專利名稱：水凝膠顆粒制劑的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明主要涉及顆粒藥物組合物。更具體而言，本發(fā)明涉及適宜于由無針注射器系統(tǒng)透皮顆粒給藥的顆粒藥物組合物，以及生產(chǎn)此組合物的方法。
然而，盡管具有明確的優(yōu)點，透皮給藥仍存在諸多其自身固有的邏輯學問題。穿透完整無損皮膚的被動給藥，必然地使得分子通透一系列結(jié)構(gòu)不同的組織進行轉(zhuǎn)運成為必需，以便藥物進入血液或淋巴系統(tǒng)，所述組織包括角質(zhì)層、有活力的表皮層、乳頭狀真皮層和毛細血管壁。因此，透皮給藥系統(tǒng)必須能夠克服各種類型組織帶來的各種阻力。
為此，已經(jīng)開發(fā)了大量的被動透皮給藥的供選擇的替代技術(shù)。這些替代技術(shù)包括使用透皮促進劑或“滲透增強劑”，以增加皮膚通透性，以及非化學模式如使用電離子滲入法、電穿孔或超聲。可是，這些供選擇的替代技術(shù)常常引發(fā)其自身獨有的副作用，如皮膚刺激或者過敏。因此，能夠利用傳統(tǒng)的透皮給藥方法安全和有效地給藥的藥劑的種類仍相當有限。
最近，公開了必需使用無針注射器以發(fā)射粉末(即含有顆粒的固體藥物)進入和穿透完整無損皮膚的新透皮給藥系統(tǒng)。特別是，Bellhouse等公開的5630796號美國專利描述了一種無針注射器，用該注射器釋放在超聲速氣流中夾帶的藥物顆粒。該無針注射器用于粉末狀藥物化合物和組合物的透皮給藥，將遺傳物質(zhì)釋放到活細胞中(如基因治療)或者將生物藥劑釋放到皮膚、肌肉、血液或淋巴中。無針注射器也可用于與手術(shù)聯(lián)合而將藥物和生物制劑釋放到器官表面、實體瘤和/或釋放到手術(shù)腔隙(如，腫瘤基部(tumor beds)或者切除腫瘤后留下的腔隙)中。理論上，差不多能夠制備成基本上固體微粒形式的任何藥物制劑均可以使用這樣的裝置進行給藥。
水凝膠組合物是生物醫(yī)學領(lǐng)域眾所周知的，常常用作細胞和組織培養(yǎng)的基質(zhì)、修復術(shù)的印模材料、傷口填塞材料，或者用作尺寸排阻色譜法或親和色譜法中的固相材料。例如，無孔、變形的(deformed)和/或衍生化瓊脂糖水凝膠組合物用于高效液相色譜法和親和色譜法中(Li等(1990)制備生物化學(Preparative Biochem.)20107-121)，而多孔瓊脂糖水凝膠珠用作疏水相互作用色譜的載體(Gustavsson等(1999)J.Chromatography 830275-284)。在藥學領(lǐng)域，通常把水凝膠單體(天然的或合成的)加入到藥物組合物中(與引發(fā)劑和，有時與交聯(lián)劑一起加入)，然后使之聚合，從而將外來藥物包封在水凝膠基質(zhì)中。這些技術(shù)用于提供藥物靶向或控釋系統(tǒng)的微球載體系統(tǒng)。例如，交聯(lián)水凝膠微球用于包封治療糖尿病的小島細胞(Lim等(1980)Science 210908-910)或者包封產(chǎn)生抑制腫瘤物質(zhì)的腫瘤細胞(美國專利5888497)，可生物降解的水凝膠微球則廣泛用于包封各種藥物組合物，最常見的是包封肽和蛋白(Wang等(1997)Pharm.Dev.and Technology 2135-142)。在這些應(yīng)用中，選擇特定的水凝膠體系配制以長期包埋客體細胞或藥物(如，提供靶向釋放或持續(xù)釋放或延遲釋放藥物代謝動力學)。
發(fā)現(xiàn)組合物給藥可以利用能夠有效地將藥物組合物直接注射進入或穿透皮膚、肌肉或組織(如穿透角質(zhì)層或透過粘膜)的裝置，從而避開有關(guān)屏障。一般而言，通過將瞬態(tài)超聲速氦氣噴射流中的顆粒的速度加速到100-3000米/秒，就能夠達到所述目的。包含在水凝膠中的藥理活性劑包括使接受者產(chǎn)生生化和生理效應(yīng)的藥物(即小的有機分子)、生物藥物(即肽、大的蛋白和寡核苷酸)、傳統(tǒng)的和DNA疫苗，以及基因治療藥物(gene therapies)。所述效應(yīng)可以是例如預防接受治療的人或動物患病或減輕疾病。本發(fā)明的優(yōu)點包括容易加工、負載活性劑的量大和組合物中顆粒大小分布范圍窄。
因此，本發(fā)明提供藥理活性劑在制備用于經(jīng)顆粒注射途徑給藥對受試者進行治療的包含水凝膠的顆粒藥物中的用途。
本發(fā)明也提供制備適于經(jīng)顆粒注射給藥粉末狀藥物組合物的方法，所述方法包括(a)水凝膠顆粒與含有藥理活性劑的含水組合物接觸，從而將活性劑負載到顆粒中；(b)任選地，在一個至少部分干燥的步驟中將負載了藥理活性劑的水凝膠顆粒與含水組合物分離，并將分離出來的水凝膠顆粒與含有所述藥理活性劑的含水組合物接觸，以便使水凝膠顆粒進一步負載藥理活性劑。
(c)如果已經(jīng)進行了步驟(b)，則任選地重復所述步驟一次或多次，諸如1次至20次。
(d)在干燥步驟中將負載了活性劑的水凝膠顆粒與含水組合物分離；和(e)得到適宜在透皮粉末注射裝置中使用的所需的粉末組合物。
在本發(fā)明一個實施方案中，基本上由負載了編碼抗原的表達基因構(gòu)建體的水凝膠組成的顆粒藥物可用作核苷酸經(jīng)顆粒注射而給藥于受試者。在另一實施方案中，基本上由負載了編碼的抗原的水凝膠組成的顆粒藥物可用作疫苗經(jīng)顆粒注射而給藥于受試者。
本發(fā)明的一個優(yōu)點是，水凝膠顆粒可以用作外來(guest)藥理活性劑的載體系統(tǒng)，從而方便了此類活性劑的高速顆粒注射給藥操作。既然外來活性劑的釋放通常取決于下述因素水凝膠到達含水環(huán)境中的膨脹程度；結(jié)晶化活性劑的溶解度；水凝膠基質(zhì)的交聯(lián)度；活性劑自水凝膠基質(zhì)的擴散度；水凝膠基質(zhì)的降解等，那么對于每一個外來活性劑來說，將會輕易地制定出多種釋放概貌(profile)。另外，將外來活性劑負載到水凝膠粒中的操作方法允許在負載昂貴的活性組分前預先計算出水凝膠載體的大小，由此避免了通常進行的調(diào)整顆粒尺寸操作帶來的可能損失。
由于本文的公開，本發(fā)明的上述這些和其它目的、方面、實施方案和優(yōu)點很容易地展示給了本領(lǐng)域技術(shù)人員。
圖2和3表示實施例5中分別在4％和8％瓊脂糖珠中負載胰島素(◆)的百分數(shù)。也顯示了理論上的負載百分數(shù)(■)。
本文引證的所有出版物、專利和專利申請，無論是在前面還是下文提到的，均以其全部內(nèi)容引作參考。
必須指出，除非另外明確聲明，本說明書和權(quán)利要求書中所用的單數(shù)形式“一個”、“一種”或“該”的表述包括復數(shù)情況。舉例來說，提到“一種顆粒”時包括兩種或多種這種顆粒的混合物，提到“一種藥物”時包括兩種或多種此藥物的混合物等。
A.定義除非另外進行定義，本文使用的所有技術(shù)和科學術(shù)語的含義均具有與本發(fā)明所屬領(lǐng)域普通技術(shù)人員所通常理解的那樣的相同含義。下列術(shù)語定義如下。
在描述本發(fā)明時，將要使用到下面這些術(shù)語，其定義如下。
本文所用術(shù)語“粉末”，指基本上由能夠使用無針注射器裝置透皮給藥的固體顆粒組成的組合物。構(gòu)成粉末的顆粒的特征建立在許多參數(shù)的基礎(chǔ)上，所述參數(shù)包括但不限于平均顆粒大小、平均顆粒密度、顆粒形態(tài)學(如，顆粒空氣動力學形狀和顆粒表面特性)和顆粒穿透能量(P.E.)。
本發(fā)明粉末的平均顆粒大小可以差異很大，通常是0.1～250μm，例如10～100μm，更具代表性的是20～70μm。使用慣常技術(shù)如顯微技術(shù)(利用該技術(shù)直接得到單個顆粒的大小而不必通過測定一組顆粒的尺寸經(jīng)統(tǒng)計學處理來得到單個顆粒的大小)、氣體吸收、滲透性或飛行時間，可以測定出用質(zhì)均空氣動力學直徑(MMAD)表示的粉末平均顆粒大小。如果需要，可以使用自動顆粒大小計數(shù)儀(如Aerosizer Counter，Coulter Counter，HIAC Counter，或GelmanAutomatic Particle Counter)來確定平均顆粒大小。
使用已知量化技術(shù)如氦測比重術(shù)等可以很容易地確定實際顆粒密度或“絕對密度”。或者，利用殼(“tap”)密度測量值來估測本發(fā)明粉末的密度。本發(fā)明粉末的殼密度一般為0.1～25g/cm3，優(yōu)選0.8～1.5g/cm3。
殼密度信息在表述不規(guī)則大小和形狀的物質(zhì)的密度特征方面特別有用。殼密度是物質(zhì)的質(zhì)量除以其體積，其中體積包括它的小孔和小腔而不包括隙間空間。大量的殼密度測定方法為本領(lǐng)域技術(shù)人員所公知，包括蠟浸、水銀置換、水吸收和表觀比重技術(shù)。同樣有大量可利用的測定殼密度的適宜裝置，譬如，購自MicromeriticsInstrument Corp.的GeoPycTMModel 1360。藥物組合物樣本的絕對密度與殼密度之間的區(qū)別提供有關(guān)樣本的總孔隙百分比和比孔容的信息。
使用標準光學顯微鏡可以很容易地測得顆粒形態(tài)學尤其是顆粒空氣動力學形狀。構(gòu)成瞬間粉末的顆粒優(yōu)選基本上呈球形或者至少基本上呈橢圓形空氣動力學形狀。也優(yōu)選顆粒的軸比值為3或更小，從而避免存在桿狀或針狀顆粒。這些顯微技術(shù)也可用于估測顆粒的表面特性，例如孔表面的大小和范圍或孔隙度。
大量常用技術(shù)可用于確定顆粒穿透能量，例如金屬化膜P.E.試驗。金屬化膜(如，125μm聚酯膜，在單面沉積了350厚的一層鋁)用作基底，以約100～3000米/秒的初始速度從無針注射器(如授予Bellhouse等的美國專利5630796中描述的無針注射器)噴射出的粉末噴向該基底上。金屬化膜放置在適宜的平面上，要使金屬涂層面朝上。
負載了粉末的無針注射器經(jīng)間隔物與膜接觸，然后噴射。使用適宜溶劑把金屬膜表面殘留的粉末取走。接著，使用BioRad GS-700型顯像密度計掃描金屬膜，用帶有SCSI界面并裝有MultiAnalyst軟件(BioRad)和Matlab軟件(Release 5.1，The MathWorks，Inc.)的電腦讀取密度計的讀數(shù)。一個程序用于處理密度計掃描，所述掃描使用密度計透射比方法或者反射比方法。粉末的穿透能量應(yīng)當?shù)扔诨蛘吆糜谙嗤笮≡偌庸み^的甘露糖醇顆粒(甘露糖醇顆粒是按照公開號為WO/97/48485國際申請中的方法進行冷凍干燥、壓縮、打磨和過篩的，所述國際申請在此引入?yún)⒖?的穿透能量。
術(shù)語“受試者”是指cordata亞門的任何成員，包括但不限于人和其他靈長類，其他靈長類包括非人靈長類如黑猩猩和其他無尾猿及猴類；農(nóng)場飼養(yǎng)動物如牛、羊、豬、山羊和馬；家養(yǎng)動物如狗和貓；實驗室動物包括嚙齒類如小鼠、大鼠和天竺鼠；鳥類，包括家養(yǎng)的、野生的和玩耍鳥類如小雞、火雞和其它雞形目鳥、鴨、鵝等。該術(shù)語并不特指年齡。因此，成年和新生個體均包括在內(nèi)。本文方法旨在用于任何上述脊椎動物，因為所有這些脊椎動物的免疫系統(tǒng)的活動是相似的。
術(shù)語“透皮給藥”既包括透皮(“經(jīng)皮”)給藥也包括透粘膜給藥，即穿過皮膚或粘膜組織給藥。參見例如，Transdermal Drug DeliveryDevelopmental Issues and Research Initiatives，Hadgraft andGuy(編著)，Marcel Dekker，Inc.，(1989)；Controlled DrugDeliveryFundamentals and Applications，Robinson and Lee(編著)，Marcel Dekker Inc.，(1987)；和Transdermal Delivery ofDrugs，第1-3卷，Kydonieus and Berner(編著)，CRC出版社，(1987)。
B.總的方法由此提供的藥物含有平均直徑約0.1～約250微米(μm)、優(yōu)選約10～約100μm的固體顆粒，每一個顆粒包含與藥理活性劑相結(jié)合的水凝膠結(jié)構(gòu)，顆粒適宜于經(jīng)顆粒注射透皮給藥于受試者。在某些實施方案中，顆粒的大小是平均直徑約20～約75μm，更優(yōu)選約40～約60μm。顆粒的特征是足以承受從無針注射器釋放出來后與靶位皮膚、組織或粘膜表面的彈道沖擊，以及在給藥裝置內(nèi)顆粒之間的相互作用。組合物呈粉末形式，因而可以批量生產(chǎn)、在容器中運輸或為用于無針注射器給藥裝置即無針頭注射器而按照單位劑量形式制備。適用于本發(fā)明的水凝膠適用于本發(fā)明的水凝膠是那些對于用藥個體而言可藥用的水凝膠。水凝膠的無水形式應(yīng)當在長時期內(nèi)是穩(wěn)定的。水凝膠可以是天然存在的(如瓊脂糖和藻酸鹽)或是合成制備的或者是改性的(如聚乙二醇PEG)。水凝膠是含有大分子三維網(wǎng)絡(luò)使得它在有水存在時膨脹、缺水時(或通過減少水量)皺縮但不溶于水的物質(zhì)。膨脹即吸收水分，是由于有親水官能團附著于或分散于大分子網(wǎng)內(nèi)的結(jié)果。相鄰大分子之間的交聯(lián)導致水凝膠的水不溶性。交聯(lián)緣于化學鍵(即共價鍵合)或物理鍵(即范德華力、氫鍵、離子力等)。雖然有時在聚合物工業(yè)中把適用于本發(fā)明的大分子材料的干燥狀態(tài)稱作“干凝膠”而水合態(tài)稱作“水凝膠”，但是為了本專利申請的目的，術(shù)語“水凝膠”是指無論無水還是水合的大分子材料。水凝膠最具特性之處在于無論是在脫水還是水合狀態(tài)下材料保持常規(guī)形狀。因此，如果水凝膠在脫水狀態(tài)時大致呈球形，那么在水合狀態(tài)時將呈球形。
通常，藥理活性劑是這樣與水凝膠結(jié)合的活性劑水性擴散進入大分子網(wǎng)絡(luò)中，然后干燥大分子材料，從而將活性劑固定和包裹于水凝膠中。活性劑與水凝膠的結(jié)合可以是均勻分散并徹底吸收在產(chǎn)生的水凝膠顆粒中，或者是部分分散于僅一部分水凝膠顆粒中。其它方式或者可供選用的方式是，藥理活性劑與水凝膠的結(jié)合是由于在兩個成份之間形成離子或共價鍵，活性劑主要地包含在水凝膠基質(zhì)中或者與水凝膠結(jié)構(gòu)的表面結(jié)合(如鍵合)。優(yōu)選地，活性劑基本上完全吸收在水凝膠大分子網(wǎng)絡(luò)中。活性劑與水凝膠的結(jié)合可以發(fā)生在水凝膠顆粒形成的過程中，或者可以發(fā)生在已經(jīng)制備好顆粒之后。一旦水凝膠組合物給藥進入皮膚或粘膜部位，則活性劑以一種或數(shù)種機制釋放到動物的系統(tǒng)中。水凝膠一旦遇含水環(huán)境，那么大分子網(wǎng)絡(luò)將會膨脹，由此而釋放出活性劑，和/或如果大分子網(wǎng)絡(luò)是生物降解性的，那么它將受侵蝕而釋出化合物。因此，水凝膠可以是非生物降解性的(即轉(zhuǎn)運型的和排泄型的)，或者是生物降解性的(即侵蝕型的)。侵蝕型水凝膠通常分為兩種類型(1)在交聯(lián)點侵蝕，或(2)在骨架上侵蝕。
合成制備的水凝膠是如下制備的將單體材料聚合形成骨架，用交聯(lián)劑交聯(lián)骨架。常用的水凝膠單體包括乳酸、乙醇酸、丙烯酸、甲基丙烯酸(1-羥乙基)酯(HEMA)、甲基丙烯酸乙酯(EMA)、甲基丙烯酸丙二醇酯(PEMA)、丙烯酰胺(AAM)、N-乙烯基吡咯烷酮、甲基丙烯酸甲酯(MMA)、甲基丙烯酸縮水甘油酯(GDMA)、甲基丙烯酸乙二醇酯(GMA)、乙二醇、富馬酸等。常用的交聯(lián)劑包括二甲基丙烯酸四甘醇酯(TEGDMA)和N，N’-亞甲基雙丙烯酰胺。
一些合成水凝膠是由親水乙烯基單體通過自由基聚合反應(yīng)而形成的。起始步驟是產(chǎn)生自由基，通常通過加入偶氮類引發(fā)劑如2，2’-偶氮二(2-甲基丙腈)或過氧化物類引發(fā)劑如過氧化苯甲酰來產(chǎn)生。紫外線或者γ射線也可引發(fā)反應(yīng)。自由基與乙烯基單體基團反應(yīng)而導致鏈增長。正常狀態(tài)下，反應(yīng)混合物的一部分由提供交聯(lián)度的雙官能的乙烯基化合物組成。通常，通過把親水和疏水乙烯單體共聚到凝膠中來控制凝膠的親水性。通過交聯(lián)程度、凝膠的水合程度和滲透性，來確定水凝膠的滲透性。
聚合混合物中使用的溶劑的量和類型對產(chǎn)生的凝膠的質(zhì)量具有很大的影響。舉例來說，聚(甲基丙烯酸羥乙基酯)或者聚(HEMA)，僅僅吸收35-40wt％的水，因而由含有大量水的聚合反應(yīng)混合物制備的聚(HEMA)含有充水腔隙并且在外觀上半透明或不透明。交聯(lián)通常降低聚合物的吸水性。
也可在無水條件下制備水凝膠，然后用水或者用含有活性劑的濃縮水溶液進行平衡。必須注意避免在干燥狀態(tài)下制備具有高交聯(lián)度的高親水性水凝膠，因為接下來用水平衡將會產(chǎn)生導致水凝膠結(jié)構(gòu)機械性破裂的內(nèi)部壓力。水凝膠制備中應(yīng)控制的其它參數(shù)是聚合溫度和引發(fā)劑濃度。
侵蝕性水凝膠的實例包括由聚乙烯醇、甲基丙烯酸羥乙基酯、聚丙烯酸、聚氧乙烯、聚乳酸和乙醇酸共聚等制備的水凝膠。交聯(lián)點處水解不穩(wěn)定的侵蝕性水凝膠包括由N-乙烯基吡咯烷酮或丙烯酰胺與N，N’-亞甲基雙丙烯酰胺共聚制得的水凝膠。骨架處水解不穩(wěn)定的侵蝕性水凝膠是通過將不飽和二元酸(例如，富馬酸)與二醇(聚(乙二醇))縮合并且在自由基反應(yīng)中與乙烯吡咯烷酮交聯(lián)而制得。
有關(guān)合成水凝膠的其它探討見Richard Baker編寫的“Controlled Release of Biologically Active Agents”，AWiley-Interscience Publication，John Wiley & Sons；第101-104頁和第178-183頁。該參考文獻在此引入作為參考。
盡管水凝膠在藥學、生物醫(yī)學和生物工程學上有許多用途，但是卻沒有一種水凝膠是以本發(fā)明所描述的方式來使用的。有關(guān)水凝膠應(yīng)用的探討見下列出版物BIODEGRADABLE HYDROGELS FOR DRUG DELIVERY BIODEGRADABLEHYDROGELS FOR DRUG DELIVERY，Kinam Park，Waleed S.W.Shalaby，and Haesun Park(July 1993)HYDROGELSSPECIALTY PLASTICS FOR BIOMEDICAL AND PHARMACEUTICALAPPLICATION(Ringbou edition)(July 1990)HYDROGELS AND BIODEGRADABLE POLYMERS FOR BIOAPPLICANTS(ACSSYMPOSIUM SERIES，627)(June 1996)HYDROGELS IN MEDICINE AND PHARMACYFUNDAMENTALSNikolaos PeppasHYDROGELS IN MEDICINE AND PHARMACYPOLYMERSNikolaos Peppas(Editor)(February 1987)HYDROGELS IN MEDICINE AND PHARMACYPROPERTIES AND APPLICATIONSNikolaos Peppas(Editor)(June 1987)適用于本發(fā)明的天然存在的水凝膠包括來源于自然界如植物、藻類、真菌、酵母、海洋無脊椎動物和節(jié)肢動物的各種多糖。代表性的實例包括瓊脂糖、葡聚糖、殼多糖、基于纖維素的化合物、淀粉、衍生淀粉等等。這些多糖通常以重復的葡萄糖單元作為多糖骨架的主要部分。優(yōu)選瓊脂糖和葡聚糖。
瓊脂糖是瓊脂的中性膠凝部分，瓊脂是由Rhodophyceae藻的瓊脂細胞(agarocytes)提取的多糖復合物。主要的產(chǎn)瓊脂的屬是在太平洋和印度洋及日本海發(fā)現(xiàn)的Gelidium，Gracclaria，Acanthopeltis，Ceramium和Pterocladia。瓊脂糖作為色譜樹脂具有廣泛的用途，因而在色譜柱中被廣泛應(yīng)用。可以商購得到各種來源、冠以不同商品名、直徑嚴格控制在10～100μm的瓊脂糖微細顆粒(珠)。如本文所用的，在正常生化意義上使用的術(shù)語“珠”是指小的、離散的水凝膠顆粒。適用于本發(fā)明的瓊脂糖珠可以購自例如Sigma化學公司(St.Louis，MO)，Prometic Biosciences，Inc.(Montreal，Quebec，Canada)和Bio-Rad公司(Hercules，CA)的Bio-Gel A15M。或者，可以使用大量已知的技術(shù)來制備適宜的瓊脂糖珠(如4％、6％、8％和更高w/v濃度的瓊脂糖，交聯(lián)或非交聯(lián)的)。例如，用下述一些方法形成瓊脂糖珠將瓊脂糖分散到“冰凍”乙醚中(Hjerten，S.(1964)Biochem.Biophys.Acta 79393-398)，將瓊脂糖加入到熱的不含水溶劑中，在冷卻形成凝膠之前進行乳化(美國專利5053332)，將熱的瓊脂糖溶液滴加到冷卻的礦物油和水中(美國專利5053332)，將瓊脂糖溶液滴到冷的疏水表面上(美國專利5053332)或者將瓊脂糖溶液滴加到旋轉(zhuǎn)盤上(美國專利4978069)。本文以后面這些“不含溶劑”的形成方法為優(yōu)選。
葡聚糖是由在蔗糖基質(zhì)上生長的細菌產(chǎn)生的多糖，含有主要為α-D(1→6)連接的D-葡萄糖單元骨架。數(shù)種生物產(chǎn)生葡聚糖，但是只有腸膜明串珠菌和L.Dextranicum(Lactobacteriaceac)已被商用。優(yōu)選高分子量的天然葡聚糖。所有葡聚糖完全由α-D-吡喃葡萄糖單元構(gòu)成。超過70000mw的高分子量葡聚糖的商品名包括葡聚糖70、Hyskon，Macrodex和葡聚糖75、Gentran 75。葡聚糖可被修飾而形成例如降膽葡胺，降膽葡胺也被稱為環(huán)氧氯丙烷交聯(lián)的氯化葡聚糖2-(二乙基氨基)乙基2-[[2-(二乙基氨基)乙基]-二乙銨]乙基醚鹽酸鹽。這是一個稱作DEAE-Sephadex的離子交換樹脂。
殼多糖是纖維素類生物聚合物，主要由直鏈的β-(1→4)-2-乙酰氨基-2-脫氧-D-葡萄糖(又稱為N-乙酰基-D-葡糖胺)殘基構(gòu)成。已發(fā)現(xiàn)在真菌、酵母、海洋無脊椎動物和節(jié)肢動物中存在，是這些生物外骨骼中的主要成分。可以認為是纖維素的衍生物，其中的C-2羥基被乙酰氨基取代。去酰化殼多糖稱為脫乙酰殼多糖，也適用。
用于色譜或作為離子交換材料的基于纖維素的材料，如DEAE-纖維素(二乙基氨基-乙基纖維素)和ECTEOLA-纖維素也適用。適用于本發(fā)明的藥理活性劑“藥理活性劑”包括施用于生物體(人或動物受治療者)時通過局部和/或全身作用產(chǎn)生所需的藥理和/或生理效應(yīng)的任何化合物或組合物。因此，該術(shù)語囊括了在傳統(tǒng)上認為是藥物、生物藥劑(包括分子如肽、蛋白、核苷酸)、疫苗和基因治療劑(如基因構(gòu)建物)的那些化合物或化學品。
適用于本發(fā)明組合物的藥理活性劑，包括作用于突觸和神經(jīng)效應(yīng)器接點的藥物(膽堿能激動劑、抗膽鹼酯酶劑、阿托品、東茛菪鹼和有關(guān)的抗毒蕈堿藥、兒茶酚胺和擬交感神經(jīng)藥，以及腎上腺素受體拮抗劑)；作用于中樞神經(jīng)系統(tǒng)的藥物；自體有效物質(zhì)(治療炎癥的藥物)；影響腎功能和電解質(zhì)代謝的藥物；心血管藥物；影響胃腸道功能的藥物；腫瘤化療藥；作用于血液和造血器官的藥物；和激素與激素拮抗劑。因此，適用于組合物的活性劑包括但不限于抗感染藥物如抗生素和抗病毒劑；鎮(zhèn)痛劑和止痛藥復合劑；局麻藥和全麻藥；減肥劑；抗關(guān)節(jié)炎藥；平喘藥；抗驚厥藥；抗抑郁藥；抗組胺藥；抗炎劑；防嘔吐劑；抗偏頭痛劑；抗腫瘤劑；止癢劑；抗精神病劑；退熱劑；解痙藥；心血管制劑(包括鈣通道阻滯劑，β-受體阻斷劑，β-受體激動劑和抗心律失常藥)；抗高血壓劑；利尿劑；血管擴張劑；中樞神經(jīng)系統(tǒng)興奮劑；咳嗽和感冒制劑；抗蟲血劑；診斷劑；激素；骨生長刺激劑和骨再吸收抑制劑；免疫抑制劑；肌松劑；精神興奮劑；鎮(zhèn)靜劑；鎮(zhèn)定藥；蛋白質(zhì)、肽和其片段(無論是天然存在的還是化學合成的或者是重組產(chǎn)生的)；和核酸分子(兩個或多個核苷酸的聚合形式，或者核糖核酸)(RNA)或脫氧核苷酸(DNA)，包括雙鏈和單鏈分子及超螺旋或凝聚分子，基因構(gòu)建體，表達載體，質(zhì)粒，反義分子等。
適用于本發(fā)明的藥物的特別實例，包括血管緊張素轉(zhuǎn)氨酶(ACE)抑制劑、β-內(nèi)酰胺抗生素和γ-氨基丁酸(GABA)類化合物。代表性的ACE抑制劑在Goodman and Gilman第八版第757-762頁中有記載，在此將其引入作為參考。這些ACE抑制劑包括喹那普利、雷米普利、卡托普利、benzepril、福辛普利、賴諾普利、依那普利等及其可藥用鹽。β-內(nèi)酰胺抗生素是以結(jié)構(gòu)中有β-內(nèi)酰胺環(huán)為特征的抗生素物質(zhì)，在Goodman and Gilman第八版第1065-1097頁中有描述，在此將其引入作為參考。這些β-內(nèi)酰胺抗生素包括青霉素及其衍生物如阿莫西林與頭孢菌素。GABA-類化合物也在Goodman and Gilman書中有記載。其它化合物包括鈣通道阻斷劑(如維拉帕米、硝苯地平、尼卡地平、尼莫地平和地爾硫卓)；支氣管擴張藥，如茶鹼；食欲抑制劑，如鹽酸苯丙醇胺；鎮(zhèn)咳劑，如右甲嗎南及其氫溴酸鹽，那可丁，噴托維林檸檬酸鹽，和鹽酸氯苯達諾；抗組胺藥，如特非那定、酒石酸苯茚胺、馬來酸美吡拉敏、琥珀酸多西拉敏和檸檬酸苯托沙敏；減充血劑，如鹽酸苯福林、鹽酸苯丙醇胺、鹽酸偽麻黃鹼、鹽酸氯苯那敏、鹽酸偽麻黃鹼、馬來酸氯苯那敏、麻黃鹼、苯福林、氯苯那敏、吡拉明、苯丙醇胺、右氯苯那敏、苯托沙敏、苯茚胺、羥甲唑啉、methscopalamine、偽麻黃鹼、溴苯那敏、卡比沙明以及它們的可藥用鹽，如鹽酸鹽、馬來酸鹽和單寧酸鹽等，β-腎上腺素能受體拮抗劑(如萘心安、納多洛爾、噻嗎洛爾、吲哚洛爾、拉貝洛爾、美托洛爾、阿替洛爾、esniolol和醋丁洛爾)；麻醉性鎮(zhèn)痛藥，如嗎啡；中樞神經(jīng)系統(tǒng)(CNS)興奮劑，如鹽酸哌甲酯；抗精神病藥或擬精神藥物，如吩噻嗪、三環(huán)(trycyclic)類抗抑郁藥和MAO抑制劑；苯二氮卓類藥物，如阿普唑侖、地西泮等；和一些非甾類抗炎藥(NSAIDs)，(如水楊酸酯、吡唑啉酮、吲哚美辛、舒林酸、fenamate、托美丁、丙酸衍生物)諸如水楊酸、阿斯匹林、水楊酸甲酯、二氟尼柳、水楊酰水楊酸、保泰松、吲哚美辛、羥布宗、阿扎丙宗、甲芬那酸、甲氯芬那酸鈉、布洛芬、萘普生、萘普生鈉、非諾洛芬、酮洛芬、氟比洛芬、吡羅昔康、雙氯芬酸、依托度酸、酮咯酸、醋氯芬酸、萘丁美酮等。
適用于本發(fā)明組合物和方法的另一類藥理活性劑是抗原，即含有一個或多個將會刺激宿主免疫系統(tǒng)發(fā)生細胞性抗原-特異性免疫反應(yīng)或體液抗體反應(yīng)的表位的分子。因此，抗原包括蛋白質(zhì)、多肽、抗原蛋白片段、寡糖、多糖等。抗原可以來自任何已知的病毒、細菌、寄生蟲、植物、原蟲或真菌，并可以是整個生物體或其致免疫部分如細胞壁成分。抗原也可來自腫瘤。表達抗原的寡核苷酸或多核苷酸(如在DNA免疫法中應(yīng)用的)也包括在抗原的限定范圍之內(nèi)。合成的抗原也包括在抗原的限定內(nèi)，譬如，半抗原、多表位、側(cè)接表位和其他重組物或者重組或合成的衍生抗原(Bergmann等(1993)Eur.J.Immunol.232777-2781；Bergmann等(1996)J.Immunol.1573242-3249；Suhrbier，A.(1997)Immunol.And Cell Biol.75402-408；Gardner等(1998)第12屆世界AIDS大會，瑞士日內(nèi)瓦(6月28日-7月3日，1998))。
因此，當抗原與本發(fā)明水凝膠結(jié)合時，可以看作是“疫苗組合物”，疫苗組合物包括含有抗原的任何藥物組合物，此組合物可用于預防或治療受治療者的疾病或病癥。該術(shù)語既涵蓋子單元疫苗組合物也涵蓋含有完整的殺死、減毒或滅活的細菌、病毒、寄生蟲或其它微生物的組合物，所述子單元疫苗組合物中的子單元是指從自然狀態(tài)下與抗原有關(guān)的完整生物中分離或分泌的抗原。疫苗也包括能夠進一步增強疫苗效力的細胞因子。
本發(fā)明使用的病毒疫苗組合物包括但不限于那些含有或衍生自下列病毒的疫苗小RNA病毒(Picornavirdae)(如脊髓灰質(zhì)炎病毒等)；杯狀病毒(Caliciviridae)；披膜病毒(Togaviridae)(如風疹病毒、登革熱病毒等)；黃病毒(Flaviviridae)；冠狀病毒(Coronaviridae)；呼腸病毒(Reoviridae)；彈狀病毒(Rhabdoviridae)(如狂犬病病毒、麻疹病毒、呼吸道合胞體病毒等)；正粘病毒(Orthomyxoviridae)(如感冒病毒A、B、C型等)；布尼亞病毒(Bunyaviridae)；沙粒病毒；逆轉(zhuǎn)錄病毒(Retroviradae)(如HTLV-I；HTLV-II；HIV-1和HIV-2)；除此之外，還有類人猿免疫缺陷病毒(SIV)。另外，病毒抗原可來自乳頭狀瘤病毒(如HPV)；皰疹病毒；肝炎病毒(如HPV)；皰疹病毒；肝炎病毒如A型肝炎病毒(HAV)、B型肝炎病毒(HBV)、C型肝炎病毒(HCV)、δD型肝炎病毒(HDV)、E型肝炎病毒(HEV)和G型肝炎病毒(HGV)和蜱-生大腦炎病毒。參見例如，第3版病毒學(Virology)(W.K.Joklik編著，1988年)；第2版基礎(chǔ)病毒學(Fundamental Virology)(B.N.Fields和D.M.Knipe編著，1991年)，書中描述了這些和其他一些病毒。本發(fā)明細菌疫苗組合物包括但不限于那些含有或得自引起白喉、霍亂、結(jié)核、破傷風、百日咳腦膜炎的生物體的疫苗組合物，和含有或得自其他病原體包括A、B和C型腦膜炎雙球菌、B型嗜血流感桿菌(HIB)和幽門螺旋桿菌的疫苗組合物。抗寄生蟲疫苗組合物包括那些得自引起瘧疾、Lyme疾病的生物體的疫苗組合物。
適用于本發(fā)明的核苷酸序列包括任何治療相關(guān)的核苷酸序列。因此，本發(fā)明可用于釋放一種或多種編碼靶細胞基因組中缺陷蛋白或缺失蛋白的基因，或者一種或多種編碼具有所需生物學或治療學作用(如抗病毒作用)的非-天然蛋白質(zhì)的基因。本發(fā)明也用于釋放能夠提供免疫性的核苷酸序列，例如用作引起受治療者體液和/或細胞免疫反應(yīng)的致免疫序列，或者與具有反義或核酶功能的分子相應(yīng)的序列。
可被釋放給藥的適宜基因包括那些用于治療下列疾病的基因炎性疾病、自身免疫病、慢性和感染性疾病，包括如AIDS、腫瘤、神經(jīng)疾病、心血管系統(tǒng)疾病、高膽固醇血癥；各種血液病，包括各種貧血、地中海貧血和血友病；遺傳缺陷如囊性纖維變性、高歇氏病(家族性脾性貧血)、腺苷脫氨酶(ADA)缺陷、肺氣腫等。適用于反義腫瘤治療和適宜于病毒疾病治療的大量反義寡核苷酸(如mRNA平移起始位點(AUG密碼子)周圍序列的短核苷酸互補鏈已在本領(lǐng)域的文獻中作了描述。參見例如，Han等(1991)Proc，Natl.Acad.Sci.USA 884313；Uhlmann等(1990)Chem.Rev.90543；Helene等(1990)Biochem.Biophys.Acta.104999；Agarwal等(1988)Proc.Natl.Acad.Sci.USA 857079；和Heikkila等(1987)Nature 328445。適用于本發(fā)明的大量核酶也已被描述。參見例如，Chec等(1992)J.Biol.Chem.26717479和授予Goldberg等人的美國專利5225347。
舉例來說，在治療實體瘤的方法中，將下列基因釋放到腫瘤部位或附近進行表達編碼毒性肽(即化療劑如篦麻蛋白、白喉毒素和眼鏡蛇毒素)的基因、腫瘤抑制基因如p53、編碼與轉(zhuǎn)化致癌基因反義的mRNA序列的基因、抗腫瘤多肽如腫瘤壞死因子(TNF)和其它細胞因子，或者轉(zhuǎn)化致癌基因的轉(zhuǎn)顯性(transdominant)陰性突變體。
類似地，也可施用編碼已知具有抗病毒和/或抗菌活性或者刺激宿主免疫系統(tǒng)的肽的基因。這樣，編碼各種不同細胞因子(或其功能片斷)如白細胞介素、干擾素和集落刺激因子的基因，可適用于本發(fā)明。大量的此類物質(zhì)的基因序列是已知的。
為了治療遺傳性疾病，可以將已知在特定疾病中缺失的基因的相應(yīng)的功能基因施用于受治療者。本發(fā)明也適宜于反義治療，例如，將能夠與特定互補序列雜交的寡核苷酸釋放(給藥)從而抑制這些序列的轉(zhuǎn)錄和/或翻譯。由此，將編碼特定疾病進展所必要的蛋白質(zhì)的DNA或RNA作為目標，從而阻斷疾病進展。反義治療和能夠特異地并可預見性地與特定核苷酸靶序列結(jié)合以便抑制或調(diào)節(jié)致病基因表達的大量寡核苷酸是已知的而且本領(lǐng)域技術(shù)人員可以很方便地得到。Uhlmann等(1990)Chem Rev.90543，Neckers等(1992)Crit.Rev.Oncogenesis 3175；Simons等(1992)Nature 35967；Bayever等(1992)Antisense Res.Dev.2109；Whitesell等(1991)Antisense Res.Dev.1343；Cook等(1991)Anti-Cancer DrugDesign 6585；Eguchi等(1991)Annu.Rev.Biochem.60631。因此，本發(fā)明提供能夠選擇性地與宿主細胞的靶序列結(jié)合的反義寡核苷酸在反義治療中的應(yīng)用。其它可考慮的組合物本發(fā)明組合物是含有用于對受治療者高速透皮給藥的適宜大小水凝膠顆粒的粉末，所述透皮給藥通常穿過角質(zhì)層或透過粘膜。粉末一般為可流動的。形成可流動粉末的顆粒的質(zhì)均空氣動力學直徑為約0.1～250μm，優(yōu)選大于約20μm但小于約100μm，特別是小于75μm。更優(yōu)選，大部分顆粒在約40-60μm范圍內(nèi)。粉末顆粒的殼密度通常為0.1～25g/cm3，優(yōu)選0.8～1.5g/cm3。雖然在顯微鏡下觀察時單個顆粒的形狀可以有差異，優(yōu)選形狀接近球形，但是也可以是橢圓形、不規(guī)則狀和/或環(huán)形。水凝膠使其本身形成近乎球形的顆粒，顆粒表面可以規(guī)則或不規(guī)則。水凝膠也可使其本身形成含有與水凝膠結(jié)合的活性劑的均勻密度顆粒，所述結(jié)合是活性劑吸收在整個水凝膠中或者僅僅與水凝膠顆粒表面結(jié)合。
由于可得到的水凝膠的廣泛選擇性，一個指定組合物中活性劑的含量可依水凝膠的吸水量的多少而異。譬如，高度水溶性、高活性的活性劑可與吸水力較小的水凝膠結(jié)合(因為需要濃度低)，而需要較高濃度的低活性活性劑則應(yīng)當與吸水性強的水凝膠結(jié)合。因此，盡管本發(fā)明組合物中活性劑的代表性含量范圍為約0.3wt％～約70wt％，如約10wt％～60wt％或者約20wt％～約55wt％，但是本發(fā)明組合物中活性劑的含量范圍可以是約0.1wt％～約80wt％和更高。實際含量取決于活性劑的活性、所需的劑量，和本領(lǐng)域技術(shù)人員在閱讀本發(fā)明說明書基礎(chǔ)上輕易地領(lǐng)會的其它變量。
對于本發(fā)明水凝膠組合物，活性劑與顆粒大小在約10～100μm范圍的水合(如給藥到進入活組織后發(fā)生水合)水凝膠顆粒的解離通常在0.1～1.0秒。為了所有實用的目的，透皮給藥后近乎瞬時水合的水凝膠顆粒，其活性劑立即釋放。該特性使得本發(fā)明組合物對于需要立即釋放藥代動力學的透皮粉末注射技術(shù)而言特別理想。然而，在某些實施方案中，可以通過改變化學和/或物理性水吸收和活性劑溶解速度來提供持續(xù)或延遲釋放特性的水凝膠組合物。
因此，在一些組合物中，水凝膠組合物中摻入親水性或兩親性試劑以便減緩干燥顆粒的水合速度和/或減緩活性劑從顆粒釋放的速度。可使用類似的技術(shù)在水凝膠顆粒外面進行包衣以便取得類似效果。例如，將親脂試劑加入到水凝膠內(nèi)部和/或外部以減少活性劑直接暴露于靶部位的吸水環(huán)境，而且也降低了加工過程中活性劑降解(如，由于與加工溶劑接觸而降解)的發(fā)生率。另外，此類試劑的加入進一步減慢水吸收進入顆粒的速度，顯著減緩活性劑自水凝膠載體的溶解速度。由于活性劑自水性氛圍(hydrospher)溶出的步驟分兩步(即吸收水/顆粒水合與膨脹，接著活性劑溶解和自顆粒擴散)，因而對于阻斷或干預活性劑釋放的途徑來說就有兩次機會。
能夠減慢本發(fā)明水凝膠水合和溶解動力學的疏水性試劑的實例是脂肪酸和其可藥用鹽(如硬脂酸鎂、硬脂酸、硬脂酸鋅、棕櫚酸和棕櫚酸鈉)。其它適宜的試劑包括兩性表面活性劑(甘油酯等)或聚合物(如聚乳酸乙醇酸Polylactic glycolic acid(PLGA)、聚原酸酯)。淀粉也適于此類目的，半混溶溶劑(即與水部分混溶的溶劑)如甘油三乙酸酯可以加入到水凝膠顆粒中以起到溶解屏障的作用。這些溶劑可進一步用于負載疏水性活性劑到水凝膠顆粒中而不會將活性劑帶入到水凝膠結(jié)構(gòu)的親水環(huán)境。為了將此類試劑摻入本發(fā)明水凝膠顆粒中，適宜的方法是可以使用能溶解疏水試劑的有機或醇基溶劑，然后按照足以完全潤濕顆粒表面的溶劑與顆粒比而將干燥水凝膠顆粒(珠)置于溶劑中。接著可以使用額外的溶劑以構(gòu)建厚的包衣。吸收進入或在水凝膠顆粒表面的疏水試劑的最后含量取決于包衣劑在溶劑中的濃度、水凝膠在溶劑中呈現(xiàn)的膨脹程度和溶劑與水凝膠的比例。
在某些其它的實施方案中，使用標準化學過程可將水凝膠衍生化以在顆粒內(nèi)或在顆粒表面提供有吸引力并足以與外來活性劑結(jié)合的位點(如，與外來活性劑離子相互作用的位點)。或者，可以提供水凝膠聚合物綴合物，其中外來活性劑與水凝膠化學性鍵合(如共價鍵)，以便改變釋放特征(藥代動力學)或者使特定活性劑與水凝膠釋放平臺(delivery platform)結(jié)合。在這方面，許多蛋白質(zhì)-聚合物綴合物在本領(lǐng)域是已知的并且已被充分表征(參見例如，Burnham.N.(1994)Am.J.Hosp.Pharm.51210-218)，因而適用于本發(fā)明組合物。
為了將蛋白質(zhì)(和肽)類外來活性劑與本發(fā)明描述的水凝膠(聚合物)顆粒聯(lián)接的目的，常常優(yōu)選特定蛋白質(zhì)-聚合物綴合鍵是生物可降解性的以便以控時方式或以對一定生理條件反應(yīng)的方式自水凝膠釋放蛋白類外來活性劑。這樣一類生物降解性鍵是蛋白質(zhì)與聚合物(水凝膠)之間的化學鍵呈水解降解性聯(lián)接。正如為本領(lǐng)域普通技術(shù)人員所領(lǐng)會的那樣，通過閱讀本發(fā)明說明書，適用于本發(fā)明的蛋白質(zhì)與聚合物之間的普通化學聯(lián)接，包括與氨基酸側(cè)鏈(如賴氨酸的ε-氨基)和蛋白質(zhì)的α-氨基(酰胺、硫脲、烷基胺和氨基甲酸乙酯聯(lián)接)、游離半胱氨酸殘基的巰基(硫醚聯(lián)接)以及天門冬氨酸和谷氨酸的羧酸基團(酰胺和烷基胺)的反應(yīng)聯(lián)接。參見例如，Duncan等(1994)Adv.Polym.Sci.5753-101和Brinkley，M.(1992)Bioconjugate Chem.32-13。與琥珀酸酯(如N-羥基琥珀酰胺)產(chǎn)生的酰胺聯(lián)接是眾所周知的并且具有所預期的水解不穩(wěn)定性(Lomants等(1976)J.Mol.Biol.104243-248)，與琥珀酸酯(如琥珀酰亞氨基琥珀酸酯)形成的蛋白質(zhì)-聚合物綴合物在生理條件下是可降解的(Dreborg等(1990)Crit.Rev.Ther.Drug Carrier Syst.6315-365；Zalipsky等(1992)Biotechnol.Appl.Biochem.15100-114)。另外，巰基綴合物在生理還原條件下是可降解的，使得蛋白質(zhì)-聚合物連接呈可逆性(Woghiren等(1993)Bioconjugate Chem.4314-318)，酶降解性連接已被描述，其中通過短肽序列將蛋白或藥物連接于聚合物載體上(Kopecek等(1981)Makromol.Chem.182799-807)。
本發(fā)明組合物也可含有可藥用賦形劑如粘合劑、載體、穩(wěn)定劑、助流劑、抗氧劑、PH調(diào)節(jié)劑、抗刺激劑等。此類“賦形劑”一般指基本上無毒并且不與組合物中其它組分發(fā)生有害相互作用的惰性物質(zhì)。特定賦形劑的含量比例取決于使用賦形劑的目的和賦形劑的特性。載體如葡聚糖可使用任意適宜含量例如可以占顆粒重量的10～75％，例如20～70重量％或30～60重量％。
也起到肽穩(wěn)定劑作用的適宜載體的實例包括藥學級葡萄糖、蔗糖、乳糖、海藻糖、甘露醇、山梨醇、肌醇、葡聚糖等。因此，載體可以是糖類如單糖、二糖或糖醇。其它載體包括淀粉、纖維素、磷酸鈉或磷酸鈣、硫酸鈣、檸檬酸、酒石酸、甘氨酸、高分子量聚乙二醇(PEG)，和它們的混合物。也可以使用帶電磷脂和/或去污劑。適宜的帶電磷脂包括但不限于磷脂酰膽堿(卵磷脂)等。代表性的去污劑是非離子、陰離子、陽離子或兩親表面活性劑。適宜表面活性劑的實例包括例如Tergitol和Triton表面活性劑(Union Carbide Chemicalsand Plastics，Danbury，CT)，聚氧乙烯山梨醇如TWEEN表面活性劑(Atlas Chemical Industries，Wilmington，DE)，聚氧乙烯醚如Brij，可藥用脂肪酸酯如月桂基硫酸酯或其鹽(SDS)，以及類似材料。
為協(xié)助用本發(fā)明方法制備的顆粒組合物的釋放特征而使用皮膚穿透增強劑是適宜的。本文所用的“穿透增強劑”或“通透增強劑”是增加皮膚對藥理活性劑的通透性，即為了增加藥物穿透皮膚和進入血流的速度。利用本領(lǐng)域公知的擴散池儀器，通過測量活性劑通過動物或人皮膚的擴散速度，可以觀察到使用此類穿透增強劑的通透增強效果。穿透增強劑可用于改善透皮給藥特性，并提供所需的治療或預防效果。本文使用的穿透增強劑的“有效”量是指通過本發(fā)明方法提供釋放活性劑所需皮膚通透性增強和相應(yīng)地所需穿透深度、給藥速度和活性物的量的量。制備方法本發(fā)明的另一方面是制備適宜于使用高速顆粒注射技術(shù)對受治療者透皮給藥的粉末組合物的方法。廣義上講，該方法涉及將藥理活性劑負載到水凝膠顆粒上。形成的水凝膠顆粒已經(jīng)與活性劑結(jié)合并且具有用無針注射器直接注射的適宜的物理和功能特性。可以預先制成水凝膠顆粒，然后向顆粒中加入活性劑，或者將水凝膠材料與活性劑結(jié)合而形成組合物，然后在原位由組合物制成適宜大小的顆粒。在一優(yōu)選的方案中，該方法包括—制備預水凝膠顆粒混合物，—顆粒與含有藥理活性劑的含水組合物(例如，活性劑溶解和/或懸浮于其中)混合足夠時間，以使得活性劑與水凝膠顆粒密切結(jié)合而摻入其中(例如，水凝膠可以膨脹并將活性劑摻入進來)，和—在一個干燥步驟中從含水組合物中分離水凝膠顆粒(例如，使用適宜的干燥方法從懸浮液中去除水和其它溶劑)得到粉末狀藥物組合物。該藥物組合物含有已經(jīng)摻入了活性劑的基本上呈固態(tài)的水凝膠顆粒，并適宜在透皮粉末注射裝置中使用。
優(yōu)選地，粉末的每一個顆粒具有10～100μm的MMAD。可以使用任何適宜的干燥方法，例如噴霧-干燥、冷凍干燥、噴霧-冷凍干燥、空氣-干燥、真空干燥等。然而，冷凍干燥和噴霧干燥是優(yōu)選的方法。在一個特定方法中，在預水凝膠顆粒仍處于干燥狀態(tài)時與含水組合物結(jié)合。在另一個方法中，預水凝膠顆粒在潤濕、膨脹前狀態(tài)時與含水組合物結(jié)合。
本發(fā)明組合物的制備方法可以如下完成首先形成所需尺寸的水凝膠珠，然后通過使珠粒與活性劑混合物的含水溶液接觸足夠時間而將活性劑與水凝膠珠結(jié)合(如將活性劑吸收進入水凝膠內(nèi)和/或吸收在水凝膠表面)。前面已經(jīng)討論過制備瓊脂糖珠的途徑。可使用這些和其它本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的方法由其它水凝膠材料來制備珠粒。珠粒干燥時可被粉碎成本發(fā)明組合物所需大小的顆粒。
另一優(yōu)選方面，該方法包括—制備預-水凝膠顆粒的混合物，—將水凝膠顆粒在含有藥理活性劑的含水組合物中懸浮足夠時間以使得顆粒膨脹而把活性劑摻入進來，和—在干燥步驟中除去懸浮液中的水和其它溶劑，得到粉末狀藥物組合物。粉末狀組合物含有已經(jīng)摻入了活性劑的水凝膠顆粒，方法是如此進行的以至于所述粉末組合物中水凝膠顆粒的質(zhì)均空氣動力學直徑是10-100μm。通過選擇適宜尺寸范圍的預-水凝膠顆粒能夠很容易地控制組合物中水凝膠顆粒的直徑。
還有另一優(yōu)選的方面，該方法包括—制備預-水凝膠顆粒的混合物，—將水凝膠顆粒與含有藥理活性劑的含水組合物(如將活性劑溶解或懸浮在含水組合物中)結(jié)合足夠時間以使得活性劑與水凝膠顆粒緊密結(jié)合從而把活性劑摻入進去，和—在至少一個部分干燥步驟中從含水溶液中分離水凝膠顆粒(如，從顆粒中去除水和其它溶劑)，得到摻入了活性劑的初步負載的水凝膠顆粒，—使初步負載的水凝膠顆粒與含有藥理活性劑的相同或其它含水組合物接觸足夠時間，以便進一步使活性劑與水凝膠顆粒緊密結(jié)合而摻入其中，—使用至少部分干燥方法從含水組合物中分離水凝膠顆粒，得到摻入了活性劑的二級負載的水凝膠顆粒。可以按照與初級負載顆粒相同的方式反復處理該二級負載顆粒，直至在水凝膠顆粒中負載了所需的活性劑，或者達到了每個顆粒基于干重計負載了可承載的最大量的活性劑。在任何情況下，進行的最后的干燥步驟是為了完成提供適宜于經(jīng)顆粒注射裝置透皮給藥的顆粒。這里同樣適宜應(yīng)用任何干燥方法。對于反復負載步驟之間的干燥，部分干燥(和優(yōu)選顆粒至少部分塌陷)可以使用溶劑如丙酮或空氣-干燥方法來完成。最后的干燥步驟，仍舊優(yōu)選冷凍-干燥和噴霧干燥。
另一優(yōu)選方面，該方法包括—形成含有藥理活性劑和水凝膠的含水藥物制劑，水凝膠在制劑中的含量為約0.1～10wt％，和—干燥制劑得到含有質(zhì)均空氣動力學直徑約10-100μm顆粒的粉末狀藥物組合物。
根據(jù)本發(fā)明方法，把水凝膠包含在一種顆粒制劑中而制備出適宜于從無針注射裝置釋放的顆粒。水凝膠在最終制劑中的含量為約0.1～95wt％。活性劑在最終制劑中的含量為約0.1～85wt％。
在水凝膠單體和外來物質(zhì)在組合物中結(jié)合繼而在原位制成顆粒的那些方法中，接下來大量的任何常規(guī)制粒技術(shù)均可實現(xiàn)提供適宜于顆粒注射技術(shù)的顆粒，所述制粒技術(shù)例如噴霧干燥、擠壓切裁和干燥(spherunization)、品種顆粒流化床包衣、凝聚、收集和干燥、濕法制粒和研磨、固體或大顆粒研磨、無定形固體沉淀、流化床制粒、蒸發(fā)或空氣干燥然后研磨、噴霧或熔化冷卻或造粒、噴霧冷凍-干燥、壓縮(即造粒和研磨)，等等。
顆粒一旦制成，可以使用下述方法來進行評定。顆粒的表征方法用于從無針注射器透皮釋放(顆粒注射)的顆粒的表征較傳統(tǒng)的藥學產(chǎn)品有著不同的需要。大多數(shù)標準固體劑型把最大的關(guān)注放在容易溶解方面。舉例來說，在片劑的制備中，密度和顆粒大小或形態(tài)學并不起重要作用，只要流程特性可以接受則通常不考慮對于測定顆粒注射動量而言是一個重要參數(shù)的單個顆粒密度。然而，對于為顆粒直接注射制備的顆粒組合物，單個顆粒密度則是至關(guān)重要的并由此常常要使用到多種表征方法。進行絕對和理論密度測定，絕對和理論密度與釋放、效力有關(guān)。有許多可利用的方法，如填塞密度(或者傳統(tǒng)輕擊(light tap)或者儀器方法)、殼密度和梯度浮選值。其它，可使用與單個顆粒密度相關(guān)的直接方法。這些方法包括測量表面積或空隙體積，例如使用BET的標準測量法和水銀注入密度計。
眾所周知，顆粒的另一關(guān)鍵特征-顆粒大小的測定受到方法學的顯著影響。API Aerosizer(Amherst Process Instruments，Hadley，MA)是超聲速飛行時間測定儀，其中的測量模式與高能氦噴射顆粒注射技術(shù)的原理極為相似。然而，由該設(shè)備得到的數(shù)據(jù)，必須用包括計算機輔助成像分析技術(shù)的光學顯微鏡進行放大。此信息還得與無溶劑懸浮激光衍射方法學、光遮蔽技術(shù)和庫爾特Counter體積測定結(jié)果相比較。后面一些技術(shù)對于評價通過透皮顆粒注射給藥所用的瞬時高能加速器之前和之后的顆粒特別有力。正如下面所描述的那樣，金屬化膜或剛性泡沫靶反映出注射后粉末能量的某些定量信息。與顆粒注射方法直接有關(guān)的定量技術(shù)，是測定通過無針注射裝置之前和之后顆粒大小分布及顆粒微-硬度值(即，對著硬表面注射時的沖擊強度)。其它技術(shù)包括直接顆粒壓痕技術(shù)(即Nano Indenter II，MTSSytems Corp，Oak Ridge，TN or Micro Hardness Tester，AntonPaar GmbH，Graz，澳大利亞)，該技術(shù)中，在一個光學顯微鏡平臺上用探頭測量對單個顆粒施力的效果。
本文所述水凝膠顆粒組合物的特性的其它實驗，包括使用全厚度人皮和Franz-型擴散細胞的離體皮膚穿透試驗，用于測定釋放并且對藥物溶解和轉(zhuǎn)運提供指導。一個與使用生物性靶的金屬化膜能量測試相類似的方法是，給藥后利用穿越-表皮的水損失(tran-epidermal water loss(TEWL))在皮膚上進行離體測定。在制備過程中，以及在給藥前、后使用光學顯微鏡和掃描電鏡(SEM)研究顆粒，以測定顆粒的起始形態(tài)學和/或在瞬時高能量載氣流中的變化。
既然無針顆粒注射通常需要密集顆粒，因而能夠引起萎縮或塌陷的顆粒制劑和/或干燥條件是優(yōu)選的。理想的情況是，賦形劑的Tg’值(玻璃化溫度)小于初始干燥溫度以使得顆粒塌陷從而產(chǎn)生密集顆粒。使用在一定水量或pH或溫度時易于塌陷的水凝膠，和選擇適宜的賦形劑成分，將極大地促進適宜于無針注射器應(yīng)用的密集顆粒的制備。治療本發(fā)明的另一方面，提供對需要治療的受治療者釋放藥理活性劑(藥物、疫苗、診斷劑等)的方法。廣義上可將該方法描述為利用高速、直接透皮給藥(典型的是穿透皮膚表面(如穿透角質(zhì)層)或進入粘膜表面)向受治療者釋放藥理活性劑的方法，其中活性劑與適宜于此高速釋放的合適大小的水凝膠顆粒結(jié)合。更具體而言，該方法包括制備含有平均直徑約0.1～約250μm、優(yōu)選約10-100μm的固體顆粒的藥物組合物，其中每一顆粒包含已經(jīng)結(jié)合有藥理活性劑的水凝膠，加速所述顆粒至高速度，和將所述加速后的顆粒向受治療者的靶皮膚處釋放。
另一描述本發(fā)明方法的方式，稱本方法是診斷、治療或預防受治療者病癥的方法，該方法通過用無針注射器向需要治療的受治療者施用藥物組合物。這里所用的術(shù)語“治療”包括下述任何含義預防感染或再感染；減輕或消除癥狀；和減少或完全清除病原。治療可以是預防性(感染前)有效或治療性(感染后)有效的。
通過高速釋放，利用在預定區(qū)域皮膚或粘膜組織處的瞬時氦氣噴射能量，將組合物對動物給藥，優(yōu)選進入靶部位的皮膚或粘膜。“預定區(qū)域”是指完整無損的活皮膚或粘膜組織的確定區(qū)域。這樣的區(qū)域通常在約0.3cm2～約10cm2范圍。然而，本領(lǐng)域技術(shù)人員將領(lǐng)會到，組合物給藥高速顆粒釋放所針對的靶組織的面積可以有顯著的不同，取決于裝置結(jié)構(gòu)、劑量等。注射速度一般為100～3000米/秒，如200～2000米/秒。
如本文中討論的那樣，適用于本發(fā)明方法的無針注射器的詳細描述可見于現(xiàn)有技術(shù)。這些裝置稱做無針注射裝置，其中代表性的是皮膚用PowderJect無針注射器裝置和口腔用PowderJect無針注射器裝置(PowderJect Technologies Limited，英國牛津)。使用這些裝置，把治療有效量的藥理活性劑釋放給受治療者。治療有效量是產(chǎn)生所需的藥理效應(yīng)所需的量。該有效量將依被釋放的活性劑的相對活性而異，通過基于被釋放化合物的已知活性的臨床試驗很容易決定有效量。“Physicians Desk Reference”和“Goodman and Gilman’sThe Pharmacological Basis of Therapeutics”兩本書對于決定所需劑量是非常有用的。
在Bellhouse等共同擁有的美國專利5630796中首先描述了釋放顆粒用無針注射器裝置，在此將其引入作為參考。盡管目前有大量專用儀器配置可以得到，此類裝置通常是筆-狀設(shè)備，帶有自頂端向底部線性級移動的貯氣瓶，一個顆粒貯盒或包裝盒，和與消音介質(zhì)相連的超聲速噴嘴。將適當?shù)姆勰?在本發(fā)明情況下，指含水凝膠顆粒的粉末)裝在適宜容器中，所述容器如將兩個可破裂聚合物膜熱-封成墊環(huán)(washer)-狀間隔區(qū)形成獨立的密封單元而構(gòu)成的貯盒。可選擇膜材料以獲得特異開啟模式和指令超聲速氣流引發(fā)狀態(tài)的爆發(fā)壓力。在操作中，驅(qū)動裝置將壓縮氣從貯氣瓶釋放到裝置內(nèi)的一個膨脹室中。釋放的氣體與顆粒貯盒接觸，當建立起足夠壓力時，突然突破貯盒膜而把顆粒掃蕩入超聲速噴嘴處，用于隨后進行釋放。噴嘴被設(shè)計成為獲得釋放定量顆粒到預定區(qū)域靶表面所需的特定氣體速度和氣流型。消音器用于減弱膜破裂產(chǎn)生的噪音。
在共同擁有的國際申請WO96/20022中描述了釋放顆粒的第二種無針注射器裝置。該釋放系統(tǒng)也使用壓縮氣源的能量來加速和釋放粉末組合物；然而，它不同于美國專利5630796，它使用沖擊波代替氣流來加速顆粒。更具體而言，在撓性穹頂背后由沖擊波產(chǎn)生的即時壓力升高沖擊穹頂背部，引起撓性穹頂朝著靶表面方向突然外翻。突然外翻以足夠速度即沖力發(fā)射粉末組合物(組合物設(shè)置在穹頂?shù)耐饷?穿透靶組織如口腔粘膜。粉末組合物在接近全穹頂外翻時釋放。穹頂也起到完全容納高壓氣流的作用，從而使得高壓氣流不接觸到組織。由于在釋放操作過程中不釋放氣體，所以該系統(tǒng)本身就特別安靜。此設(shè)計可在其它封閉式或其它敏感性應(yīng)用中使用，如把顆粒釋放到最小侵害性手術(shù)位點。
在本發(fā)明的另一方面，單劑量或多劑量容器，其中盛有可在使用前包裝的本發(fā)明水凝膠顆粒，可包括密封的裝有構(gòu)成適宜劑量的適宜量顆粒的貯存箱。顆粒組合物可以以無菌制劑形式進行包裝，因此把密封容器設(shè)計成保持制劑的無菌性，直至在本發(fā)明方法中使用。如果需要，容器可以適應(yīng)在前面提到的無針注射器系統(tǒng)中直接使用。
因此，本發(fā)明粉末可以按照為無針注射器釋放用的獨立單位劑量形式進行包裝。本文所用的“單位劑量”，是指含有治療有效量本發(fā)明粉末的劑量容器(receptacle)。劑量容器通常安裝在無針注射器裝置內(nèi)以使得能夠從裝置中透皮釋放。這樣的劑量容器可以是膠囊、箔小袋、小囊、貯囊或其它類似物。
裝有顆粒包裝物的容器可進一步貼上確定組合物和提供相關(guān)劑量信息的標簽。另外，容器還要貼上政府機構(gòu)如食品和藥物管理局指定形式的注意事項，在注意事項中指出容器中裝有的用于對人給藥的水凝膠組合物的制造、使用或銷售得到聯(lián)邦法律的許可。
對具有尺寸大約范圍在0.1～250μm、優(yōu)選約10-70μm的水凝膠顆粒從上述提到的無針注射器系統(tǒng)的釋放進行了實踐，大于約250μm的顆粒也可從此裝置釋放，上限是顆粒大小在靶表面處對細胞造成事與愿違的損傷的那個點。釋出的顆粒將會穿透靶皮膚的實際距離取決于顆粒大小(如，假定為大致球形顆粒幾何體時名義上的顆粒直徑)、顆粒密度、顆粒沖擊皮表時的最初速度、和靶皮膚組織的密度及運動粘度。在這方面，無針注射所用的最適顆粒密度一般為約0.1～25g/cm3，優(yōu)選約0.9～1.5g/cm3，和注射速度一般為約100～3000米/秒。使用適當?shù)臍鈮海骄睆綖?0-70μm的顆粒可被加速而以達到驅(qū)動氣流的超聲速的速度通過噴嘴。
如果需要，這些無針注射器系統(tǒng)可被制成預先裝載含有適宜劑量本發(fā)明水凝膠顆粒的狀態(tài)。裝載狀態(tài)的注射器可包裝在密封容器中，再給容器貼上前述的標識。
為了表征無針注射器裝置的性能，已經(jīng)開發(fā)了大量新的測試方法，或者建立了大量改良的測試方法。這些測試的范圍包括粉末組合物的特性、氣流和顆粒加速的評定、對人造靶或生物靶的沖擊力和整個系統(tǒng)性能的測定。下述測試中的一個、數(shù)個或全部被用于評價本發(fā)明水凝膠組合物使用無針注射器系統(tǒng)的物理和功能適合性。對人造膜靶作用的評定同時測量粉末注射系統(tǒng)多方面的功能性試驗被稱為“金屬化膜”或“穿透能”(PE)試驗。試驗是基于顆粒對塑料膜基質(zhì)支撐的精制薄金屬層的損害的定量評定。損害與顆粒的動能和某些其它特性有關(guān)。試驗中反應(yīng)(即膜損害/破裂)越高，裝置給予顆粒的能量越高。電阻變化測定或者成像密度計，以反射或透射模式，在可控性和可重復性實驗中提供了評價裝置或制劑性能的可靠方法。
已經(jīng)證實，膜實驗-床對所有重要設(shè)備參數(shù)的顆粒釋放變量敏感而對氣體不敏感，所述參數(shù)包括壓力、劑量、顆粒大小分布和材料等。涂在125μm聚酯支撐物上厚約350埃的鋁目前被用于測定在最高達60巴壓力時操作的設(shè)備。對工程泡沫靶的沖擊作用的評定評定通過無針注射裝置釋放時顆粒性能的另一方法是精確計量對剛性聚甲亞胺泡沫(Rohacell 5 IIG，密度52kg/m3，Rohm TechInc.，Malden，MA)的沖擊作用。該實驗的實驗設(shè)置類似于在金屬化膜實驗中所使用的。使用精度卡鉗測量穿透的深度。對于每一個實驗，精制甘露醇標準品作為對照，所有其它參數(shù)如裝置壓力、顆粒大小范圍等保持恒定。數(shù)據(jù)也顯示該方法對顆粒大小和壓力的變化敏感。在臨床前試驗中，精制甘露醇標準品作為藥物賦形劑已被證明能夠釋放系列濃度，因此，進行泡沫穿透實驗相關(guān)性能測定具有體內(nèi)實驗的實用性基礎(chǔ)。可以預期，大有前途的粉末在臨床前或臨床研究中顯示出與甘露醇相等或較之更好穿透性的適宜性能。此簡單、快速實驗作為評價粉末的相關(guān)方法是很有意義的，而且不要孤立地去考慮。顆粒磨損試驗顆粒性能的另一標志，是測試各種待測組合物承受與高速顆粒注射技術(shù)有關(guān)的力的能力，所述力即靜止狀態(tài)的顆粒與突然、高速氣流接觸的力、粉末穿經(jīng)無針注射器時顆粒與顆粒沖擊產(chǎn)生的力、和粉末穿經(jīng)裝置時顆粒與裝置碰撞產(chǎn)生的力。因此，設(shè)計了簡單的顆粒磨損試驗，用于測定在起始組合物中和在已經(jīng)由無針注射器裝置釋放出來的組合物中的顆粒大小分布變化。
該實驗這樣進行按前述方法把顆粒組合物裝入無針注射器，然后把裝載物從裝置卸入盛有載體流體的燒瓶中，在所述載體流體中顆粒組合物不溶解(例如礦物油、硅油等)。接著收集載體流體，使用適宜的顆粒粒度測定設(shè)備如AccuSizer780型光學粒度計，測算起始組合物中和釋放后組合物中顆粒大小分布。實驗證明，由裝置釋放后質(zhì)均直徑(用AccuSizer設(shè)備測定的)減少小于約50％，更優(yōu)選小于20約％的組合物必定適宜在本發(fā)明所述無針注射器系統(tǒng)中應(yīng)用。向離體人皮膚釋放和透皮性水損失對更接近于可能實際應(yīng)用的組合物性能試驗，可將候選顆粒組合物注射入生皮的(dermatomed)、全厚度人類皮膚樣品中。同樣的皮膚樣品在注射后可置于盛有32℃水、生理鹽水或緩沖液的改進的Franz擴散池中。添加劑如表面活性劑可用于阻止粘結(jié)到擴散池上。可進行兩種測量以確定制劑進入皮膚的性能。
通過測定物理作用，例如顆粒注射對皮膚屏障功能的影響可測定透皮水損失(TEWL)。測量在平衡狀態(tài)下(約1小時)用TewameterTM 210(Courage & Khazaka，Koln，Ger)放置在擴散池蓋的頂部就象一個約12mm的燈罩。較大顆粒和較高注射壓力在體外產(chǎn)生成比例較高的TEWL值并且與體內(nèi)結(jié)果相關(guān)聯(lián)。隨顆粒大小和氦氣壓力的不同體外顆粒注射的TEWL值從約7升高到27(g/m2h)。無顆粒的氦氣注射無效果。在體內(nèi)，如通過TEWL值在約1小時恢復到注射前的值所表明的，對大多粉末尺寸皮膚屏障性能很快恢復正常。對于53-75μm的最大顆粒，皮膚樣品在1小時恢復50％并至24小時完全恢復。向離體人類皮膚釋放和藥物擴散速率為了測定制劑的體外性能，按照預定時間間隔通過用全部或等分部分置換Franz細胞收集器溶液收集待測組合物的活性(外來)化合物，用于HPLC或其它適宜分析技術(shù)進行的化學分析。濃度數(shù)據(jù)用于制作釋放概貌曲線和計算穩(wěn)態(tài)通透速度。該項技術(shù)可用于篩選制劑，在進行體內(nèi)研究前較早指出藥物與皮膚結(jié)合、藥物溶解性、顆粒穿透角質(zhì)層的效力等。
這些和其它定性和定量試驗用于評定本發(fā)明水凝膠組合物在高速顆粒注射裝置中使用的物理和功能適合性。盡管并非必要，但是優(yōu)選水凝膠組合物具有下述特性基本球形(如，縱橫比盡可能接近1)；光滑表面；具有高的活性劑負載容量(如，高達80％或90％的負載率)；顆粒磨損實驗檢測，顆粒尺寸減小小于20％；殼密度盡可能接近組分的真密度(例如大于約8.0g/ml)；和具有窄的顆粒大小分布的約20～50μm的MMAD。組合物可以是自由流動的(例如，在50％相對濕度存儲8小時后自由流動；和在40％相對濕度下存儲24小時后自由流動)。所有這些標準均可使用上面已經(jīng)描述過的方法予以評定，并且在下列出版物中描述了更詳細的內(nèi)容，在此將這些出版物引入?yún)⒖糆tzler等(1995)Part.Part.Syst.Charact.12217；Ghadiri等(1992)IFPRI Final Report，F(xiàn)RR 16-03 University ofSurrey，UK；Bellhouse等(1997)“Needleless delivery of drugsin dry powder form，using shock waves and supersonic gas flow，”Plenary Lecture 6，21stInternational Symposium on Shock Waves，澳大利亞；和Kwon等(1998)Pharm.Sci.supple.1(1)，103。
下面提供的實施例進一步闡述本發(fā)明的細節(jié)，但是并不意味著以任何方式對發(fā)明的范圍進行限定。
C.實驗下面是實現(xiàn)本發(fā)明方法的特定實施方案的實施例。提供實施例只是為了例舉說明的目的，而不是旨在以任何方式限定本發(fā)明范圍。
已經(jīng)作了相當?shù)呐泶_保所用的的各種數(shù)字(如用量、溫度等)的精確性，但是一些實驗誤差和偏差可能在所難免。
本實施例的目的是評價本發(fā)明負載了胰島素的粉末狀瓊脂糖珠組合物的胰島素釋放性能，并通過對小鼠高速透皮給藥比較施用(皮下注射)標準凍干的胰島素和瓊脂糖珠胰島素粉末制劑后胰島素的相對生物利用度。全部研究均是使用透皮Powder Ject無針注射器裝置(Power Ject Technologies，Limited，Oxford，UK)將1mg粉末狀胰島素制劑施用于麻醉大鼠(每個制劑給藥4-6只大鼠)。本發(fā)明兩種瓊脂糖珠組合物與標準凍干的胰島素粉末制劑進行比較。每種劑量的組合物給藥后，定期采集動脈血液樣本，測定胰島素和葡萄糖的濃度。透皮顆粒注射給藥后的胰島素藥代動力學和葡萄糖動態(tài)變化與皮下注射制劑后觀察到的情況進行比較。
整個研究中使用配有多孔消音器套的12°圓錐形噴嘴(出口內(nèi)徑11.7mm)、5ml氣筒和0.5ml破裂室的單相1臨床PowderJect無針注射器。氣體釋放壓維持恒定在60巴。
I.胰島素制劑使用無針注射器裝置將粉末狀瓊脂糖珠和標準凍干胰島素制劑進行給藥。新鮮配制皮下注射用的胰島素溶液。
A.標準凍干制劑在填充賦形劑磷酸二氫鈉和磷酸氫二鈉混合物(理論pH 7.7)中含有0和100μg/mg人胰島素(26.9U/mg，Diosynth BV，5340 BH Oss，Netherlands)的凍干粉末制劑如下制備使用雕工壓床(carverpress)以15000 1bs/平方英尺壓45秒，將粉末壓成3個圓盤，每一個圓盤0.3-0.4g。然后，在杵臼中研磨圓盤得到微細白色粉末。約1g粉末過篩(Fritsch Analysette 28聲波篩)3種尺寸即38μm、53μm和75μm的篩網(wǎng)。過篩程序是0-40％振幅4分鐘，40％振幅5分鐘和40-0％振幅1分鐘(時間共計10分鐘)。篩后級分分裝于氣密聚丙烯瓶(Nalgene)中，2-8℃貯存。
B.本發(fā)明瓊脂糖組合物由PowderJect Technologies Limited提供用豬胰島素(25.6U/mg，Diosynth BV，5340 BH Oss，Netherlands)生產(chǎn)的粉末狀瓊脂糖珠制劑。本研究中包括兩種制劑，標額的胰島素含量均為每mg約100μg豬胰島素(表1)。每種制劑，均是通過在100μg/ml胰島素溶液中水合干瓊脂糖珠并且把珠粒進行干燥使珠粒負載上胰島素而制得的。
表1-本研究中使用的瓊脂糖珠胰島素制劑

C.皮下注射用胰島素溶液稱重10mg 1％w/w(標額的)粉末狀胰島素的磷酸緩沖粉末狀制劑后裝入2ml玻璃標準燒瓶中。給藥當天，用生理鹽水補足體積，輕輕混合直至完全溶解。0.2ml的劑量體積含有標額10μg的胰島素。
II.制備藥物貯盒在5位小數(shù)的天平上精確稱量粉末狀制劑(IA和IB部分)，分成7份1mg(±10％)的研究藥物貯盒(Plasro 2)，貯盒中盛有20μm聚碳酸酯膜。記錄每個貯盒實際皮重。然后，貯盒于2-8℃貯存，避免物理運動直至使用。發(fā)射前使裝有藥物的貯盒達到室溫。
III.試驗動物準備和劑量通過腹腔注射新鮮配制的FFM混合物(Hypnovel，Hypnorm和WFI，體積比為1∶1∶2)而將重300g±10％的SD大鼠(Charles River)麻醉。用大剪刀和一次性高質(zhì)量的剃刀在距大鼠腹中線1cm的右下腹部仔細剃刮一片(約9cm2)皮膚。用棉拭子清洗并輕擦該部位。手術(shù)分離右側(cè)頸動脈，插入聚乙烯套管。通過一個三通將套管與盛有肝素化生理鹽水(10U/ml)的注射器連接。
每45分鐘或根據(jù)需要腹腔注射0.5ml FFM混合物來維持麻醉。試驗期間，使用K-Temp直腸探頭和恒溫器控制的加熱墊保持直腸溫度為35-38℃。
手術(shù)后，在給藥前使大鼠至少平衡15分鐘。
A.皮下給藥用帶26G針頭的1ml注射器在鼠左下腹皮膚褶處對麻醉的大鼠給藥(0.2ml，IC部分)。6只大鼠均接受皮下注射。
B.透皮顆粒注射(DPJ)給藥將藥盒(IB部分)裝入1相臨床無針注射器(PowderJect，1.1部分)中。然后按一致的操作立即在大鼠腹部剃刮過皮毛的皮膚表面驅(qū)動裝載后的裝置。每種制劑使用4只或5只大鼠進行評價。
IV.血液樣本于給藥前、給藥后10、20、40、60、120和240分鐘通過動脈插管采集血液樣本裝入1ml一次性的注射器中。在每份樣本之前，使各個注射器中抽入0.25ml鹽水(和一些血液)，將該體積的溶液立即返還給大鼠以減小試驗期間血容量的下降。
立即將血液樣本轉(zhuǎn)入肝素化的1.5ml聚丙烯離心管中，在微型離心機上離心(9000rpm，2分鐘)。移出血漿，貯于2-8℃，用于接下來的分析，要在采集后7天內(nèi)進行分析。
V.血漿樣本分析用放免分析試劑盒(Coat-a-Count，DPC，Los Angeles，CA90045)分析每份樣本中胰島素的濃度。按照制造商的說明書使用試劑盒，但作了以下一些改進用空白、去胰島素大鼠血漿與制備制劑(1.2部分)所用相同的胰島素(豬或人)原液新鮮配制標準品(0.1，0.3，1，3，10，20，40和80ng/ml)。
溫育期間保持在2-8℃以抑制由大鼠血清組分催化的輻射分解。
在這些條件下，濃度為0.3、5和40ng/ml時的變異系數(shù)分別為12％、4％和8％。在貯于2-8℃長達1周的對照樣本中未檢測到降解。
VI.胰島素制劑分析A.胰島素含量在穩(wěn)定性緩沖液(pH 8.0的磷酸緩沖液中Tween20 0.002％，硫柳汞(thiomersal)0.25mg/ml和EDTA四鈉鹽0.1mg/ml)中精確地重新配制粉末狀胰島素制劑，使得標額的胰島素濃度在0.1-1mg/ml的范圍。立即將這些溶液轉(zhuǎn)移至HPLC自動進樣器小瓶中，于6℃貯存至分析時，貯存之后不超過72小時進行分析。
使用裝有Genesis彈藥柱(cartridge column)(15em，C18，4gm，300)的Hewlett Packard 1100 HPLC系統(tǒng)，按照前面已經(jīng)描述的方法學(L.J.Janis等1996)進行分析。從主要降解和聚集產(chǎn)物可以很好地斷定胰島素峰值。
用峰面積對由新鮮配制的濃度范圍在0.1-1mg/ml的標準胰島素溶液(與用于制劑的批次相同)所作出的標準曲線可以計算出樣本胰島素濃度。標準曲線呈線性(r2＞0.999)，先前的工作顯示在這些條件下，標額濃度為1.5μg/ml時，變異系數(shù)和精確度分別為1.7％和2.3％。
被分析的每種粉末狀制劑的含量用μg/ml胰島素表示。
B.顆粒大小范圍分析使用配有Dry Powder Dispersion System的Amherst ProcessInstruments Aerosizer LD，按照標準程序，分析每種粉末狀制劑樣本的顆粒大小分布范圍。用幾何直徑分析體積分布數(shù)據(jù)。
VII.藥代動力學分析從測得的每個時間點的原始濃度減去給藥前樣本(t＝0)表觀濃度計算出給藥后的凈血漿胰島素濃度。
A.劑量(X0)的計算用測得的粉末狀制劑的胰島素含量(μg/ml)乘以稱取到單個貯盒中的制劑的質(zhì)量(mg)，計算出對每只大鼠經(jīng)DPJ給藥的胰島素劑量。
用測得的粉末狀制劑(IC部分)的胰島素含量(μg/ml)乘以所稱重的粉末質(zhì)量(mg)，再除以重新配制后的體積(ml)，然后再乘以0.2ml(給藥時的注射體積)，計算出對每只大鼠皮下給藥的胰島素劑量。
為了計算藥代動力學的目的，劑量用μg/kg體重表示。
B.計算血漿胰島素濃度對時間所作的曲線下面積(AUC)按照0～240分鐘的梯形法則，從凈胰島素濃度對時間曲線計算每只大鼠的凈AUC。
C.計算相對生物利用度用下面的標準方程式計算經(jīng)DPJ給藥相對于皮下給藥的胰島素相對生物利用度(BArel)BArel=Net AUCDPJ/X0DPJNet AUCsc/X0sc]]>VIII.結(jié)果每種制劑的相關(guān)藥學特征示于表2。值得注意的是，由標額胰島素含量測得的多達24％(CG 0904)胰島素濃度的變化，其導致經(jīng)DPJ給藥的胰島素劑量從287到421μg/kg。
表2

這里沒有顯示每只大鼠的原放免分析和血漿濃度數(shù)據(jù)。用DPJ將四種粉末狀制劑給藥后的平均凈血漿胰島素濃度對時間的曲線，與皮下給藥后的比較示于

圖1。接受安慰劑的大鼠組，其表觀基底血漿胰島素濃度在整個采血期間保持恒定。該數(shù)據(jù)作為麻醉大鼠模型在試驗期間生理穩(wěn)定性的指征。對于所有DPJ和皮下注射組來說，達到最大血漿濃度的平均時間(Tmax)在10～30分鐘(表3)。
標準凍干粉末制劑給藥后的最大血漿胰島素濃度(Cmax)為9.3ng/ml，而瓊脂糖制劑CG0920(胰島素/瓊脂糖)則為14ng/ml，瓊脂糖制劑CG0904(胰島素/葡聚糖/瓊脂糖)則為26ng/ml。所有試驗組，其血漿胰島素濃度恢復至基底水平均需4小時。
經(jīng)DPJ給藥后的胰島素的凈AUC數(shù)據(jù)和計算出的平均相對生物利用度(BArel)示于表3。標準凍干粉末制劑的BArel為15.6％。除外較高的Cmax，未觀測到瓊脂糖制劑CG0920(胰島素/瓊脂糖)在胰島素釋放方面的任何改善。但是，瓊脂糖制劑CG0904(胰島素/葡聚糖/瓊脂糖)的BArel為34％，大于觀測到的標準粉末制劑的2倍。用變異系數(shù)(CV)作指標，測定比較了這一制劑與皮下給藥的動物間變異(分別為19％和24％)。
表3-經(jīng)DPJ(標準和瓊脂糖珠制劑)給藥與皮下給藥的藥代動力學參數(shù)比較

所有數(shù)據(jù)均用均值±SD表示。
試驗證實本發(fā)明瓊脂糖珠制劑能夠有效地將胰島素釋放入體循環(huán)。由于瓊脂糖不溶于水，而瓊脂糖占制劑重量的約90％，因此曾預計CG 0920的吸收時間長。但是情況并非如此，盡管較低BArel和觀測到較大變異性的血漿胰島素濃度提示一旦將制劑施用于皮膚的話，負載胰島素的釋放將會易變并且不會有效。
與瓊脂制劑CG 0904有關(guān)的胰島素釋放的顯著改善，最初被認為是較大顆粒尺寸。因而，最初認為顆粒大小與增加BA相關(guān)。現(xiàn)已確定向珠粒中加入葡聚糖預防干燥期間的塌陷由此而使得顆粒性能得以改善。
乳酸脫氫酶(LDH)購自Sigma化學品公司(L 1254；Lot96H9568)。具有MMAD為20-150μm的粉末狀Bio-Gel A15M購自Bio-Rad(Cat.No.151-1050)。使用端點比色測定法(Sigma No.500)測定LDH活性。所有其它試劑購自Fisher Scientific并且是ACS-級或更好。
用水洗滌Bio-Gel A15M樹脂以除去防腐劑，然后傾入一次性的1×10cm柱中，使終體積約5ml。用含有5％(w/v)甘露醇pH 6的檸檬酸鈉溶液5ml平衡該柱。將LDH以2mg/ml的終濃度溶解于相同的緩沖液中。將5ml溶液樣本負載到柱中并使之完全滲透。
從柱中取出樹脂并將其進行凍干。凍干后，將樹脂重新懸浮于水中再裝入柱中。接著，用5ml緩沖液洗脫柱。初始LDH溶液樣本也進行凍干，然后重新溶解在初始體積的水中。
使用Hewlett-Packard UV-VIS分光光度計通過在280nm處的吸收度來測定每種溶液的蛋白質(zhì)濃度。基于NADH存在時丙酮酸向乳酸的轉(zhuǎn)化來測定LDH活性。殘余的丙酮酸用1，4-二硝基苯肼處理產(chǎn)生高度著色的產(chǎn)品。形成的顏色的吸收度與LDH活性成反比。用280nm處的吸收度(“蛋白濃度”)除以442nm處的吸收度(“酶活性”)計算出LDH特異活性。
從溶液凍干后回收的LDH具有起始物料98％的特異活性。由瓊脂糖珠洗脫得到的物質(zhì)，其LDH活性是起始物料的約40％。這是初步研究，分析技術(shù)未優(yōu)化。檢測到所有樣本的LDH活性均很高，位于標準曲線的頂端。基本上表明可以將酶負載到瓊脂糖珠上、凍干和回收而同時保持酶活性。
4％硫酸化交聯(lián)的葡聚糖珠購自Sigma(Sigma，St.Louis MO，Catalogue No.D-5650，Lot No.111H9575)。胰島素購自AkzoNobel(SIPP584)vLysozyme。將胰島素溶于1.5％乙酸溶液中制得負載溶液。負載溶液的濃度為10.10mg/ml。向4.199g負載溶液中加入4.155g水合的葡聚糖珠。將得到的懸浮液進行混合并于室溫平衡1小時。經(jīng)過了此負載過程之后，從負載溶液中分離出珠粒，分析負載溶液的蛋白質(zhì)濃度。接著，冷凍干燥珠粒。
然后，將干燥的負載了活性劑的珠粒加入到含水提取溶液中，分析提取溶液中的蛋白質(zhì)濃度。
起始和殘余負載溶液以及提取溶液的胰島素濃度，均使用BioRad(Richmond，CA)UV檢測器進行測定。通過測定不同濃度(4.41mg/ml～10.10mg/ml)胰島素溶液的UV吸收度來制作標準曲線(UV吸收度對胰島素濃度作出曲線)。然后從標準曲線推出各種被檢測溶液的胰島素濃度。
本研究的結(jié)果是，起始負載溶液含有42.4mg胰島素，與葡聚糖珠平衡1小時后負載溶液中殘留3.2mg胰島素。由此計算出胰島素在凍干負載珠粒上的負載百分率為25％，因此負載效率為92％。提取溶液中有胰島素31mg，表明從負載活性劑(即胰島素)的葡聚糖珠中的回收百分率為79％。
4％瓊脂糖珠(XC Corporation，Lot# XB219)和8％瓊脂糖珠(XCCorporation，Lot# XBl38)用作水凝膠載體系統(tǒng)。豬胰島素(Akzo Nob(XC Corporation，Lot# XB219)el，Lot SIPP584)用作外來活性劑。將瓊脂糖珠凍干(使用VirTis SentryTM3+ES型冷凍干燥設(shè)備)過夜得到干燥的瓊脂糖珠。然后，通過用飽和豬胰島素溶液(25mg/ml的1％乙酸溶液)與該干燥的珠粒結(jié)合并讓懸浮液平衡而使得珠粒再水合。接著，從負載溶液中分離出負載活性劑的顆粒，冷凍干燥48小時以使得負載(再水合)珠粒干燥。該步驟產(chǎn)生初級負載。使用干燥的初級珠粒重復上述過程，產(chǎn)生二級負載(負載次數(shù)#2)。然后，以同樣方式將干燥的二級珠粒加入到負載溶液中，重復此過程以提供負載次數(shù)為#3～#5的二級負載。將每次負載間期的珠粒置入提取溶液中，然后使用反相HPLC(Shimadzu VP HPLC)測定從初級(#1)和二級負載(#2～#5)的每種珠粒中提取的胰島素濃度。使用HPLC也對未處理珠粒(負載次數(shù)#0)進行分析以提供陰性負載對照。
對4％珠粒的研究結(jié)果示于表4和圖2。對8％珠粒的研究結(jié)果示于表5和圖3。對于4％瓊脂糖珠而言，單次負載步驟胰島素的理論最大負載％為37.5％，而對于8％瓊脂糖珠而言，單次負載步驟胰島素的理論最大負載％為22.3％。
表4

表5

由這些結(jié)果可見，本發(fā)明多次(反復)負載方法適宜提供基于每個顆粒干重計極高的藥物負載率。
本說明書中提到的所有出版物和專利申請，在此引入作為參考，引入的程度就象每一個單個出版物或?qū)＠暾執(zhí)禺惖睾酮毩⒌乇灰鲄⒖家粯印?br> 至此，已經(jīng)全面描述了本發(fā)明。對于本領(lǐng)域技術(shù)人員來說，可進行許多變化和修飾而不背離本發(fā)明的實質(zhì)范圍。
權(quán)利要求
1.藥理活性劑在制備還含有水凝膠的顆粒藥物中的應(yīng)用，所述顆粒藥物經(jīng)顆粒注射用于對受治療者進行治療。
2.權(quán)利要求1所述的應(yīng)用，其中顆粒質(zhì)均空氣動力學直徑是10～100μm。
3.權(quán)利要求1或2所述的應(yīng)用，其中顆粒的殼密度是0.8～1.5g/cm3。
4.前述任一項權(quán)利要求所述的應(yīng)用，其中藥理活性劑是基因構(gòu)建體。
5.權(quán)利要求4所述的應(yīng)用，其中基因構(gòu)建體包含編碼與啟動子可操作性地連接的抗原的序列。
6.前述任一項權(quán)利要求所述的應(yīng)用，其中水凝膠是瓊脂糖或葡聚糖。
7.權(quán)利要求6所述的應(yīng)用，其中水凝膠是瓊脂糖并且藥物顆粒進一步包含葡聚糖作為賦形劑。
8.編碼抗原的可表達基因構(gòu)建體在制備含有負載了所述構(gòu)建體的水凝膠的顆粒藥物中的應(yīng)用，所述顆粒藥物作為核苷酸疫苗經(jīng)顆粒注射施予受治療者。
9.抗原在制備顆粒藥物中的應(yīng)用，該顆粒藥物被用作疫苗經(jīng)顆粒注射施予受治療者。
10.制備適宜于經(jīng)顆粒注射給藥的粉末藥物組合物的方法，所述方法包括(a)水凝膠顆粒與含有藥理活性劑的含水組合物接觸，從而將活性劑負載到顆粒中；(b)任選地，在一個至少部分干燥的步驟中從含水組合物中分離負載了活性劑的水凝膠顆粒，并將分離出的顆粒與含有所述藥理活性劑的含水組合物接觸，從而進一步將活性劑負載到顆粒中；(c)如果已經(jīng)進行了(b)步驟，那么任選地重復所述步驟一次或多次；(d)在干燥步驟中從含水組合物中分離負載了活性劑的水凝膠顆粒；和(e)得到所需的適用于透皮粉末注射裝置的粉末藥物組合物。
11.制備粉末狀藥物組合物的方法，所述方法包括(a)制備預-形成水凝膠顆粒混合物；(b)水凝膠顆粒與含有藥理活性劑的含水組合物接觸足夠時間，以使得活性劑與水凝膠顆粒結(jié)合而摻入其中；和(c)在一個干燥步驟中從含水組合物中分離水凝膠顆粒得到粉末狀藥物組合物，其中所述組合物包含所述已摻入了活性劑的水凝膠顆粒，而且所述組合物適宜在透皮粉末注射裝置中使用。
12.制備粉末狀藥物組合物的方法，所述方法包括(a)制備預-形成水凝膠顆粒混合物；(b)將水凝膠顆粒在含有藥理活性劑的含水組合物中懸浮足夠時間，以使得顆粒膨脹而將活性劑摻入其中；和(c)在一個干燥步驟中從懸浮液中除去水和其它溶劑，得到包含已摻入了活性劑的水凝膠顆粒的粉末狀藥物組合物，其中在所述粉末組合物中的水凝膠顆粒的質(zhì)均空氣動力學直徑為10～100μm。
13.制備粉末狀藥物組合物的方法，所述方法包括(a)制備預-形成水凝膠顆粒混合物；(b)將水凝膠顆粒與含有藥理活性劑的含水組合物接觸足夠時間，使得活性劑與水凝膠顆粒結(jié)合而摻入其中；(c)在一個至少部分干燥的步驟中從含水組合物中分離水凝膠顆粒，得到已經(jīng)摻入了活性劑的初級負載水凝膠顆粒；(d)將初級負載水凝膠顆粒與含有所述藥理活性劑的含水組合物接觸足夠時間，從而進一步將活性劑與水凝膠顆粒結(jié)合而摻入到水凝膠顆粒中；(e)在至少一個部分干燥步驟中從含水組合物中分離在(d)步驟形成的水凝膠顆粒，得到摻入了活性劑的二級負載水凝膠顆粒；和(f)干燥二級負載水凝膠顆粒得到粉末藥物組合物。
14.權(quán)利要求13所述的方法，其中在步驟(f)前，將步驟(e)形成的二級負載水凝膠顆粒至少再一次與含有所述藥理活性劑的含水組合物接觸足夠時間，以便進一步將活性劑與水凝膠顆粒結(jié)合而摻入其中。
15.權(quán)利要求10-14中任一項所述的方法，其中步驟(b)的水凝膠顆粒在干燥狀態(tài)時與含水組合物接觸。
16.權(quán)利要求10-14中任一項所述的方法，其中步驟(b)的水凝膠顆粒在處于潤溫水合前狀態(tài)時與含水組合物接觸。
17.權(quán)利要求10-16中任一項所述的方法，其中水凝膠顆粒選自瓊脂糖、葡聚糖、聚乙二醇和聚對苯二酸丁二醇酯顆粒。
18.權(quán)利要求10-17中任一項所述的方法，其中活性劑在粉末狀藥物組合物中的含量占組合物的約0.1～85wt％。
19.權(quán)利要求10-18中任一項所述的方法，其中粉末狀藥物組合物是使用冷凍-干燥步驟而形成的。
20.權(quán)利要求10-18中任一項所述的方法，其中粉末狀藥物組合物是使用噴霧-干燥步驟而形成的。
21.含有水凝膠和藥理活性劑的藥物組合物，其中組合物是適宜于通過高速粉末注射對受治療者透皮或透粘膜給藥的粉末。
22.一種藥物組合物，含有直徑約10～100μm、每一顆粒含有摻入了藥理活性劑的水凝膠的固體顆粒，所述顆粒適宜于通過高速粉末注射對受治療者透皮或透粘膜給藥。，
23.權(quán)利要求21或22所述的組合物，其中水凝膠是瓊脂糖。
24.權(quán)利要求21-23中任一項所述的組合物，其中活性劑是肽。
25.權(quán)利要求21-24中任一項所述的組合物，與對于通過透皮或透粘膜高速粉末注射給藥所作的書面標識說明書相結(jié)合。
26.權(quán)利要求21-24的任一項組合物的單位劑型。
27.對受治療者透皮或透粘膜釋放藥理活性劑的制品，該制品的一個容器中含有權(quán)利要求21-24中任一項所述藥物組合物，所述組合物包含單位劑量的活性劑。
28.權(quán)利要求27所述的制品，其中水凝膠是瓊脂糖。
29.權(quán)利要求27或28所述的制品，其中活性劑是肽或蛋白質(zhì)。
30.權(quán)利要求27-29中任一項所述的制品，與對于通過透皮或透粘膜高速粉末注射給藥顆粒所作的書面標識說明書相結(jié)合。
31.對需要治療的受治療者釋放藥物的方法，所述方法包括—制備權(quán)利要求21-24中任一項所述的藥物組合物，—加速所述顆粒至高速，和—釋放所述加速后的顆粒進入靶皮膚或粘膜部位。
32.權(quán)利要求31所述方法，其中水凝膠是瓊脂糖。
33.權(quán)利要求31或32所述方法，其中活性劑是肽。
34.制備粉末狀藥物組合物的方法，所述方法包括—提供大小在約10～100μm范圍的預-形成水凝膠顆粒混合物，—將顆粒在含有溶解了的藥理活性劑的含水組合物中懸浮足夠時間，以使得顆粒膨脹并將活性劑摻入其中，和—從懸浮液中除去水和其它溶劑，形成已經(jīng)將活性劑摻入其中并且每一顆粒具有約10～100μm直徑的固體水凝膠顆粒。
35.權(quán)利要求34所述方法，其中水凝膠顆粒在處于干燥狀態(tài)時加入到含水組合物中。
36.權(quán)利要求34所述方法，其中水凝膠顆粒在處于潤濕、膨脹前狀態(tài)時加入到含水組合物中。
37.制備粉末狀藥物組合物的方法，所述方法包括(a)形成含有藥理活性劑和水凝膠的含水藥物制劑，水凝膠含量為制劑的0.1～10wt％，和(b)干燥制劑得到具有質(zhì)均空氣動力學直徑10～100μm的顆粒。
38.適宜于通過顆粒注射對受治療者給藥且包含負載了藥理活性劑的水凝膠的粉末，該粉末被用于對人或動物體的治療方法中。
全文摘要
本發(fā)明提供了由活性組分與水凝膠載體結(jié)合而形成的新組合物。該組合物適用于高速透皮顆粒注射技術(shù)。本發(fā)明也提供了制備所述新組合物的方法。另外,本發(fā)明提供了將藥理活性劑施用于受試者的方法。這些方法適用于藥物、生物藥劑、疫苗和診斷劑的給藥。
文檔編號A61K48/00GK1345232SQ0080586
公開日2002年4月17日 申請日期2000年2月3日 優(yōu)先權(quán)日1999年2月3日
發(fā)明者B·H·奧康諾, S·J·普雷斯特雷爾斯基, Y·F·馬爾, A·穆德勒, R·哈夫納, T·L·布爾科斯 申請人:鮑德杰克特研究有限公司