ポリマー間の化学的結合（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｂｏｎｄ）または化学的相互作用（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）により前記薬物が相転移（ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）され、コロイド粒子サイズが減少することができる。
【００２９】
本発明の一具現例によれば、脂溶性薬物であるカプサイシンのヒドロキシ基と生分解性ポリマーであるＰＶＰ内のカルボニル基は、化学的結合を通じてコロイドを形成し、前記化学的結合は、水素結合（ｈｙｄｒｏｇｅｎ  ｂｏｎｄ）である。
【００３０】
本発明において用語「生分解性ポリマー（ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ  ｐｏｌｙｍｅｒ）」とは、溶媒または他の物質により直接的または間接的に溶解されるポリマーを意味するものではなく、薬物の溶解度を増加させるために使用される物質であって、最終的に形成される薬物および生分解性ポリマーの構造体である「コロイド粒子」の粒子サイズを減少させて、溶解度を増加させるための目的に使用されることを意味する。なお、前記生分解性ポリマーは、「溶解性ポリマー（ｄｉｓｓｏｌｖｉｎｇ  ｐｏｌｙｍｅｒ）」と同じ意味に使用され得る。
【００３１】
本発明によれば、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマーを含むことを特徴とし、前記第１両親媒性ポリマーの他に、親水性ポリマー、疎水性ポリマーおよび第２両親媒性ポリマーよりなる群から選択された一つ以上のポリマーをさらに含むことができる。本発明の一具現例によれば、前記薬物が脂溶性薬物であれば、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマーおよび親水性ポリマーの組合せで形成されることが好ましく、前記薬物が水溶性薬物であれば、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマーおよび疎水性ポリマーの組合せで形成されることが好ましい。
【００３２】
本発明の特定具現例によれば、前記生分解性ポリマーは、ポリビニルピロリドンおよびヒアルロン酸の組合せで形成され得る。
【００３３】
本発明において使用され得る第１両親媒性ポリマーまたは第２両親媒性ポリマーは、区分されるポリマーであるが、同一または異なってもよい種類であることができ、極性および非極性溶媒の両方に可溶性であるポリマーであって、多様な公知された両親媒性ポリマーを含み、例えば、ポリビニルアルコール（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  Ａｌｃｏｈｏｌ，ＰＶＡ）、ポリビニルピロリドン（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  ｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ，ＰＶＰ）およびキトサン（Ｃｈｉｔｏｓａｎ）よりなる群から選択された一つ以上を含む。
【００３４】
本発明において使用され得る親水性ポリマーは、極性溶媒に可溶性であるポリマーであって、公知された多様な親水性ポリマーを含み、例えば、ヒアルロン酸（Ｈｙａｌｕｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ，ＨＡ）、カルボキシメチルセルロース（Ｃａｒｂｏｘｙｍｅｔｈｙｌ  Ｃｅｌｌｕｌｏｓｅ，ＣＭＣ）、メタクリル酸（ｍｅｔｈａｃｒｙｌｉｃ  ａｃｉｄ，ＭＡ）、２−ヒドロキシエチルメタクリレート（ｈｙｄｒｏｘｙｅｔｈｙｌ  ｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，ＨＥＭＡ）、エチルアクリレート（ｅｔｈｙｌ  ａｃｒｙｌａｔｅ，ＥＡ）、１−ビニル−２−ピロリジノン（１−ｖｉｎｙｌ−２−ｐｙｒｒｏｌｉｄｉｎｏｎｅ，ＶＰ）、プロペン酸２−メチルエステル（ｐｒｏｐｅｎｏｉｃ  ａｃｉｄ  ２−ｍｅｔｈｙｌ  ｅｓｔｅｒ，ＰＡＭ）、モノメタクリロイルオクセチルフタレート（ｍｏｎｏｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙｅｔｈｙｌ  ｐｈｔｈａｌａｔｅ，ＥＭＰ）およびアンモニウムサルファトエチルメタクリレート（ａｍｍｏｎｉｕｍ  ｓｕｌｐｈａｔｏｅｔｈｙｌ  ｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，ＳＥＭ）よりなる群から選択された一つ以上をモノマーとして含む。
【００３５】
本発明において使用され得る疎水性ポリマーは、非極性溶媒に可溶性であるポリマーであって、多様な公知された疎水性ポリマーを含み、例えば、メチルメタクリレート（ｍｅｔｈｙｌ  ｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，ＭＭＡ）、アクリロニトリル（ａｃｒｙｌｏｎｉｔｒｉｌｅ，ＡＮ）、メタクリロキシプロピルトリス（トリメチルシロキシ）シラン（ｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｘｙｐｒｏｐｙｌｔｒｉｓ（ｔｒｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘｙ）ｓｉｌａｎｅ，ＴＲＩＳ）および２、２、２−トリフルオロエチルメタクリレート（２，２，２−ｔｒｉｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ，ＴＲＩＦ）よりなる群から選択された一つ以上をモノマーとして含む。
【００３６】
本発明では、経皮薬物伝達のために生分解性ポリマーシステムを使用するが、第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーは、脂溶性薬物の周囲を取り囲んでコロイド粒子を形成するために、ポリマーの適切な組合せが必要である。本発明では、コロイド粒子を形成するための組合せとして、（i）第１両親媒性ポリマー：親水性ポリマー、（ii）第１両親媒性ポリマー：疎水性ポリマー、または（iii）第１両親媒性ポリマー：第２両親媒性ポリマーの重量比が２０：１〜１：２０であり得る。本発明によれば、前記重量比は、１５：１〜１：１５であるか、１０：１〜１：１０の範囲であり得る。本発明の一具現例によれば、前記重量比は、５：１〜１：５である。
【００３７】
本発明の他の具現例によれば、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマー：親水性ポリマーが２：１〜１：２の重量比（ｗｅｉｇｈｔ  ｒａｔｉｏ）の組合せで形成され得、本発明の特定具現例によれば、１：１重量比（ｗｅｉｇｈｔ  ｒａｔｉｏ）の組合せで形成され得る。
【００３８】
前記経皮薬物伝達用粘性組成物は、形状が変化し、マイクロ構造体を形成できる能力を有する組成物を意味し、粘性を有している。前記経皮薬物伝達用粘性組成物の粘性は、組成物に含まれる薬物および生分解性ポリマーの種類、濃度、温度または増粘剤の添加などによって多様に変化させることができ、本発明の目的に適合するように調節することができる。前記経皮薬物伝達用粘性組成物の粘性は、粘性物質の固有な粘性によって調節することができ、また、前記経皮薬物伝達用粘性組成物に更なる増粘剤（ｖｉｓｃｏｓｉｔｙ  ｍｏｄｉｆｙｉｎｇ  ａｇｅｎｔ）を使用して調節することもできる。
【００３９】
例えば、当業界において通常利用される増粘剤、例えばヒアルロン酸とその塩、ポリビニルピロリドン、セルロースポリマー（ｃｅｌｌｕｌｏｓｅ  ｐｏｌｙｍｅｒ）、デキストリン、ゼラチン、グリセリン、ポリエチレングリコール、ポリソルベート、プロピレングリコール、ポビドン、カルボマー（ｃａｒｂｏｍｅｒ）、ガティガム（ｇｕｍ  ｇｈａｔｔｉ）、グアガム、グルコマンナン、グルコサミン、ダマール樹脂（ｄａｍｍｅｒ  ｒｅｓｉｎ）、  レンネットカゼイン（ｒｅｎｎｅｔ  ｃａｓｅｉｎ）、ローカストビーンガム（ｌｏｃｕｓｔ  ｂｅａｎ  ｇｕｍ）、ミクロフィブリル化セルロース（ｍｉｃｒｏｆｉｂｒｉｌｌａｔｅｄ  ｃｅｌｌｕｌｏｓｅ）、サイリウムシードガム（ｐｓｙｌｌｉｕｍ  ｓｅｅｄ  ｇｕｍ）、キサンタンガム、アラビノガラクタン（ａｒａｂｉｎｏ  ｇａｌａｃｔａｎ）、アラビアガム、アルギン酸、ゼラチン、ゼランガム（ｇｅｌｌａｎ  ｇｕｍ）、カラギナン、カラヤガム（ｋａｒａｙａ  ｇｕｍ）、カードラン（ｃｕｒｄｌａｎ）、キトサン、キチン、タラガム（ｔａｒａ  ｇｕｍ）、タマリンドガム（ｔａｍａｒｉｎｄ  ｇｕｍ）、トラガカントガム（ｔｒａｇａｃａｎｔｈ  ｇｕｍ）、ファーセレラン（ｆｕｒｃｅｌｌｅｒａｎ）、ペクチン（ｐｅｃｔｉｎ）またはプルラン（ｐｕｌｌｕｌａｎ）のような増粘剤を、マイクロ構造体の主成分、例えば生体適合性物質を含む組成物に添加し、粘性を本発明に適合するように調節することができる。好ましくは、本発明において利用されるコロイド粒子組成物は、２０００００ｃＳｔ以下の粘性を示す。
【００４０】
なお、本発明において薬物および生分解性ポリマーの組合せで形成されるコロイド粒子（ｃｏｌｌｏｉｄａｌ  ｐａｒｔｉｃｌｅ）は、前記脂溶性薬物および前記生分解性ポリマーの化学的結合（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｂｏｎｄ）または化学的相互作用（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）により無定形化（ａｍｏｒｐｈｉｚａｔｉｏｎ）されるか、または粒子サイズが減少することができ、前記コロイド粒子は、最終的に無定形または非結晶性（ａｍｏｒｐｈｏｕｓ）の形態となる。本発明のようなポリマーシステムにおいて、薬物の結晶化に影響を与える最も重要な要因は、薬物と添加剤（すなわち、生分解性ポリマー）の相互作用である。生分解性ポリマーは、無定形形態においての安定化のための薬物との結合部位を提供することによって、結晶化を妨害することができる。
【００４１】
パウダー形態の薬物のサイズ減少、無定形化、均一化およびマイクロ構造体を製造するに十分な強度（ｓｔｒｅｎｇｔｈ）のようなパウダー形態の薬物伝達をマイクロニードルに搭載するときに要求されるすべての特性は、単一ポリマーでは実現され難い。しかし、二以上の生分解性ポリマー組合せ（ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎ）は、マイクロ構造体に機械的な強度だけでなく、粒子サイズを減少させるに寄与する無定形化のための水素結合を提供することができる。したがって、本発明者らは、それぞれ異なる特性を有するポリマーを組み合わせて、スマートポリマーシステムを開発し、このようなシステムは、薬物粒子の無定形化および粒子サイズ減少をもたらした。
【００４２】
本発明において用語「コロイド粒子（ｃｏｌｌｏｉｄａｌ  ｐａｒｔｉｃｌｅ）」は、中心部（ｃｏｒｅ）に薬物を含み、薬物の周囲を、第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーが取り囲んだ形態の粒子を意味する。すなわち、前記コロイド粒子は、前記生分解性ポリマーが前記薬物を取り囲んでいるコア−シェル構造であり得る。例えば、前記薬物が脂溶性薬物であり、前記生分解性ポリマーが第１両親媒性ポリマーおよび親水性ポリマーの組合せである場合、第１両親媒性ポリマーの疎水性部分（ｍｏｉｅｔｙ）が脂溶性薬物と結合し、第１両親媒性ポリマーの親水性部分は、外部の親水性ポリマーと結合し、最終的に中心部から外部方向に「脂溶性薬物−第１両親媒性ポリマー−親水性ポリマー」の層を形成したコロイド粒子が生成される。しかし、前記薬物が水溶性薬物であり、前記生分解性ポリマーが第１両親媒性ポリマーおよび疎水性ポリマーの組合せである場合、第１両親媒性ポリマーの親水性部分（ｍｏｉｅｔｙ）が水溶性薬物と結合し、第１両親媒性ポリマーの疎水性部分は、外部の疎水性ポリマーと結合し、最終的に中心部から外部方向に「水溶性薬物−第１両親媒性ポリマー−疎水性ポリマー」の層を形成したコロイド粒子が生成される。
【００４３】
前記薬物および前記生分解性ポリマーの化学的結合（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｂｏｎｄ）または化学的相互作用（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）は、薬物の官能基（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ｇｒｏｕｐ）と生分解性ポリマーの官能基が互いに化学的結合で連結されることを意味する。例えば、ポリマーのアミドカルボニル基と薬物の水素供与部分間の水素結合は、薬物の結晶化を抑制し、無定形状態を維持させる（２７）。
【００４４】
本発明によれば、両親媒性ポリマーであるＰＶＰのカルボニル基および脂溶性薬物のヒドロキシ基が水素結合を形成し、結晶形脂溶性薬物の無定形化に寄与した。
【００４５】
前記コロイド粒子サイズは、特に限定されないが、前記薬物および前記生分解性ポリマーの種類によって５０ｎｍ〜１０００μｍの範囲内で存在することができる。本発明の一具現例によれば、コロイド粒子は、５０ｎｍ〜３００ｎｍサイズであり、本発明の特定具現例によれば、ナノコロイド粒子は、１００ｎｍ〜２００ｎｍサイズである（図２ｃ〜図２ｈ参照）。
【００４６】
具体的に、本発明者らは、前述した脂溶性薬物の無定形化メカニズムを研究した結果、結晶形薬物が両親媒性ポリマー（例えば、ＰＶＰ）と相互作用するとき、薬物の形態が無定形に変わり、薬物の溶解度の向上に寄与することが分かった。言い換えれば、薬物の結晶度の減少は、パウダー形態の薬物の溶解度が増加したことを意味する。
【００４７】
経皮薬物伝達用粘性組成物の製造方法
本発明は、薬物を、第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーに均質化させて、コロイド粒子を形成する段階を含む経皮薬物伝達用粘性組成物の製造方法を提供する。
【００４８】
まず、前記薬物、前記第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーおよび前記コロイド粒子の具体的な内容については、前述した通りである。
【００４９】
前記経皮薬物伝達用粘性組成物の製造方法は、薬物を第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーに均質化させてコロイド粒子を形成することによって行われ、この際、両親媒性ポリマーは、親水性および親油性を同時に有することを特徴とするところ、薬物の水溶性／脂溶性の可否を問わず、均一に混合および分散させることができる。
【００５０】
前記経皮薬物伝達用粘性組成物の製造方法は、前述した本発明のスマートポリマーシステム（ｓｍａｒｔ  ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ  ｓｙｓｔｅｍ，ＳＰＳ）がそのまま適用されるので、（i）薬物が第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーに容易に均質化され、結果的に、（ii）コロイド粒子サイズが減少する効果がある（ナノスケール化）。
【００５１】
前記均質化は、薬物および生分解性ポリマーの均一な混合および分散のための過程であって、最終的に、薬物の均質化およびコロイド粒子サイズの減少を目標とする。前記均質化は、単純分散、機械的分散、超音波分散またはこれらの組合せにより行われることができる。なお、薬物、第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーおよびコロイド粒子の形成にいかなる影響も与えないという前題の下に、適切な乳化剤を添加して均質化を行うこともできることはもちろんである。
【００５２】
マイクロ構造体デバイス
本発明は、基板と、前記基板上に形成されたマイクロ構造体とを含み、前記マイクロ構造体は、薬物および第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーの組合せで形成されたコロイド粒子を含む経皮薬物伝達用粘性組成物を加工させたマイクロ構造体デバイスを提供する。
【００５３】
まず、前記経皮薬物伝達用粘性組成物の具体的な内容については、前述した通りである。
【００５４】
前記マイクロ構造体は、多様な形態であることができ、マイクロニードル、マイクロブレード、マイクロナイフ、マイクロファイバー、マイクロスパイク、マイクロプローブ、マイクロバーブ（ｍｉｃｒｏｂａｒｂ）、マイクロアレイまたはマイクロ電極であることができ、マイクロニードルであることが好ましいか、これに限らない。
【００５５】
前記マイクロ構造体は、多様なディメンジョンを有することができる。例えば、本発明においてのマイクロ構造体は、上端部（ｔｉｐ）の直径が１〜５００μｍ、２〜３００μｍまたは５〜１００μｍであり、有効長さが１００〜１０，０００μｍ、２００〜１０，０００μｍ、３００〜８，０００μｍまたは５００〜２，０００μｍである。本明細書で使用される用語マイクロ構造体の「上端部」は、最小直径を有するマイクロ構造体の一方の末端部を意味する。本明細書で使用された用語「有効長さ」は、マイクロ構造体の上端部から支持体の表面までの垂直長さを意味する。本明細書で使用された用語「下端部」は、最大直径を有するマイクロ構造体の一方の末端部を意味する。例えば、本発明においてのマイクロ構造体の下端部の直径が５０〜１，０００μｍであり、有効長さが１００〜１０，０００μｍである。
【００５６】
前記マイクロ構造体デバイスは、マイクロ構造体を支持する基板から分離され、マイクロ構造体だけが皮膚内に容易に投入され得るようにしたデバイスである。例えば、マイクロ構造体が形成された基板に力を印加した場合、前記力は、マイクロ構造体を基板から分離させ、また、前記分離されたマイクロ構造体が運動エネルギーを有するようにし、結局、マイクロ構造体が皮膚内に投入され得るようにする。本発明のマイクロ構造体は、このような原理を用いて経皮を通過する。
【００５７】
前記マイクロ構造体が形成される基板には、空洞が形成され得、マイクロ構造体は、前記基板の空洞の隣接面（ｉｍｍｅｄｉａｔｅｌｙ  ａｄｊａｃｅｎｔ  ｐｌａｎｅ）により支持を受けて基板上に形成される。支持層としての前記基板は、マイクロ構造体が形成され得る支持面を提供する。マイクロ構造体を皮膚内に投入した後、基板の空洞は、マイクロ構造体が基板から容易に分離されるようにする。
【００５８】
前記経皮薬物伝達用粘性組成物を基板の空洞にスポッティングすると、スポットは、大部分が空洞の直径よりその直径が大きい。万一、スポットが空洞の直径より小さい場合にも、スポットは、薬物およびポリマー自体の粘性があるため、空洞の隣接する内面（内側面）に付着され得る。このスポットを引っ張ると、基板の空洞の隣接面（空洞の隣接する外側面および空洞の内側面を全部含む）により支持を受けて、基板上にマイクロ構造体を形成させることができる。
【００５９】
前記スポットの引張は、多様な方式で行うことができ、例えば本発明者の先行特許である韓国特許第０７９３６１５号に記載された方式のように、突出部があるフレームをスポットに接触させた後、上向きドローイングし、マイクロ構造体を形成させることができる。また、本発明者の先行特許出願である韓国特許出願第２０１３−００１９２４７号に記載された方式のように、前記スポットに陰圧を印加し、マイクロ構造体を形成させることができる。また、本発明者の先行特許である韓国特許第１５９０１７２号に記載された方式のように、前記スポットに遠心力を印加し、マイクロ構造体を形成させることができる。
【００６０】
前記マイクロ構造体デバイスは、大きく、二つの方式で製作され得る：
【００６１】
第一の方式は、基板に空洞がない場合、基板の表面に前記経皮薬物伝達用粘性組成物をコーティングするか、スポッティングする。続いて、前記組成物を、本発明者の先行特許である韓国特許第０７９３６１５号、第１５９０１７２号に記載された方式および韓国特許出願第２０１３−００１９２４７号に記載された方式のように引張し、マイクロ構造体を形成する。
【００６２】
第二の方式は、基板に空洞がある場合であって、マイクロ構造体は、支持層としての基板の空洞の隣接面により支持を受けて、基板の表面に形成される。例えば、前記経皮薬物伝達用粘性組成物を基板の空洞にスポッティングすると、スポットは、大部分が空洞の直径よりその直径が大きい。万一、スポットが空洞の直径より小さい場合にも、スポットは、一定の粘性があるため、空洞の隣接する内面に付着され得る。このスポットを引っ張ると、基板の空洞の隣接面により支持を受けて、基板上にマイクロ構造体を形成させることができる。前記スポットの引張は、多様な方式で行うことができ、例えば、本発明者の先行特許である韓国特許第０７９３６１５号、第１５９０１７２号に記載された方式および韓国特許出願第２０１３−００１９２４７号に記載された方式のように実施することができる。
【００６３】
本発明によれば、前記マイクロ構造体は、前記基板（の空洞）を介して前記マイクロ構造体の下端部に伝達される排出力（ｐｕｓｈｉｎｇ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）により前記基板から分離されてシューティングされる。
【００６４】
本明細書でマイクロ構造体を言及しつつ使用される用語「シューティング」は、マイクロ構造体が基板から分離され、前方に運動（ｍｏｖｉｎｇ  ｆｏｒｗａｒｄ）することを意味する。排出力がマイクロ構造体の下端部に印加されると、マイクロ構造体は、一般基板に結合されているマイクロ構造体より結合力が弱いため、比較的容易に基板から分離されてシューティングされる。排出力は、マイクロ構造体基板から分離させて前方運動するようにするものであれば、いずれのものをも含む。排出力は、多様な方式で発生および印加され得、例えば空気または物体（ａｒｔｉｃｌｅ、例えばｂａｒ）を利用して排出力を発生または印加することができる。本発明において利用される排出力は、多様な力（ｆｏｒｃｅ）による圧力を含み、物理的圧力（ｐｈｙｓｉｃａｌ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）または化学的圧力（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）を含む。例えば、物理的圧力（ｐｈｙｓｉｃａｌ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）は、空気による圧力、機械的力（ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  ｆｏｒｃｅ）による圧力、弾性による圧力および人間による物理的力（ｆｉｎｇｅｒ  ｆｏｒｃｅ）を含み、これに限らない。化学的圧力は、化学反応、化合物添加による温度、体積、粘度、表面張力、濃度または化学構造の変化による圧力を含み、これに限らない。
【００６５】
本発明によれば、前記マイクロ構造体デバイスは、排出力を空洞に伝達する排出力発生手段をさらに含むことができる。
【００６６】
前記マイク構造体デバイスにおいて基板は、多様な物質で製作することができる。例えば、基板は、ポリマー、有機化学物質、金属、セラミック、半導体などの物質で製作することができる。基板において利用され得る物質は、前記マイクロ構造体の製作に利用されるポリマーおよび生体適合性物質を参照して説明され得る。
【００６７】
基板は、マイクロ構造体と同じ物質または異なる物質を利用して製作することができる。
基板の厚さは、特に限定されず、例えば０．１〜１０００μｍ、１〜１００μｍ、１〜５０μｍまたは１〜１０μｍである。本発明の一具現例によれば、基板は、金属または有機化学物質で製作される。
【００６８】
前記マイク構造体デバイスにおいて基板に形成される空洞のサイズは、特に限定されない。例えば空洞の直径は、１０〜５０００μｍ、１００〜４０００μｍ、５００〜４０００μｍ、８００〜４０００μｍ、８００〜３０００μｍ、９００〜２０００μｍまたは９００〜１５００μｍである。空洞は、多様な方法で導入され得、例えばレーザーカッティングデバイスを利用して導入され得る。
【００６９】
前記マイクロ構造体デバイスにおいて、前記経皮薬物伝達用粘性組成物がスポッティングされる基板の空洞は、複数の空洞である。前記複数の空洞は、マイクロ構造体の下端部の直径より小さい直径を有するか、大きい直径を有することができる。小さい直径を有する場合において、前記マイクロ構造体デバイスは、主層上にマイクロ構造体を直接形成させるに有利（ｆａｖｏｒａｂｌｅ）である。なお、大きい直径を有する場合においては、マイクロ構造体の製作のために基板の空洞を充填し、マイクロ構造体を形成させ、その後、前記充填を除去することが好ましい。
【００７０】
本発明によれば、前記マイクロ構造体の形成が行わる基板の部位は、基板の他の部位よりより弱い強度を有する。このような弱強パターンコーティング（ｗｅａｋ  ａｎｄ  ｓｔｒｏｎｇ  ｐａｔｔｅｒｎ  ｃｏａｔｉｎｇ）によりマイクロ構造体のシューティングがより効果的に行われることができる。
【００７１】
前記マイクロ構造体デバイスは、一定配列のアレイ（ａｒｒａｙ）で製作され得る（図４参照）。
【００７２】
前記マイクロ構造体デバイスは、使い捨て（ｓｉｎｇｌｅ  ｕｓｅ）で製作可能であり、使い捨てで製作する場合には、デバイスから脱着可能であり、前記マイクロ構造体を外部環境から保護する遮断膜（ｓｅａｌｅｒ）をさらに含むことができる。使い捨てのシステムであるから、使用後には、当該デバイスは廃棄される。
【発明の効果】
【００７３】
本発明の特徴および利点を要約すると、次の通りである：
【００７４】
（ａ）本発明は、薬物および生分解性ポリマーの組合せで形成されたコロイド粒子を含み、前記生分解性ポリマーは、第１両親媒性ポリマーを含むことを特徴とする経皮薬物伝達用粘性組成物、その製造方法およびこれを利用したマイクロ構造体デバイスに関する。
【００７５】
（ｂ）本発明は、溶媒の使用を最小化し、薬物を第１両親媒性ポリマー含有生分解性ポリマーに均質化させてコロイド粒子を形成することを特徴とする。
【００７６】
（ｃ）本発明によれば、別の溶媒を使用しなくてもよく、安全で且つ効率的であり、適切な溶媒がないか、生物学的利用可能性が低いか、あるいは大きい分子量を有する薬物に有用な経皮薬物伝達システムになり得る。
【図面の簡単な説明】
【００７７】
【図１ａ】パウダー−ベース脂溶性薬物の経皮伝達のための生分解性マイクロニードルとして考案された「スマートポリマーシステム」の模式図である。（ａ）本発明のスマートポリマー組合せ、特に、ヒアルロン酸（Ｈｙａｌｕｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ，ＨＡ）およびポリビニルピロリドン（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ，ＰＶＰ）の１：１比率の組合せのスマートポリマーシステムにおいて、マイクロのサイズの結晶形薬物は、ナノのサイズの無定形（ａｍｏｒｐｈｏｕｓ）に変わる。（ｂ）無定形脂溶性薬物を含むスマートポリマー粒子（Ｄｒｏｐｌｅｔｓ）をベース基質上に形成させる。（ｃ）生分解性マイクロニードルを製作する。（ｄ）生分解性マイクロニードルとして考案されたスマートポリマーを皮膚に挿入する。（ｅ）スマートポリマーの溶解後、皮膚内へのパウダーベース脂溶性薬物の拡散。
【図１ｂ】本発明の生分解性マイクロニードルを介したパウダー形態の脂溶性薬物伝達のためのスマートポリマーシステム（Ｓｍａｒｔ  Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ  Ｓｙｓｔｅｍ，ＳＰＳ）を詳細に示す模式図であって、コロイド構造を形成するヒアルロン酸（ＨＡ）およびポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）のスマートポリマー分子の組合せの下で、マイクロのサイズの結晶形薬物がナノのサイズの無定形の形態に変換される。水素結合を介した疎水性ＰＶＰ鎖および親水性ＨＡ鎖の相互作用により、ＳＰＳは、コロイド構造の形成を増加させる。生分解性マイクロニードルとして考案されたスマートポリマーが皮膚に挿入されると、スマートポリマーの溶解後、脂溶性薬物基盤のパウダーが拡散され得る。
【図１ｃ】経皮脂溶性薬物伝達のためのスマートポリマーシステム（ＳＰＳ）基盤の生分解性マイクロニードルを示す。左側の図は、パウダーモデル薬物を利用したＳＰＳ基盤のマイクロニードルを示し、右側の図は、ＳＰＳ基盤の生分解性マイクロニードルを介した皮膚膜内部へのパウダー拡散を示す。
【図２】本発明の生分解性マイクロニードルとして考案されたスマートポリマーシステムおよびコロイド構造の特性を示す。図２ａおよび図２ｂは、それぞれ、ＮＲおよびＣＡＰの粒子サイズを最小化するに適合したＣＭＣ、ＨＡ、ＰＶＡおよびＰＶＰ組合せの比率およびこれによる粒子分布を示す。図２ｃ〜図２ｅは、ＮＲおよびＣＡＰなしにＨＡおよびＰＶＰの１：１比率で形成されたコロイド（ｃ）、ＮＲ（ｄ）またはＣＡＰ（ｅ）とともに形成されたコロイドの形態的特徴をＳＥＭイメージで示す。表面クラック分析は、内包されたコロイドを示す。矢印は、それぞれのコロイドの位置を示す。スケールバー：１μｍ。図２ｆ〜図２ｈは、ＮＲおよびＣＡＰなしにＨＡおよびＰＶＰの１：１比率から形成されたコロイド（ｆ）、ＮＲ（ｈ）またはＣＡＰ（ｈ）とともに形成されたコロイドのＴＥＭイメージを示す。スケールバー：４００ｎｍ。図２ｉは、ＮＲおよびＣＡＰと互いに異なるポリマーのＦＴＩＲ分析結果を示す。青性ブロックは、Ｃ＝Ｏ結合、ピンク色ブロックは、Ｏ−Ｈ結合を示す。図２ｊは、コロイド内でパウダーの無定形を観察するためのＸＲＤ結果である。スケールバー：１ｍｍ。
【図３】ＣＡＰマイクロニードルの製作に使用されたＰＶＰのＭＴＴ  ａｓｓａｙを利用した細胞毒性分析結果を示す。ＨａＣａＴ（ｈｕｍａｎ  ａｄｕｌｔ  ｌｏｗ  ｃａｌｃｉｕｍ  ｈｉｇｈ  ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ）ケラチノサイト（ｋｅｒａｔｉｎｏｃｙｔｅｓ）とＨＥＫ２９３（ｈｕｍａｎ  ｅｍｂｒｙｏｎｉｃ  ｋｉｄｎｅｙ）細胞でＰＶＰ投与７２時間後まで細胞毒性を示さないことを確認することができる。（平均±標準偏差、ｎ＝６、ｐ＜０．０５）
【図４】本発明のＳＰＳが適用されたマイクロニードルおよびＳＰＳを通じて考案されたＮＲおよびＣＡＰマイクロニードルのＦｒａｎｚセル分析を利用したインビトロ分析結果を示す。マイクロニードルは、ドローイングリソグラフィ方法により製作された。図４ａは、ＮＲの粒子サイズの減少および無定形化を誘導するＳＰＳに基づくＮＲマイクロニードルを示す。図４ａ（i）は、ＮＲの形態および終端（ｔｉｐ）部分を示す走査電子顕微鏡イメージである。図４ａ（ii）は、マイクロニードルアレイの明視野（Ｂｒｉｇｈｔｆｉｅｌｄ）イメージである。図４ａ（iii）は、豚の皮膚にＮＲマイクロニードルを挿入した後、上部（ｔｏｐ  ｖｉｅｗ）で明視野顕微鏡（ｂｒｉｇｈｔ−ｆｉｅｌｄ  ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）で観察したイメージである。赤色の円は、挿入部位を示す。図４ａ（ｉｖ）は、ＮＲマイクロニードルの皮膚挿入後、垂直断面を示すものである。ピンク色のスポットは、皮膚内部でＮＲが拡散されたことを示す。図４ｂは、豚の死体皮膚を介したＮＲおよびＣＡＰマイクロニードルおよびＮＲおよびＣＡＰの局部適用した場合の薬物放出プロファイルを示す（平均±標準偏差、ｎ＝３）。図４ｃは、豚の死体の皮膚から放出されたＣＡＰパーティクルのサイズ分析結果を示す。２４時間類似なサイズを示すＣＡＰパーティクルが一定に放出されることを確認することができる（平均±標準偏差、ｎ＝３）。スケールバー：１μｍ。
【図５】ＣＡＰマイクロニードル（ＣＡＰＭｎ）のインビボ効果分析結果を示す。免疫化２１日後、一週間に１回ＣＡＰＭｎを適用することによって、ＣＩＡマウスで関節炎程度の減少が現れた。
【図５ａ】デジタルカメライメージであって、対照群は、正常ＤＢＡ／１マウスであって、ｔｙｐｅIIｃｏｌｌａｇｅｎを投与せず、ＲＡモデルは、２週目にｔｙｐｅIIｃｏｌｌａｇｅｎを１次投与し、３週目に２次投与した。局部ＣＡＰ処置群およびＣＡＰＭｎ処置群は、後ろ足の浮腫の減少が現れた。図５ａの（ii）で、赤色の部分は、骨の体積を測定した部分を示す。
【図５ｂ】ＣＩＡマウスにおいて骨体積、骨体積パーセントおよび骨体積に対する骨表面積の比率を測定することによって、骨維持（ｉｎｔｅｇｒｉｔｙ）および骨損傷（ｌｏｓｓ）程度を測定した結果である。ＣＡＰマイクロニードル処置グループと関節炎がない対照群を比較した。骨体積（ＢＶ）および骨体積／組織体積（ＢＶ／ＴＶ）は、骨保存（ｐｒｅｓｅｒｖａｔｉｏｎ）程度の尺度であって、図５ｂから明らかなように、ＣＡＰマイクロニードル処置後、ＢＶおよびＢＶ／ＴＶが顕著に増加したことが分かる（Ｐ＜０．０５）。
【図５ｃ】赤血球沈降速度（Ｅｒｙｔｈｒｏｃｙｔｅ  Ｓｅｄｉｍｅｎｔａｔｉｏｎ  Ｒａｔｅ，ＥＳＲ）を用いた感染評価結果である。ＣＡＰＭｎは、沈降において対照群およびＲＡモデルと比較して減少した傾向を示した。図５ｄは、血清滲出液（ｅｘｕｄａｔｅｓ）においてサイトカインレベルを測定した結果であり、ＴＮＦ−α、ＩＬ−１β）およびＩＬ−６濃度は、ｐｇ／ｍＬで示した。
【図６】マイクロのサイズの結晶形脂溶性薬物を示す。図６ａおよび図６ｂは、それぞれ、ナイルレッド（Ｎｉｌｅ  Ｒｅｄ，ＮＲ）およびカプサイシン（Ｃａｐｓａｉｃｉｎ，ＣＡＰ）のＳＰＳを使用しない場合の走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）イメージである。前記結晶形物質は、生分解性ポリマーとの組合せによって粒子サイズが減少し、無定形に変化する。スケールバー：１μｍ。
【図７】本発明のＳＰＳを使用せず、マイクロのサイズの結晶形ＮＲ構造およびその皮膚透過に対し実験した結果である。図７ａ（i）は、走査電子顕微鏡イメージであって、不規則的なＮＲマイクロニードル構造を見ることができ、大きいサイズのＮＲ結晶による限界によって終端の部分が比較的広く形成されている。スケールバー：１０μｍ。図７ａ（ii）は、本発明のＳＰＳを使用しない場合の結晶形薬物（白色の矢印）が内蔵された（ｅｍｂｅｄｄｅｄ）ＳＥＭイメージを示す。ＮＲの結晶構造がそのまま残っていて、これは、マイクロニードルの製作において不規則な（ｉｒｒｅｇｕｌａｒ）構造を示す主要原因である。スケールバー：１μｍ。図７ｂは、結晶形ＮＲマイクロニードル構造の皮膚透過に対して実験を行った結果である。図７ｂ（i）は、マイクロ結晶薬物を皮膚に挿入した場合の不規則な構造を皮膚上で観察したものであり、薬物が相変らず皮膚の表面に残っていることを見ることができる。図７ｂ（ii）は、均一でないマイクロニードルが皮膚の内部に伝達され得ないことを垂直断面で示すものである。ＮＲ結晶が皮膚の表面に残っていることを見ることができる。スケールバー：５００μｍ。
【発明を実施するための形態】
【００７８】
以下、実施例により本発明を詳細に説明する。これらの実施例は、ただ本発明をより具体的に説明するためのものであり、本発明の要旨により本発明の範囲がこれらの実施例によって限定されないことは、当業界において通常の知識を有する者に自明だろう。
【００７９】
実施例
実験材料
カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ，Ｍｏｌ．ｗｔ．９０ＫＤａ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ，Ｍｏｌ．ｗｔ．１３００ＫＤａ）およびポリビニルピロリドン（ＰＶＰ，Ｍｏｌ．ｗｔ．ｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ｗｅｉｇｈｔ．３０〜６０ＫＤａ）、３−（４、５−ｄｉｍｅｔｈｙｌｔｈｉａｚｏｌ−２−ｙｌ）−２、５−ｄｉｐｈｅｎｙｌｔｅｔｒａｚｏｌｉｕｍ  ｂｒｏｍｉｄｅ（ＭＴＴ）、試薬ナイルレッド（Ｍｏｌ．ｗｔ．３１８．３６９ｇ／ｍｏｌ）およびカプサイシン（Ｍｏｌ．ｗｔ．３０５．４１ｇ／ｍｏｌ）は、Ｓｉｇｍａ  Ａｌｄｒｉｃｈ（ＵＳＡ）で購入した。ヒアルロン酸ソジウム塩（ＨＡ，Ｍｏｌ  ｗｔ  ２９ＫＤａ）は、Ｓｏｌｉａｎｃｅ（Ｆｒａｎｃｅ）で購入した。Ｂｏｖｉｎｅ  Ｔｙｐｅ  II  ｃｏｌｌａｇｅｎは、Ｃｈｏｎｄｒｅｘ（ＵＳＡ）で購入した。Ｃｏｍｐｌｅｔｅ  Ｆｒｅｕｎｄ’ｓ  Ａｄｊｕｖａｎｔ（ＣＦＡ）およびＩｎｃｏｍｐｌｅｔｅ  Ｆｒｅｕｎｄ’ｓ  Ａｄｊｕｖａｎｔ（ＩＦＡ）は、Ｓｉｇｍａ  Ｃｈｅｍｉｃａｌｓ（ＵＳＡ）で購入した。ウェスターグレンピペットは、Ｆｉｓｈｅｒｂｒａｎｄ（ＵＳＡ）で購入した。マウスＴＮＦ−α、ＩＬ−１β、ＩＬ−６  ＥＬＩＳＡキットは、Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ（ＵＳＡ）で購入した。ＧＭ−ＣＳＦ  ＥＬＩＳＡキットは、Ａｆｆｙｍａｔｒｉｘ（ＵＳＡ）で購入した。
【００８０】
実験方法
１．粒子サイズの分析
粒子サイズの分析は、粒子サイズ分析器（Ｓｃｈｉｍｄｚｕ，Ｊａｐａｎ）を利用して行った。ＣＭＣ：ＰＶＡ、ＣＭＣ：ＰＶＰ、ＣＭＣ：ＨＡ、ＰＶＡ：ＰＶＰ、ＰＶＡ：ＨＡおよびＰＶＰ：ＨＡのポリマー組合せは、ポリマースクリーニングのための０．１％ナイルレッド（ＮＲ）および０．７５％カプサイシン（ＣＡＰ）とともに、それぞれ１：１、１：２、２：１、１：３、３：１、１：４、４：１、１：５および５：１で準備した。ポリマー組合せおよびコロイド剤形を有する薬物の均一な混合のために、ローターホモゲナイザー（Ｈｏｍｏｇｅｎｉｚｅｒ  Ｐｏｗｅｒ  Ｇｅｎ  ５００，Ｆｉｓｈｅｒ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ，ＵＳＡ）を使用して最適速度である２１０００ｒｐｍで５分間均質化した。超音波処理は、ウルトラソニケーター（Ｓｏｎｉｃ  ｖｉｂｒａ  ｃｅｌｌ，ＵＳＡ）を利用して２０ＫＨｚ±５０ＫＨｚで行った。サイズ分析は、溶媒として蒸留水を使用し、３回リーディング後、各サンプルの平均値を算出した。粒子サイズのリーディングは、蒸留水で長時間露出すれば、結晶化される傾向がある薬物の性質に起因して、３０分間隔で行った。
【００８１】
２．ポリマーコロイド構造内でパウダー薬物形態の特性化
ポリマーコロイド構造の形態（Ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ）は、スキャニング電子顕微鏡（ＳＥＭ；タイプＪＥＯＬ（ＪＳＭ−７００１Ｆ）ｅｎｅｒｇｙ−ｄｉｓｐｅｒｓｉｖｅ  Ｘ−ｒａｙ（ＥＤＸ）Ｏｘｆｏｒｄ  ＩＳＩＳ  ３００マイクロ−分析システム装着）を利用して行った。この実験のために、高エネルギービームからの保護のために、１０ｍＡのプラチナコーティングを行った。また、コロイドのサイズ減少は、透過電子顕微鏡（ＴＥＭ）を利用して確認し、これは、グリッド（ｇｒｉｄ）内に提供される上部カバーであって、銅グリッド上の非常に薄いサンプルで行った。ＴＥＭマイクログラフは、ＪＥＭ２０１０（ＨＣ）（ＪＥＯＬ  Ｌｔｄ，ＵＳＡ）顕微鏡を利用して１２０ｋＶで収得した。コロイド構造内において薬物の無定形状態は、無作為的なサンプル上でＸＲＤ分析を利用して確認し、続いて、４０ｋＶ／３０ｍＡ  Ｘ−ｒａｙおよびＫ−ｂｅｔａフィルター放射線を有するＢｒａｇｇ−Ｂｒｅｎｔａｎｏ  ｇｅｏｍｅｔｒｙ（２θ／θ）があるＵｌｔｉｍａ  ＩＶ  ｄｉｆｆｒａｃｔｏｍｅｔｅｒ（Ｒｉｇａｋｕ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ，Ｊａｐａｎ）を利用して、３〜８０°２θ間隔でスキャニングした。
【００８２】
３．薬物−ポリマー相互作用の研究
薬物および多様なポリマー組合せ間の相互作用は、Ｖｅｒｔｅｘ７０（Ｂｕｒｋｅｒ，ＵＳＡ）ＦＴ−ＩＲ分光器で分析した。各ポリマーおよび薬物との組合せで４０００〜４００ｃｍ−１範囲の赤外線スペクトルを得た。ＫＢｒ  ｂｅａｍ  ｓｐｌｉｔｔｅｒを使用し、０．１％Ｔ以上の波状数（ｗａｖｅｎｕｍｂｅｒ）の正確度を利用して０．４ｃｍ−１より高い解像度を収得した。すべてのポリマー１０重量％は、非有機溶媒（蒸留水）で分析した。
【００８３】
４．ドローイングリソグラフィを用いたマイクロニードル製作
本発明者は、５ｘ５配列の生分解性マイクロニードルを製作した。
【００８４】
すなわち、基本プレートをＣＭＣでコーティングした。ＣＭＣコーティングされたプレート上に小さい滴（ｄｒｏｐｌｅｔ）を点滴するために、ディスペンサーを使用した。ｄｒｏｐｌｅｔｓは、スマートポリマーシステム、例えば、それぞれ脂溶性薬物（０．１％ＮＲおよび０．７５％ＣＡＰ）を１：１比率で含むＨＡおよびＰＶＰを構成する。ｄｒｏｐｌｅｔｓの配列は、約６秒ごとに６０ｍｍ／ｓの速度で形成され、８分間乾燥された。これにより、高さが６００μｍであり、中間部分に傾斜があり、構造体の末端（ｔｉｐ）部分の直径が３５μｍである円筒形状の構造が製作された。傾斜した終端部の分離は、７５ｍｍ／ｓ以上の速度でドローイングすることによって行った。これは、ＣＣＤ  ｃａｍｅｒａ（Ｓａｍｗｏｎ，Ｓｏｕｔｈ  Ｋｏｒｅａ）を用いたイメージ化が可能な基本プレートでマイクロニードルアレイの形成を可能にする。
【００８５】
５．インビトロ（ｉｎ  ｖｉｔｒｏ）分析
インビトロ分析は、Ｆｒａｎｚ  Ｃｅｌｌ  ｄｉｆｆｕｓｉｏｎを利用して行った。０．１％ＮＲおよび０．７５％ＣＡＰを含有するマイクロニードルは、豚の死体の皮膚上に適用され、Ｆｒａｎｚ  ｃｅｌｌのドナー（ｄｏｎｏｒ）部分の上に載置した。レセプター（ｒｅｃｅｐｔｏｒ）部分は、２０％エタノールを含むＰＢＳで構成される。サンプルは、０、０．５、１、２、３、４、５、６、１２および２４時間間隔で分析した。ＮＲおよびＣＡＰの定量は、それぞれＵＶ−Ｖｉｓ  Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ（Ｊａｓｃｏ，Ｖ６５０）を利用して５５９ｎｍで、Ｕｌｔｒａ  Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｌｉｑｕｉｄ  Ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈｙ（ＵＰＬＣ）（Ａｃｑｕｉｔｙ  ＵＰＬＣ，Ｗａｔｅｒｓ）を利用した２８０ｎｍで行った。マイクロニードルパッチのＮＲおよびＣＡＰの量は、それぞれ、１０％エチルアセテートまたは２０％エタノールを含有するＰＢＳでパッチを溶解させることによって分析し、続いて、溶出液としてエチルアセテートを利用して固相抽出を行った。薬物を含まないマイクロニードルパッチを対照群として使用した。２０％エチルアセテートに溶解した０．１％ＮＲおよび４０％エタノールに溶解したＣＡＰは、局部剤形モデルとして使用した。このモデルは、脂溶性薬物の溶解のために有機溶媒を利用する脂溶性化合物の剤形に最も広く使用される。このような局部剤形１ｍｌを約２ｃｍ２の面積に拡散されるときまで豚の皮膚上に点滴した。
【００８６】
６．インビボ（ｉｎ  ｖｉｖｏ）分析
すべての動物は、延世大学校（ソウル、韓国）「ｇｕｉｄｅｌｉｎｅｓ  ａｎｄ  ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎｓ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｕｓｅ  ａｎｄ  ｃａｒｅ  ｏｆ  ａｎｉｍａｌｓ」により処置された。６週齢の雌性ＤＢＡ／１マウス（Ｔａｃｏｎｉｃ，Ｋｏｒｅａ）を関節炎誘導し、一週間の環境適応を進行した。マウスは、標準飼料および水を摂取するようにし、４グループ（ｎ＝８）に分けて、おがくずが敷設されたケージ内で飼育した。Ｂｏｖｉｎｅ  Ｔｙｐｅ  II  ｃｏｌｌａｇｅｎを０．０５Ｍ酢酸に溶解させて、４℃で一日間混合した。前記溶液を、エマルジョンを形成する１ｍｇ／ｍＬのＭ．ｔｕｂｅｒｃｕｌｏｓｉｓの存在の下に、Ｃｏｍｐｌｅｔｅ  Ｆｒｅｕｎｄ’ｓ  Ａｄｊｕｖａｎｔ（ＣＦＡ）と１：１の比率で混合した。１次免疫は、マウスの尻尾の下部にエマルジョン１００マイクロリットルを皮下走査して実施した。２１日後、免疫反応を促進するために、同量体積のＢｏｖｉｎｅ局部  Ｔｙｐｅ  II  ｃｏｌｌａｇｅｎおよびＩｎｃｏｍｐｌｅｔｅ  Ｆｒｅｕｎｄ’ｓ  Ａｄｊｕｖａｎｔ（ＩＦＡ）を含むエマルジョンを投与した。
【００８７】
免疫促進後、４週目に０．７５％ＣＡＰマイクロニードルおよび局部ＣＡＰ処理を実施し、その後、６週間持続した。ＣＡＰマイクロニードルを、ＣＩＡマウスの関節炎にかかった後ろ足に毎週３回投与した。局部ＣＡＰ投与は、同じ体積で後ろ足に毎週３回投与し、接着剤を適用した。対照群のマウスグループは、腹腔内ＰＢＳ走査を週３回実施した。
【００８８】
赤血球沈降速度（ＥＳＲ）を測定するために、変形されたウェスターグレン方法を利用した。抗血液凝固剤であるＥＤＴＡの４倍体積をｓａｌｉｎｅの１倍体積に希釈して混合した。前記溶液をウェスターグレンピペットに移動させて、一時間垂直に維持させた。ミリメートル赤血球の数がこの時間の間に減少し、ＥＳＲを示した。
【００８９】
２０匹のマウス全体を前述した４グループに分けてマイクロ−ＣＴイメージング実験を行った。実験マウスの足をスキャニングし、マイクロ−ＣＴ（Ｂｒｕｋｅｒ  Ｓｋｙｓｃａｎ，ＵＳＡ）を利用して３次元構造を再構成した。関節炎誘導、治療スケジュールおよび動物犠牲は、前述した方法と同じ方法により行われた。ＴＮＦ−α（Ｔｕｍｏｒ  Ｎｅｃｒｏｓｉｓ  Ｆａｃｔｏｒ−α）、ＩＬ−１β（Ｉｎｔｅｒｌｅｕｋｉｎ  １β）、ＩＬ−６（Ｉｎｔｅｒｌｅｕｋｉｎ  ６）血清濃度は、固相サンドイッチＥＬＩＳＡ（Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ，ＭＤ，ＵＳＡ）を通じて測定した。
【００９０】
７．統計分析
統計比較は、ｏｎｅ−ｗａｙ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  ｖａｒｉａｎｃｅ（ＡＮＯＶＡ）を利用して３またはそれ以上のグループで行われた（Ｐ≦０．０５）。
【００９１】
実験結果
１．ＳＰＳ（Ｓｍａｒｔ  Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ  Ｓｙｓｔｅｍ）のデザイン
ＳＰＳ（Ｓｍａｒｔ  Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ  Ｓｙｓｔｅｍ）をデザインするために、パウダー形態の脂溶性薬物のサイズ減少、相転移（ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）を調査した後、図１ｂおよび図１ｃに示したように、経皮伝達のためにマイクロニードル内に集めて装着した。ＳＰＳを利用した脂溶性パウダー薬物伝達の証明実験において、本発明者らは、脂溶性染料として、ｌｏｇＰが５（８）と高い脂溶性を有するナイルレッド（Ｎｉｌｅ  Ｒｅｄ，ＮＲ）および関節炎の炎症−関連病理学的条件に対する潜在的な候補薬物として、ｌｏｇＰが４．０（９）である脂溶性薬物カプサイシン（ＣＡＰ）を選択した。
【００９２】
商業的に購入可能な結晶形ＮＲおよびＣＡＰのサイズは、それぞれ、６．７２３±５μｍおよび４．８４５±３μｍである。しかし、ＮＲのサイズは、均質化の後、ＮＲのサイズが１．７９７±７μｍおよびＣＡＰサイズが０．９８６±６μｍに減少した。本発明者らは、粒子サイズの減少が理想的なポリマー組合せのサイズ−依存的スクリーニングに基づくＳＰＳを用いてなされることができると仮定した。前記目的を達成するために、本発明者らは、親水性、脂溶性および両親媒性生分解性ポリマーの多様な化学的利用可能性を活用するＳＰＳを開発した。生分解性ポリマーシステムは、水に対する可溶性が低い薬物の溶解度を増加させる目的で使用される（１１）。また、このようなシステムは、マイクロニードルバックボーンとして広く使用されてきた（１２）。このような事実に基づいて、４種類の生分解性ポリマーを選択し、マイクロニードルマトリックスとして使用した。３種類の親水性ポリマーとして、ヒアルロン酸（Ｈｙａｌｕｒｏｎｉｃ  Ａｃｉｄ，ＨＡ）およびカルボキシメチルセルロース（Ｃａｒｂｏｘｙｍｅｔｈｙｌ  Ｃｅｌｌｕｌｏｓｅ，ＣＭＣ）を選択し、両親媒性ポリマーとしてポリビニルアルコール（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  Ａｌｃｏｈｏｌ，ＰＶＡ）およびポリビニルピロリドン（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  Ｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ，ＰＶＰ）を選択した。このうち、ポリビニルピロリドン（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  Ｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ，ＰＶＰ）は、ＳＰＳの鋳型（ｔｅｍｐｌａｔｅｓ）として使用された。ヒアルロン酸は、酸加水分解性により電解質になる特性により選別され、ＣＭＣは、マイクロニードルマトリックス剤形において役に立つ高い親水性により選別され、ＰＶＡは、良く知られた界面活性剤であって、脂溶性薬物の溶解度を増加させる。ＰＶＰは、両親媒性（ａｍｐｈｉｐｈｉｌｉｃ）により選別され、これにより、疎水性ポリマーだけでなく、親水性ポリマーとしての性質も提供し、また、脂溶性薬物の再結晶化を抑制するＰＶＰの結晶ポジショニング効果（ｃｒｙｓｔａｌ  ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ  ｅｆｆｅｃｔ）を提供する。
【００９３】
ＨＡ、ＣＭＣ、ＰＶＡおよびＰＶＰの１０重量％を均質化し、均質に分散した溶液を形成するために、０．１％ＮＲおよび０．７５％ＣＡＰとともに超音波処理した。ＨＡ、ＣＭＣ、ＰＶＡおよびＰＶＰとともに均質化されたＮＲおよびＣＡＰの流体力学的直径を表１に示した。明白なことは、ＨＡおよびＣＭＣのような親水性ポリマーと均質化されたＮＲおよびＣＡＰの粒子サイズが増加したことであり、これは、ＨＡおよびＣＭＣの親水性環境の下で薬物の凝集が起こったからである。また、ＰＶＡは、ＰＶＰと比較して、ＮＲおよびＣＡＰのサイズ減少で低い効果を示した。これは、ＰＶＡにはない両親媒性の側鎖によるＰＶＰの生分解性のためであると推測される。粒子サイズがＰＶＡおよびＰＶＰで小さく観察されるにもかかわらず、ナノメートルのサイズ範囲までは到達せず、これは、各ポリマーシステムだけでは、パウダー形態の脂溶性薬物のサイズ減少に充分でないことを意味する。しかし、脂溶性および親水性ポリマーの化学的特性を全部有する本発明のスマートポリマーシステム（ＳＰＳ）を利用してこのような問題点を解決することができる（下記の実施例を参照）。
【００９４】
【表１】
0006496041.tif 000002
【００９５】
２．マイクロニードルとして考案されたスマートポリマーシステムおよびコロイド構造の分析
脂溶性薬物粒子サイズの調整を可能にするＳＰＳのための組合せを研究するために、重量比がそれぞれ５：１、４：１、３：１、２：１、１：１、１：２、１：３、１：４および１：５であるＣＭＣおよびＰＶＰ；ＨＡおよびＰＶＰ；ＣＭＣおよびＰＶＡ；ＨＡおよびＰＶＡ；ＰＶＰおよびＰＶＡ；およびＣＭＣおよびＨＡの組合せでＮＲおよびＣＡＰの粒子サイズを分析した（図２ａおよび図２ｂ）。重要な点は、すべてのポリマーシステムにおいて最も小さい粒子サイズは、１：１の組合せで観察されたということである。
【００９６】
しかし、ＣＭＣを含む組合せの粒子サイズは、脂溶性薬物の凝集に作用する水分保有力（ｗａｔｅｒ  ｒｅｔｅｎｔｉｏｎ  ｐｒｏｐｅｒｔｙ）および高い粘性（ｖｉｓｃｏｓｉｔｙ）により、ＣＭＣがない場合よりすべての比率において高く現れた。以前の研究では、ＰＶＡの界面活性が脂溶性薬物の溶解（ｄｉｓｓｏｌｕｔｉｏｎ）に重要な役目をすることが明らかになった（１３）。驚くべきことに、ＣＭＣおよびＨＡの組合せでＰＶＡの粒子サイズは、ほとんどマイクロメーター範囲にあり、これは、親水性ポリマーの存在の下で溶解性が妨害されることを示す。また、脂溶性薬物の内部中心（ｉｎｎｅｒ  ｃｏｒｅ）を形成し、親水性外部表面と接触する面積を最小化するために凝集する傾向がある、脂溶性薬物の周囲の親水性環境を形成するこのような親水性ポリマーのように、親水性ポリマーを含む組合せの大部分で粒子サイズが増加することが明らかになった。しかし、ＨＡおよびＰＶＰ（１：１）は、ＮＲで１５７．４±６ｎｍおよびＣＡＰで１６７．４±４ｎｍと最も小さい粒子サイズを示し、これは、下記で記述するように、化学的官能基を通じて脂溶性薬物との相互作用が増加するＰＶＰの疎水性のためである。したがって、ＳＰＳデザインで最初の基準である粒子サイズ減少は、二つのポリマー組成（ＨＡおよびＰＶＰ）の最適比率（１：１）を通じて充足された。
【００９７】
走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）（図２ｃ、２ｄ、２ｅ）および透過電子顕微鏡（ＴＥＭ）（図２ｆ、２ｇ、２ｈ）写真により証明されたように、コロイド構造の形成をもたらす本発明のＳＰＳデザインは、疎水性（脂溶性薬物）および親水性（ＨＡ）成分で構成される。ＳＥＭイメージは、ＮＲの円形コロイド粒子サイズが約１６８±１２ｎｍであり（図面の矢印の部分）、ＣＡＰが約１５５±８ｎｍ（図２ｅ）であることを示し、粒子サイズ分析データにおいても同じ結果が現れた。また、このようなコロイド構造は、ＴＥＭイメージを通じて粒子サイズがＮＲで１６１±３２ｎｍであり、ＣＡＰで１５４±３ｎｍで現れることを確認した。ＴＥＭの粒子サイズは、無視できるほど粒子サイズ分析データと差異を示した。
【００９８】
コロイド構造の形成を起こすＳＰＳの基本メカニズムを評価するために、Ｆｏｕｒｉｅｒ  Ｔｒａｎｓｆｅｒ  Ｉｎｆｒａｒｅｄ  Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ（ＦＴＩＲ）分析（ポリマーと薬物の相互作用分析のためである、１４）を行った。ポリマーが特定化学結合を通じて薬物と相互作用するとき、原子または分子振動に依存する特定ピークが観察された（１５）。明白に、ＳＰＳを用いたコロイドの形成において重要な決定因子は、ＨＡおよびＰＶＰのようなポリマーと脂溶性薬物間の相互作用である（１６）。以前の研究では、ＰＶＰが異種原子およびピロリドンリング内のカルボニル基で構成されることを示した。ピロリドンリングは、振動モードの大部分を十分に減少させて、粒子の形成に寄与する水素結合に非常に敏感なカーボニル結合線（ｓｔｒｅｔｃｈ）の頻度に変化をもたらす（１７）。したがって、ＳＰＳでＰＶＰの効果に基づくスペクトルを観察した。図２ｉのように、青色ブロックは、１４００〜１７００ｃｍ−１で一般的に現れるカルボニル結合（Ｃ＝Ｏ  ｓｔｒｅｔｃｈ）振動に該当し、黄色ブロックは、６１０〜７２５ｃｍ−１に現れるアルカン（Ｃ−Ｈ  ｓｔｒｅｔｃｈ）に該当し、ピンク色ブロックは、３０００〜３５００ｃｍ−１でカルボン酸（Ｏ−Ｈ  ｓｔｒｅｔｃｈ）に該当する。たとえカルボニル振動がＮＲ；ＣＡＰ；ＨＡ；ＰＶＰ；ＨＡ：ＰＶＰ；ＨＡ：ＰＶＰおよびＮＲ；およびＨＡ：ＰＶＰおよびＣＡＰで観察されたが、振動の位置および強度は多様であった。Ｃ＝Ｏの強度は、疎水性ＰＶＰ（１６３９ｃｍ−１）だけでなく、脂溶性薬物（ＮＲ：１６２７ｃｍ−１；ＣＡＰ：１６２７ｃｍ−１）においても高く現れた。興味深い点は、ＨＡ：ＰＶＰ（１６３１ｃｍ−１）、ＨＡ：ＰＶＰ  ｗｉｔｈ  ＮＲ（１６３５ｃｍ−１）およびＨＡ：ＰＶＰ  ｗｉｔｈ  ＣＡＰ（１６３９ｃｍ−１）のように脂溶性薬物を含む組合せで、ＳＰＳで内部結合の形成においてＰＶＰの効果を示すＰＶＰ（１６３９ｃｍ−１）バンドストレッチ（ｂａｎｄ  ｓｔｒｅｔｃｈ）周囲のバンド移動（ｓｈｉｆｔ）が現れたことである。しかし、ＨＡのＣ＝Ｏ結合バンドでは、１６２５ｃｍ−１で観察された。また、バンドは、疎水性ＰＶＰ（１４０７〜１７４９ｃｍ−１）、ＮＲ（１４７５〜１７５５ｃｍ−１）およびＣＡＰ（１４８５〜１７５５ｃｍ−１）で広く現れた。バンドは、ＨＡ：ＰＶＰおよびＮＲ（１４９４〜１７５５ｃｍ−１）およびＨＡ：ＰＶＰおよびＣＡＰ（１４９０〜１７５５ｃｍ−１）のようなＰＶＰおよび脂溶性薬物を含む組合せで狭く現れ、これは、ＳＰＳ内でコロイド構造を形成することを意味する。このようなＣ＝Ｏ波状数（ｗａｖｅｎｕｍｂｅｒ）の変化は、結合弱化によるＰＶＰ内酸素の孤立電子対（ｌｏｎｅ  ｐａｉｒ）からＮＲおよびＣＡＰの空きオービタルへの一部の電子提供により現れ、これは、水素が粒子形成のための水素結合−前述したように、ＳＰＳ内コロイド構造形成、すなわち粒子形成をもたらす−を形成するために、孤立電子対を受け入れることによって現れる。
【００９９】
また、エステル結合は、３２８８ｃｍ−１でＮＲ（２９３９〜３７０５ｃｍ−１）、３２９４ｃｍ−１でＣＡＰ（２９３７〜３６９７ｃｍ−１）および３２６１ｃｍ−１でＰＶＰ（２９１６〜３６９１ｃｍ−１）と広範囲であるが、多少弱く現れ、これは、３３０７ｃｍ−１で観察されたＨＡ（２９４１〜３６９１ｃｍ−１）と比較してさらに狭くて且つ弱く現れた。比較すると、３２６５ｃｍ−１でＨＡ：ＰＶＰ（２９４３〜３６９１ｃｍ−１）に現れた結合は、さらに狭くて且つ弱く現れ、これは、ＨＡがＰＶＰとエステル結合を通じて相互作用する可能性があることを意味する。しかし、脂溶性薬物の組合せを含むＰＶＰは、３３３８ｃｍ−１でのＨＡ：ＰＶＰおよびＮＲ（２９４５〜３６９５ｃｍ−１）および３３３２ｃｍ−１でのＨＡ：ＰＶＰおよびＣＡＰ（２９３３〜３６９５ｃｍ−１）のように、結合線が広くて且つより強く現れ、これは、脂溶性薬物がＨＡを通じて形成する結合よりＰＶＰを通じてエステル結合を良好に形成することを意味する。前記結果により、本発明者らは、ＰＶＰのカルボニル基および脂溶性薬物のヒドロキシ基が水素結合を形成し、コロイドを形成すると結論付けた。
【０１００】
マイクロサイズの結晶パウダー脂溶性薬物が相転移を起こす場合にのみ、ナノサイズのコロイド構造の形成が可能である。重要なことは、ポリマー性質がパウダー脂溶性薬物の相変化に影響を与えるようにＳＰＳが設計された。これと同様に、前述した相互作用は、結晶ポジショニング効果（ｃｒｙｓｔａｌ  ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ  ｅｆｆｅｃｔ）と呼ばれる無定形での薬物安定化のための結合部位を提供することによって、結晶化を妨害すると予想される。ＰＶＰのアミドカルボニル基および脂溶性薬物の水素ドナー間の水素結合は、薬物の結晶化を抑制し、無定形状態を維持することができる（１９）。また、ＰＶＰと相互作用するとき、結晶形薬物は、無定形状態に変わって、溶解度を向上させると予想される。したがって、ＰＶＰの存在の下で脂溶性薬物の無定形化を確認するために、本発明者らは、二種類の脂溶性薬物のＸ−ｒａｙ回折分析を行った。ＮＲおよびＣＡＰは、クルード形態で特徴的なピークを示した。ＮＲおよびＣＡＰは、１９．３２〜２３．０６および１０．１５〜１０．４７で回折角度２θを示す回折ピークを有する結晶物質として存在する（図２ｊ）。しかし、ＨＡ：ＰＶＰの１：１組合せで無定形のピーク（ｈｕｍｐ）が現れた。結晶形ピークの不在（ａｂｓｅｎｃｅ）は、以前の研究に基づく無定形の形成を意味する（２０）。前述したように、ＳＰＳデザインのための初めての三つの基準である粒子減少、コロイド形成および無定形化により、パウダー脂溶性薬物が最適比率でＨＡおよびＰＶＰと効果的に組み合わせられることができることを証明する手段を提供する。
【０１０１】
３．ＳＰＳの細胞毒性評価
本発明者らは、脂溶性薬物伝達のためのＳＰＳで使用される生分解性ポリマーＰＶＰの細胞毒性評価をＭＴＴ  ａｓｓａｙを利用して行った（図３）。皮膚細胞のモデルとして経皮伝達用ポリマー研究に広く使用されるＨａＣａＴ細胞ラインおよび元気なヒト細胞モデルとしてＨＥＫ２９３細胞が使用された。ＳＰＳ抽出物をそれぞれの細胞に投与したとき、二つの実験群の両方で７２時間有意な細胞毒性が現れず、細胞適合性が維持されることを確認することができた。
【０１０２】
４．ＳＰＳを利用したマイクロニードル製作およびＦｒａｎｚセル分析を用いたインビトロ分析
本発明者らは、成功的な脂溶性薬物伝達のためのＳＰＳを評価した。ＳＰＳシステムを利用すると、前記で明らかにされたように、パウダー脂溶性薬物の相変異、サイズ減少、均質化などの効果が得られたが、これを直接皮膚に局所的に適用させることは、パウダー脂溶性薬物を運搬しなかった（データ未記載）。したがって、パウダー脂溶性薬物が皮膚障壁を克服できる方法が十分に理解されなければならない。以前の研究では、生分解性マイクロニードルで製作されることによって、経皮伝達を伝達させるポリマーを選択した。本発明によるＳＰＳデザインのＨＡおよびＰＶＰは、マイクロニードルに対する以前の知識に基づくドローイングリソグラフィ（ｄｒａｗｉｎｇ  ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ）を用いて、３次元マイクロスケールデバイス、例えば生分解性マイクロニードルで構築され得る。皮膚パッチは、図４ａに示されたように、マイクロニードルアレイを収得するために開発した技術を用いて製作された（２１）。したがって、本発明で考案されたマイクロニードルは、ＳＰＳの化学的ｉｎｔｅｇｒｉｔｙを維持し、パウダー脂溶性薬物がいかなる妨害もなく、皮膚を貫通して運搬され得るようにするＳＰＳプラットホームを提供することができる。
【０１０３】
マイクロニードルを介したＳＰＳでパウダー脂溶性薬物の効果的な運搬について研究するために、Ｆｒａｎｚセル拡散を利用してマイクロニードルからのＮＲおよびＣＡＰ放出に対するインビトロ分析を行った（図４ｂ）。ＮＲは、適用３０分内に迅速に拡散され、次いで、一時間内に濃度が急に増加し、その後、一定速度を示した。しかし、ＣＡＰは、一時間以内に拡散され、２時間急激な薬物放出を示した。これは、拡散は、化合物の脂溶性に依存的であることを意味する。ＣＡＰより脂溶性が高いＮＲは、拡散がより迅速に起こった。薬物放出は、パッチ適用後、数時間だけ現れ、これは、皮膚膜を介したポリマー溶解およびコロイド拡散の組合せわせた効果によるものと判断される。適用１２時間後、ＣＡＰで８６％（ｎ＝３）で現れたこととは異なって、ＮＲローディングされたマイクロニードルの場合、適用８時間後、７４％（ｎ＝３）を示した。ＮＲ薬物放出の場合、１時間後、受容体での薬物で一定の増加を示し、その後、ゆっくり増加した。ＣＡＰの場合、２時間後、薬物放出が現れ、その後、８時間まで薬物がゆっくり放出され、その後、漸進的に一定に増加した。これは、このような脂溶性化合物の拡散は、皮膚膜を通じて受動的に調節されることを意味する。化合物は、コロイド状態であるから、すべての薬物は、皮膚を通じて拡散されることばできない。これは、一日間（ｏｖｅｒｎｉｇｈｔ）２０％エタノールを含むＰＢＳでＦｒａｎｚ  ｃｅｌｌからパッチを撹はん（ｓｔｉｒｒｉｎｇ）させることによって確認した。
【０１０４】
また、豚の死体の皮膚でＦｒａｎｚ  ｃｅｌｌ拡散中に放出されるＣＡＰパーティクルのサイズを測定した（図４ｃ）。Ｆｒａｎｚ  ｃｅｌｌ受容体でＰＢＳ溶液サンプルをＣＡＰマイクロニードル適用０、６、１２、２４時間後に採取した後、ＳＥＭイメージ分析を通じてパーティクルサイズを測定した。測定結果、ＣＡＰマイクロニードル適用２４時間後まで一定のサイズのＣＡＰパーティクルが放出されることを確認した。
【０１０５】
５．ＣＡＰマイクロニードルを利用したインビボ分析
可能な薬物伝達システムとしてのマイクロニードルの成功的な適用を示すために、本発明者らは、ＤＢＡ／１マウス（２２）で関節炎治療のためのＣＡＰマイクロニードルの効果を研究した。以前の研究では、カプサイシンがＰＰＡＲｓ（Ｐｅｒｏｘｉｓｏｍｅ  ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｏｒ−ａｃｔｉｖａｔｅｄ  ｒｅｃｅｐｔｏｒｓ）（２３）を通じて前炎症性サイトカイン（例えば、ＴＮＦ−α、ＩＬ−１βおよびＩＬ−６）の生成を抑制することを示した。ＣＡＰの治療的活性は、４週齢のＴｙｐｅ  II  ｃｏｌｌａｇｅｎ  Ｉｎｄｕｃｅｄ  Ａｒｔｈｒｉｔｉｃ（ＣＩＡ）マウスの足に、６週間一週間に３回０．７５％ＣＡＰマイクロニードルまたは０．７５％局部ＣＡＰ適用によって評価された。
【０１０６】
対照群（ｎ＝８）は、ｔｙｐｅ  II  ｃｏｌｌａｇｅｎを投与しないマウスを使用した。ＲＡモデル（ＣＡＰマイクロニードルまたは局部ＣＡＰ未投与グループ）（ｎ＝８）の後ろ足の浮腫に対する顕微鏡イメージで関節炎の誘導が目視で観察されることを確認した。しかし、ＣＡＰマイクロニードル（ｎ＝８）および局部ＣＡＰ（ｎ＝８）処理群は、後ろ足の浮腫が明確に減少した（図５ａ、上方の列）。ＣＡＰマイクロニードルおよび局部ＣＡＰ処置による後ろ足の浮腫の減少を確認し、また、関節炎の治療過程中に骨の変化を観察するために、３次元マイクロ−ＣＴイメージングを行った。予想した通り、非投与ＣＩＡ群で広範囲な骨の破壊が観察され、ＣＡＰマイクロニードルグンでは、骨が全て保存されていることを確認した（図５ａ、下方の列）：ＣＡＰマイクロニードル処理ＣＩＡマウスでの骨は、図５ｂに示した対照群グループと比較される。また、治療過程後、骨保存程度のパラメーターになる骨体積（ｂｏｎｅ  ｖｏｌｕｍｅ，ＢＶ）および骨体積／組織体積（ＢＶ／ＴＶ）を測定した。
【０１０７】
ＣＡＰマイクロニードル処置されたＣＩＡマウスは、対照群と比較して、ＢＶおよびＢＶ／ＴＢで大きな増加を示した（ｐ＜０．０５）。イメージング結果により、本発明者らは、ＣＡＰがＳＰＳシステムを通じて成功的に運搬され、ＣＩＡマウスで骨体積および状態（ｉｎｔｅｇｒｉｔｙ）を保存することによって、ＣＩＡマウスで関節炎を効果的に減少させることが分かった。イメージ分析では、結論的に、赤血球沈降速度（ｅｒｙｔｈｒｏｃｙｔｅ  ｓｅｄｉｍｅｎｔａｔｉｏｎ  ｒａｔｅ，ＥＳＲ）を分析することによって、感染部位で炎症を減少させるＣＡＰの活性を測定した。ＥＳＲは、ＲＡの存在を評価する臨床的尺度である。ＥＳＲは、ＲＡ間炎症に対する程度を示すので、ＲＡがない対照群と比較した時のように、その比率は、関節炎マウスでＣＦＡによって誘発された関節炎誘導と比較される。関節炎マウスで観察された増加したＥＳＲレベルは、ＣＡＰマイクロニードル処置されたマウスで約７６．５３％程度かなり減少した（Ｐ≦０．０５、図５ｃ参照）。関節リウマチ（ＲＡ）は、サイトカインを含む白血球によって分泌される多くの前炎症性分子によって誘発されると見なされるので、前記結果は、ＣＡＰマイクロニードルがＲＡ誘導された炎症を減少させるのに効果的であることを示す。ＲＡの主な特徴は、ＴＮＦ−α、ＩＬ−１β）およびＩＬ−６のようなサイトカインを持続的に生成することである（２４）。したがって、炎症性サイトカインの発現を調節するに際して、ＣＡＰマイクロニードルの能力を測定するために、対照群、ＲＡモデル、ＣＡＰマイクロニードルおよび局部ＣＡＰ処置ＣＩＡマウス群でＴＮＦ−α、ＩＬ−１βおよびＩＬ−６のような炎症性サイトカインの血清レベルを定量分析した。
【０１０８】
図５ｄのように、ＲＡ誘導されたマウスは、血清内すべてのサイトカインが顕著に増加し、ＲＡモデルでは、対照群に比べてＴＮＦ−αおよびＩＬ−６の血清レベルが１倍増加し、ＩＬ−１βは、２倍増加した。ＣＡＰマイクロニードル処置群は、ＴＮＦ−αレベルが約３２．１８％減少し、これは、局部ＣＡＰ処置群（２２．５１％）より１０％高かった。また、ＣＡＰ投与後、ＩＬ−１βレベルは、約５０％減少し、これは、局部処置群（４７．１１％）より約３％高かった。ＣＡＰマイクロニードル適用後のＩＬ−６血清レベルは、対照群と比較してＲＡモデルで２４．５４％とさらに低く現れた。このような結果は、ＳＰＳ基盤マイクロニードルによるＣＡＰ運搬は、局部適用した場合より白血球のＴＮＦ−α、ＩＬ−１βおよびＩＬ−６の生成を良好に調節できることを意味する。ＣＡＰは、皮膚の表皮層に由来する上皮神経繊維（ｅｐｉｄｅｒｍａｌ  ｎｅｒｖｅ  ｆｉｂｅｒｓ，ＥＮＦｓ）に位置するＰＰＡＲｓのアナログリガンドであるから、マイクロニードルの投与は、局部的用と比較しても、高い抗炎症性メカニズムを誘発するＥＮＦ上にＣＡＰを直接的に露出させる。局部適用（ｔｏｐｉｃａｌ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ）は、関節炎を減少させることができるが、これらの薬物伝達は、ＥＮＦに対し間接的な薬物露出になるだけであり、効率性が多様に現れる。これは、ＣＡＰマイクロニードルがＲＡの治療において重要な開発であることを意味する。
【０１０９】
ＳＰＳ内無定形パウダー形態の脂溶性薬物を投与する新しい接近法が提案された。脂溶性薬物は、水に対する溶解度が低くて、投与時、薬物の可溶性形態の利用が要求されるため、薬物は、無定形にローディングされるので、本発明者らは、このような溶解度の問題を克服するために、パウダー形態の脂溶性薬物によりマイクロニードルシステムの用途を証明した。均質化およびＨＡおよびＰＶＰの最適比率（１：１）によってコロイド粒子サイズが減少し、このような粒子、例えば無定形パウダー形態として脂溶性薬物を含むコロイド構造の様子は、ＳＥＭおよびＴＥＭを通じて確認された。脂溶性薬物とＨＡおよびＰＶＰ間の相互作用によるコロイド構造の形成は、ＰＶＰ存在の下で薬物の溶解に因るものと確認された。安定化および溶解度に基づくメカニズムは、ＦＴＩＲ分析で説明される。
【０１１０】
結果的に、本発明のスマートポリマーシステムは、「脂溶性薬物がローディング可能な生分解性マイクロニードル」の製作可能性を示し、これを利用したカプサイシンがローディングされたマイクロニードルは、関節リウマチを治療するに際して効果的な道具になり得る。また、溶媒剤を使用しない本発明のスマートポリマーシステムは、安全で且つ効率的な脂溶性薬物伝達を可能にするので、本システムは、適切な溶媒剤がないか、生物学的利用可能性が低い、大きい分子量を有する数千種類の脂溶性薬物の伝達において新しい突破口になり得る。
【０１１１】
以上、本発明の特定の部分を詳細に記述したところ、当業界の通常の知識を有する者にとってこのような具体的な技術は単に好ましい具現例に過ぎず、これに本発明の範囲が限定されない点は明白である。したがって、本発明の実質的な範囲は、添付の請求項とその等価物によって定義されると言える。
【０１１２】
参照文献
１．Ｂｏｘ  ＫＪ，  ＆  Ｃｏｍｅｒ，  Ｊ．Ｅ．Ａ．  Ｕｓｉｎｇ  ｍｅａｓｕｒｅｄ  ｐＫａ，  ＬｏｇＰ  ａｎｄ  ｓｏｌｕｂｉｌｉｔｙ  ｔｏ  ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｅ  ｓｕｐｅｒｓａｔｕｒａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｐｒｅｄｉｃｔ  ＢＣＳ  ｃｌａｓｓ．  Ｃｕｒｒｅｎｔ  ｄｒｕｇ  ｍｅｔａｂｏｌｉｓｍ  ２００８，  ９（９）：  ８６９−８７８．
【０１１３】
２．Ｌｅｅｓｏｎ  ＰＤ，  Ｓｐｒｉｎｇｔｈｏｒｐｅ  Ｂ．  Ｔｈｅ  ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ  ｏｆ  ｄｒｕｇ−ｌｉｋｅ  ｃｏｎｃｅｐｔｓ  ｏｎ  ｄｅｃｉｓｉｏｎ−ｍａｋｉｎｇ  ｉｎ  ｍｅｄｉｃｉｎａｌ  ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ．  Ｎａｔｕｒｅ  Ｒｅｖｉｅｗｓ  Ｄｒｕｇ  Ｄｉｓｃｏｖｅｒｙ  ２００７，  ６（１１）：  ８８１−８９０．
【０１１４】
３．Ｗａｄｈｗａ  Ｊ，  Ｎａｉｒ  Ａ，  Ｋｕｍｒｉａ  Ｒ．  Ｅｍｕｌｓｉｏｎ  ｆｏｒｍｉｎｇ  ｄｒｕｇ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  ｌｉｐｏｐｈｉｌｉｃ  ｄｒｕｇｓ．  Ａｃｔａ  Ｐｏｌ  Ｐｈａｒｍ  ２０１２，  ６９（２）：  １７９−１９１．
【０１１５】
４．Ｒａｕｔｉｏ  Ｊ，  Ｋｕｍｐｕｌａｉｎｅｎ  Ｈ，  Ｈｅｉｍｂａｃｈ  Ｔ，  Ｏｌｉｙａｉ  Ｒ，  Ｏｈ  Ｄ，  Ｊａｒｖｉｎｅｎ  Ｔ，  ｅｔ  ａｌ．  Ｐｒｏｄｒｕｇｓ：  ｄｅｓｉｇｎ  ａｎｄ  ｃｌｉｎｉｃａｌ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．  Ｎａｔｕｒｅ  Ｒｅｖｉｅｗｓ  Ｄｒｕｇ  Ｄｉｓｃｏｖｅｒｙ  ２００８，  ７（３）：  ２５５−２７０．
【０１１６】
５．Ｄｉｃｋ  Ｆ．  Ｓｏｌｖｅｎｔ  ｎｅｕｒｏｔｏｘｉｃｉｔｙ．  Ｏｃｃｕｐａｔｉｏｎａｌ  ａｎｄ  ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔａｌ  ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ２００６，  ６３（３）：  ２２１−２２６．
【０１１７】
６．Ｌｉｐｉｎｓｋｉ  ＣＡ．  Ｄｒｕｇ−ｌｉｋｅ  ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ａｎｄ  ｔｈｅ  ｃａｕｓｅｓ  ｏｆ  ｐｏｏｒ  ｓｏｌｕｂｉｌｉｔｙ  ａｎｄ  ｐｏｏｒ  ｐｅｒｍｅａｂｉｌｉｔｙ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｉｃａｌ  ａｎｄ  ｔｏｘｉｃｏｌｏｇｉｃａｌ  ｍｅｔｈｏｄｓ  ２０００，  ４４（１）：  ２３５−２４９．
【０１１８】
７．Ｆｕｎｋｅ  ＡＰ，  Ｇｕｎｔｈｅｒ  Ｃ，  Ｍｕｌｌｅｒ  ＲＨ，  Ｌｉｐｐ  Ｒ．  Ｉｎ−ｖｉｔｒｏ  ｒｅｌｅａｓｅ  ａｎｄ  ｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌ  ｆｌｕｘｅｓ  ｏｆ  ａ  ｈｉｇｈｌｙ  ｌｉｐｏｐｈｉｌｉｃ  ｄｒｕｇ  ａｎｄ  ｏｆ  ｅｎｈａｎｃｅｒｓ  ｆｒｏｍ  ｍａｔｒｉｘ  ＴＤＳ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ  ｒｅｌｅａｓｅ  ２００２，  ８２（１）：  ６３−７０．
【０１１９】
８．Ｗａｎｇ  ＪＤ，  Ｄｏｕｖｉｌｌｅ  ＮＪ，  Ｔａｋａｙａｍａ  Ｓ，  ＥｌＳａｙｅｄ  Ｍ．  Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  ｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ  ｉｎｔｏ  ＰＤＭＳ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｃｈａｎｎｅｌｓ．  Ａｎｎａｌｓ  ｏｆ  ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  ２０１２，  ４０（９）：  １８６２−１８７３．
【０１２０】
９．Ｌａｚａｒ  Ｊ，  Ｂｒａｕｎ  ＤＣ，  Ｔｏｔｈ  Ａ，  Ｗａｎｇ  Ｙ，  Ｐｅａｒｃｅ  ＬＶ，  Ｐａｖｌｙｕｋｏｖｅｔｓ  ＶＡ，  ｅｔ  ａｌ．  Ｋｉｎｅｔｉｃｓ  ｏｆ  ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ  ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ  ｔｈｅ  ａｐｐａｒｅｎｔ  ｐｏｔｅｎｃｙ  ｏｆ  ｖａｎｉｌｌｏｉｄｓ  ｏｎ  ＴＲＰＶ１．  Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｙ  ２００６，  ６９（４）：  １１６６−１１７３．
【０１２１】
１０．Ｉｔｏ  Ｙ，  Ｙｏｓｈｉｍｕｒａ  Ｍ，  Ｔａｎａｋａ  Ｔ，  Ｔａｋａｄａ  Ｋ．  Ｅｆｆｅｃｔ  ｏｆ  ｌｉｐｏｐｈｉｌｉｃｉｔｙ  ｏｎ  ｔｈｅ  ｂｉｏａｖａｉｌａｂｉｌｉｔｙ  ｏｆ  ｄｒｕｇｓ  ａｆｔｅｒ  ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ  ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ  ｂｙ  ｄｉｓｓｏｌｖｉｎｇ  ｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｓ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌ  ｓｃｉｅｎｃｅｓ  ２０１２，  １０１（３）：  １１４５−１１５６．
【０１２２】
１１．Ｓｉｎｇｈａｖｉ  ＤＪ，  Ｋｈａｎ  Ｓ，  Ｙｅｏｌｅ  ＰＧ．  Ｉｍｐｒｏｖｅｍｅｎｔ  ｏｆ  ｄｉｓｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｂｅｈａｖｉｏｒ  ｏｆ  ｐｏｏｒｌｙ  ｗａｔｅｒ  ｓｏｌｕｂｌｅ  ｄｒｕｇｓ  ｂｙ  ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ  ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ  ｓｕｂｍｉｃｒｏｎ  ｃａｒｒｉｅｒｓ  ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ  ｓｐａｒｉｎｇｌｙ  ｍｅｔｈｙｌａｔｅｄ  β−ｃｙｃｌｏｄｅｘｔｒｉｎ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｓｃｉｅｎｃｅ：  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ２０１３，  ２４（４）：  ９４１−９４９．
【０１２３】
１２．Ｋｉｍ  Ｍ，  Ｙａｎｇ  Ｈ，  Ｋｉｍ  Ｈ，  Ｊｕｎｇ  Ｈ．  Ｎｏｖｅｌ  ｃｏｓｍｅｔｉｃ  ｐａｔｃｈｅｓ  ｆｏｒ  ｗｒｉｎｋｌｅ  ｉｍｐｒｏｖｅｍｅｎｔ：  ｒｅｔｉｎｙｌ  ｒｅｔｉｎｏａｔｅ−  ａｎｄ  ａｓｃｏｒｂｉｃ  ａｃｉｄ−  ｌｏａｄｅｄ  ｄｉｓｓｏｌｖｉｎｇ  ｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｓ．  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃｏｓｍｅｔｉｃ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ２０１４，  ３６（３）：  ２０７−２１２．
【０１２４】
１３．Ｌｉｕ  Ｊ，  Ｈｏｆｆｍａｎｎ  Ｈ．  Ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｉｎ  ａｑｕｅｏｕｓ  ｐｈａｓｅｓ  ｏｆ  ｐｏｌｙｖｉｎｙｌａｌｃｏｈｏｌ  （ＰＶＡ），  ｓｕｒｆａｃｔａｎｔｓ  ａｎｄ  ｃｌａｙ  ｍｉｎｅｒａｌｓ．  Ｃｏｌｌｏｉｄ  ａｎｄ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ２００４，  ２８３（１）：  ２４−３２．
【０１２５】
１４．Ｍａｎｊｕ  Ｓ，  Ｓｒｅｅｎｉｖａｓａｎ  Ｋ．  Ｃｏｎｊｕｇａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｃｕｒｃｕｍｉｎ  ｏｎｔｏ  ｈｙａｌｕｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ  ｅｎｈａｎｃｅｓ  ｉｔｓ  ａｑｕｅｏｕｓ  ｓｏｌｕｂｉｌｉｔｙ  ａｎｄ  ｓｔａｂｉｌｉｔｙ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｃｏｌｌｏｉｄ  ａｎｄ  ｉｎｔｅｒｆａｃｅ  ｓｃｉｅｎｃｅ  ２０１１，  ３５９（１）：  ３１８−３２５．
【０１２６】
１５．Ｓａｗａｎｔ  ＰＤ，  Ｌｕｕ  Ｄ，  Ｙｅ  Ｒ，  Ｂｕｃｈｔａ  Ｒ．  Ｄｒｕｇ  ｒｅｌｅａｓｅ  ｆｒｏｍ  ｈｙｄｒｏｅｔｈａｎｏｌｉｃ  ｇｅｌｓ．  Ｅｆｆｅｃｔ  ｏｆ  ｄｒｕｇ’ｓ  ｌｉｐｏｐｈｉｌｉｃｉｔｙ  （ｌｏｇ  Ｐ），  ｐｏｌｙｍｅｒ−ｄｒｕｇ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ  ａｎｄ  ｓｏｌｖｅｎｔ  ｌｉｐｏｐｈｉｌｉｃｉｔｙ．  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ  ２０１０，  ３９６（１）：  ４５−５２．
【０１２７】
１６．Ｃｈａｄｈａ  Ｒ  ＫＶ，  Ｋｕｍａｒ  Ａ．  Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  ｕｓｅｄ  ｔｏ  ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚｅ  ｄｒｕｇ−ｐｏｌｙｖｉｎｙｌｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ  ｓｙｓｔｅｍｓ  ｉｎ  ｓｏｌｉｄ  ａｎｄ  ｌｉｑｕｉｄ  ｓｔａｔｅｓ−  Ａｎ  ｏｖｅｒｉｖｉｅｗ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ  ＆  Ｉｎｄｕｓｔｒｉａｌ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  ２００６，  ６５：  ４５９−４６９．
【０１２８】
１７．Ｔｕ  ＷＸ  ＺＸ，  Ｌｉｕ  ＨＦ．  Ｓｔｕｄｙ  ｏｎ  ｔｈｅ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ  ｂｅｔｗｅｅｎ  ｐｏｌｙｖｉｎｙｌｐｙｒｒｏｌｉｄｏｎｅ  ａｎｄ  ｐｌａｔｉｎｕｍ  ｍｅｔａｌｓ  ｄｕｒｉｎｇ  ｔｈｅ  ｆｏｒｍａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｃｏｌｌｏｉｄａｌ  ｍｅｔａｌ  ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅｓ．  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ２００８，  ２６（１）：  ２３−２９．
【０１２９】
１８．Ｓｃｈｕｌｚ  Ｍ，  Ｆｕｓｓｎｅｇｇｅｒ  Ｂ，  Ｂｏｄｍｅｉｅｒ  Ｒ．  Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ  ｏｆ  ａｄｓｏｒｂｅｎｔｓ  ｉｎ  ｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌ  ｍａｔｒｉｘ  ｐａｔｃｈｅｓ  ｏｎ  ｔｈｅ  ｒｅｌｅａｓｅ  ａｎｄ  ｔｈｅ  ｐｈｙｓｉｃａｌ  ｓｔａｔｅ  ｏｆ  ｅｔｈｉｎｙｌ  ｅｓｔｒａｄｉｏｌ  ａｎｄ  ｌｅｖｏｎｏｒｇｅｓｔｒｅｌ．  Ｅｕｒｏｐｅａｎ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｂｉｏｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ  ２０１１，  ７７（２）：  ２４０−２４８．
【０１３０】
１９．Ｍａ  Ｘ  ＴＪ，  Ｃｈｉａｎｇ  ＣＭ．  Ｃｏｎｔｒｏｌ  ｏｆ  ｄｒｕｇ  ｃｒｙｓｔａｌｌｉｚａｔｉｏｎ  ｉｎ  ｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌ  ｍａｔｒｉｘ  ｓｙｓｔｅｍ．  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃｓ  １９９６，  １４２（１）：  １１５−１１９．
【０１３１】
２０．Ｔｅｋａｄｅ  ＡＲ  ＧＳ．  Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ  ｏｎ  Ｐｈｙｓｉｃａｌ−Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  Ｎａｔｕｒａｌ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｆｉｌｍｓ．  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｐｈａｒｍｔｅｃｈ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  ２０１０，  ２（１）：  １０６−１１２．
【０１３２】
２１．Ｋｉｍ  ＪＤ，  Ｋｉｍ  Ｍ，  Ｙａｎｇ  Ｈ，  Ｌｅｅ  Ｋ，  Ｊｕｎｇ  Ｈ．  Ｄｒｏｐｌｅｔ−ｂｏｒｎ  ａｉｒ  ｂｌｏｗｉｎｇ：  ｎｏｖｅｌ  ｄｉｓｓｏｌｖｉｎｇ  ｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅ  ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ  Ｒｅｌｅａｓｅ  ２０１３，  １７０（３）：  ４３０−４３６．
【０１３３】
２２．Ｂｒａｎｄ  ＤＤ，  Ｌａｔｈａｍ  ＫＡ，  Ｒｏｓｌｏｎｉｅｃ  ＥＦ．  Ｃｏｌｌａｇｅｎ−ｉｎｄｕｃｅｄ  ａｒｔｈｒｉｔｉｓ．  Ｎａｔｕｒｅ  ｐｒｏｔｏｃｏｌｓ  ２００７，  ２（５）：  １２６９−１２７５．
【０１３４】
２３．Ｐａｒｋ  Ｊ−Ｙ，  Ｋａｗａｄａ  Ｔ，  Ｈａｎ  Ｉ−Ｓ，  Ｋｉｍ  Ｂ−Ｓ，  Ｇｏｔｏ  Ｔ，  Ｔａｋａｈａｓｈｉ  Ｎ，  ｅｔ  ａｌ．  Ｃａｐｓａｉｃｉｎ  ｉｎｈｉｂｉｔｓ  ｔｈｅ  ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｕｍｏｒ  ｎｅｃｒｏｓｉｓ  ｆａｃｔｏｒ  α  ｂｙ  ＬＰＳ−ｓｔｉｍｕｌａｔｅｄ  ｍｕｒｉｎｅ  ｍａｃｒｏｐｈａｇｅｓ，  ＲＡＷ  ２６４．７：  ａ  ＰＰＡＲγ  ｌｉｇａｎｄ−ｌｉｋｅ  ａｃｔｉｏｎ  ａｓ  ａ  ｎｏｖｅｌ  ｍｅｃｈａｎｉｓｍ．  ＦＥＢＳ  ｌｅｔｔｅｒｓ  ２００４，  ５７２（１）：  ２６６−２７０．
【０１３５】
２４．Ｗｈｉｔｅｈｏｕｓｅ  Ｍ．  Ｔｕｍｏｕｒ  ｎｅｃｒｏｓｉｓ  ｆａｃｔｏｒ  ａｌｐｈａ  ｉｎｈｉｂｉｔｏｒｓ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｔｒｅａｔｍｅｎｔ  ｏｆ  ａｄｕｌｔ  ｒｈｅｕｍａｔｏｉｄ  ａｒｔｈｒｉｔｉｓ．  Ｂｉｏｃｈｅｍ  Ｂｉｏｐｈｙｓ  Ｒｅｓ  Ｃｏｍｍｕｎ  １９８８，  １５５：  １２３０−１２３６．
【図１ａ】
0006496041.tif 000003
【図１ｂ】
0006496041.tif 000004
【図１ｃ】
0006496041.tif 000005
【図２ａ】
0006496041.tif 000006
【図２ｂ】
0006496041.tif 000007
【図２ｃ】
0006496041.tif 000008
【図２ｄ】
0006496041.tif 000009
【図２ｅ】
0006496041.tif 000010
【図２ｆ】
0006496041.tif 000011
【図２ｇ】
0006496041.tif 000012
【図２ｈ】
0006496041.tif 000013
【図２ｉ】
0006496041.tif 000014
【図２ｊ】
0006496041.tif 000015
【図３】
0006496041.tif 000016
【図４ａ】
0006496041.tif 000017
【図４ｂ】
0006496041.tif 000018
【図４ｃ】
0006496041.tif 000019
【図５ａ】
0006496041.tif 000020
【図５ｂ】
0006496041.tif 000021
【図５ｃ】
0006496041.tif 000022
【図５ｄ】
0006496041.tif 000023
【図６】
0006496041.tif 000024
【図７】
0006496041.tif 000025