(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
治療薬および界面活性剤で形成された粒子からなる、乾燥粉末吸入装置を用いる肺系への送達用組成物であって、該界面活性剤は、該粒子の全重量の６０％を越える構成要素であり、該界面活性剤としてＬ−α−ジパルミトイルホスファチジルコリンを含む、組成物。
【請求項２】
該粒子が、１〜５ミクロンの空気力学的直径の粒子を与えるのに有効な０．４ｇ／ｃｍ3未満のタップ密度および５μｍ〜３０μｍの平均直径を有する請求項１記載の組成物。
【請求項３】
該粒子の空気力学的直径が１〜３ミクロンである請求項１または２記載の組成物。
【請求項４】
該粒子の少なくとも５０％が、３μｍ〜５μｍの空気力学的直径および０．２ｇ／ｃｍ3未満のタップ密度を有する請求項１または２記載の組成物。
【請求項５】
該粒子が不規則な表面構造を有する請求項１〜４いずれか記載の組成物。
【請求項６】
治療薬がタンパク質、多糖、脂質、核酸およびそれらの組合せからなる群より選ばれたものである請求項１〜５いずれか記載の組成物。
【請求項７】
治療薬がヌクレオチドおよびオリゴヌクレオチドからなる群より選ばれたものである請求項１〜６いずれか記載の組成物。
【請求項８】
治療薬がインシュリン、カルシトニン、ロイプロリド、顆粒球コロニー刺激因子、副甲状腺ホルモン関連ペプチド、ソマトスタチン、テストステロン、プロゲステロン、エストラジオール、ニコチン、フェンタニル、ノルエステロン、クロニジン、スコポロミン、サリチラート、クロモリンナトリウム、サルメテロール、ホルメテロール、バリウムおよびアルブテロールからなる群より選ばれたものである請求項１〜６いずれか記載の組成物。
【請求項９】
テストステロン、プロゲステロン、エストラジオールおよびノルエステロンからなる群より選ばれた該治療薬を含有してなる、請求項１〜５いずれか記載の組成物。
【請求項１０】
インシュリンを含有してなる、請求項１〜６および８いずれか記載の組成物。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
本発明は、概して肺系への薬物送達用粒子に関する。
気道に治療薬を送達するためのエアロゾルは、例えばアドジェイ（Adjei, A.）およびガレン（Garren, J.）Pharm. Res., 7: 565-569（1990）やザネン（Zanen, P.）およびラム（Lamm, J.-W.J.）Int. J. Pharm., 114: 111-115（1995）などに記述されている。気道は、上気道（口腔咽頭および喉頭を含む）と、それに続く下気道（気管とそれに続く気管支および細気管支への分岐を含む）を包含する。上下気道は誘導気道と呼ばれている。終末細気管支は次いで呼吸細気管支に分かれ、それらが最終的な肺ガス交換部、肺胞または深部肺につながっている。ゴンダ（Gonda, I.）「Aerosols for delivery of therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract（気道への治療薬および診断薬送達用エアロゾル）」Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems, 6: 273-313（1990）。深部肺または肺胞は全身薬物送達のための吸入用治療エアロゾルの一次標的である。
吸入用エアロゾルは、喘息や嚢胞性線維症を含む局所性肺疾患の治療に使用されており（Andersonら，Am. Rev. Respir. Dis., 140: 1317-1324（1989））、またペプチドとタンパク質の全身送達にも利用できる可能性がある（PattonおよびPlatz, Advanced Drug Delivery Reviews, 8: 179-196（1992））。しかし、肺薬物送達法には高分子の送達に関して多くの問題があり、それらの問題にはエアロゾル適用中のタンパク質変性、吸入された薬物の口咽頭腔での過度の損失（しばし80％を超える）、沈着部位の制御が不十分なこと、呼吸パターンの変動により治療結果が再現性に欠けること、薬物の吸収がしばしば速すぎて局所毒性作用が起こりうること、および肺マクロファージによる食作用などがある。
吸入療法の効率を向上させるため、治療用エアロゾル吸入装置の設計にはかなりの注意が払われてきた。チムシナ（Timsina）ら，Int. J. Pharm., 101: 1-13（1995）とタンジー（Tansey, I.P.）, Spray Technol. Market, 4: 26-29（1994）。また乾燥粉末エアロゾル表面組織の設計にも、とりわけ吸入療法の効率をかなり低下させる現象である粒子凝集を避ける必要性に関して、注意が払われてきた。フレンチ（French, D.L.）, エドワーズ（Edwards, D.A.）およびニーベン（Niven, R.W.）, J. Aerosol Sci., 27: 769-783（1996）。大きい粒子サイズを持つ乾燥粉末製剤（「DPF」）は、凝集性が低下している（Visser, J., Powder Technology 58: 1-10（1989））など改善された流動特性を持ち、エアロゾル適用が容易で、貪食されにくい可能性がある。ルッツ（Rudt, S.）およびミュラー（R.H. Muller）, J. Contolled Release, 22: 263-272（1992）；タバタ（Tabata, Y.）およびイカダ（Y. Ikada）, J. Biomed. Mater. Res., 22: 837-858（1988）。一般に、主として５μm未満の範囲の平均直径を持つ吸入療法用乾燥粉末エアロゾルが生産されている。ガンダートン（Ganderton, D.）, J. Biopharmaceutical Sciences, 3: 101-105（1992）；ゴンダ（Gonda, I.）「Physico-Chemical Principles in Aerosol Delivery（エアロゾル送達の物理化学的原理）」［Topics in Pharmaceutical Sciences 1991, Crommelin, D.J.およびK.K.Midha編，Madepharm Scientific Publishers社（シュトゥットガルト），95〜115頁，1992］。考えうる様々な利点のなかでもとりわけ効率のよいエアロゾル適用の達成を促進する目的で、大きい「担体」粒子（薬物を含まないもの）が治療用エアロゾルと同時送達されている。フレンチ（French, D.L.），エドワーズ（Edwards, D.A.）およびニーベン（Niven, R.W.）, J. Aerosol Sci., 27: 769-783（1996）。
ヒトの肺は、加水分解的に切断されうる沈着したエアロゾルを、数分ないし数時間で除去または迅速に分解できる。上気道では、繊毛上皮が、粒子を気道から口腔に向かって押し出す「粘膜繊毛エスカレーター」に寄与している。パビア（Pavia, D.）「Lung Mucociliary Clearance（肺粘膜繊毛クリアランス）」［Aerosols and the Lung: Clinical and Experimental Aspects, Clarke, S.W.およびPavia, D．編、Butterworths社（ロンドン），1984］。Andersonら，Am. Rev. Respir, Dis., 140: 1317-1324（1989）。深部肺では、肺胞マクロファージが沈着後すぐに粒子を貪食する能力を持つ。ワーハイト（Warheit, M.B.）およびハートスキー（Hartsky, M.A.）, Microscopy Res. Tech., 26: 412-422（1993）；ブレイン（Brain, J.D.）「Physiology and Pathophysiology of Pulmonary Macrophages（肺マクロファージの生理学と病態生理学）」［The Reticuloendothelial System, S.M. ReichardおよびJ. Filkins編, Plenum社（ニューヨーク），315〜327頁，1985］；ドリーズ（Dorries, A.M.）およびバルバーグ（Valberg, P.A.）, Am. Rev. Resp. Disease 146: 831-837（1991）；ゲーア（Gehr, P.）ら, Microscopy Res. and Tech., 26: 423-436（1993）。粒子の直径が３μmを上回るにつれて、マクロファージによる食作用が次第に少なくなる。カワグチ（Kawaguchi, H.）ら, Biomaterials 7: 61-66（1986）；クレニス（Krenis, L.J.）およびストラウス（Strauss, B.）, Proc. Soc. Exp. Med., 107: 748-750（1961）；ルッツ（Rudt, S.）およびミュラー（Muller, R.H.）, J. Contr. Rel., 22:263-272（1992）。しかし、粒子サイズの増大は、口咽頭または鼻腔領域での過剰な沈着により、（標準質量密度の）粒子が気道と腺房に侵入する確率を最小にすることもわかっている。ヘイダー（Heyder, J.）ら, J. Aerosol Sci., 17: 811-825（1986）。
局所および全身吸入療法にはしばしば治療薬の比較的緩慢な制御放出が役立ちうる。Gonda, I.「Physico-chemical principles in aerosol delivery（エアロゾル送達の物理化学的原理）」［Topics in Pharmaceutical Science 1991, D.J.A. CrommelinおよびK.K. Midha編，シュトゥットガルト：Medpharm Scientific Publishers社，95〜117頁（1992）］。治療用エアロゾルからの緩慢な放出は、投与された薬物の気道または腺房での滞在時間を延長し、薬物が血流中に現れる速度を低下させうる。また投与頻度が減るので、患者の服薬遵守性が増す。ランガー（Langer, R.）, Science, 249: 1527-1533（1990）；ゴンダ（Gonda, I.）「Aerosols for delivery of therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract（気道への治療薬および診断薬送達用エアロゾル）」［Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems 6:273-313（1990）］。
肺への制御放出薬物送達は、多くの薬物を服用する方法を簡略化しうる。ゴンダ（Gonda, I.）, Adv. Drug Del. Rev., 5: 1-9（1990）；Zeng, X. ら, Int. J. Pharm., 124: 149-164（1995）。肺への薬物送達は、自己投与が簡単であり、肺が薬物吸収に広い粘膜表面を提供し、吸収される薬物の初回通過肝作用がなく、経口経路と比較して酸素活性とpHによる薬物分解が少ないので、経口、経皮および非経口投与の魅力的な代替法である。吸入により、高分子を含む数多くの分子の比較的高い生物学的利用率を達成できる。ウォール（Wall, D.A.）, Drug. Delivery, 2: 1-20, 1995）；パットン（Patton, J.）およびプランツ（Platz, R.）, Adv. Drug Del. Rev., 8: 179-196（1992）；ビロン（Byron, P.）, Adv. Drug. Del. Rev., 5: 107-132（1990）。このため、治療薬のエアロゾル製剤がいくつか、肺への送達用に使用または試験されている。パットン（Patton, J.S.）ら、J. Controlled Release, 28: 79-85（1994）；ダム（Damms, B.）およびベインス（Bains, W.）, Nature Biotechnology（1996）；ニーベン（Niven, R.W.）ら, Pharm. Res., 12(9): 1343-1349（1995）；コバヤシ（Kobayashi, S.）ら, Pharm. Res., 13(1): 80-83（1996）。
現在吸入によって投与されている薬物は、主に液体エアロゾル製剤として提供されている。しかし、多くの薬物および賦形剤、とりわけタンパク質、ペプチド（Liu, R. ら, Biotechnol. Bioeng., 37: 177-184（1991））と、ポリ（ラクチド-コ-グリコリド）（PLGA）などの生分解性担体は、長期間水性環境にあると不安定である。このことから液体製剤としての貯蔵には問題が生じうる。また液体製剤を使ったエアロゾル適用ではタンパク質の変性が起こりうる。ムーメンターラ（Mumenthaler, M.）ら, Pharm. Res., 11: 12-20（1994）。これらの制限や他の制限を考慮して、乾燥粉末製剤（DPF）が肺送達用のエアロゾル製剤として再び関心を集めつつある。ダム（Damms, B.）およびベインズ（W. Bains）, Nature Biotechnology（1996）；コバヤシ（Kobayashi, S.）ら, Pharm. Res., 13(1): 80-83（1996）；チムシーナ（Timsina, M.）ら, Int. J. Pharm., 101: 1-13（1994）。しかし、DPFの短所の一つは、超微粒子粉末の流動性とエアロゾル適用特性が通常不十分であるため、吸入されたエアロゾルの呼吸可能分率（吸入されたエアロゾルのうち口腔と咽頭での沈着を免れる割合）が比較的低くなることである。ゴンダ（Gonda, I.）, Topics in Pharmaceutical Sciences 1991（D. CrommelinおよびK. Midha編，シュトゥットガルト: Medpharm Scientific Publishers社（1992））の95〜117頁。多くのエアロゾルに伴う主たる問題は、疎水相互作用、静電相互作用、毛管相互作用などの粒子−粒子相互作用によって起こる微粒子凝集である。効果的な乾燥粉末吸入療法には、治療薬の短期放出用であれ長期放出用であれ、また局所送達でも全身送達でも、ごくわずかな凝集性しか示さない粉末と、薬物が効果的に送達されるまで肺本体のクリアランス機構を回避または一時停止する手段が必要である。
治療薬を肺に送達するため、改良された吸入用エアロゾルが必要とされている。薬物を有効な量で気道または肺胞領域に送達できる薬物担体の開発が必要とされている。さらに、生分解性であって気道または肺胞領域内で薬物の制御放出を行いうる吸入用エアロゾルとして使用される薬物担体の開発も必要とされている。また、エアロゾル適用特性が改善された肺薬物送達用粒子も必要とされている。
したがって、本発明の目的は、治療薬を肺に送達するための改良された担体を提供することである。本発明のさらなる目的は、深部肺に治療薬を送達するための効果的な担体である吸入用エアロゾルを提供することである。本発明のもうひとつの目的は、深部肺での食作用を回避する肺送達用担体を提供することである。本発明のさらなる目的は、生分解と制御された速度での薬物放出が可能な肺送達用担体を提供することである。本発明のさらなる目的は、改善されたエアロゾル特性と最適化された粒子−粒子相互作用を持つ肺薬物送達用粒子を提供することである。
発明の要約
治療薬または診断薬を肺系に送達するための、界面活性剤および／または正もしくは負に荷電した治療薬とそれとは反対の荷電を持つ荷電分子との親水性または疎水性複合体を組み込んだ粒子、ならびにそれらの合成および投与法を提供する。界面活性剤の具体例には、ジパルミトイルホスファチジルコリン（「DPPC」）などの天然ホスファチジルコリンがある。親水性または疎水性複合体の具体例としてはインシュリン（負に荷電）とプロタミン（正に荷電）が挙げられる。好ましい態様として、本粒子は、生分解性物質でできた0.4g/cm3未満のタップ密度を持つ空気力学的に軽い粒子である。これら「空気力学的に軽い」粒子は、一般に５μm〜30μmの平均直径を持つ。0.4g/cm3未満のタップ密度と５μm〜30μmの平均直径は、約１〜５ミクロン、好ましくは約１〜３ミクロンの空気力学的直径を持つ粒子を与えるように設計されている。これらの粒子は、生分解性ポリマー、タンパク質または他の水溶性もしくは非水溶性材料などの生分解性物質で形成させうる。トレハロースもしくはラクトースなどの水溶性賦形剤または送達対象のタンパク質などのタンパク質でも粒子を形成させうる。一態様として、本粒子は、もうひとつの荷電分子と複合体化した、患者に送達しようとする治療薬または診断薬のみを含む。第二の態様として、本粒子は、薬剤と界面活性剤のみを含む。第三の態様として、本粒子は、持続的放出をもたらす複合体を形成する荷電分子と界面活性剤を含む。
本粒子は、気道または肺胞領域への治療薬の送達を増進するために使用できる。本粒子は気道に投与するために効率よくエアロゾル適用でき、多種多様な治療薬の全身送達または局所送達を可能にする。また、これらは、治療薬を保持しないさらに大きな担体粒子（例えば約50μm〜100μmの平均直径を持つもの）と同時送達してもよい。本粒子を用いて、本粒子と製薬上許容できる患者への投与用担体、好ましくは吸入投与用担体とを含む組成物を形成することができる。
【図面の簡単な説明】
図１は、L-α-ジパルミトイルホスファチジルコリン（「DPPC」）を取り込んでまたは取り込まないで、ダブルエマルション法で作製したポリ（D,L-乳酸-コ-グリコール酸）（「PLGA」）マイクロスフェアのイン・ビトロ  エアロゾル化後に乾燥粉末吸入装置から放出される初期用量の質量分率を比較したグラフである。
図２は、DPPCを取り込んでまたは取り込まないで、ダブルエマルション法で作製したPLGAマイクロスフェアのイン・ビトロ  エアロゾル化後にカスケードインパクターの異なるステージで沈着するエアロゾル化された用量の質量分率を比較したグラフである。
図３は、DPPCを取り込んでまたは取り込まないで、噴霧乾燥法で作製したPLGAマイクロスフェアのエアロゾル化挙動を示すグラフであり、イン・ビトロ  エアロゾル化後に乾燥粉末吸入装置から放出される初期用量の質量分率を表わしている。
図４は、DPPCを取り込んでまたは取り込まないで、噴霧乾燥法で作製したPLAおよびPLGAマイクロスフェアのイン・ビトロ  エアロゾル化挙動を比較したグラフであり、カスケードインパクターの各ステージで沈着するエアロゾル化された用量の質量分率（「呼吸可能分率」に相当）を表わしている。
図５は、単位時間（時間）あたりのインシュリン血漿濃度（ng/ml）を比較したグラフである。
図６は、アルブテロールの放出（％）を経時的（時間）に比較したグラフである。
図７は、様々な比率のDPPC、アルブミン、ラクトースおよびアルブテロールを含む組成物について、アルブテロールのイン・ビトロ放出（％）を経時的（時間）に比較したグラフである。
図８は、単位時間（時間）あたりの気道抵抗変化（cmH2O/ml/秒）を比較したグラフである。
発明の詳細な説明
肺系への送達用の界面活性剤および／または正もしくは負に荷電した治療薬または診断薬とそれとは反対の電荷を持つ荷電分子との親水性または疎水性複合体を組み込んだ粒子ならびにそれらの合成法および投与法を提供する。本粒子は治療薬または診断薬を含み得るが、その必要があるわけではない。一態様として、本粒子は、患者に送達される治療薬または診断薬のいずれかのみを含む。第二の態様として、本粒子は、治療薬または診断薬と界面活性剤とを含む。
本粒子は0.4g/cm3未満のタップ密度と５μm〜30μmの平均直径を有し、これらは両者があいまって１〜５ミクロン、好ましくは１〜３ミクロンの空気力学的直径を与える。この空気力学的直径は、直径５ミクロン未満、好ましくは１〜３ミクロンの極めて小さい粒子（これらは次いで、食作用を受ける）を使用することによって既に達成されている肺での最大沈着が起こるように計算されたものである。より大きい直径を持つが十分に軽い（それ故「空気力学的に軽い」と特徴づけられる）粒子の選択は、肺への同等な送達をもたらすが、大きいサイズの粒子は貪食されない。送達性の向上は、滑らかな表面を持つ粒子よりも粗い表面または不規則な表面を持つ粒子を用いることによって達成できる。界面活性剤の存在は、粒子の凝集を最小限に抑える。治療薬とそれとは反対の荷電を持つ分子との複合体の存在は、その薬剤の持続的放出に備えたものである。
本粒子は、エアロゾル適用による治療薬または診断薬の気道への制御された全身または局所送達に使用できる。エアロゾル適用による本粒子の肺への投与は、比較的大きい直径を持つ治療用エアロゾル（例えば平均直径が５μmを超えるもの）の深部肺送達を可能にする。本粒子は、粒子凝集を減らし、その粉末の流動性を向上させるために、粗面組織を持つように製作できる。本粒子は、改善されたエアロゾル適用特性を持つ。本粒子は、乾燥粉末吸入装置によるエアロゾル適用を増進し、口腔、咽喉および吸入装置内での沈着の低下をもたらす特徴を持つように製作できる。
本粒子を用いて、本粒子と製薬上許容できる患者への投与用担体（好ましくは吸入投与用担体）とを含む組成物を形成することができる。好適な担体には、吸入療法に通例使用されるものが含まれる。当業者は、吸入による粒子の投与に使用される適切な製薬上許容できる担体を容易に決定できる。
粒子材料
本粒子は、もっぱら治療薬または診断薬だけで調整してもよいし、その薬剤と界面活性剤との組み合せで調製してもよい。本粒子は、生分解性かつ生体適合性であることが好ましく、治療薬または診断薬を送達するために制御された速度で生分解されうるものであってもよい。本粒子は、様々な材料から製造できる。無機材料と有機材料はどちらも使用できる。例えば、セラミックスを使用してもよい。ポリマー材料と脂肪酸などの非ポリマー材料は、空気力学的に軽い粒子の形成に使用できる。他の好適な材料には、ゼラチン、ポリエチレングリコール、トレハロース、デキストランなどがあるが、これらに限るわけではない。粒子材料などの各種要因に基いて、数秒から数ヶ月にわたる分解および放出時間を持つ粒子を設計し製作できる。空気力学的軽さに寄与しうる粒子の様々な特性には、その粒子を形成する組成物と、不規則な表面構造の存在または粒子内の小孔または空洞の存在などがある。
ポリマー粒子
ポリマー粒子は、任意の生体適合性、好ましくは生分解性ポリマー、コポリマーまたはブレンドから形成されうる。好ましいポリマーは、約0.4g/cm3未満のタップ密度、５μm〜30μmの平均直径および約１〜５ミクロン（好ましくは１〜３ミクロン）の空気力学的直径を有する空気力学的に軽い粒子を形成できるものである。これらのポリマーは、ｉ）薬剤が安定化され送達時に活性が保持されるような、送達対象の薬剤とポリマーの間の相互作用、ii）ポリマー分解速度とそれによる薬物放出速度のプロフィール、iii）化学修飾による表面特性とターゲティング能、およびiv）粒子多孔度を含む粒子の様々な特徴が最適化されるように製作しうる。
ポリ無水物などの表面浸食ポリマーを用いて、粒子を形成してもよい。例えば、ポリ［（p-カルボキシフェノキシ）ヘキサン無水物］（PCPH）などのポリ無水物を使用してもよい。生分解性ポリ無水物は、米国特許第4,857,311号に記述されている。
もうひとつの態様として、ポリ（ヒドロキシ酸）を含むポリエステルに基くものなどのバルク浸食ポリマーを使用できる。例えば、ポリグリコール酸（PGA）、ポリ乳酸（PLA）またはそれらのコポリマーを用いて、本粒子を形成してもよい。また、これらポリエステルは、アミノ酸などの荷電基または官能化可能基をもってもよい。好ましい態様として、制御放出性を持つ粒子は、DPPCなどの界面活性剤を取り込んだポリ（D,L-乳酸）および／またはポリ（D,L-乳酸-コ-グリコール酸）（「PLGA」）から形成されうる。
他のポリマーには、ポリアミド、ポリカーボネート、ポリアルキレン、例えばポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ（エチレングリコール）、ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリビニル化合物、例えばポリビニルアルコール、ポリビニルエーテル、ポリビニルエステル、アクリル酸とメタクリル酸のポリマー、セルロースその他の多糖類、ペプチドもしくはタンパク質、またはそれらのコポリマーもしくはブレンドがある。ポリマーは、様々な制御薬物送達用途に適したイン・ビボでの安定性と分解速度を有するものを選択してもよく、またはそうなるように修飾してもよい。
一態様として、空気力学的に軽い粒子は、Hrkachら，Macromolecules, 28: 4736-4739（1995)とHrkachら「Poly（L-Lactic acid-co-amino acid）Graft Copolymers: A Class of Functional Biodegradable Biomaterials（ポリ（L-乳酸-コ-アミノ酸）グラフトコポリマー：機能性生分解性生体材料の一種）」［Hydrogels and Biodegradable Polymers for Bioapplications, ACS Symposium Series No. 627, Raphael M. Ottenbriteら編，アメリカ化学会，第８章，93〜101頁，1996］に記述されているように、官能化ポリエステルグラフトコポリマーから形成される。
生分解性ポリマー以外の材料を用いて、本粒子を形成してもよい。好適な材料には、種々の非生分解性ポリマーと種々の賦形剤が含まれる。また、本粒子は治療薬または診断薬と界面活性剤のみから形成させてもよい。一態様として、粒子表面相互作用の低下によりエアロゾル適用効率を向上させ、肺胞マクロファージの食作用による薬剤の損失が少なくなりうるように、本粒子を界面活性剤から形成し、治療薬または診断薬を含んでもよい。
賦形剤
本粒子は、治療薬または診断薬（または他の望ましい送達用分子）の他に、次の賦形剤の１以上を含むことができ、また、それらを含むことが好ましい：ラクトースなどの糖類、アルブミンなどのタンパク質および／または界面活性剤。
複合体形成材料
送達対象の薬剤が負に荷電している場合（例えばインシュリンなど）は、プロタミンまたは他の正に荷電した分子を添加して、その負に荷電した薬剤の持続的放出をもたらす親油性複合体を提供することができる。負に荷電した分子を用いて、不溶性の正に荷電した薬剤にすることができる。
界面活性剤
粒子のエアロゾル適用特性を改善するために粒子に取り込みうる界面活性剤には、ホスホグリセリドがある。ホスホグリセリドの具体例には、天然の界面活性物質L-α-ジパルミトイルホスファチジルコリン（「DPPC」）などのホスファチジルコリンがある。これら界面活性剤は、例えば、粒子−粒子相互作用を弱めることなどによって表面特性を有利に改善し、粒子表面の付着性を小さくすることができる。肺に内在する界面活性剤の使用により、非生理的界面活性剤を使用する必要を回避しうる。
本明細書において「界面活性剤」という用語は、混和しない二層の界面（水と有機ポリマー溶液の界面、水／空気界面または有機溶媒／空気界面など）に選択的に吸着する任意の物質を指す。一般に界面活性剤は、微粒子に吸着した時に、外部環境に向かって同様に覆われた粒子を引き付けない部分を提示し、そうすることにより粒子の凝集を減少させる傾向を示すように、親水性部分と親油性部分とを持つ。また界面活性剤は、治療薬または診断薬の吸収を促進し、その薬剤の生物学的利用能を向上させうる。
本明細書において「界面活性剤を取り込んだ」粒子とは、その粒子の少なくとも表面に界面活性剤を有する粒子を指す。界面活性剤は、粒子形成中に粒子全体および表面上に取り込まれてもよいし、粒子形成後にその粒子上にコーティングしてもよい。界面活性剤は吸着、イオン結合または共有結合によって粒子表面にコーティングでき、また周囲のマトリックスによって物理的に「閉じ込める」こともできる。例えば、ポリマーマイクロスフェアなどの制御放出性粒子に、界面活性剤を取り込むことができる。
界面活性剤を粒子の表面に与えることにより、静電相互作用、ファンデルワールス力、毛管現象などの相互作用によって粒子が凝集する傾向を低下させうる。粒子表面に界面活性剤が存在すると表面のしわ（粗さ）が増加するので、密接な粒子−粒子相互作用に利用できる表面積が減ることにより、エアロゾル適用性が向上しうる。肺の天然物質である界面活性剤を使用すれば、オプソニン作用が低下して（そのため肺胞マクロファージによる食作用が低下して）、肺内でより長寿命な制御放出性粒子を提供できる可能性がある。
当技術分野で知られている界面活性剤は、天然界面活性物質を含めて使用できる。界面活性剤の他の具体例には、ジホスファチジルグリセロール（DPPG）；ヘキサデカノール；ポリエチレングリコール（PEG）などの脂肪族アルコール；ポリオキシエチレン-9-ラウリルエーテル；パルミチン酸やオレイン酸などの界面活性脂肪酸；ソルビタントリオレエート（Span 85）；グリココール酸塩；サーファクチン；ポロキソマー（poloxomer）；ソルビタントリオレエートなどのソルビタン脂肪酸エステル；チロキサポールおよびリン脂質などがある。
持続的放出を増進する材料
分子が親水性で水性環境で容易に可溶化する傾向がある場合、持続的放出を達成するもうひとつの方法は、コレステロールを使用するか、極めて高い界面活性剤濃度を使用することである。この複合体形成法は、空気力学的に軽くない粒子にも適用される。
粒子の形成
ポリマー粒子の形成
ポリマー粒子は、シングルおよびダブルエマルション溶媒蒸発法、噴霧乾燥法、溶媒抽出法、溶媒蒸発法、相分離法、単純および複合コアセルベーション、界面重合法、および当業者によく知られている他の方法で製造できる。粒子は、所期の空気力学的直径を持つ粒子が形成されるように条件を最適化するか、１〜５ミクロン、好ましくは１〜３ミクロンの空気力学的直径を持つ粒子を与えうる密度と直径を持つ粒子を選択するための追加段階を行うのであれば、当技術分野で知られているマイクロスフェアまたはマイクロカプセル製造法を使って作製できる。
封入された薬剤を送達するためのマイクロスフェアを製造するために開発された方法は、例えば、ドウブロー(Doubrow, M.）編「Microcapsules and Nanoparticles in Medicine and Pharmacy」（CRC Press社，ボカラトン，1992）に記述されているように、文献に記載されている。また、マチオウィッツ(Mathiowitz）およびランガー(Langer), J. Controlled Release 5, 13-22（1987）、マチオウィッツ(Mathiowitz)ら，Reactive Polymers 6, 275-283（1987）、マチオウィッツ(Mathiowitz)ら，J. Appl. Polymer Sci. 35, 755-774（1988)にも方法が記述されている。例えば、マチオウィッツ(Mathiowitz)ら，Scanning Microscopy 4: 329-340（1990）、マチオウィッツ(Mathiowitz)ら，J. Appl. Polymcr Sci. 45, 125-134（1992)、ベニタ(Benita)ら，J. Pharm. Sci. 73, 1721-1724（1984）に記述されているように、方法の選択はポリマーの選択、サイズ、外面の形態および所望する結晶性に依存する。
例えば、マチオウィッツ(Mathiowitz)ら（1990）、ベニタ(Benita）；ジャッフェ(Jaffe）に対する米国特許第4,272,398号に記述されている溶媒蒸発法では、ポリマーが塩化メチレンなどの揮発性有機溶媒に溶解される。例えば、0.05g/mlと1.0g/mlの間で、いくつかの異なるポリマー濃度を使用できる。可溶型のまたは微粒子として分散させた治療薬または診断薬をそのポリマー溶液に加え、その混合物をポリ（ビニルアルコール）などの界面活性剤を含む水相に懸濁する。その水相は、例えば蒸留水中１％（w/v）のポリ（ビニルアルコール）濃度などであってもよい。得られたエマルションを、有機溶媒の大半が蒸発して固体マイクロスフェアが残るまで撹拌し、そのマイクロスフェアを水で洗浄して凍結乾燥器で終夜乾燥してもよい。異なるサイズ（１〜1000ミクロン）と形態を持つマイクロスフェアがこの方法で得られうる。
溶媒除去法は、主としてポリ無水物などの安定性の低いポリマーに用いるように案出された。この方法では、薬剤が選択したポリマーの揮発性有機溶媒（塩化メチレンなど）溶液に分散または溶解される。次に、その混合物をシリコンオイルなどの油に撹拌しながら懸濁してエマルションを形成させる。24時間以内に溶媒は油相中に拡散し、エマルション小滴が固体ポリマーマイクロスフェアに硬化する。例えば、マチオウィッツ(Mathiowitz)ら，Reactive Polymers, 6:275（1987)などに記述されているホットメルトマイクロカプセル化法とは異なり、この方法は高い融点と広範囲にわたる分子量を持つポリマーからマイクロスフェアを作製するために使用できる。例えば１〜300ミクロンの直径を持つマイクロスフェアがこの方法で得られうる。
一部のポリマー系では、シングルまたはダブルエマルション法で調製されたポリマー粒子のサイズが、小滴のサイズに依存して変化する。油中水型エマルション中の小滴が所望のサイズ範囲を持つ粒子の形成に相応しく小さいサイズを持たない場合は、例えば、そのエマルションの超音波処理もしくは均質化または界面活性剤の添加などによって、より小さい小滴を調製できる。
上述の方法のいずれかで調製された粒子が所望の範囲外のサイズ範囲を持つ場合は、例えば篩などを使って粒子を分粒し、さらに当業者に知られている技術を使って、密度に従って分離できる。
ポリマー粒子は、噴霧乾燥法によって調製されることが好ましい。サットン(Sutton)とジョンソン(Johnson）がPCT国際公開第86/09814号パンフレットに開示しているような既存の噴霧乾燥法には、粒子の少なくとも90％が１〜10μmの平均サイズを持つ水溶性材料の滑らかな球形微粒子の調製が開示されている。本明細書に開示する方法は、水不溶性材料と組み合わされた水溶性材料を含む粗い（滑らかでない）非球形の微粒子を与える。本粒子の少なくとも90％は、５〜30μmの平均サイズと、低い質量密度またはタップ密度（0.4g/cc未満）とを有する。
本粒子は、送達対象の治療薬または診断薬とそれとは反対の電荷を持つ分子との様々な複合体を取り込むことができ、また小分子および大分子の持続的放出に備えた脂質などの物質をも含みうる。これらの複合体または物質の添加は、どのようなサイズと形状を持つ粒子にも適用でき、吸入された粒子からの治療薬の放出速度を変化させるのにとりわけ有用である。
空気力学的に軽い粒子
約0.4g/cm3未満のタップ密度と１〜５ミクロン、好ましくは１〜３ミクロンの空気力学的直径を持つ空気力学的に軽い粒子は、本明細書に開示する方法で製作してもよい。
空気力学的に軽い粒子のサイズ
本粒子の質量平均直径は、CoulterマルチサイザーII（Coulter Electronics社、英国ベッドフォードシア、ルートン）を使って測定できる。空気力学的に軽い粒子は、好ましい一態様として、少なくとも約５ミクロンの直径を持つ。試料中の粒子の直径は、粒子組成や合成法などの要因に依存して変動するだろう。試料中の粒子のサイズ分布は、気道内の標的部位での沈着が最適になりうるように選択できる。
空気力学的に軽い粒子は、例えば濾過や遠心分離などにより、予め設定したサイズ分布を持つ粒子試料を与えるように製作もしくは分離してもよい。例えば、試料中の粒子の30％、50％、70％または80％以上が、少なくとも5μmの設定範囲内の直径を持ちうる。一定のパーセンテージの粒子が含まれなければならない設定範囲は、例えば約５〜30μmまたは任意に５〜15μmであってもよい。好ましい一態様では、粒子の少なくとも一部が約９〜11μmの直径を持つ。あるいは、少なくとも90％、あるいは95％または99％が設定範囲内の直径を持つように粒子試料を製作することもできる。粒子試料中の空気力学的に軽くて大きな直径（少なくとも約５μm）を持つ粒子の存在割合が高いほど、そこに取り込まれた治療薬または診断薬の深部肺への送達が増進される。
一態様として、その粒子試料では、平均直径が例えば約7.5〜13.5μmで、その四分位数間範囲が２μmであってもよい。したがって、例えば粒子の少なくとも30％〜40％が設定範囲内の直径を持ちうる。好ましくは、該パーセンテージの粒子が１μm範囲、例えば6.0〜7.0μm、10.0〜11.0μmまたは1.30〜14.0μm内の直径を持つ。
約0.4g/cm3未満のタップ密度と少なくとも約５μmの平均直径および１〜５ミクロン、好ましくは１〜３ミクロンの空気力学的直径を持つ空気力学的に軽い粒子（随意に治療薬または診断薬を含んでもよい）は、口腔咽頭領域での慣性および重力沈着を免れやすく、気道または深部肺にターゲティングされる。大きい粒子（少なくとも約５μmの平均直径）の使用が有利である。というのは、それらは、吸入療法に現在使用されているような小さくて密度の高いエアロゾル粒子よりも効率よくエアロゾル適用できるからである。
また、小さくて比較的密度の高い粒子と比較すると、この大きく（少なくとも約５μm）空気力学的に軽い粒子は、食細胞の細胞質ゾル空間から本粒子がサイズ排除されるため、肺胞マクロファージによる貪食的取込みと肺からのクリアランスをうまく回避できるだろう。肺胞マクロファージによる粒子の貪食は、粒子直径が３μmを超えて増大するにつれて急激に減少する。カワグチ(Kawaguchi, H.）ら，Biomaterials, 7: 61-66（1986);クレニス(Krenis, L.J.)およびストラウス(Strauss, B.), Proc. Soc. Exp. Med., 107: 748-750（1961);ルッツ(Rudt, S.)およびミュラー(Muller, R.H.), J. Contr. Rel., 22:263-272（1992)。統計的に等方性の形状を持つ粒子（粗い表面を持つ球体など）の場合、粒子のエンベロープ体積は、完全な粒子貪食のためにマクロファージ内に必要とされる細胞質ゾルの体積にほぼ等しくなる。
したがって、空気力学的に軽い粒子は、肺内で、封入された薬剤の長期にわたる放出を行いうる。吸入に続いて、空気力学的に軽い生分解性粒子は（その比較的低いタップ密度ゆえに）肺内に沈着した後、粒子の大半は肺胞マクロファージによって貪食されることなく緩慢な分解と薬物放出を起しうる。薬物は比較的ゆっくりと肺胞液中に送達され、血流中には制御された速度で送達されうるので、過度に高濃度な薬物に対する被ばく細胞の中毒反応が最小限に抑えられる。このように空気力学的に軽い粒子は、吸入療法、とりわけ制御放出用途に極めて好適である。
吸入療法用の空気力学的に軽い粒子の好ましい平均直径は、少なくとも約５μm、例えば約５〜30μmである。本粒子は、気道の選択した領域（例えば深部肺や上気道）への局所的送達にとって適切な素材、表面粗さ、直径およびタップ密度を持つように製作してもよい。例えば、密度が高い粒子または大きい粒子は、上気道送達に使用でき、また同じ治療薬または異なる治療薬を与えられた異なるサイズの粒子を一試料中に含む混合物は、一回の投与で肺の異なる領域を標的にするために投与しうる。
空気力学的に軽い粒子の密度と沈着
本明細書において「空気力学的に軽い粒子」という語句は、約0.4g/cm3未満のタップ密度を持つ粒子を指す。乾燥粉末粒子のタップ密度は、GeoPycTM（Micrometrics Instrument Corp.社，30093ジョージア州ノークロス）を使って決定できる。タップ密度は、エンベロープ質量密度の標準的尺度である。等方性粒子のエンベロープ質量密度は、その粒子の質量をその粒子が封入されうる最小球体エンベロープ体積で割ったものと定義される。低いタップ密度に寄与しうる特徴には、不規則な表面組織と多孔構造が含まれる。
エアロゾルの慣性インパクションと重力沈降は、正常な呼吸条件では気道と肺の腺房において最も優勢な沈着機構である。エドワーズ(Edwards, D.A.), J. Aerosol. Sci., 26: 293-317（1995）。両沈着機構の重要性は、粒子(エンベロープ)体積ではなくエアロゾルの質量に比例して増大する。肺におけるエアロゾル沈着の部位は(約１μmより大きい平均空気力学的直径を持つ粒子の場合は少なくとも）エアロゾルの質量によって決まるので、粒子表面の不規則性と粒子の多孔性を高めてタップ密度を減少させることにより、他の物理パラメーターがすべて等しい場合は、より大きな粒子エンベロープ体積を肺内に送達することが可能になる。
タップ密度が低い粒子は、実際のエンベロープ球体直径と比較して小さい空気力学的直径を持つ。空気力学的直径ｄaerは、次式：
ｄaer＝ｄ√ρ
［式中、エンベロープ質量ρはg/cm3の単位を持つ］によってエンベロープ球体直径ｄに関連づけられる（Gonda, I. 「Physico-chemical principles in aerosol delivery（エアロゾル送達の物理化学的原理）」［Topics in Pharmaceutical Sciences 1991（D.J.A. CrommelinおよびK.K. Midha編）95〜117頁，シュトゥットガルト：Medpharm Scientific Publishers社，1992］）。ヒト肺の肺胞領域における単分散エアロゾル粒子の最大沈着（約60％）は、およそｄaer＝３μmの空気力学的直径で起こる。ヘイダー(Heyder, J.）ら，J. Aerosol Sci., 17: 811-825（1986）。その小さいエンベロープ質量密度ゆえに、最大深部肺沈着を示すであろう単分散吸入粉末を構成する空気力学的に軽い粒子の実直径ｄは：
ｄ＝3/√ρμm（式中、ρ＜1g/cm3）
［式中、ｄは常に３μmより大きい］である。例えばρ＝0.lg/cm3のエンベロープ質量密度を示す空気力学的に軽い粒子は、9.5μmものエンベロープ直径を持つ粒子で最大沈着を示すだろう。粒子サイズの増大は、粒子間接着力を低下させる。ヴィッサー(Visser, J.), Powder Technology, 58: 1-10。したがって、大きい粒子サイズは、食作用による損失の低下に寄与すると共に、低いエンベロープ質量密度を持つ粒子の深部肺へのエアロゾル適用の効率を向上させる。
粒子のターゲティング
粒子上の反応性官能基を介して粒子にターゲティング分子を結合できる。例えば、ターゲティング分子は、ポリ（乳酸-コ-リジン）（PLAL-Lys）粒子などの官能化ポリエステルグラフトコポリマー粒子のアミノ酸基に結合できる。ターゲティング分子は、粒子の特定レセプター部位（例えば肺内にあるもの）との結合相互作用を可能にする。粒子は、特定の標的に特異的または非特異的に結合するリガンドを取付けることにより、ターゲティングされうる。ターゲティング分子の具体例としては、抗体および可変領域を含むその断片、レクチン、ホルモン、または例えば標的細胞表面上のレセプターに特異的に結合できる他の有機分子が挙げられる。
治療薬
種々の治療薬または予防薬はいずれも本粒子内に取り込むか、またはその薬剤と界面活性剤のみからなる粒子の製造に使用できる。本粒子は、取り込まれた種々の薬剤の動物への局所送達または全身送達に使用できる。例としては、治療活性、予防活性または診断薬活性を持つ合成無機および有機化合物、タンパク質およびペプチド、多糖類および他の糖類、脂質、DNAおよびRNA核酸配列などが挙げられる。核酸配列には遺伝子、相補DNAに結合して転写を阻害するアンチセンス分子、リボザイムが含まれる。取り込まれる薬剤は、例えば血管作用薬、神経作用薬、ホルモン、抗凝固剤、免疫調節剤、細胞傷害剤、予防薬、抗生物質、抗ウイルス薬、アンチセンス、抗原および抗体などといった様々な生理活性を持ちうる。場合により、タンパク質は、通常であれば適当な応答を誘発するためには注射によって投与する必要がある抗体または抗原でありうる。広範な分子量、例えば１モルあたり100〜500,000グラム以上を持つ化合物を封入できる。
タンパク質は、100アミノ酸残基以上からなるものと定義され、ペプチドは100アミノ酸残基未満である。特に明記しない限り、タンパク質という用語はタンパク質とペプチドの両方を指す。例としてはインシュリンと他のホルモンが挙げられる。ヘパリンなどの多糖類も投与できる。
ポリマーエアロゾルは、様々な吸入療法の担体として有用である。これらは大小の薬物の封入に使用でき、封入された薬物を数時間ないし数ヶ月の期間にわたって放出し、他の方法では封入された治療薬を損なうかもしれないエアロゾル適用時または肺における沈着後の厳しい条件に耐えうる。
それらの粒子は、例えば喘息、肺気腫または嚢胞性線維症の治療薬など肺への局所送達用治療薬を含んでもよいし、全身治療用の治療薬を含んでもよい。例えば喘息用のβ-作動薬を投与できるのと同様に、嚢胞性線維症などの疾患を治療するための遺伝子も投与できる。他の具体的治療薬としては、インシュリン、カルシトニン、ロイプロリド（ゴナドトロピン放出ホルモン（「LHRH」））、顆粒球コロニー刺激因子（「G-CSF」）、副甲状腺ホルモン関連ペプチド、ソマトスタチン、テストステロン、プロゲステロン、エストラジオール、ニコチン、フェンタニル、ノルエチステロン、クロニジン、スコポロミン（scopolomine）、サリチラート、クロモリンナトリウム、サルメテロール（salmeterol）、ホルメテロール（formeterol）、アルブテロール、バリウム（Valium）が挙げられるが、これらに限るわけではない。
荷電した治療薬（例えばインシュリンを含むタンパク質の大半）は、その荷電治療薬とそれとは反対の電荷を持つ分子との複合体として投与できる。反対の電荷を持つ分子は、荷電脂質または反対に荷電したタンパク質であることが好ましい。
診断薬
種々の診断薬はいずれも、取り込まれた薬剤を患者への投与後に局所または全身に送達できる粒子内に取り込むことができる。生体適合性の気体または薬学的に許容できる気体はいずれも、当業者に知られている技術を使って本粒子に取り込むか、その粒子の細孔内に閉じ込めることができる。気体という用語は、気体である任意の化合物または撮像を行う温度で気体を形成しうる任意の化合物を指す。一態様として、粒子内での気体の保持は、粒子の周りに気体不透過性障壁を形成させることによって改善される。そのような障壁は当業者には良く知られている。
使用しうる他の撮像剤には、陽電子放射断層撮影（PET)、コンピューター断層撮影（CAT)、単光子放射コンピューター断層撮影、Ｘ線、蛍光透視法、磁気共鳴映像法（MRI)に使用される市販の薬剤が含まれる。
MRI用造影剤として好適な物質の例には、ジエチレントリアミンペンタ酢酸（DTPA）およびガドペンテテートジメグルミン（gadopentotate dimeglumine)などの現在利用できるガドリニウムキレート、ならびに鉄、マグネシウム、マンガン、銅、クロムなどがある。
CATとＸ線に有用な物質の例には、静脈内投与用のヨウ素系物質、例えばジアトリゾエートやヨータラム酸塩を典型とするイオン性モノマー、イオパミドール、イソヘキソール（isohexol）およびヨーベルソール（ioversol）などの非イオン性モノマー、ヨートロール（iotrol）やヨージキサノール（iodixanol）などの非イオン性ダイマー、ヨーキサガルテ（ioxagalte）などのイオン性ダイマーがある。
肺送達法によって送達でき、例えば取り込まれた薬剤の局所もしくは全身送達および／または撮像に使用できる多孔性粒子を製造できる。診断薬を取り込んだ粒子は、当技術分野で利用できる標準的な技術と市販の装置を使って検出できる。
投与
本粒子は、単独で、または製薬上許容できる任意の適当な担体（例えば食塩水などの液体か粉末）中で、呼吸器系に投与してもよい。本粒子は、治療薬を含まないさらに大きな（例えば50μm〜100μmの質量平均直径を有する）担体粒子と同時に送達することができる。
エアロゾルの用量、製剤および送達システムは、例えば、ゴンダ(Gonda, I.）「Aerosols for delivery of therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract（気道への治療薬および診断薬送達用エアロゾル）」［Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems, 6: 273-313, 1990］やMoren「Aerosol dosage forms and formulations（エアロゾルの剤形と製剤）」［Aerosols in Medicine. Principles, Diagnosis and Therapy, Morenら編，Elsevier（アムステルダム），1985］に記述されているように、特定の治療用途に応じて選択しうる。
本明細書に開示する粒子によるエアロゾル適用は、界面活性剤または治療薬の荷電複合体を含まない粒子と比較してその効率が高いので、より多くの治療薬を送達できる。生分解性ポリマーの使用により、肺での制御された放出と、長時間にわたる局所作用または全身的生物学的利用能が可能になる。高分子をポリマー外殻内に包含して保護できるので、エアロゾル適用中の高分子薬物の変性を最小限に抑えうる。ペプチドをペプチダーゼ阻害剤と共にカプセル化すれば、ペプチドの酵素分解を最小限に抑えうる。肺送達は、注射の必要性を排除できる点が有利である。例えば、インシュリン注射を毎日行う必要がなくなる。
下記の非限定的実施例を参照すれば本発明の理解が一層深まるだろう。
実施例１：空気力学的に軽いポリ［（p-カルボキシフェノキシ）-ヘキサン無水物］（「PCPH」）粒子の合成
空気力学的に軽いポリ［（p-カルボキシフェノキシ）-ヘキサン無水物］（「PCPH」）粒子を次のように合成した。PCPH（分子量約25,000）100mgを塩化メチレン3.0mLに溶解した。その透明な溶液に塩化メチレンで飽和した１％w/vポリビニルアルコール水溶液（PVA、分子量約25,000、加水分解率88モル％）5.0mLを加え、その混合物をボルテックス（Fisher Scientific製Vortex Genie 2）にかけた（最高速度で１分間）。得られた乳白色エマルションを、１％PVA 95mLを含むビーカーに注ぎ入れ、0.75インチチップを使って6000RPMで１分間均質化した（Silversonホモジナイザー）。均質化の後、その混合物を磁気撹拌子で撹拌し、イソプロピルアルコール２mLを添加することにより、塩化メチレンをポリマー粒子から素早く抽出した。その混合物を35分間撹拌し続けて微粒子の硬化を完了させた。硬化した粒子を遠心分離によって集め、再蒸留水で数回洗浄した。その粒子を凍結乾燥して、凝集塊のない流動性粉末を得た。収率85〜90％。
このプロトコルで製造した典型的バッチの平均直径は6.0μmであるが、わずかな変更を加えるだけで数百ナノメートルから数ミリメートルにわたる平均直径を持つ粒子を作りうる。PCPH粒子の典型的バッチの走査型電子顕微鏡写真は、その粒子が不規則な表面形状を持ち高度に多孔性であることを示した。これらの粒子は0.4g/cm3未満のタップ密度を持つ。
DPPCなどの界面活性剤は、粒子形成前にポリマー溶液に取り込んでもよいし、粒子形成後に粒子表面を界面活性剤でイオン的もしくは共有結合的にコーティングするか、界面活性剤を粒子表面に吸収させてもよい。
実施例２：噴霧乾燥粒子の合成
共通の溶媒に溶けるポリマーと薬物を含む空気力学的に軽い粒子
テストステロンが粒子内に封入されている空気力学的に軽い50：50 PLGA粒子を、次の手順に従って噴霧乾燥法で製造した。50：50のモル比を持つポリ（D,L-乳酸-コ-グリコール酸）［PLGA 50:50、Resomer RG503、B.I. Chemicals社（ニュージャージー州モントベイル）］2.0gとテストステロン（Sigma Chemical Co.社（ミズーリ州セントルイス））0.50gを室温のジクロロメタン100mLに完全に溶解する。次に、Buchi製実験用噴霧乾燥器（モデル190, Buchi社（ドイツ））を用いて、その混合物を0.5mmノズルを通して5mL/分の流量で噴霧乾燥する。圧縮空気の流量は700nlである。吸入口温度は30℃に設定し、排出口温度は25℃に設定する。アスピレーターは減圧度が−20〜−25バールになるように設定する。収率は51％で、平均粒子サイズは約５μmである。吸入口圧縮空気流量を下げたり、他の変数を変化させることによって、より大きな粒子サイズを得ることができる。これらの粒子は、0.4g/cm3かそれ未満のタップ密度と１〜５ミクロンの空気力学的直径から判断して空気学的に軽い。多孔性と表面粗さは、要因の中でも吸入口温度と排出口温度を変化させることによって増大させうる。
異なる溶媒中のポリマーと薬物を含む空気力学的に軽い粒子
モデル親水性薬物（デキストラン）を含む空気力学的に軽いPLA粒子を、次の方法により噴霧乾燥法で製造した。2.0mLの10％w/vFITC-デキストラン（分子量70,000、Sigma Chcmical Co.社）水溶液を、プローブ超音波処理（Sonics & Materials製モデルVC-250超音波装置（コネティカット州ダンベリー））でポリ（D,L-乳酸）（PLA、Resemer R206、B.I. Chemicals社）の２％w/vジクロロメタン溶液100mL中に乳化した。次にそのエマルションを700nl/時の空気流量を使って5mL/分の流量で噴霧乾燥した（吸入口温度＝30℃、排出口温度＝21℃、減圧度−20ミリバール）。収率は56％である。
空気力学的に軽いタンパク質粒子
空気力学的に軽いリゾチーム粒子を次の方法により噴霧乾燥法で製造した。リゾチーム（Sigma社）4.75gを再蒸留水95mLに溶解し（５％w/v溶液）、0.5mmノズルとBuchi製実験用噴霧乾燥器を使って噴霧乾燥した。圧縮空気の流量は725nl/時だった。リゾチーム溶液の流量は、97〜100℃の吸入口設定温度で排気口温度が55〜57℃になるように設定した。アスピレーターは減圧度が−30ミリバールになるように設定した。リゾチームの酵素活性は、この工程による影響を受けないことが明らかになり、空気力学的に軽い粒子の収率は66％だった。
空気力学的に軽い高分子量水溶性粒子
空気力学的に軽いデキストラン粒子を次の方法により噴霧乾燥法で製造した。DEAE-デキストラン（Sigma社）6.04gを再蒸留水242mLに溶解し（2,5％w/v溶液）、0.5mmノズルとBuchi製実験用噴霧乾燥器を使って噴霧乾燥した。圧縮空気の流量は750nl/時だった。DEAE-デキストラン溶液の流量は、155℃の吸入口設定温度で排出口温度が80℃になるように設定した。アスピレーターは減圧度が−20ミリバールになるように設定した。この空気力学的に軽い粒子の収率は66％だった。
空気力学的に軽い低分子量水溶性粒子
空気力学的に軽いトレハロース粒子を次の方法により噴霧乾燥法で製造した。トレハロース（Sigma社）4.9gを再蒸留水192mLに溶解し（2.5％w/v溶液）、0.5mmノズルとBuchi製実験用噴霧乾燥器を使って噴霧乾燥した。圧縮空気の流量650nl/時。トレハロース溶液の流量は100℃の吸入口設定温度で排出口温度が60℃になるように設定した。アスピレーターは減圧度が−30ミリバールになるように設定した。この空気力学的に軽い粒子の収率は36％だった。
空気力学的に軽い低分子量水溶性粒子
ポリエチレングリコール（PEG）は水溶性高分子であるが、水を蒸発させるのに必要な温度より低い室温で融解するので、水溶液からは噴霧乾燥できない。そこで、PEGを低沸点有機溶媒ジクロロメタン溶液から低温で噴霧乾燥した。空気力学的に軽いPEG粒子を次の方法により噴霧乾燥法で製造した。PEG（分子量15,000〜20,000、Sigma社）5.0gを再蒸留水100mLに溶解し（5.0％w/v溶液）、0.5mmノズルとBuchi製実験用噴霧乾燥器を使って噴霧乾燥した。圧縮空気の流量750nl/時。PEG溶液の流量は、45℃の吸入口設定温度で排出口温度が34〜35℃になるように設定した。アスピレーターは減圧度が−22ミリバールになるように設定した。この空気力学的に軽い粒子（タップ密度0.4g/cm3未満）の収率は67％だった。
DPPCなどの界面活性剤は、粒子形成前にポリマー溶液に混合してもよいし、あるいは粒子形成後に界面活性剤で粒子をイオン的または共有結合的にコーティングしてもよく、また界面活性剤を粒子に吸収させてもよい。
材料と方法
実施例３と４では次の材料と方法を使用した。
材料
ポリマー：公表値100,000ダルトン（PLGA RG506）および34,000ダルトン（PLGA RG503）の分子量を持つモル比50：50のポリ（D,L-乳酸-コ-グリコール酸）（PLGA）と公表値100,000ダルトンの分子量を持つポリ（D,L-乳酸）（PLA R206）は、Boehringer Ingelheim社（B.I. Chemicals（ニュージャージー州モントベイル）が配送）から入手した。19,000の平均分子量を持つ蛍光標識されたFITC-デキストランとL,α-ジパルミトイルホスファチジルコリン（DPPC）は、Sigma Chcmical Ccmpany社（ミズーリ州セントルイス）から購入した。
マイクロスフェアの製造：ダブルエマルション
ダブルエマルション溶媒蒸発法（Cohen, S.ら，Pharm. Res., 8（6): 713-720（1991); Tabata, Y.ら，Pharm. Res., 10（4): 487-496（1993））に変更を加えて、エアロゾル投与用のマイクロスフェアを製造した。簡単に述べると、300μlのFITC-デキストラン水溶液（50mg/ml）を、マイクロチップを使って出力３の設定（モデルVC-250、Sonics & Materials社（コネティカット州ダンベリー））で超音波処理することにより、ポリマーの塩化メチレン溶液4.0mL（ポリマー200mg）中に氷上で乳化して、内部エマルションを形成させた。この第一エマルションを1.0％PVA水溶液100mLに注ぎ入れ、5/8”チップを使って6000RPMで１分間ホモジナイズ（モデルLD4ホモジナイザー，英国Silverson Machines社）して、ダブルエマルションを形成させた。そのマイクロスフェアを３時間連続的に撹拌して硬化させ、遠心分離によって集め、再蒸留水で数回洗浄し、凍結乾燥して流動性粉末を得た。DPPCを含有するマイクロスフェアは、最初の乳化に先立ってポリマー溶液にDPPCを3mg/mlの濃度で溶解することによって製造した。
マイクロスフェアの製造：噴霧乾燥
フルオレセインイソチオシアネートで標識されたデキストラン（FITC-デキストラン）（モデル親水性薬物）を、新しいエマルション／噴霧法でPLAまたはPLGAに封入した。例えば2.0mLの10％w/v FITC-デキストラン（分子量＝70,000, Sigma Chemical Co.社）水溶液をPLAの2％w/vジクロロメタン溶液100mL中にプローブ超音波処理によって乳化した。次にそのエマルションを、Buchi製ミニスプレードライヤー（モデル190、ドイツBuchi Instruments社）を使って、流量5mL/分、吸入口空気流量700nl/時、吸入口温度30℃、排出口温度21℃および減圧度-20ミリバールで噴霧乾燥した。DPPCを取り込む場合は、これを乳化に先立って2mg/mLの濃度でポリマー溶液に溶解し、噴霧乾燥した。
マイクロスフェアサイズ分布分析
マイクロスフェアサイズ分布は、CoulterマルチサイザーII（Coulter Electronics社，英国ベッドフォードシア、ルートン）を使って決定した。５〜10mgのマイクロスフェアに約10滴のCoulter製タイプIA非イオン分散剤を添加した後、2mLのイソトン（isoton）II溶液（Coulter社）2mLを加え、球体を短時間のボルテックス混合によって分散させた。その懸濁液をイソトンII溶液50mLに粒子のコインシデンスが５〜８％になるまで加えた。球体の各バッチについて500,000粒子以上をカウントした。
共焦点顕微鏡法による薬物分布
共焦点顕微鏡法のために、FITC-デキストランを薬物として含有するマイクロスフェア数ミリグラムを、短時間のプローブ超音波処理（Vibra-cellモデルVC-250ソニケーター、1/8”マイクロチッププローブ、Sonics & Materials社（コネティカット州ダンベリー））により出力４（50W）の設定で、グリセリンに懸濁した。その懸濁液１滴をガラススライド上に置いてカバーグラスで覆い、マニキュア液で固定した。懸濁液を１時間沈降させてから、共焦点顕微鏡法（Bio-Rad製MRC-600コンフォーカル・アキシオプラン顕微鏡）で観察した。
走査型電子顕微鏡法（SEM）によるマイクロスフェアの形態研究
マイクロスフェアの形態は、15kVに設定したCambridge Instruments社（マサチューセッツ州ケンブリッジ）製ステレオスキャン250MK3顕微鏡を使って、走査型電子顕微鏡法（SEM）で観察した。マイクロスフェアを凍結乾燥し、両面テープの付いた金属スタブにマウントし、観察に先立って金でコーティングした。
マイクロスフェア密度分析
マイクロスフェアの嵩密度は、タップ密度測定によって見積り、Porous Materials社（ニューヨーク州イサカ）での水銀注入分析によって確認した。
封入されたFITC-デキストラン量とDPPC量の決定
マイクロスフェアに封入されたモデル薬物FITC-デキストランの量は、10.0mgのマイクロスフェアを0.8N NaOH 3.0mLに37℃で終夜溶解し、0.45μmフィルター（Millipore社）で濾過し、蛍光計を使ってその蛍光を標準曲線と対比して測定（励起光494nm、放射光525nm）することにより決定した。薬物充填率は、封入されたFITC-デキストランの量を、すべてが封入されるとした場合の理論量で割ることにより決定した。マイクロスフェアに封入された界面活性剤DPPCの量は、10.0mgのマイクロスフェアをクロロホルムに溶解し、スチュワート（Stewart）アッセイ（New, R.R.C.「Characterization of Liposomes（リポソームの特徴づけ）」［Liposomes: A Practical Approach, R. New編，IRL Press社（ニューヨーク），105-161（1990)］）を使って決定した。
イン・ビトロ  エアロゾル化と慣性沈着挙動
イン・ビトロ微粒子空気力学特性は、Andersen Mark Ｉカスケードインパクター（Andersen Samplers社，ジョージア州アトランタ）を使って28.3L/分の空気流量で調べた。粒子の反跳を最小限に抑えるために、金属インパクションプレートをTween 80の薄膜で覆った（Turner, J.およびS. Hering, J. Aerosol Sci., 18: 215-224（1987)）。ゼラチンカプセル（Eli Lilly社）に20mgの微粒子を充填し、Spinhaler▲Ｒ▼吸入装置（Fisons社，マサチューセッツ州ベッドフォード）に装填した。エアロゾル化実験は三回ずつ行なった。各実験では、10台の吸入器をインパクター中に30秒間放出させた。エアロゾル化が終了する毎に次のエアロゾル化までの60秒間を観察した。インパクターのステージ０ないし７とフィルター（Ｆ）に相当する９ステージのそれぞれに沈着したマイクロスフェア画分を、ポリマーが分解して蛍光物質が完全に溶解するように各プレートをNaOH溶液（0.8N）で注意深く洗浄することにより、メスフラスコに集めた。37℃で12時間インキュベートした後、それらの溶液を0.45μmフィルターで濾過し、各ステージでの蛍光物質の量を蛍光計を使って494nm（励起光）と525nm（放射光）で測定した。送達された用量の呼吸可能分率は、蛍光測定値に従って、インパクターのステージ２からフィルターまでに集められた蛍光量と比較した全蛍光量（すなわちステージ０からフィルターまでに集められた量）の百分率として計算した。
ラットにおけるエアロゾル適用後のイン・ビボ粒子分布
雄スプレーグドーリーラット（150〜200g）をケタミン（90mg/kg）とキシラジン（10mg/kg）の混合物で麻酔した。麻酔したラットを、生理的温度を維持するための温度調節パッドを装備した手術台に腹部を上にしておいた。その動物の気管分岐部上に、Harvard社製人工呼吸器（Rodent Ventilatorモデル683、マサチューセッツ州サウスネーティック）に接続した気管内チューブを挿管した。その動物を300ml/分で20分間強制換気した。DPPCを使ってまたは使わずに作製したマイクロスフェア50mgを気管内チューブに導入した。強制換気期間後に、動物を屠殺し、肺と気管を次に示す気管支肺胞洗浄法で別々に洗浄した：気管カニューレを挿入し、所定の位置に固定し、Ca2+とMg2+を含まないフェノールレッド不含ハンクス平衡塩溶液（Gibco社，ニューヨーク州グランドアイランド）（HBSS）10mlずつで気道を洗浄した。この洗浄操作を合計30mlが集まるまで繰返した。その洗浄液を遠心分離（400g）し、ペレットを回収してHBSS 2mlに再懸濁した。100μlを血球計で粒子を数えるために取り出した。残りの溶液を10mlの0.4N NaOHと混合した。37℃で12時間インキュベートした後、各溶液の蛍光を蛍光計で測定した（励起波長494nm、放射波長525nm）。
実施例３：モデル高分子量薬物FITC-デキストランを封入したPLGAマイクロスフェアのダブルエマルション法による製作
肺界面活性物質DPPCを使って、また使わずに、ダブルエマルション法で作製したミクロスフェア（MS）の表面形態を示す走査型電子顕微鏡「SEM」写真を得た。SEMによると、DPPCを使って、また使わずに、ダブルエマルション法で作製したミクロスフェアは非常によく似た表面特徴とサイズ分布を持ち、これは下記表１に示すサイズ分布測定で確認された。
ミクロスフェアへのDPPCの捕捉効率（理論値の83％±標準偏差11％、n＝６）は、MSの一部をクロロホルムに溶解し、スチュワートアッセイで溶解しているDPPC濃度を検出することにより、表１に示すように確認された。DPPCを使ってダブルエマルション法で作製した粒子は凍結乾燥後に水溶液に容易に再懸濁され、光学顕微鏡で調べると乾燥時は塊を含まない。DPPCを使わずにダブルエマルション法で作製した粒子は容易に再懸濁したが、光学顕微鏡によればそれらは乾燥時に多少凝集しているように見える。
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DPPCを使っておよび使わないで作製したマイクロスフェアの全体にわたってモデル薬物FITC-デキストラン（MW 9,000）の分布を評価するため、共焦点顕微鏡を使用した。いずれの場合も薬物はポリマーマトリックス全体にわたって均等に分散されており、このことは水性環境に置かれた後の高分子の長期にわたる送達につながりうる。
水銀注入分析法で測定されたマイクロスフェアの密度を表２に示す（この密度はタップ密度測定で確認された）。
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空気力学的直径の概念（Gonda, I., Topics in Pharmaceutical Sciences 1991（D. Crommelin and K. Midha編，シュトゥットガルト：Medpharm Scientific Publishers社（1992））の95-117頁）を使えば、質量密度ρMSが与えられた時に理論的に吸入可能なマイクロスフェアのサイズ範囲を決定できる。具体的には次の方程式２：
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［式中ｄrespは、慣性沈着または重力沈着を起こすことなく気道に侵入し留まることが理論的に可能な粒子の直径（単位μm）に相当し（この範囲より小さい粒子は吐き出される）、ρMSはg/ccの単位を持つ］に示しうる。表２にはマイクロスフェアの理論的な呼吸可能サイズ範囲も示してある。非多孔性PLGA 50:50マイクロスフェアに関する至適サイズ範囲（すなわちｄresp）は0.69〜4.05μmである（表２）。DPPCを含まないマイクロスフェアに関する至適呼吸可能サイズ範囲は1.3〜7.7μmであり、DPPCを含むマイクロスフェアについては1.46〜8.58μmである（表２）。DPPCをPLGAマイクロスフェア製造に使用すると、呼吸可能粒子のサイズに関する上限値が4.05μmから8.5μm以上に増加する。したがって低密度DPPCマイクロスフェアを使用することにより、より大きな粒子をエアロゾル適用に使用することが可能になり、これは表面積対体積比の低下による粒子−粒子相互作用の減少や、肺胞マクロファージによる貪食に対する感受性の低下など、薬物送達にとって有利な点をもちうる。また、DPPCの主要な効果は、粒子の付着性を低下させるため、後述するようにエアロゾル適用性が改善されることである。
図１と２は、DPPCを使用しておよび使用しないでダブルエマルション法で作製したPLGAマイクロスフェアのイン・ビトロ  エアロゾル化の結果を示している。これらのマイクロスフェアは、Spinhaler▲Ｒ▼乾燥粉末吸入器（DPI）から放出される乾燥粉末としてエアロゾル化された。図１は、Andersen Mark Ｉカスケードインパクターを使って測定した、乾燥粉末吸入装置から放出される初期用量の質量分率（DPI効率）を示す。80％近いDPI効率が、DPPCを使っておよび使わずに作製したマイクロスフェアで得られた。これら２バッチに関するDPI効率はほぼ同じであったが、カスケードインパクター内での沈着を観察すると、DPPCを使って作製したマイクロスフェアとDPPCを使わずに作製したマイクロスフェアには大きな相違が認められる（図２）。
図２は、Andersenカスケードインパクターのステージ２からフィルターまで（２〜フィルター）に沈着するエアロゾル化された粒子の質量分率（２〜フィルター）を示し）これらのステージはマイクロスフェアの呼吸可能画分に相当すると考えられる。ステージ０と１はそれぞれ口腔と咽頭および肺の気道上部にほぼ相当する。ステージ２〜フィルターは順に肺のより深い部分に相当する。DPPCをマイクロスフェアの調製に使用すると、インパクターの後ろのステージ（肺の深い部分と考えられる）に到達するマイクロスフェアのパーセンテージが著しく増加することがわかる。表３に示すように、全体として、DPPCを使って作製したエアロゾル化粒子の35％以上（37.0±2.1）が呼吸可能と考えられるのに対し、DPPCを使わなかった場合は13.2±2.9％である。DPPC粒子と非DPPC粒子の呼吸可能分率の大きな相違は、少なくとも部分的には、DPPCの使用による粒子−粒子相互作用の低下によるものである。
マイクロスフェアの理論呼吸可能分率（RF）を見積もり、それを実験的に測定されたイン・ビトロおよびイン・ビボRFと比較するために、サイズ分布測定結果を分析して、理論呼吸可能サイズ範囲（すなわちｄresp、表２）内にある各タイプ（DPPCおよび非DPPC）の粒子のパーセンテージ（質量パーセンテージ）を決定した。表３に示すように、呼吸可能なパーセンテージはDPPCを使って作製した粒子の方が非DPPC粒子より高い（それぞれ63％と51％）と予想される。この理論呼吸可能分率は、マイクロスフェアのうち呼吸可能サイズ範囲（方程式（２）で定義されるｄresp）内の直径を持つマイクロスフェアの質量分率に基いているので、これら２バッチのマイクロスフェアの異なるサイズと密度が考慮されている。
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Spinhaler装置からの粒子エアロゾル適用中に働く凝集力が、粒子がインパクター系に侵入した後も役割を果たしているかどうか（すなわち主として非DPPC粒子は吸気流中でも凝集したままで、最初の２つのインパクターステージ（ステージ０および１）での沈着をもたらす）を決定するために、麻酔ラットの気管に接続したHarvard社製人工呼吸システムの吸息流中に重力によって粒子を落下させるイン・ビボ  エアロゾル適用実験を行なった。このモデルでは、吸入されたDPPC-PLGA粒子の約63％が気道および遠位肺領域に沈着し、一方、非DPPC粒子は57％が気管を超えて肺に浸透できる。これらの呼吸可能分率は、粒子直径と質量密度に基いて予想される呼吸可能分率にはるかに近い（表３）。
このように、同等のサイズ特性と表面形態特性をもつ粒子であっても、粒子凝集はDPPC含有PLGA粒子の方がDPPCを含まない粒子よりも少ない。このように、DPPCの使用はファンデルワールス引力や静電引力などの粒子間引力を低下させるようである。DPPCの存在が、毛管力による粒子−粒子相互作用を引き起こしうる湿気吸収を減少させる可能性もある。
DPPCの生体適合性とエアロゾル投与用マイクロスフェアの表面特性の改善に加えて、肺の肺胞領域における遅腐食性PLGAマイクロスフェアからのDPPCの放出は、正常な界面活性物質液組成の維持をより効果的に保証し、それにより局所毒性副作用の可能性を最小限に抑えることも考えられる。肺胞界面活性物質液層は平均して厚さ10nmである（Weibel, E.R., Morphometry of the Human Lung,ニューヨーク：Academic Press社（1963））。
実施例４：モデル高分子量薬物FITC-デキストランを封入したPLGAマイクロスフェアの噴霧乾燥法による製作
種々のポリマー担体を使用し、DPPCを取り込んで、またはDPPCを取り込まないで、噴霧乾燥法でマイクロスフェアを作製した。その結果を表４に要約する。
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表５に示すように、それらマイクロスフェアのエアロゾル適用性も調べた。噴霧乾燥法によりDPPCを使って作製したマイクロスフェアとDPPCを使わずに作製したマイクロスフェアは、類似するサイズ分布（表５）と質量密度（0.49±0.04g/cc）を持つ。しかし、DPPCを使って作製した噴霧乾燥エアロゾルとDPPCを使わずに作製した噴霧乾燥エアロゾルのエアロゾル適用性能は著しく異なる。図３は、乾燥粉末吸入器からエアロゾル化される低分子量PLGA RG503微粒子の分率（すなわち模擬吸入時にDPIを離れる粒子のパーセンテージで、DPI効率と定義される）がDPPCを使って粒子を作製した場合は70.4％であるのに対して、DPPCを使用しないで作製した粒子では46.8％でしかないことを示している。さらに、Andersenインパクター中にエアロゾル化された後のポリマー微粒子の沈着は、どのタイプのポリマー微粒子でも、DPPC被覆粒子を用いることにより著しく改善される（表５）。DPPCを使用しない場合、インパクターの後ろのステージ（呼吸可能画分に相当（ステージ２〜フィルター））に到達するものは、エアロゾル化された粒子の2%以下である。これに対し、図４に示すように、DPPC被覆マイクロスフェアは最大25.6％がステージ２〜フィルターに到達する。塩化メチレンに可溶であってそれゆえ調製時に水を使用する必要がない低分子量薬物を含有する粒子では、さらに高い呼吸可能分率が達成されうる。
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実施例５：エストラジオール含有ラクトース：DPPC粒子の製作
材料と方法：下記の実施例ではいずれもNiro社製アトマイザーポータブルスプレードライヤー（モデル番号68）を使用した。圧力可変の圧縮空気を乾燥器の上方に位置するロータリーアトマイザーに通した。可変的流速を持つ液体供給物は、電子計量ポンプ（LMI社モデル番号A151-192s）で継続的にアトマイザーに送出した。吸入口温度と排出口温度は共に測定可能で、手動で制御できる。容器は、噴霧乾燥された粉末生成物を集めるためのサイクロンにしっかりと取付けた。
比較的高い薬物重量分率を含む大きな多孔性粒子の製造を例証するために、エストラジオール含有粒子を製造した。標準質量密度（0.4g/ccを超える密度）のエストラジオール粒子は、様々な方法で作製できる。この実施例では、粒子がβ-エストラジオール30重量％、ラクトース62重量％、DPPC 8重量％を含む。ラクトースを脱イオン水に溶解し、エストラジオールとDPPCを95％v/vエタノールに溶解した。これら２つの溶液を混合して85％v/vエタノール溶液を形成させた。溶液中の粉末出発物質の総濃度は、3.25％w/vだった。その溶液を、吸入口温度160℃、排出口温度95℃、噴霧圧2kp/cm2（28.45psi)、供給速度34ml/分の条件で噴霧乾燥した。得られた噴霧乾燥粉末は、0.46g/mlのタップ（質量）密度を有した。Microtracパーティクルサイザーを使って測定した、体積に基く平均直径は3.5μmであるから、2.4μmの空気力学的直径を与えた。
もうひとつの例として、エストラジオール70％とDPPC 30％を含有し総粉末濃度が85％v/vエタノール中1.9％w/vである溶液を噴霧乾燥することにより、標準質量密度（約1g/cc）のエストラジオール粒子を調製した。噴霧乾燥器は、吸入口温度150℃、排出口温度85℃、噴霧圧1kp/cm2（14.22psi)、供給速度30ml/分の条件で運転した。製造された粒子は、0.62g/mlのタップ密度と６μmの平均直径を持ち、したがって4.7μmの概算空気力学的直径を与えた。
軽い多孔性粒子を製造するために、運転条件と粉末組成の組み合せを多数、試験した。低密度粒子調製のもうひとつの例は次の通りである。β-エストラジオール90重量％およびDPPC 10重量％の溶液を95％エタノール中に調製した。次にその溶液を脱イオン水と混合して85％エタノールの溶液を作った。総粉末濃度は、1.1％w/vだった。運転条件は、吸入口温度110℃、排出口温度85℃、噴霧圧1kp/cm2（14.22psi)、供給速度30ml/分だった。収率は53.0％だった。得られた粉末は非常に流動性で、SEM（走査型電子顕微鏡）でみたところ、不規則な形状と粗い表面を持つ粒子からなっていた。Microtracで決定した、体積に基く平均直径は６μmだった。タップ密度は0.28であったから、2.6ミクロンの概算空気力学的直径を与え、これは１〜５ミクロンという所期の範囲内に入っている。
実施例６：ラクトース：DDPC担体粒子の調製
同等の賦形剤濃度を持つ薬物運搬粒子を模倣するために「担体」粒子を作製できる。４つの担体粒子のケーススタディーについて以下に議論した後、その担体粒子に低濃度の薬物を添加する実施例を二つ挙げる。この実施例では粒子中の薬物の低い重量パーセンテージを、総粉末重量の20％未満とみなす。
標準質量密度を持つ担体粒子は、数種類の方法で製造できる。その一例が次の製剤である。ラクトースの脱イオン水溶液とDPPCのエタノール溶液を混合して、85％エタノール中に67重量％ラクトースおよび33重量％DPPCの相対比を持ち、溶液中の総粉末濃度が約0.1％w/vである溶液とした。その溶液を、吸入口温度200℃、排出口温度119℃、噴霧圧3kp/cm2（42.72psi)、供給速度40ml/分の条件で噴霧乾燥した。この実験での収率は29.3％だった。得られた噴霧乾燥粉末はタップ（質量）密度が0.41g/ml、SEMから見積もった体積平均直径が2.5μmであったから、概算空気力学的直径は1.6ミクロンであり、これは１〜５ミクロンという所期の範囲内にある。
粉末組成、粉末濃度、溶媒組成および噴霧乾燥器運転条件は、軽い多孔性担体粒子を製造するために変更しうる要因の一部である。ドーナツ様の形態を持つ大きい多孔性粒子を作製できる。そのような粒子は、例えばヒトアルブミン33重量％、ラクトース33重量％およびDPPC 33重量％を含む溶液を調製することによって製造できる。ヒトアルブミンとラクトースを脱イオン水に溶解し、DPPCは95％エタノールに溶解した。これら２つの溶液を混合して85％エタノール溶液とした。総粉末濃度は約0.1％w/vだった。その溶液を、吸入口温度110℃、排出口温度60℃、噴霧圧3kp/cm2（42.72psi)、供給速度40ml/分の条件で噴霧乾燥した。この実験での収率は38.5％だった。得られた粒子のタップ（質量）密度は0.16g/mlで、Coulterカウンターでのこの粒子のサイズは7.6μmであるから、概算空気力学的直径は3.0μmである。（註：SEMから概算した体積平均サイズとCoulterカウンターによって決定した体積平均サイズは等価とみなしうる。）
実施例７：アルブミン：ラクトース：DPPC粒子の調製
もうひとつのタイプの大きい多孔性粒子は、干しブドウのように見える。このタイプの形態を持つ粒子は、例えばヒトアルブミン20重量％、ラクトース20重量％およびDPPC 60重量％を含む溶液を噴霧乾燥することによって調製できる。ヒトアルブミンとラクトースを脱イオン水に溶解し、DPPCを95％エタノールに溶解した。これら２つの溶液を混合して85％エタノール溶液を形成させた。総粉末濃度は約0.1％w/vだった。その溶液を吸入口温度110℃、排出口温度60℃、噴霧圧3kp/cm2（42.72psi)、供給速度40ml/分の条件で噴霧乾燥した。収率は45.0％だった。この粒子のタップ（質量）密度は0.05g/mlであり、SEMによるこの粒子の概算体積平均サイズは７μmであったから、概算空気力学的直径は1.6μmになる。この粒子のエアロゾル化試験は次の結果を与えた：エアロゾル化される割合は58.5％、呼吸可能分率は26.6％、吸入されたエアロゾルの呼吸可能分率は43.8％であった。
実施例８：アルブミン：ラクトース：DPPC粒子の調製
粒子のサイズを増大させるには様々な方法を使用できる。この実施例で調製した粒子は実施例７の粒子とほぼ同じ形態を持つが、その粒子サイズは実施例７の粒子より大きかった。この粒子は次のように調製した。ヒトアルブミン20重量％、ラクトース20重量％およびDPPC 60重量％の溶液を噴霧乾燥した。ヒトアルブミンとラクトースは脱イオン水に溶解し、DPPCは95％エタノールに溶解した。これら２つの溶液を混合して85％エタノール溶液を形成させた。総粉末濃度は約0.2％w/vだった。その溶液を、吸入口温度110℃、排出口温度51℃、噴霧圧2kp/cm2（28.48psi)、供給速度66ml/分の条件で噴霧乾燥した。この実験での収率は48.6％だった。得られた粒子のタップ（質量）密度は0.04g/mlで、SEMによる粒子の概算体積平均サイズは10μmであったので、概算空気力学的直径は2.0ミクロンになる。
実施例９：インシュリン：アルブミン：ラクトース：DPPC粒子の噴霧乾燥
この実施例では、添加する薬物が20重量％未満であれば、粒子の形態、サイズ、タップ密度およびエアロゾル適用特性にはほとんど変化がないことを示す。例えばヒトインシュリンを実施例７の粒子の約２重量％の濃度で加えた。この粒子はヒトインシュリン２重量％、ヒトアルブミン19重量％、ラクトース19重量％およびDPPC 60重量％の溶液を噴霧乾燥することによって調製した。ヒトインシュリン、ヒトアルブミンおよびラクトースは脱イオン水に溶解し、DPPCは95％エタノールに溶解した。脱イオン水へのヒトインシュリンの溶解度は、数滴のNaOH（5g NaOH/100ml脱イオン水）をインシュリンが溶解状態になるまで添加することによって増大させた。これら２つの溶液を混合して85％エタノール溶液を形成させた。総粉末濃度は約0.1％w/vだった。その溶液を、吸入口温度110℃、排出口温度61℃、噴霧圧3kp/cm2（42.74psi)および供給速度40ml/分の条件で噴霧乾燥した。この実験での収率は51.1％だった。得られた粒子のタップ（質量）密度は0.05g/mlで、SEMによるこの粒子の概算体積平均サイズは6.5μmだったから、概算空気力学的直径は1.5μmになる。粒子の形態は、実施例７の粒子と非常に似ていた。これら粒子のエアロゾル化試験では次の結果が得られた：エアロゾル化される割合45.0％、呼吸可能分率15.0％、吸入されたエアロゾルの呼吸可能分率58.3％であった。
実施例10：アルブテロール粒子の調製
重量にして比較的少量の薬物を含むアルブテロール粒子も調製した。この実施例では、粒子の４重量％のアルブテロールを添加した点以外は、実施例６に記載の方法に従って粒子を調製した。粒子はアルブテロール４重量％、ヒトアルブミン33重量％、ラクトース33重量％、DPPC 33重量％を含む溶液を噴霧乾燥することによって形成させた。アルブテロール、ヒトアルブミンおよびラクトースを脱イオン水に溶解し、DPPCを95％エタノールに溶解した。それらの溶液を混合して85％エタノール溶液を形成させた。総粉末濃度は約0.1％w/vだった。その溶液を、吸入口温度110℃、排出口温度60℃、噴霧圧3kp/cm2（42.72psi)、供給速度40ml/分の条件で噴霧乾燥した。この実験では収率は46.8％だった。得られた粒子のタップ（質量）密度は0.15g/mlで、Coulterカウンターで測定した粒子のサイズは7.2μmだったので、概算空気力学的直径は2.8μmになる。
実施例11：徐放性インシュリン粒子の調製
インシュリンを不溶性にすることにより、粒子からのインシュリンの持続的放出を達成した。インシュリンを超純水に溶解した（0.02％w/v）。次にプロタミンを（インシュリン／プロタミン＝5/1 w/wの比で）加えてインシュリン／プロタミン複合体を形成させた。インシュリン／プロタミン複合体の形成はインシュリンを沈殿させる。溶液を噴霧乾燥できるように、pHをHClで約５に上げることにより、その複合体を溶解した。次に、ラクトースをその溶液に加えた。次に、その水溶液を、DPPCを含む95％v/vエタノール溶液と混合した。その85％v/v溶液中の各賦形剤の最終濃度は、インシュリン／プロタミン／ラクトース/DPPC＝2/0.4/37.6/60％w/vだった。その溶液を吸入口温度110℃、排出口温度60℃、噴霧圧3kp/cm2（42.72psi)および供給速度40ml/分の条件で噴霧乾燥した。粒子がイン・ビトロで徐放性を示す能力を評価した。pH7.4のリン酸緩衝食塩水に懸濁した粒子が５時間後に放出した量は、取り込まれたインシュリンの10％未満だった。
実施例12：インシュリン：プロタミン：亜鉛複合体の調製
インシュリン／プロタミン／亜鉛の複合体を含有する粒子を、実施例11に記載の方法に従って調製した。エタノール／水（85：15％v/v）溶液中の各賦形剤の濃度は、インシュリン／プロタミン／塩化亜鉛／ラクトース/DPPC＝2：0.6：0.25：32.4：60（％w/v）だった。その溶液を実施例11と同じ条件で噴霧乾燥した。この製剤もイン・ビトロでインシュリンを持続的に放出することがわかった。
この粒子（8mg)を、エドワーズ(Edwards）ら（Science, 276, 1868（1997))に記載の方法でラットの肺に吸入させた。比較のために、粒子を皮下にも注射し、また同じインシュリン含量を持つ非徐放性インシュリン粒子（プロタミンまたは亜鉛を含まないもの）を皮下注射および吸入投与した。図５は、種々の投与法で投与されたインシュリンについて、単位時間あたりの血漿濃度を示している。プロタミンまたは亜鉛を含まない粒子が約５時間未満でインシュリンを放出したのに対し、吸入されたプロタミン／亜鉛粒子は少なくとも24時間にわたる持続性の高血清インシュリン濃度をもたらした。
インシュリン以外の治療薬も同じ方法で複合体化し、粒子に含めることができる。インシュリン（pI＝5.3）のように、7.4の生理的pHより低い等電点（pI）を持つタンパク質は、プロタミンを用いて同じ方法で沈殿させうる（例えば成長ホルモン、pI＝4.9)。pH7.4より高いpIを持つタンパク質（例えばLHRH、カルシトニン）は負に荷電した化合物（例えばデキストラン硫酸）を使うか、適当な塩を添加することによって沈殿させうる。この方法は治療用タンパク質以外の薬物（例えばヘパリン）にも同様に拡張できる。
実施例13：徐放性アルブテロール粒子の調製
粒子からの親水性分子の持続的放出を評価するために、アルブテロール粒子を調製した。このアルブテロール含有粒子は、ラクトースとアルブミンのパーセンテージを（比率は同じに保ったまま）減らし、（様々なパーセンテージ（６、８、10、25％）の）コレステロールとアルブテロール（４％）を添加して、実施例７に記述したように調製した。図６に示すように、コレステロールを添加するほどアルブテロールの緩慢な放出が起った。アルブテロール濃度はUV分光光度計を使って測定した。図６に示すデータは、コレステロールを粒子に取り込むことにより、アルブテロールを持続的に放出させうることを証明している。同様の結果は、DPPC濃度を60％以上に増やすことによっても達成できる。
実施例14：アルブミン：DPPC：ラクトース：アルブテロール粒子の放出特性
アルブテロールなどの親水性分子の持続的放出をコレステロールなしでも達成できることを証明するために、DPPC 60％、アルブミン18％、ラクトース18％およびアルブテロール４％を使って、実施例７に記述したように粒子（平均直径10μm、タップ密度0.06gram3）を調製した。この製剤と、ラクトース（96％）とアルブテロール（４％）だけを含む非徐放性製剤の両方について、アルブテロールのイン・ビトロ放出を図７に示す。コレステロールを含まなくても、アルブテロールの放出はほぼ24時間持続した。
この徐放性アルブテロール粒子が持続的な気管支拡張をもたらしうることを証明するために、実施例12の方法を使って粒子（５mg、すなわちアルブテロール用量200μg）をモルモットに投与した。動物には気道抵抗の測定に先立ってカルバコールを投与した。気道抵抗は、Buxco社のシステムを使ってモニターした。気道抵抗は大きい多孔性粒子の吸入後に急激に低下し（図７および８）、約１日にわたって統計的に低いレベルを維持した（ｎ＝ｙ）。
実施例11に記述したように調製した「プラセボ」粒子（DPPC 60％、アルブミン20％、ラクトース20％）も投与した。カルバコール負荷後の気道抵抗を吸入後８時間と吸入後15時間の時点で測定した。気道抵抗は、1.0±0.3および1.0±0.2cm H2O/ml/秒で、図８に認められる気管支拡張が緩慢なアルブテロール放出によるものであることが明らかになった。
緩慢なアルブテロール放出は、DPPC 10％、アルブミン86％およびアルブテロール４％を用いて実施例７の方法で調製した粒子を使ってイン・ビトロでも達成された。しかし、DPPC 10％、アルブミン43％、ラクトース43％およびアルブテロール４％を用いて調製した粒子はイン・ビトロで有意に遅いアルブテロール放出を示さなかったことから、DPPC含量が比較的低い場合は、高いアルブミン含量が持続的なアルブテロール放出に好ましいことが示された。
これらの実施例は噴霧乾燥物質の組成物を選択し、噴霧乾燥パラメーターを変更することにより、吸入用粒子の空気力学的特性を効果的に制御できることを証明している。より具体的には、噴霧乾燥物質の組成物は、とりわけ粒子の密度と形状に影響を及ぼし、一方、噴霧乾燥パラメーターはそのサイズにより強い影響を持つ。例えば粒子中のラクトースの比率を上げると粒子は重くなり、一方アルブミンまたはジパルミトイルホスファチジルコリン（DPPC）含有量の増加は、それらを軽くする。DPPC含有量の増加は粒子サイズをも増大させる。それにもかかわらず、比較的低い比率の薬物を粒子に取り込む場合は、粒子の特徴が比較的影響を受けずに維持される。吸入口温度の低下は、粒子のタップ密度にはあまり影響することなく粒子のサイズを著しく増大させる。供給速度の上昇と圧縮空気の圧力の低下は、共に粒子の密度にあまり影響することなく粒子のサイズを増大させる傾向がある。しかし、これらの効果は温度の効果よりも小さい。
【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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