BE1006143A3 - Sels de peptides avec des polyesters carboxytermines. - Google Patents

Sels de peptides avec des polyesters carboxytermines. Download PDF

Info

Publication number
BE1006143A3
BE1006143A3 BE9300551A BE9300551A BE1006143A3 BE 1006143 A3 BE1006143 A3 BE 1006143A3 BE 9300551 A BE9300551 A BE 9300551A BE 9300551 A BE9300551 A BE 9300551A BE 1006143 A3 BE1006143 A3 BE 1006143A3
Authority
BE
Belgium
Prior art keywords
polyester
peptide
salt
solvent
drug
Prior art date
Application number
BE9300551A
Other languages
English (en)
Original Assignee
Zeneca Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Zeneca Ltd filed Critical Zeneca Ltd
Application granted granted Critical
Publication of BE1006143A3 publication Critical patent/BE1006143A3/fr

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
    • A61K47/69—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit
    • A61K47/6921—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit the form being a particulate, a powder, an adsorbate, a bead or a sphere
    • A61K47/6927—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit the form being a particulate, a powder, an adsorbate, a bead or a sphere the form being a solid microparticle having no hollow or gas-filled cores
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
    • A61K47/51—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent
    • A61K47/56—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent the modifying agent being an organic macromolecular compound, e.g. an oligomeric, polymeric or dendrimeric molecule
    • A61K47/59—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent the modifying agent being an organic macromolecular compound, e.g. an oligomeric, polymeric or dendrimeric molecule obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. polyureas or polyurethanes
    • A61K47/593—Polyesters, e.g. PLGA or polylactide-co-glycolide
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/0012—Galenical forms characterised by the site of application
    • A61K9/0019—Injectable compositions; Intramuscular, intravenous, arterial, subcutaneous administration; Compositions to be administered through the skin in an invasive manner
    • A61K9/0024—Solid, semi-solid or solidifying implants, which are implanted or injected in body tissue
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/29—Coated or structually defined flake, particle, cell, strand, strand portion, rod, filament, macroscopic fiber or mass thereof
    • Y10T428/2982—Particulate matter [e.g., sphere, flake, etc.]
    • Y10T428/2989—Microcapsule with solid core [includes liposome]

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medicines That Contain Protein Lipid Enzymes And Other Medicines (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Peptides Or Proteins (AREA)
  • Polyesters Or Polycarbonates (AREA)

Abstract

Nouveaux sels composés d'un cation issu d'un peptide contenant au moins un radical basique et d'un anion issu d'un polyester carboxy-terminé, procédé pour préparer ces sels et l'utilisation de ces sels dans la fabrication de compositions pharmaceutiques à libération prolongée. Ces sels ont différentes propriétés utiles pour la préparation de compositions pharmaceutiques à libération prolongée, que les sels se trouvent à l'état pur ou à l'état de mélange avec un excès du peptide libre ou combiné ou un excès du polyester libre.

Description


   <Desc/Clms Page number 1> 
 



  Sels de peptides avec des polyesters carboxy-terminés. 



   La présente invention concerne de nouveaux sels formés d'un cation issu d'un peptide contenant au moins un radical basique et d'un anion issu d'un polyester carboxy-terminé, des procédés pour la préparation de ces sels, et l'utilisation de ces sels dans la fabrication de compositions pharmaceutiques à libération prolongée. Les sels de l'invention présentent une diversité de propriétés qui sont utiles dans la préparation de compositions pharmaceutiques à libération prolongée, que les sels soient sous forme pure ou soient en mélange avec un excès du peptide sous sa forme libre non combinée ou avec un excès du polyester libre. Ces sels sont amphipathiques du fait qu'ils sont formés pour partie d'un peptide qui est hydrophile et lipophobe et pour partie   d-'un   polyester qui est hydrophobe et lipophile. 



    . Le terme "peptide" est utilisé   ici dans un sens générique pour désigner les poly (acides aminés) qui sont normalement appelés en   général"peptides","polypeptides"   ou"protéines"et un"peptide basique"est un peptide qui est de caractère basique en raison de la présence d'un excès d'acides aminés basiques, par exemple l'arginine ou la lysine, ou en raison de l'extrémité N du peptide, ou simplement un peptide qui contient au moins un radical basique, facultativement en présence d'un ou plusieurs radicaux d'acides aminés acides. Le terme désigne aussi les analogues synthétiques des peptides, des acides aminés non naturels ayant une fonctionnalité basique et tout autre forme d'alcalinité introduite. Le terme"polyester"est utilisé ci-après pour désigner un   polyester carboxy-terminé.   



   Le brevet européen nO 58 481 fait allusion à la possibilité d'interactions chimiques spécifiques entre le radical acide carboxylique   terminal d'un polyester   et un ou des radicaux basiques dans un peptide. Lawter et al., Proc.
Int. Symp. Control Rel. Bioact.   Macler.,   14, 13   (1987),   outre 

 <Desc/Clms Page number 2> 

 Okada et al., Pharmaceutical Research, 8, 584-587 (1991), mentionnent également cette possibilité, mais ces publications sont spéculatives sous ce rapport du fait qu'ils ne décrivent en particulier aucun sel peptidepolyester spécifique de ce genre, ni ne donnent aucune indication de la façon dont ces sels peuvent être préparés et restent muets à propos des effets favorables éventuels pouvant résulter de l'utilisation de ces sels dans la fabrication de compositions pharmaceutiques. 



   La présente invention a toutefois pour objet une composition contenant ou comprenant, telle qu'elle est initialement préparée, un sel formé d'un cation issu d'un peptide contenant au moins un radical basique et d'un anion issu d'un polyester   carboxy-terminé ;   la composition se trouvant sous la forme d'une solution ou dispersion du sel dans un solvant qui est un solvant pour le polyester libre mais non un solvant pour le peptide libre, la granulométrie du sel dans la dispersion étant inférieure à 5 Mm et de   préférence   inférieure à 0,2   Mm ;   ou sous la forme de microparticules ou d'un implant pour l'injection ou l'implantation sous-dermique. 



   Le composant cation du sel peut être issu d'un peptide basique qui est pharmacologiquement actif ou d'un peptide basique qui est pharmacologiquement inactif. Lorsque le peptide basique est pharmacologiquement actif, le sel de l'invention lui-même peut être présenté à l'état de composition pharmaceutique à libération prolongée. Lorsque le peptide basique est pharmacologiquement inactif, le sel de l'invention peut être utilisé comme excipient dans la préparation de compositions à libération prolongée d'autres peptides   pharmacclogiquement actifs, qui sent   soit de nature acide (comprenant un excès d'acides aminés acides tais que l'acide aspartique ou l'acide glutamique) soir de nature neutre. 



   Dans les compositions à   libération   prolongée de peptides, une autre nécessité est évidemment que le peptide 

 <Desc/Clms Page number 3> 

 doit rester sensiblement stable dans la composition pendant la durée de libération envisagée. Par"sensiblement stable", on entend que le médicament n'est pas rendu totalement insoluble ou dénaturé, avec perte totale de son activité pharmacologique, pendant la durée d'utilisation envisagée pour la composition. 



   Les peptides pharmacologiquement actifs appropriés ont un poids moléculaire d'au moins 300 Da et de préférence d'au moins 800 Da. Des exemples de ces peptides qui peuvent être sensiblement stables dans les compositions à libération prolongée pendant la durée de libération envisagée et qui peuvent donc être utilisés dans les compositions de la présente invention sont l'oxytocine, la vasopressine, l'hormone adénocorticotrophe (ACTH), le facteur de croissance épidermique (EGF), la prolactine, l'hormone lutéinisante, l'hormone de stimulation folliculaire, la lulibérine ou hormone de libération de l'hormone lutéinisante (LHRH), l'insuline, la somatostatine, le glucagon, l'interféron, la gastrine, la tétragastrine, la pentagastrine, l'urogastrone, la sécrétine, la calcitonine, les enképhalines, les endorphines, la kyotorphine, la taftsine,

   la   thymopoïétine,   la thymosine, la thymostimuline, le facteur humoral thymique, le facteur thymique sérique, le facteur de nécrose des tumeurs, les facteurs de stimulation des colonies, la motiline, la bombésine, la dinorphine, la neurotensine, la céruléine, la bradykinine, l'urokinase, la   kallikréine,   les analogues et antagonistes de la Substance P, l'angiotensine II, le facteur de croissance nerveuse, les facteurs VII et IX de coagulation du sang, le chlorure de lysosyme, la rénine, la bradykinine,   la tyrocidine,   les   gramicidines,   les hormones de croissance, l'hormone de   stimulation   des mélanocytes, l'hormone de libération de l'hormone thyroïdienne, l'hormone de   stimulation     thyroïdienne, 1 hormone parathyroïdienne,

   la     pancréozymine,     la cholècystokinine 1   le   lac-cogène placentaire   humain, la   gonadotrcphine chcricnique humaine,   le peptide 

 <Desc/Clms Page number 4> 

 de stimulation de synthèse des protéines, le peptide inhibiteur gastrique, le peptide intestinal vaso-actif, le facteur de croissance dérivé des plaquettes, le facteur de libération de l'hormone de croissance, la protéine morphogénique osseuse et les analogues synthétiques et variantes et fragments pharmacologiquement actifs de ceux-ci. 



   Les peptides préférés constitutifs des compositions de l'invention sont les analogues synthétiques de LHRH et en particulier ces analogues sont notamment, mais sans y être limités, la buseréline ([D-Ser (But) 6, des-Gly-   NH210]-LHRH (l-9NHEt), la desloréline ( [D-Trp6, des-Gly-NH2 ]-   LHRH   (1-9)   NHEt), la fertiréline   ( [des-Gly-NH ]-LHRH (l-9)-   
 EMI4.1 
 NHE1 :.), la goseréline ([D-Ser (But) 6, Azgly10]-LHRH), l'histréline ([D-His (BZl) 6, des-Gly-NH210]-LHRH (1-9) NHEt), la leuproréline ( [D-Leu6, des-Gly-NH2 ]-LHRH (l-9) NHEt), la lutréline ([D-Trp6, HeLeu7, des-Gly-NH210]-LHRH (1-9) NHEt), la nafaréline ( [D-Nal]-LHRH), latryptorêline ( [D-Trp]-LHRH) et leurs sels pharmacologiquement acceptables. 



   Des peptides basiques pharmacologiquement inactifs appropriés qui peuvent être utilisés dans les sels de l'invention sont la polyarginine, la polylysine et la poly (arginine-co-lysine), les (co-)   polymères d'acides aminés   naturels sous forme D, L ou DL avec l'arginine et/ou la lysine sous forme D, L ou racémique, ou les peptides ou (co-) polypeptides dans lesquels les chaînes peptidiques sont terminées en tout ou partie par un radical basique à l'extrémité N et le squelette est formé par des résidus d'acides aminés neutres. 



   Le   polyester carboxy-terminé utilisé   comme source de l'anion dans le sel de l'invention peut être un   homopolyester   ou un copolyester. Les polyesters préférés de ce genre sont ceux qui se dégradent ou s'érodent dans un milieu physiologique aqueux, comme celui existant dans le tissu intramusculaire ou sous-cutané, en fragments de bas poids moléculaire solubles dans   l'eau.   Cans ce milieu, le 

 <Desc/Clms Page number 5> 

 processus de dégradation principal est la simple hydrolyse en masse, impliquant la scission hydrolytique des radicaux ester menant à des fragments d'homopolymère ou de copolyester de poids moléculaire plus faible et finalement à la disparition de la composition au site d'administration.

   Néanmoins, il est reconnu qu'à ces sites d'injection ou d'implantation, de même qu'à d'autres sites dans le tissu vivant, d'autres mécanismes de dégradation peuvent être impliqués, comme ceux dans lesquels interviennent les enzymes. 



   Des homo-et copolyesters appropriés sont ceux issus d'hydroxyacides et ceux issus de la polycondensation de diols et/ou polyols, par exemple (mais sans y être limités) de polyéthylèneglycols, de polypropylèneglycols,   d'alcoylèneglycols de 2   à 10 atomes de carbone, du glycérol, du triméthylolpropane et de formes polyoxyéthylées d'alcools polyfonctionnels tels que   le glycérol, le triéthylolpropane   net les sucres, avec des acides dicarboxyliques et/ou polycarboxyliques, par exemple (mais sans y être limités) les acides (alcane en 1-10C) dicarboxyliques, en particulier l'acide malonique, l'acide succinique et l'acide glutarique, les acides phtaliques, l'acide mellitique et l'acide pyromellitique, facultativement en présence d'un ou plusieurs hydroxy-acides et/ou monoalcools. 



   Les procédés préférés pour préparer des homo-et copolyesters à base d'hydroxy-acides sont fondés sur la polymérisation par ouverture du cycle des acides cycliques dimères ou sur la polycondensation ou copolycondensation directe des hydroxy-acides ou mélanges des hydroxy-acides ou bien des lactones issues de ces hydroxy-acides. Ces polymérisations, tant du type par ouverture du cycle que du type par polycondensation, sont de préférence exécutées de façon que les   homo-ou ccpolyestars   résultants contiennent, en tour ou partie, des chaînes polymères ayant une fonctionnalité acide carbcxylique.

   Dès lors, la polycondensatiDn avec ouverture du cycle des acides dimères 

 <Desc/Clms Page number 6> 

 est exécutée en présence d'un agent de transfert de chaîne polymère ou co-initiateur approprié, qui contrôle tant le poids moléculaire que la structure de l'homo-ou copolyester résultant. Des agents de transfert de chaîne appropriés sont l'eau, les acides hydroxy-carboxyliques, les acides monocarboxyliques, les acides dicarboxyliques et les acides polycarboxyliques. 



   Pour les polyesters préparés par polycondensation ou copolycondensation, la polymérisation est exécutée dans des conditions telles qu'un excès de la fonctionnalité acide carboxylique soit utilisé,   c'est-à-dire   que le rapport [-COOH] à [-OH] est égal ou supérieur à 1. La structure et le poids moléculaire du polycondensat sont déterminés par la nature des alcools utilisés (monoalcools, diols ou polyols ou un mélange), par la nature des acides utilisés (acides mono-, di-ou polycarbcxyliques, ou un mélange) et par la quantité de l'excès d'acide carboxylique. Les acides impliqués dans le cycle de Krebs sont particulièrement utiles. 



   Des exemples d'hydroxy-acides ou lactones qui conviennent qui peuvent être utilisés dans la préparation des homo-ou copolyesters utiles aux fins de l'invention sont notamment la   ss-propionolactone,   la   ss-butyrolactone,   la y-butyrolacton et la pivalolacton, de même que l'acide a-hydroxybutyrique, l'acide a-hydroxyisobutyrique, l'acide a-hydroxyvalérique, l'acide a-hydroxyisovalérique, l'acide a-hydroxycaproïque, l'acide   a-hydroxyisocaproïque,   l'acide   a-hydroxy-ss-mêthylvalérique,   l'acide a-hydroxyheptanoïque, l'acide a-hydroxydécanoïque, l'acide a-hydroxymyristique et l'acide a-hydroxystéarique.

   Les homo-et copolyesters préférés de ce genre sont ceux issus de l'acide lactique sous ses   formes D, L ou DL   et de l'acide glycolique, de même que des lactides et   glycolides   dimères correspondants et un agent d'arrêc de chaîne   facultatif préféré est l'acide   lactique. 



     Bin qu'un médicament peptidique   basique 

 <Desc/Clms Page number 7> 

 macromoléculaire puisse exister pour tout ou partie à   l'état   de cation polymère et qu'un polyester puisse exister pour tout ou partie à l'état d'anion polymère, la formation d'un sel résultant d'une interaction acide-base entre des espèces polymères suivant les procédés classiques de mélange ou par mise en oeuvre de solvants organiques est extrêmement difficile sinon impossible. Par exemple, le mélange à l'état fondu des deux composants est inapplicable du fait qu'il est bien connu que les peptides ne fondent normalement pas, mais plutôt se décomposent aux températures élevées normalement atteintes pour faire fondre les polymères.

   Toutefois, même si le peptide devait fondre (ce qu'il ne fait pas), il serait incompatible avec, ou insoluble dans, un homo-ou copolyester pour des raisons thermodynamiques exposées ci-après. 



   Les peptides sont des macromolécules et possèdent dès lors de nombreuses des propriétés typiques des polymères classiques. Par conséquent, ils sont (en l'absence d'interactions chimiques ou physiques spécifiques), totalement incompatibles avec, ou insolubles dans, d'autres macromolécules qui ont une structure différente sous l'aspect de la chimie et du squelette polymère, du fait que l'énergie libre de mélange des deux types de polymères dissemblables est hautement positive et n'est donc pas thermodynamiquement favorisée.

   A l'état en masse, les peptides sont des molécules hautement polaires et fortement associées par la liaison hydrogène, avec le résultat que l'enthalpie de mélange des peptides avec les homo-ou copolyesters (qui sont relativement non polaires et dans lesquels la liaison hydrogène est absente ou faible) est fortement positive, c'est-à-dire endothermique et thermcdynamiquement non favorisée. De   surcroît,   les macromolécules sent par définition grandes et ont donc une faible entropie intrinsèque, de   ser1 : e que l'entropie   de mélange de deux espèces   macromoléculaires   différentes est très faible ou même négative (voir, par example, 

 <Desc/Clms Page number 8> 

 P.

   J.   Florey,"Principles   of Polymer Chemistry", Cornell University, 1953, à 555 ; L.   Bohn,"Polymer   Handbook", 2e édition, J. Wiley 1975, III-211 et L. Bohn, Rubber Chemistry and Technology, 1966,493). Par conséquent, le mélange d'un peptide avec un polyester à une température élevée à l'état fondu ne donne pas lieu au mélange à l'échelle moléculaire qui est nécessaire pour que la formation du sel se fasse. Une simple incorporation du peptide et du polyester ne donne donc pas lieu à la formation du   sel.'  
Des difficultés semblables se manifestent lors des tentatives de former des sels de peptides avec des polyesters à l'aide de solvants organiques, sauf si le peptide a une certaine aptitude à la dissolution ou au gonflement dans le solvant.

   Les propriétés de solubilité des polyesters et peptides sont totalement différentes. Les solvants qui dissolvent le peptide, comme l'eau, sont absolument non-solvants pour le polyester et en général les bons solvants pour le polyester, comme le dichlorométhane, sont absolument non-solvants pour le peptide. Les solvants qui dissolvent tant le peptide que le polyester, comme le diméthylsulfoxyde, le diméthylformamide, le   diméthylacétamide   et la   N-méthylpyrrolidone,   suscitent des difficultés différentes parce qu'ils sont relativement non volatils, ont des points d'ébullition élevés et sont dès lors difficiles à éliminer et aussi en raison de la toxicité inacceptable de certains de ces solvants.

   Il a été possible d'identifier certains solvants pour les deux composants qui sont plus volatils et qui sont toxicologiquement acceptables, mais ces solvants mènent à d'autres difficultés. Par exemple, l'acide acétique est un solvant tant pour les peptides que pour les polyesters, mais l'utilisation d'une grande quantité d'un solvant acide prédispose le peptide à exister sous la forme de l'acétate salin (en raison de l'effet d'action de masse), de sorte que l'élimination de l'acide acétique à la température ambiante 

 <Desc/Clms Page number 9> 

 (par exemple 20 à   25 C)   ou par lyophilisation conduit à une séparation des phases entre le peptide et le polyester, ce qui fait que la formation souhaitée du sel tend à ne pas avoir lieu. 



   Un but de la présente invention est dès lors de procurer un procédé pour la préparation d'un sel comprenant un cation d'un peptide basique et un anion d'un polyester carboxy-terminé. 



   La préparation des sels peptide-polyester de la présente invention peut être exécutée au moyen   d'homo-ou   copolyesters contenant des radicaux acide carboxylique et de peptides dans lesquels les résidus basiques existent sous la forme de bases libres ou de sels d'un acide faible, de préférence un acide volatil, ayant une constante de dissociation de l'acide inférieure à 10-3 ou un pKa (pKa    =-logKa,   où Ka est la constante de dissociation de l'acide) supérieur à 3. Un sel de peptide basique de ce genre qui est particulièrement préféré est un sel avec l'acide acétique. Toutefois, en raison de l'incompatibilité inhérente des deux espèces macromoléculaires, des conditions particulières doivent être appliquées, dans lesquelles ces sels peptide-polyester peuvent être formés. 



   Une façon d'obtenir ce résultat est d'utiliser un solvant qui dissout tant le peptide que le polyester pour former une solution à partir de laquelle le solvant peut être chassé directement en laissant subsister premièrement le sel amphipathique ou deuxièmement, un mélange de polyester et de peptide dans un état physique qui est prédisposé à former un sel amphipathique lors de la poursuite du traitement. 



   Un exemple de la première approche est d'utiliser des solvants tels que, mais sans y être limités, le 
 EMI9.1 
 diméthylsulfoxyde, le dimê'c. hylfcrmamide.. le diméthylacêtamide et la N-méthylpyrrclidone, qui sont essentiellement neutres et qui peuvent être des solvants tant pour le peptide que peur le polyester. Dans les 

 <Desc/Clms Page number 10> 

 circonstances normales, comme indiqué ci-dessus, ces solvants sont extrêmement difficiles à chasser en raison de leur point d'ébullition élevé et de leur relative absence de volatilité. Lorsqu'un peptide (par exemple un acétate) et un polyester sont dissous dans l'un de ces solvants, le peptide tend à exister à l'état de sel avec le polyester, du fait que le radical acide lactique ou acide glycolique plus fortement acide dans le polyester déplace l'acide carboxylique plus faible.

   La majeure partie du solvant et l'acide acétique libéré (ou autre acide carboxylique faible mais volatil) peut être chassée sous vide et la solution résiduelle contenant le sel peptide-polyester est ajoutée à de l'eau distillée pour faire précipiter le sel polymère insoluble. 



   L'eau distillée est de préférence exempte de dioxyde de carbone pour éviter la formation de carbonates salins par déplacement de l'anion polyester. Le solvant résiduel dans le sel peptide-polyester peut ensuite être éliminé par un nouveau lavage à l'eau, de préférence aussi exempt de dioxyde de carbone. Dans certaines circonstances, le sel polymère peut être isolé par précipitation directe dans de l'eau, sans aucune nécessité de chasser un solvant quelconque, et cette approche est particulièrement utile lorsque le peptide est utilisé à l'état de base. 



   Dès lors, suivant une autre particularité, la présente invention a pour objet un procédé de fabrication d'un sel comprenant un peptide basique et un polyester   carboxy-terminé,   qui comprend la dissolution du peptide basique, sous forme de base libre ou sous forme d'un sel avec un acide faible, par exemple l'acide acétique, et du polyester carboy-terminé dans un solvant neutre et polaire dans lequel tous deux sont solubles, l'élimination du solvant ou de la majeure partie du solvant, et l'addition de la solution concentrée résultante à un excès d'un   non-sclvant   pour le sel peptide-polyester. 



   La deuxième approche, basée aussi sur 

 <Desc/Clms Page number 11> 

 l'utilisation d'un solvant qui dissout tant le peptide que le polyester, est fondée sur le fait que le solvant est capable d'être éliminé par congélation ou par lyophilisation classique ou bien par séchage par pulvérisation. Une opération essentielle de ce procédé est l'élimination du solvant hors du mélange peptide-polyester à une allure extrêmement rapide et pratiquement instantanée et de préférence à une température qui est inférieure à la température de transition vitreuse du polyester et du peptide. Dans ce cas, le solvant peut être neutre ou acide et un solvant préféré est l'acide acétique. 



   Cette élimination extrêmement rapide du solvant d'une solution qui manifeste un certain degré d'écoulement visqueux ou de comportement viscoélastique conduit à une séparation des phases des deux types macromoléculaires incompatibles, qui se fait à une échelle colloïdale extrêmement fine. En d'autres termes, le mélange peptide-polyester résultant présente une surface spécifique très élevée et une grande énergie de surface. En conséquence, lorsqu'un autre solvant différent pour le polyester, qui est normalement un non-solvant pour le peptide, est ajouté aux mélanges peptide-polyester sensiblement exempts de solvants de ce genre, la grande énergie de surface est dissipée par la formation du sel et par la disparition du caractère   colloïdal   du peptide dans le polyester.

   Des solvants appropriés pour cette deuxième approche doivent être lyophilisables et sont notamment, mais sans y être limités, l'acide acétique, les mélanges   dioxanne/eau   et les mélanges t-butanol/eau, ou doivent pouvoir être séchés par pulvérisation. 



   Dès lors, suivant une autre particularité, la présente invention a pour objet un procédé de préparation d'un sel comprenant un peptide basique et un polyester carboxy-terminé, qui comprend la   dissolution   du peptide basique, sous forme de base libre ou sous forme   d j un   sel avec un acide faible, par exemple l'acide acétique, et du 

 <Desc/Clms Page number 12> 

 polyester carboxy-terminé dans un solvant dans lequel tous deux sont solubles et qui est capable d'être chassé par lyophilisation, la congélation de la solution résultante à grande vitesse, la lyophilisation du mélange congelé résultant, la dispersion du mélange résultant dans un solvant pour le polyester, et la dissolution du mélange lorsque le sel peptide-polyester est formé. 



   Plus particulièrement, dans ce procédé, la solution du peptide et de l'acide polylactique, ou d'un copolymère d'acide lactique et d'acide glycolique, dans de l'acide acétique est ajoutée à de l'azote liquide en goutte à goutte. Ceci conduit à une congélation plus ou moins instantanée de la solution dans l'acide acétique et à la formation plus ou moins instantanée d'un mélange peptidepolyester sensiblement exempt de solvant. La lyophilisation pour chasser l'acide acétique qui est le solvant donne naissance à un produit mixte peptide-polyester à une échelle colloïdale extrêmement fine.

   Pour de nombreux peptides, la nature colloïdale d'une telle matière est démontrée lorsqu'un solvant pour le polyester est ajouté, par exemple le dichlorométhane, auquel cas une suspension colloïdale extrêmement fine se forme et, à la condition qu'il y ait un excès de fonctionnalité acide carboxylique dans le mélange, une solution limpide peut être obtenue finalement au repos, l'énergie de surface en excès étant dissipée à mesure que le sel peptide-polyester se forme. D'autres techniques pour congeler plus ou moins instantanément le mélange   peptide/polyester/acide   acétique peuvent être appliquées au lieu de l'addition goutce à goutte à de l'azote liquide, par exemple l'addition goutte à goutte du mélange à un mélange de dioxyde de carbone solide et d'hexane. 



   De façon hypothétique, à l'évidence, un composé totalement insoluble peut être rendu soluble s'il est amené à une granulométrie suffisamment fine. S'il est admis que la particule est une sphère de rayon r ayant une densité a et une énergie de   surface y/ne telle particule   a une 

 <Desc/Clms Page number 13> 

 
 EMI13.1 
 énergie de surface 4rr2y qui lui est associée. Elle a aussi une masse 4/3. rj, de sorte que l'énergie de surface par unité de masse est 3vy/ar. On considère à présent deux cas de solutions saturées : (i) lorsque le solide en excès est extrêmement grossier et a donc une très faible énergie de surface et que la solution a une concentration Cs.

   Dans ce cas, l'énergie libre de Gibbs est : 
 EMI13.2 
 G solution = Go + RTlnCs = G gg 
 EMI13.3 
 (ii) lorsque le solide en excès est formé de particules très petites de rayon r, l'énergie libre de Gibbs de la solution qui se trouve à l'équilibre avec les particules très petites est : 
 EMI13.4 
 G-cn = Go + RTlnC 
 EMI13.5 
 mais dans ce cas le solide a une énergie libre de Gibbs : 
 EMI13.6 
 sch-de + 3vy/ar, et G2solution = Go + RTlnC = G\olide + 3y/ar, ou G solide = Go + RTinC-STry/cr. 
 EMI13.7 
 



  Mais d'après (i) ci-dessus : 
 EMI13.8 
 Solide = Go + RTInC,, 
 EMI13.9 
 et dès lors : 
 EMI13.10 
 Go + RTinC-377-Y/o-r = Go + RTinCg, ou C = C ey/ar -S. e 

 <Desc/Clms Page number 14> 

 de sorte que, lorsque r diminue, C (dans le cas hypothétique) augmente. 



   Dans le cas usuel, une solubilité supérieure à la normale due à une fine granulométrie est métastable et les particules croissent en dimension, par exemple par dissolution et recristallisation, de sorte que l'effet d'une haute énergie de surface est annulé. Néanmoins, avec les mélanges peptide-polyester de fine granulométrie, la formation du sel peut avoir lieu et ceci constitue un autre moyen pour faire baisser l'énergie de surface des particules colloïdales en permettant la formation d'un sel amphipathique soluble qui, sous forme de solution, offre l'état d'énergie libre le plus bas. 



   Suivant une autre particularité, l'invention a pour objet un procédé de préparation d'un sel comprenant un peptide basique et un polyester   carboxy-terminé,   qui comprend la réaction d'un peptide basique sous la forme d'un sel avec un acide fort, comme un chlorure ou sulfate, avec un polyester dans lequel tout ou partie du polyester se trouve sous la forme d'un sel d'acide carboxylique avec un métal alcalin   ou alcalino-terreux approprié,   par exemple un carboxylate de sodium, de potassium, de calcium ou de magnésium. Pour les polyesters de bas poids moléculaire (ayant un poids moléculaire moyen en masse de moins   d'environ 10 000)   les sels avec les métaux alcalins peuvent être dissous ou très finement dispersés dans l'eau. 



  L'addition d'une telle solution ou dispersion à une solution aqueuse (de préférence exempte de dioxyde de carbone) du peptide conduit à la précipitation du sel peptide-polyester amphipathique insoluble dans l'eau. 



   De façon   semblable,-es chlorures   ou sulfates de   peptides basiques"pégylés" (produits de conjugaison   de   polyoxyéthylène   et de peptides) sont ou   1 peuvent être     partiellement compatibles   avec ou solubles dans des solvants tais que le dichlorométhane et les sels de sodium ou de potassium des polyesters   carboxy-tarminés peuvent aussi être   

 <Desc/Clms Page number 15> 

 solubles dans le dichlorométhane. Dès lors, lorsque deux sels de ce genre sont mélangés dans des proportions appropriées, le sel peptide-polyester soluble est formé par double décomposition, avec précipitation du chlorure ou sulfate de métal alcalin. 



   L'incompatibilité thermodynamique de macromolécules différentes dont il est question ci-dessus est connue depuis de longues années, mais elle a rarement été prise en considération dans l'état connu de la question pour la libération prolongée de médicaments peptidiques hors de matrices de polyester. Une conséquence nécessaire de cette incompatibilité thermodynamique, ou insolubilité, est que dans les conditions normales, les polyesters sont totalement imperméables pour les médicaments peptidiques. Pour qu'une diffusion de Fick dépendante du partage d'un médicament peptidique à travers un polyester ait lieu, le peptide doit avoir une certaine solubilité dans le polyester.

   Toutefois, pour les raisons exposées ci-dessus, tel n'est pas le cas, de sorte que le transport du peptide à travers le polyester par diffusion de Fick dépendante du partage est impossible. 



   De surcroît, même si pour le souci de l'argumentation, le médicament peptidique ou l'un de ses analogues synthétiques a une certaine solubilité dans ou une compatibilité avec le polyester, le transport par diffusion à travers la phase de polyester resterait encore impossible. 



  Il est reconnu depuis longtemps que le volume libre dans le polyester, qui résulte de la mobilité rotationnelle et   translaticnnelle   des segments du polyester et qui devrait permettre le passage des molécules par diffusion, est insuffisamment grand pour permettre la diffusion des macromolécules ayant un poids moléculaire supérieur à environ 500 Da   (voir,   par exemple, R. W. Baker et H. K.   Lonsdale,"Controllad Release   : Mechanisms and Rates" dans"Controlled Release of Biologically Active Agents", Edition A. C. Tanquary et R.

   E.   Lacey, Plenum Prsss, 1974,   

 <Desc/Clms Page number 16> 

 15 et seq.)
Néanmoins, bien que le transport d'un médicament peptidique à travers un polyester par diffusion de Fick soit essentiellement impossible pour les peptides de plus d'environ 500 Da, la libération continue des polypeptides a cependant pu être réalisée.

   Le brevet européen nO 58 481 décrit comment la libération continue d'un médicament peptidique au départ d'un polyester a été obtenue en utilisant les propriétés très différentes des deux macromolécules, les peptides étant hydrophiles et hydrosolubles et les polyesters étant hydrophobes et insolubles dans   l'eau.   Dans les compositions décrites dans ce brevet, la libération du médicament peptidique est obtenue principalement à travers des pores aqueux, qui sont produits à l'origine par simple épuisement du peptide hors de domaines à la surface de la composition ou hors de domaines de médicament peptidique qui sont continus ou contigus avec la surface de la composition.

   Cet épuisement assure une phase initiale de libération et la dégradation hydrolytique en masse ultérieure du polyester conduit à la formation d'une porosité complémentaire dans le polyester, de sorte qu'une nouvelle libération du peptide régie par la dégradation et l'érosion peut avoir lieu. Si la porosité résultant de la dégradation hydrolytique de polyester n'a pas lieu suffisamment vite, la libération initiale à partir de la phase d'épuisement est achevée avant qu'une porosité suffisante induite par la dégradation soit engendrée dans le système de libération et la libération discontinue du peptide se trouve réalisée.

   Les paramètres des compositions que décrit le brevet européen no 58 481 sont choisis de façon que la dégradation hydrolytique du polyester ait lieu au moment opportun par rapport à la phase iniciale de libération par épuisement pour assurer que les deux phases de libération chevauchent et mènent à une libération continue du médicament peptidique. 



   Toutefois, alors que la transport par diffusion 

 <Desc/Clms Page number 17> 

 de Fick d'un peptide à travers la phase de polyester soit impossible dans le cas de ces mélanges simples de peptides et de polyesters, une situation totalement différente apparaît dans le cas des compositions des sels peptidepolyester de la présente invention, facultativement en présence de polymère libre. Dans les compositions contenant ces matières, il n'existe pas de phase séparée consistant en polyester seul, mais au contraire la phase continue qui régit la libération du peptide est formée pour tout ou partie par le sel peptide-polyester.

   Le peptide libre a une certaine solubilité dans cette phase de sel peptidepolyester, de sorte que dans les compositions contenant ces matières, une véritable diffusion de Fick du peptide dépendante du partage est possible si les autres critères, comme le volume libre effectif, sont satisfaits. 



   Du fait que le sel peptide-polyester contient un segment fortement hydrophile, la composition de sel peptidepolyester a une absorption d'eau beaucoup plus forte que le polyester seul. De surcroît, dans ces compositions, l'absorption d'eau est encore augmentée, en raison du caractère ionique de l'interaction peptide-polyester et de la solvatation des ions ou paires d'ions dans le sel macromoléculaire par   l'eau.   Ceci implique une nature essentiellement hydrogel pour le sel peptide-polyester et procure une augmentation du degré de mobilité des segments macromoléculaire dans le complexe polycation-polyanion. En d'autres termes, le volume libre effectif de la matrice est augmenté et peut donc recevoir un peptide macromoléculaire. 



   L'effet résultant de ces propriétés du sel peptide-polyester (facultativement en présence de polymère libre) est de permettre le transport par diffusion de Fick d'un peptide macromoléculaire à travers la matrice du sel peptide-polyestar ou de la phase mixte de sel et de polymère libre. ceci est une situation totalement différente de celle qui existe avec le polyester seul ou avec de simples mélanges de polyesters et de peptides. de scrte que des 

 <Desc/Clms Page number 18> 

 matrices ou membranes à libération prolongée basées sur la perméabilité accrue résultant de l'utilisation du sel peptide-polyester constituent un point central pour les compositions pour la libération contrôlée de peptides que le présent mémoire décrit ci-après. 



   Les sels peptide-polyester de la présente invention offrent donc des avantages nouveaux et inattendus pour la conception de systèmes de libération parentérale des médicaments basés sur des solutions ou dispersions à l'aide de divers mélanges de médicaments peptidiques libres, polyesters libres et sels peptide-polyester, dans des véhicules d'injection pharmaceutiquement acceptables tant aqueux que non aqueux, et basés sur des implants sousdermiques, qui peuvent être injectés, par voie intramusculaire ou sous-cutanée, ou implantés en raison de la solubilité nouvelle et inattendue de ces entités contenant un peptide dans les solvants lipophiles. De surcroît, les compositions basées sur ces sels peptidepolyester, en particulier celles mettant en jeu des polyesters très lipophiles, peuvent être administrées aussi par d'autres voies.

   D'une importance particulière est la voie orale, suivant laquelle les diverses combinaisons de sel peptide-polyester et/ou de médicament peptidique libre et/ou de polyester libre peuvent être utilisées avec un bon effet. Dans de nombreux cas, pour l'administration par voie orale, il est préféré d'utiliser un excipient pharmaceutiquement acceptable, comme une huile végétale ou une variante de celle-ci, notamment des mono-, di-et triglycérides tant isolément qu'en mélange avec d'autres huiles. Les voies d'administration topique, rectale et intranasale sont de moindre importance. 



   En dehors du brevet européen nO 58 481 (1982) précité, Law er et al. floc.   cit.)   et Okada et al.   (lac.     cit.)   sont les seuls états connus de la technique faisant à la connaissance de la Demanderesse référence à la possibilité de fermer des sels peptide-polyester, mais ces 

 <Desc/Clms Page number 19> 

 deux publications sont de caractère théorique du fait qu'elles ne décrivent pas comment cette interaction présumée peut être mise en pratique ou utilisée.

   Un autre but de la présente invention est de procurer des compositions pharmaceutiques à libération prolongée comprenant différentes compositions de sel peptide-polyester et/ou de médicament peptidique libre et/ou de polyester libre en différentes proportions pour procurer au moins trois profils différents de libération contrôlée du médicament. 



   Par conséquent, suivant une particularité supplémentaire, l'invention a pour objet une composition pharmaceutique à libération prolongée comprenant un sel peptide-polyester tel que défini ci-dessus et/ou un médicament peptidique libre et/ou un polyester libre et facultativement un ou plusieurs autres excipients pharmaceutiques. 



   La conception des compositions pharmaceutiques de l'invention est basée sur les considérations suivantes. 



  Alors qu'un médicament peptidique simple est normalement soluble dans l'eau, tant son sel avec un polyester que le polyester libre lui-même sont normalement tout à fait insolubles dans l'eau (bien qu'il soit reconnu que pour les formes oligomères très basses des polyesters et copolyesters, quoiqu'elles soient par elles-mêmes insolubles dans l'eau, elles peuvent être solubles dans l'eau sous la forme du sel peptide-polyester). Toutefois, l'incubation d'un mélange d'un médicament peptidique et d'un polyester, où tout ou partie du peptide est présent à   l'état   de sel peptide-polyester, dans les liquides physiologiques aqueux conduit à une certaine dégradation du polyester. Si ces produits dégradés sont insolubles dans l'eau, le sel peptide-polyester en cours de dégradation continue d'être insoluble.

   D'autre part, si le polyester est initialement d'un poids moléculaire suffisamment bas ou s'il contient un composant   polymère d'un   poids moléculaire également ou semblablement faible, au point que des fragments acides 

 <Desc/Clms Page number 20> 

 issus du polyester et solubles dans l'eau se forment, ces fragments (à l'état d'anions) sont cotransportables avec le cation polypeptidique. Il a été démontré pour ces nouvelles compositions de sel peptide-polyester de l'invention que le caractère immédiat de la libération est fortement dépendant du poids moléculaire et de la distribution de poids moléculaire du composant polyester. 



   La distribution de poids moléculaire est définie comme étant Mw/Mn où Mw (poids moléculaire moyen en masse) 
 EMI20.1 
 = Sw. M/Ew = Snj. M/Sn. M et M (poids moléculaire moyen en nombre) =   En,. M,/Zn,   et où   wi   est la fraction pondérale des molécules du polymère ayant un poids moléculaire Mi et n, est le nombre des molécules du polymère ayant un poids moléculaire   Mi.   



   La distribution du poids moléculaire est souvent appelée polydispersité et les différentes valeurs pour une distribution étroite, normale ou la plus probable et large sont bien connues (voir, par   exemple,"Polymer   Handbook", 2e édition, J. Wiley 1975, IV-3). Il est généralement admis qu'une polydispersité inférieure à 1,8 est une distribution étroite ou polydispersité basse, d'environ 1,8 à 2,2 est une distribution normale ou la plus probable ou polydispersité normale, et de plus d'environ 2,2 est une distribution large ou étalée ou polydispersité élevée. 



   Pour l'administration de médicaments peptidiques par voie parentérale, comme l'injection intramusculaire ou sous-cutanée ou l'implantation subdermique d'un dépôt ou d'un système à libération, les polyesters ayant un poids moléculaire moyen en nombre de plus de 2000 Da ou une viscosité inhérente à 1% p/v à   25 C   dans le chloroforme supérieure ou égale à 0,08 dl par g et jusqu'à et y compris 4,0 dl par g reçoivent la préférence. Pour l'administration par d'autres voies, par exemple la voie orale, l'intervalle préféré pour le poids moléculaire moyen en nombre est de 500 à 5000 Da. 



   Il est évident d'après les considérations 

 <Desc/Clms Page number 21> 

 ci-dessus, qui ont été largement ignorées dans l'état connu de la technique, que la dégradation des polyesters, en particulier en la présence d'un peptide basique, pour donner même une petite fraction de fragments dérivés hydrosolubles, de même que l'intervalle de temps pour qu'il en soit ainsi, sont régis par le poids moléculaire et la distribution de poids moléculaire.

   La dégradation sensiblement immédiate en fragments solubles dans l'eau a lieu avec des polyesters à distribution étroite et normale ayant des poids moléculaires moyens en masse de moins d'environ 10 000 Da et de moins d'environ 15 000 Da respectivement (suivant le type de distribution de poids moléculaire), mais en général, plus basse est la polydispersité du polyester et plus faible est le poids moléculaire moyen en masse requis pour une dégradation immédiate en fragments solubles dans l'eau. Pour les polyesters d'un poids moléculaire moyen en masse supérieur à 15 000 Da, des distributions normales ou larges - sont requises.

   A nouveau, ceci dépend en partie de la nature et du type de la distribution de poids moléculaire, mais en général, plus le poids moléculaire moyen en masse est élevé et plus la polydispersité doit être élevée pour arriver à une dégradation précoce en fragments solubles dans l'eau. 



   Pour les compositions de polyester ou copolyester et de peptide dont tout ou partie du peptide se trouve sous la forme d'un sel peptide-polyester, contenant facultativement du polyester libre, trois profils de libération différents peuvent être obtenus. Le premier de ceux-ci est celui où la dégradation du polyester a lieu pour donner une formation sensiblement immédiate de fragments hydrophiles ou hydrosolubles acides conduisant à une libération immédiate du peptide conformément au mécanisme suivant : 

 <Desc/Clms Page number 22> 

 
 EMI22.1 
 (a) sel polymère-médicament qui est totalement insoluble dans l'eau ; (b) où P est un fragment hydrosoluble ou hydrophile dégradé, mais   P n-1-D+ est   insoluble dans l'eau ;

   (c) où P-D+ est une espèce médicamenteuse hydrosoluble et Pn-1 est un polymère dégradé insoluble dans   l'eau ;   libé. : libération du médicament. 



  (P = un fragment de polyester dégradé soluble dans l'eau ou un fragment de polyester dégradé insoluble dans l'eau hydrophile qui est rendu soluble dans l'eau lorsqu'il est présent sous la forme d'un sel avec le peptide basique. 



  D = peptide basique). 



   Dans le premier cas, la composition peut contenir tout le médicament sous la forme de sel peptide-polyester ou bien peut contenir une certaine quantité de médicament libre non combiné en plus d'une certaine quantité de sel peptide-polyester, dans les deux cas facultativement aussi en présence d'une quantité de polymère libre. Toutefois, le polymère se dégrade en fragments solubles dans l'eau, en présence du peptide, presque immédiatement avec la conséquence que la libération continue poursuivie et presque immédiate du peptide commence. Il convient d'observer que la diffusion du peptide hydrosoluble libre à travers la composition qui se dégrade est facilitée par la   perméabilité   accrue de la matrice consécutive à la présence du sel peptide-polyester dans la phase continue qu-module la libération. 



   Le deuxième des cas est celui où le médicament   peptidique   est présent   à l'état de   sel peptide-polyester (facultativement en présence de polyester libre), mais où 

 <Desc/Clms Page number 23> 

 le polyester ne se dégrade pas immédiatement en fragments solubles dans l'eau. Ceci conduit à un intervalle initial au cours duquel il n'y a pas de libération du médicament peptidique. Bien que le sel peptide-polyester confère à la matrice une perméabilité accrue pour la diffusion libre du peptide, il n'y a pas de médicament peptidique libre disponible pour la diffusion. Tout le peptide se trouve sous la forme d'un sel peptide-polyester insoluble dans l'eau et ce n'est qu'après un temps considérable que le polyester se dégrade en fragments solubles dans l'eau et donne naissance à un médicament libre et transportable.

   Ceci conduit à une durée d'induction longue, au cours de laquelle il n'y a initialement pas de libération du peptide, durée d'induction après laquelle commence la libération. Ce deuxième cas est idéal pour une libération programmée et pulsée des vaccins et peptides solubles. 



   Le troisième cas est celui où une composition, à base d'un système médicament peptidique-polyester qui contient un médicament peptidique tant sous sa forme libre que sous la forme d'un sel polymère-médicament, facultativement aussi en présence de polyester libre, et où le polyester a un poids moléculaire moyen en masse de plus d'environ 15 000 Da (de préférence de plus d'environ 30 000 Da) et une distribution de poids moléculaire étroite, ou la plus probable, se trouve dans un milieu physiologique tel qu'il existe à un site d'injection intramusculaire ou sous-cutanée peut conduire à une libération discontinue. Une première phase de libération a lieu à cause de la présence 
 EMI23.1 
 du médicament peptidique libre ez de son aptitude à être transporté à travers le système plus perméable sel peptide- polyester.

   Si cette première phase de libération du médicament peptidique libre est achevée avant que la dégradation du polyester dans le sel peptide-polyester ait lieu, pour donner une   nouvelle quantité   de médicament peptidique libre, il en résulte une libération discontinue du médicament peptidique. 

 <Desc/Clms Page number 24> 

 



   De façon évidente, s'il n'y a pas d'intervalle au cours duquel le médicament peptidique libre est absent de la composition, pendant sa dégradation, la libération continue se trouve réalisée. Ce profil de libération est semblable à celui décrit dans le brevet européen nO 58 481, mais le mécanisme de libération dans le brevet européen nO 51 481 et les matières utilisées (pas de sel peptidepolyester) sont très différents des mécanismes et matières que définit la présente demande de brevet. Suivant le profil de libération, ces mélanges sont idéaux pour la libération continue de peptides, de protéines et de vaccins solubles. 



   Comme indiqué ci-dessus, ces systèmes de sel médicament peptidique-polyester, leurs caractéristiques physico-chimiques et les mécanismes par lesquels la libération du peptide a lieu sont très différents de ceux décrits dans les brevets européens nO 58 481 et 52 510 et dans toutes les autres publications concernant la libération de peptides à partir d'homo-et copolymères d'acide lactique et d'acide glycolique qui sont connus de la Demanderesse. 



  Parmi ces documents, seul le brevet européen   n    58 481, de   même que Lawter et al. (loc. cit. ) et Okada et al. (lac. cit. ) font une certaine référence à une formation de sel   résultant d'une interaction ionique de radicaux acide carboxylique d'un polyester et d'acides aminés basiques dans les peptides, mais les compositions obtenues comme décrit dans ces documents ne contiennent pas de sel constitué par un médicament peptidique et un polyester.

   Ces documents 
 EMI24.1 
 por-z bibliographiques sont cependant spéculatifs sous ce rapport et n'établissent pas de façon concluante que ces interactions ont en effet lieu, ni ne démontrent comment ces sels peptide-polyester peuvent être préparés et isolés, puis utilisés pour opérer la libération des peptides avec une variété de profils de libération différents en raison de leur solubilité inattendue dans les solvants organiques lipcphiles. 



   Parmi les propriétés des mélanges peptide- 

 <Desc/Clms Page number 25> 

 polyester qui déterminent la libération et qui n'ont pas été mentionnées jusqu'à présent, il convient de citer le nombre des radicaux fonctionnels basiques dans le peptide et le nombre des radicaux acide carboxylique dans le polyester. Les publications précitées sont également muettes à propos des effets remarquables et inattendus résultant de l'utilisation des sels peptide-polyester et de la perméabilité étonnamment élevée des systèmes contenant, pour tout ou partie, le sel peptide-polyester, par comparaison avec la perméabilité du polyester seul ou des mélanges dans lesquels les deux composants sont simplement mélangés l'un à l'autre et qui ne contiennent donc pas de sel peptidepolyester. 



   Cette différence de perméabilité peut être mise en évidence dans des expériences simples avec une cellule de diffusion, dans laquelle une membrane continue de polyester exempte de défauts, séparant deux compartiments aqueux, dont l'un contient une solution aqueuse du peptide et l'autre contient la phase aqueuse uniquement, ne permet pas le passage du peptide, avant qu'il y ait une dégradation sensible de la membrane de polyester. Au contraire, les membranes contenant pour tout ou partie le sel peptidepolyester permettent le passage du médicament à travers la membrane contenant le sel par une diffusion dépendante du partage, même si le peptide a un poids moléculaire supérieur à 500 Da. 



   Les sels peptide-polyester de l'invention ont de nombreuses autres propriétés avantageuses qui sont surprenantes et utiles et qui sont inconnues dans les matières semblables appartenant à l'état connu de la technique, mais qui sont particulièrement utiles pour la conception et la fabrication de systèmes pharmaceutiques de libération. Une des plus utiles de ces propriétés est la bonne solubilité du peptide lorsqu'il se trouve sous la forme d'un sel de polyester, dans les solvants organiques dans lesquels les peptides sont normalement tcut à fait 

 <Desc/Clms Page number 26> 

 insolubles. Ceci offre de très nombreux avantages pour la fabrication des médicaments, du fait que cela permet d'appliquer de nouveaux procédés et de nouvelles techniques pour fabriquer des systèmes de libération de médicament et en particulier pour faciliter la fabrication aseptique.

   Ces procédés et techniques, de même que les matières utilisées, diffèrent totalement des techniques et matières que décrit l'état connu de la technique. 



   Dès lors, les solutions d'un sel peptidepolyester, contenant facultativement du polymère libre et/ou du peptide libre sous une forme solubilisée ou dispersée, peuvent être stérilisées par filtration, simplifiant ainsi les problèmes normalement associés à la fabrication stérile de compositions de peptides solides ou en suspension. Une solution stérilisée par filtration d'un sel peptidepolyester peut donc être soumise à diverses techniques pharmaceutiques de séchage dans un milieu aseptique. Le séchage par pulvérisation, la congélation par pulvérisation et d'autres techniques de séchage qui produisent des particules solides sont des opérations préférées qui se prêtent bien aux préparations aseptiques. 



   Particulièrement utile est la production de microparticules ayant des granulométries de l'intervalle de 0,2   m   à 500   m,   qui peuvent être mises en suspension dans un véhicule pour injection pharmaceutiquement acceptable. 



  Ces microparticules peuvent être mises en suspension dans un véhicule aqueux pour injection avant usage, ou en variante, dans un véhicule pour injection organique qui est un non-solvant pour les matières utilisées. Pour les systèmes de libération basés sur des homo-et copolymères d'acide lactique et d'acide glycolique, des véhicules organiques appropriés de ce genre sont les huiles hautement lipophiles comme, mais sans limitation, l'oléate d'éthyle, le myristate   d'isopropyle,   les huiles végétales et divers glycérides   grays.   Dans certaines circonstances, il est préféré de prendre des mélanges de ces véhicules lipophiles. 

 <Desc/Clms Page number 27> 

 



   Bien que ces véhicules lipophiles soient des non-solvants pour les formes d'administration à base d'acide lactique et d'acide glycolique, ils ne conviennent pas pour les polyesters hautement lipophiles comme ceux à base d'acides hydroxylés à longue chaîne, par exemple l'acide hydroxystéarique. Pour ces polyesters ou copolyesters hautement lipophiles, les véhicules pour injection organiques hydrophiles sont préférés, comme (mais non limitativement) le propylèneglycol et le polyéthylèneglycol de bas poids moléculaire. De façon évidente, les véhicules pour injection aqueux conviennent aussi pour les systèmes d'administration à base des polymères plus lipophiles. 



   Un autre moyen pour préparer des microparticules exploite une autre propriété avantageuse et inattendue des sels peptide-polyester de l'invention. Le sel peptidepolyester est formé d'un peptide hydrophile que la préférence thermodynamique ferait exister ou se dissoudre dans un milieu ou une phase de caractère aqueux ou polaire, et d'une chaîne de polyester qui est hydrophobe que la préférence thermodynamique ferait se dissoudre dans une phase hydrophobe. En d'autres termes, le sel peptidepolyester est amphipathique et présente des propriétés tensioactives qui n'existent pas dans les sels de peptides simples.

   Cette activité de surface fait que le sel peptidepolyester existe préférentiellement à l'interface des phases et en raison de la nature générale du sel (proportion et longueur de la chaîne hydrophobe) le type de dispersion thermodynamiquement le plus stable dans une phase largement aqueuse est le sel peptide-polyester présent à   l'état de   dispersion dans l'eau (parce que la concentration micellaire est très faible et que tout le sel ne peut exister à l'interface dans de nombreuses circonstances). 



   On peut donc constater que le sel peptide polyester est un dispersant extrêmement efficace pour préparer les   dispersions   aqueuses et aussi pour entretenir   leur stabilisé. Dans ce deuxième procédé peur préparer   des 

 <Desc/Clms Page number 28> 

   compositions pharmaceutiques microparticulaires, la solution   du peptide-polyester (par exemple dans du dichlorométhane) est simplement dispersée dans une phase aqueuse qui peut facultativement contenir un polymère augmentant la viscosité comme (mais non limitativement) le poly (alcool vinylique) en raison des propriétés tensioactives du sel peptidepolyester.

   Bien que certaines solutions organiques contenant ces sels peptide-polyester puissent se disperser spontanément, en règle générale, une certaine agitation ou un certain cisaillement sont nécessaires pour préparer la dispersion aqueuse. 



   Un autre aspect préféré du procédé, comme décrit ci-dessus, consiste à exécuter les opérations de façon que la dispersion aqueuse soit exécutée effectivement en l'absence de dioxyde de carbone et sous atmosphère inerte. 



  Il est préféré aussi que la solution organique du sel peptide-polyester soit exempte de dioxyde de carbone parce que la concentration en dioxyde de carbone de l'air et de l'eau dans les conditions normales est suffisamment élevée, par comparaison avec les concentrations des radicaux acide carboxylique du polyester, pour participer à une formation compétitive de sel par effet d'action de masse, conformément à la relation : 
 EMI28.1 
 où P est le polyester et D est le médicament peptidique. Les dispersions aqueuses résultantes peuvent ensuite être séchées suivant diverses techniques, comme l'élimination du solvant organique sous vide, suivie de la lyophilisation, ou bien par élimination directe tant du solvant que de l'eau par une lyophilisation unique.

   Le produit résultant peut être ensuite utilisé pour produire des préparations pharmaceutiques appropriées se prêtant à l'injection de la manière décrite précédemment. 



   Un autre moyen formant variante pour produire des 

 <Desc/Clms Page number 29> 

 préparations pharmaceutiques microparticulaires met en jeu une solution sensiblement sèche du sel polyester-peptide, contenant du peptide libre en dispersion colloïdale dans un solvant ou véhicule organique approprié. (Le terme "sensiblement sec"est utilisé du fait qu'il est virtuellement impossible d'éliminer toutes les traces d'eau du peptide et signifie de plus qu'il n'existe pas de fraction du médicament à l'état de solution aqueuse dans une phase aqueuse distincte).

   L'addition d'un non-solvant pour le polymère, dans les conditions d'une vive agitation, suivie de l'addition du sel peptide-polyester gonflé de solvant (contenant facultativement du polymère libre et contenant facultativement du médicament libre) à un grand volume d'un deuxième non-solvant pour durcir davantage et stabiliser les microparticules précipitées donne la forme finale. De façon évidente, dans les conditions qui -conviennent ou en présence d'agents tensioactifs appropriés, comme (mais non limitativement) les esters d'acide gras du sorbitol, la précipitation des microparticules peut être exécutée à l'aide d'un non-solvant unique pour le polyester, par exemple une paraffine telle que l'hexane. 



   Les microparticules obtenues par les différents procédés décrits ici sont totalement différentes dans leur structure des microparticules préparées suivant les procédés esquissés dans les brevets européens nO 52 510 (Syntex) et 145 240 (Takeda), suivant lesquels les particules sont encapsulées dans une phase de polyester uniquement.

   Les microcapsules sont définies comme consistant en un ou plusieurs noyaux d'un composé ou d'une substance au sein d'une deuxième phase continue, de sorte qu'un enrobage continu de la deuxième phase enveloppe ou   micro-encapsule   totalement la matière d'âme au point que rien de celle-ci n'existe à la surface des   microcapsules, et l'âme     micro-encapsulée   conserve sous tous les rapports les propriétés physico-chimiques et thermodynamiques du composé ou de la matière d'âme non encapsulée. 

 <Desc/Clms Page number 30> 

 



   Dès lors, dans le brevet européen   n    52 510, un procédé de coacervation avec séparation des phases est appliqué pour enrober des gouttelettes d'une solution aqueuse diluée du peptide de façon que le polymère seul forme un enrobage continu autour des gouttelettes aqueuses. En d'autres termes, ce sont des microcapsules vraies qui ont la géométrie et la forme de microsphères. Après l'isolement des microcapsules précipitées, leur durcissement et leur séchage, on obtient un produit dans lequel le médicament peptidique existe à l'état d'une ou plusieurs âmes distinctes dans une enveloppe de polymère.

   En raison de la présence d'eau à l'intérieur des microcapsules avant le séchage, son élimination pendant le procédé de déshydratation à une température inférieure à la température de transition vitreuse du polymère peut conduire à une particule hautement poreuse. A aucun stade, le procédé et les matières, utilisés et décrits dans le brevet européen n  52 510, n'impliquent un sel peptide-polyester et le procédé décrit ne permet pas non plus la filtration stérile d'une solution ou suspension de peptide-polyester si une fabrication aseptique est requise. 



   De surcroît, ce brevet antérieur utilise spécifiquement les polyesters à base d'acide lactique et/ou d'acide glycolique décrits dans le brevet US nO 3 773 919 (Boswell) qui y sont définis comme étant solubles dans le benzène à   25 C.   Dans la présente invention, des polyesters insolubles dans le benzène, à base d'acide lactique et/ou d'acide glycolique, mais qui sont solubles dans le chloroforme, sont préférés pour des durées de libération relativement courtes, par exemple inférieures à deux mois. 



   Dans le brevet européen nO 190 833   (Takeda),   le peptide est piégé à   l'état   de solution aqueuse gélifiée du médicament et la phase gélifiée aqueuse est dispersée dans une solution   c'un pclymère. Cette dispersion eml (gel   aqueux   de médicament)-dans-huile (solution   de polymère) est ensuite elle-même dispersée sous cisaillement dans de l'eau pour 

 <Desc/Clms Page number 31> 

 donner une dispersion double eau-dans-huile-dans-eau. Après élimination du solvant organique sous vide, puis lyophilisation, on obtient des microparticules dans lesquelles le   médicament/agent   gélifiant est encapsulé par le polymère uniquement. Les produits de ce procédé retiennent le médicament à l'état de sel simple et non à l'état de sel du polymère et du peptide.

   Les compositions pharmaceutiques de la présente invention ont donc des structures, des caractéristiques physico-chimiques et des propriétés thermodynamiques qui sont totalement différentes de celles des produits décrits dans les brevets européens nO 52   510,   145 240 et 190 833, dans lesquels les microcapsules ont la forme et la géométrie de microsphères dans lesquelles une ou plusieurs âmes du médicament se trouvent totalement enveloppées par du polymère uniquement. 



   Les produits de la présente demande de brevet ont aussi la géométrie et la forme (mais sans limitation) de microsphères, mais soit ne sont pas des microcapsules du tout telles qu'elles sont définies ci-dessus, mais sont plutôt des solutions du sel peptide-polyester (contenant facultativement aussi du polymère libre) soit sont des microcapsules dans lesquelles du médicament peptidique libre est encapsulé dans une phase continue cu enrobage du sel polymère-médicament, contenant facultativement aussi du polymère libre.

   Comme indiqué précédemment, les propriétés de perméabilité d'un tel sel polymère-médicament sont totalement différentes de celles du polymère libre seul, de sorte que les produits de la présente invention dégagent leur charge de médicament peptidique d'une manière totalement différente de celle des produits décrits dans les brevets européens nO 52   510,     145   240 et 190 833. 



   Par conséquent, suivant une autre forme de réalisation, l'invention a pour objet la préparation soit de   microsphères   qui ne sent pas des microcapsules au moyen d'une solution du   sel peptide-polyes-cer 1 contenant   facultativement du polymère libre, soit la préparation de 

 <Desc/Clms Page number 32> 

 microsphères qui sont des microcapsules, mais qui comprennent du médicament libre encapsulé par une phase ou un enrobage de sel peptide-polyester, contenant facultativement du polymère libre. 



   Ces diverses particules peuvent être obtenues par une variété de procédés différents, comme la précipitation, la coacervation avec séparation des phases, le séchage par pulvérisation et la congélation par pulvérisation. Les intervalles granulométriques préférés s'échelonnent de 0,2 mm à 500 Mm et les particules peuvent être injectées à l'état de suspension dans un véhicule pour injection approprié. 



   Des compositions pharmaceutiques particulièrement efficaces et utiles de médicaments peptidiques peuvent aussi être préparées sous la forme de solutions d'un sel médicament-polyester contenant facultativement du polyester libre et contenant facultativement du médicament libre dispersé ou solubilisé, dans un solvant organique pharmaceutiquement acceptable qui est un solvant pour le polyester libre, mais un non-solvant pour les peptides et les sels simples de ceux-ci, par exemple les chlorures et acétates. 



   Par conséquent, la présente invention a pour objet une composition pharmaceutique comprenant un médicament peptidique et un polyester pour la libération prolongée du médicament peptidique, caractérisée en ce que la composition se présente sous la forme d'une solution comprenant : (a) un médicament peptidique basique tel que défini ci-dessus ayant un poids moléculaire d'au moins 300 Da et de préférence d'au moins 800 Da, qui se présente scus la forme d'un sel avec le polyester, le sel comprenant un cation du peptide basique et un anion du polyester carboy-terminée ; (b) un solvant organique pharmaceutiquement acceptable qui est un solvant pour le polyester libre mais 

 <Desc/Clms Page number 33> 

 non un solvant pour le peptide libre ;

   (c) un excès du polyester, et facultativement (d) un excès du médicament peptidique libre sous une forme solubilisée ou dispersée colloïdale. 



   Des peptides basiques et des polyesters carboxy-terminés appropriés sont ceux définis ci-dessus et des peptides particulièrement préférés sont les analogues synthétiques du LHRH définis ci-dessus. 



   Pour les sels polyester-peptide dont le polyester est à base   d'homo-et   copolymères d'acide lactique et d'acide glycolique, des solvants organiques pharmaceutiquement acceptables qui conviennent sont notamment, mais sans y être limités, le benzoate de benzyle, l'alcool benzylique, le lactate d'éthyle, le triacétate de glycéryle, les esters de l'acide citrique et les polyéthylèneglycols, les alcoxypolyéthylèneglycols et les acétates de polyéthylèneglycol, etc., de-bas poids moléculaire   ( <    1000), parmi lesquels le benzoate de benzyle et l'alcool benzylique sont préférés, spécialement le benzoate de benzyle. 



   Le seul critère pour un tel solvant organique est qu'il soit pharmaceutiquement acceptable et que le sel polyester-médicament peptidique y soit soluble. Le fait qu'on utilise ou non un seul solvant de ce genre ou un mélange de tels solvants, de même que l'utilité d'un tel solvant peuvent se déterminer aisément par simple expérimentation.

   Les homo-et copolymères de l'acide lactique et de l'acide glycolique sont parmi les polyesters les plus polaires et lipcphobes et ils ne se dissolvent donc pas dans les solvants organiques pour injection tels que l'oléate d'éthyle, les huiles végétales et les autres véhicules lipophiles, mais les homo-et ccpclymères à base de monomères et comonomères lipophiles ou d'acides hydroxylés   lipcphiles,   comme l'acide   hydroxyséarique, sent   solubles dans ces véhicules pour injection lipophiles. 



   Le rapport du médicament peptidique au polyester 

 <Desc/Clms Page number 34> 

 dans les solides qui sont dissous pour former la composition en solution de l'invention varie évidemment avec l'efficacité du médicament peptidique, la nature du polyester utilisé et la durée pendant laquelle la libération du médicament peptidique est souhaitée. 



   La concentration   préférée   pour l'incorporation du médicament peptidique est de 0,1 à 30% p/v. En général, la charge optimale de médicament dépend du poids moléculaire du polyester et de sa distribution de poids moléculaire, de la durée souhaitée pour la libération et de la puissance du médicament peptidique. De façon évidente, pour les médicaments relativement peu puissants, des taux d'incorporation plus élevés peuvent être requis. 



   L'absorption de l'eau par la composition est un facteur important régissant la vitesse de scission hydrolytique du polyester et la vitesse d'absorption de l'eau est dans une certaine mesure déterminée par la charge de médicament dans la composition. Dès lors, dans les cas où une libération relativement rapide du médicament est requise, en un temps relativement court, par exemple 3 mois, une charge de médicament peptidique jusqu'à 30% peut être appropriée. 



   La composition en monomère d'un copolyester, par exemple le rapport du lactide au glycolide dans les polyesters   lactide-co-glycolide   est également importante pour déterminer les vitesses de dégradation du polyester et de libération du médicament peptidique. La durée de libération est déterminée aussi pour partie par le poids moléculaire moyen en masse du polyester, mais la quantité de médicament peptidique qui peut être incorporée à l'état de sel médicament-polyester est déterminée par le poids moléculaire moyen en nombre. En d'autres termes, la polydispersité (rapport du poids moléculaire mcyen en masse au poids moléculaire moyen en nombre) est un paramètre important. 



   Dès lors, pour des durées de   libération   du 

 <Desc/Clms Page number 35> 

 médicament peptidique de 1 à 4 mois, les compositions comprenant des polyesters d'un poids moléculaire moyen en masse de 4000 à 20 000 avec des polydispersités de 1,2 à 2,2 et des teneurs en médicament peptidique de 0,1 à 30% sont préférées. En général, à mesure que la charge de médicament diminue, il faut que le poids moléculaire moyen en masse diminue et que la polydispersité du polyester augmente. Pour des durées de libération plus longues, par exemple de 2 à 6 mois, il est préféré d'utiliser des charges de médicament peptidique de 0,1 à 20% et des polyesters ayant des poids moléculaires moyens en masse de 8000 à 20 000 et des polydispersités de 1,5 à plus de 2,2.

   Pour des durées de libération de plus de 6 mois, des charges de médicament peptidique de 0,1 à 10% sont préférées, nécessitant des polyesters ayant un poids moléculaire moyen en masse de 20 000 à 50 000 et des polydispersités de plus de 1,8. 



   Le taux d'incorporation des solides peptidepolyester totaux dans la composition de l'invention varie évidemment en fonction de la puissance du composant peptidique, de la durée pendant laquelle la libération du médicament peptidique est souhaitée, de la solubilité des solides totaux dans le solvant choisi, de même que du volume et de la viscosité de la composition en solution qu'il est souhaité d'administrer. 



   La viscosité de la composition en solution de l'invention est déterminée par le poids moléculaire du polyester et par la charge du médicament peptidique. En général, les solutions contenant plus d'environ 40% de solide p/v (sel médicament   peptidiquejpelyester,   médicament libre, polyester libre) et lorsque le polyester a un poids moléculaire moyen en masse de plus de 8000, sont difficiles à administrer par injection à cause de leur viscosité. Dès lors, les solutions à : 5 40% p/v sent préférées pour ces polyesters.

   Pour les compositions en   solution comprenant   des polyesters d'un poids moléculaire moyen en masse d'environ 8000 à environ 20   OOC, l=s concentrations   30% p/v sont 

 <Desc/Clms Page number 36> 

 préférées et pour les compositions en solution comprenant des polyesters de poids moléculaire d'environ 20 000 à 
 EMI36.1 
 environ 50 000, les concentrations 20% sont préférées.

   Dans certaines circonstances, par exemple lorsqu'il est souhaité d'injecter la composition avec une aiguille très fine, des solutions à très faible viscosité peuvent être préférées et la concentration doit être abaissée à 2% p/v sinon moins, mais un compromis doit être trouvé évidemment entre la diminution de la viscosité et l'augmentation du volume qu'il faut injecter. suivant une autre particularité, l'invention a pour objet un procédé de préparation d'une composition de l'invention qui comprend :

  
1. la dissolution d'un mélange intime du médicament peptidique basique et du polyester dans le solvant pharmaceutiquement acceptable, ou
2. l'addition lente d'une solution du médicament peptidique dans un alcanol en    Ci-,   à une solution du polyester dans un solvant se prêtant à l'injection, après quoi, si le solvant hydroxylé n'est pas pharmaceutiquement propre à l'injection, son élimination par évaporation, ou bien, si le solvant hydroxylé est pharmaceutiquement propre à l'injection, son élimination peut ne pas être nécessaire. 



   Le mélange intime du médicament peptidique basique et du polyester utilisé dans le procédé 1 ci-dessus est de préférence obtenu en dissolvant le peptide basique et le polyester dans un solvant ou un mélange de solvants qui est capable de dissoudre tant le médicament peptidique basique que le polyester et qui est capable d'être lyophilisé. Les exemples appropriés de ces solvants ou mélanges de solvants sont l'acide acétique glacial et les mélanges de dioxanne et d'eau,   l'opération étant suivie   de la lyophilisation de la solution résultante. En variante, les deux composants peuvent être discus, par exemple, dans du   diméthylsalfoxyde   et la   sol van :   peut   être     éliminé   par la suite. 

 <Desc/Clms Page number 37> 

 



   Le mélange intime peut être obtenu aussi en dissolvant le médicament peptidique dans un solvant hydroxylé, par exemple le méthanol, et en ajoutant cette solution à une solution du polyester dans, par exemple, du dichlorométhane, puis en éliminant les solvants, par exemple par évaporation. 



   En variante, une solution aqueuse du médicament peptidique à l'état de chlorure peut être ajoutée à une solution ou dispersion aqueuse du sel de sodium du polyester, et le mélange peut être lyophilisé pour donner un mélange du sel médicament peptidique-polyester et de chlorure de sodium. Ce dernier peut être éliminé, si la chose est souhaitée, par mélange du produit avec un solvant organique et séparation par filtration du chlorure de sodium insoluble. 



   Dans le procédé 1, la dissolution du mélange intime dans le solvant pharmaceutiquement acceptable peut être accélérée par chauffage et/ou agitation du mélange de réaction. 



   Dans le procédé 2 ci-dessus, un alcanol solvant approprié pour le peptide est, par exemple, le méthanol, l'éthanol ou le propane-l, 2-diol. 



   Un avantage majeur des produits pharmaceutiques contenant un médicament peptidique sous la forme de solution d'un sel polyester-médicament peptidique, contenant facultativement du médicament libre et/ou du polyester libre, est que la composition d'un produit injectable sous forme stérile, pour l'utilisation immédiate sans aucune nécessité de former un mélange préalable avant l'administration à un patient, peut être produite par une filtration stérile. Ceci est une opération de fabrication beaucoup plus simple que la stérilisation d'un produit solide ou en suspension.

   Un procédé en variante pour la fabrication de solutions injectables stériles consiste à dissoudre un sel polyester-médicament peptidique stérile,   ccntenant   facultativement du médicament libre et/ou du 

 <Desc/Clms Page number 38> 

 polyester libre, dans le véhicule organique pour injection pharmaceutiquement acceptable. 



   Bien que ces compositions soient principalement celles pour l'administration par voie parentérale, les sels polyester-médicament de l'invention peuvent être utilisés aussi dans la fabrication de compositions s'administrant par voie orale. 



   Un type très différent de composition, qui peut être injectée ou implantée sous la peau, est un système d'administration de médicament à base d'implants ou de mélanges de types différents d'implants. Ceux-ci peuvent être obtenus à partir des sels polyester-médicament peptidique de l'invention, contenant facultativement du médicament libre et/ou du polyester libre, en utilisant les techniques traditionnelles de mise en oeuvre de polymère à l'état fondu, par exemple, mais non limitativement, l'extrusion et le moulage par compression ou injection, où des températures élevées (de préférence inférieures à 100 C) sont appliquées pour faire fondre le sel polyestermédicament dans la préparation de l'implant.

   Les préparations de ces implants peuvent être exécutées dans des conditions aseptiques ou, en variante, avec stérilisation finale par irradiation au moyen, mais non limitativement, de rayons y ou X. Ces formes dosées solides peuvent être réduites en microparticules par broyage ou comminution. Les granulométries préférées peuvent s'échelonner de 1 Mm à 500 Mm et ces systèmes d'administration de microparticules (qui ne sont ni des microsphères ni des microcapsules) peuvent être mis en suspension dans des véhicules pour injection pharmaceutiquement acceptables classiques. 



   La mise en oeuvre à l'état fondu du sel peptidepolyester met en pratique et illustre une différence très significative et importante entre les propriétés physico-chimiques et   thermodynamiques   des sels peptidepolyester de   invention   et des peptides libres et sels simples de ceux-ci. Les sels peptide-polyester de 

 <Desc/Clms Page number 39> 

 l'invention fondent et s'écoulent dans de nombreux cas, au contraire des peptides libres et de leurs sels simples, comme les chlorures et acétates qui ne fondent pas, mais se décomposent aux températures élevées. 



   La dégradation des polyesters est pour partie dépendante de leur poids moléculaire et de leur polydispersité. A l'évidence, pour que la dégradation ait lieu principalement par scission hydrolytique des radicaux ester, le polyester ou une composition pharmaceutique contenant un polyester doit absorber de   l'eau.   Pour les systèmes dans lesquels la matrice ou membrane régissant la libération contient pour tout ou partie du sel polyestermédicament peptidique, l'absorption d'eau est plus importante dans la membrane ou matrice qui régit le phénomène que dans le polyester seul. Par conséquent, les matrices ou membranes continues contenant le sel polyestermédicament se dégradent différemment des matrices ou membranes continues à base du polyester seul.

   Il convient d'observer aussi que la vitesse de diffusion de l'eau ou des liquides physiologiques dans ces matrices ou membranes en polyester régissant la libération impose pour partie la vitesse de dégradation. Cette diffusion de l'eau ou des liquides physiologiques est également régie par les dimensions et la forme de la composition, de sorte que la libération du médicament à partir des compositions contenant des sels polymères de polypeptides et de polyesters dépend aussi de ces facteurs. 



   Les polyesters constitutifs des sels polyestermédicament peptidique de l'invention qui sont à base d'homoet copolymères d'acide lactique et d'acide glycolique où l'acide lactique peut avoir l'une quelconque de ses formes optiquement actives ou sa forme racémique offrent un intérêt particulier comme polyesters constitutifs. Les polyesters de ce type général sont connus depuis de nombreuses années et ont été   étudias   en détail dans divers systèmes de   libération contrôlée   de médicaments (voir, par exemple, 

 <Desc/Clms Page number 40> 

 "Controlled Release of Bioactive Agents from Lactide/Glycolide Polymers", par D. H. Lewis dans "Biodegradable Polymers as Drug Delivery Systems", éditeur M. Chasin et R. Langer, Marcel Dekker, et les références qui y sont citées). 



   Par exemple, le brevet US nO 3 773 919 indique en termes généraux que des compositions pharmaceutiques à libération contrôlée de polyesters de lactide et de copolyesters de lactide contenant des polypeptides antimicrobiens pourraient être préparées. Toutefois, les peptides antimicrobiens qui y sont décrits ne donnent pas satisfaction pour former un sel de polyester parce qu'ils existent à l'état de sulfate ou ont d'autres propriétés qui inhibent ou empêchent la formation d'un sel polyestermédicament peptidique. En effet, lorsque les exemples donnés dans ce brevet sont suivis, l'incorporation du médicament peptidique, indépendamment de sa nature, avec un polymère à une température élevée de la façon décrite conduit à une décomposition catastrophique du médicament peptidique. 



   De même, un polypeptide antimicrobien, la colistine, est mentionné dans le brevet européen nO 25 698 comme l'un de nombreux composés énumérés dont il est affirmé qu'il peut être mis en composition avec du polylactide, mais à nouveau ce composé a des particularités de structure qui font obstacle à la formation d'un sel avec les radicaux acide carboxylique terminaux du polyester. La colistine est utilisée en pharmacie uniquement à l'état de sulfate de colistine ou de sulfométhate de colistine sodique, dont aucune des deux formes ne permet la préparation de sels amphipathiques avec des polyesters suivant la   présente   invention.

   D'autres documents de l'état connu de la technique décrivant l'utilisation de polypeptides avec des   polymères biodégradables   à base   d'homo-et copclymères   d'acide lactique et d'acide glycolique sont les brevets européens nO 52 510, 53 431, 145 240 et 190 833 déjà cités. 



   Bien que les copolymères de l'acide lactique et 

 <Desc/Clms Page number 41> 

 de l'acide glycolique soient connus depuis de longues années, la complexité de leur structure sous le rapport de la distribution des unités comonomères et de la longueur des séquences (successions des unités comonomères identiques distinctes dans le copolymère, qui sont autres que statistiques), de même que les effets de ces variations de structure lors de l'utilisation comme matrice pour la libération des médicaments ont été largement ignorés dans l'état connu de la technique. Cette structure du copolymère détermine pour partie tant la solubilité que l'aptitude au gonflement du polymère dans les solvants tels que le benzène, outre la vitesse de dégradation.

   Cette corrélation a été observée pour la première fois par Hutchinson (brevet européen nO 58 481) mais a été développée et affinée dans la présente invention. 



   Pour illustrer ce point, le brevet US nO 3 773 919 mentionne certaines compositions médicamenteuses à libération contrôlée utilisant des copolyesters 50/50 d'acide lactique et d'acide glycolique qui sont solubles dans le benzène et, en effet, ce brevet US est spécifiquement limité (sous le rapport des copolymères lactique/glycolique) à ceux qui sont solubles dans le benzène. L'utilité de ces copolyesters solubles dans le benzène a été confirmée davantage par leur utilisation spécifique dans le brevet européen nO 52 510. Toutefois, le brevet US nO 2 703 316 antérieur (de la même Demanderesse que le brevet US nO 3 773 919) décrit des copolyesters 50/50   lactide/glycolide   qui sont insolubles dans le benzène.

   Du fait que ces deux brevets US sont de la même Demanderesse (duPont) il faut envisager que dans l'invention faisant l'objet du dernier de ces brevets, les copolymères insolubles dans le benzène sont inférieurs à certains égards à ceux qui sont solubles dans le benzène. Cette opinion est confirmée par le brevet européen nO 52 510 utilisant uniquement les copolymères solubles dans le   benzène   du brevet US nO 3 773 919. 

 <Desc/Clms Page number 42> 

 



   L'état connu de la technique, à l'exception du brevet européen nO 58 481 de la Demanderesse, a ignoré l'effet exercé par la structure des copolyesters d'acide lactique   et d'acide   glycolique sur leur solubilité et leur dégradabilité. La Demanderesse a démontré que pour des polyesters de poids moléculaire et de distribution de poids moléculaire semblables, la relation générale ci-après s'applique dans la plupart des cas pour les polyesters qui sont solubles dans le chloroforme à   25 C,

     à savoir que les polyesters insolubles dans le benzène se dégradent plus vite que les polyesters qui sont gonflés mais non dissous par le benzène et que ces polyesters qui gonflent dans le benzène se dégradent plus vite que les polyesters qui sont librement solubles dans le benzène lorsque les expériences de dégradation sont exécutées dans des liquides physiologiques aqueux ou dans un tampon à pH 7,4 à   37 C.   Par conséquent, il est particulièrement utile de recourir à des polyesters qui sont insolubles dans le benzène pour obtenir la libération continue des peptides à partir de compositions parentérales au cours d'une durée relativement brève, par exemple de 1 semaine à 2 mois. 



   Par conséquent, pour les compositions qui contiennent 0,1% p/v de peptide jusqu'à 75% p/v de peptide, les indications ci-après sont applicables pour ce qui est de la composition du polyester et de ses relations avec la structure, la viscosité et la polydispersité. 



   Pour la production de sels médicamenteux peptidepolyester qui peuvent être mis en composition conformément à l'invention pour obtenir une libération continue du médicament pendant 1 semaine à 2 mois, la composition molaire de ces polyesters insolubles dans le benzène, qui ont de préférence une polydispersité normale à large, s'échelonne de préférence de 60% d'acide glycolique (ou glycolide)/40% d'acide lactique (ou lactide) à environ 25% d'acide glycolique (ou   glycolide) 175% d'acide   lactique   (cu   lactide) et ces polyesters ont de préférence une   viscosité   

 <Desc/Clms Page number 43> 

 inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   s'échelonnant de 0,08 à 4,0 dl par g. 



   Par un choix judicieux des paramètres du polyester, notamment du poids moléculaire et de la distribution du poids moléculaire, il est possible aussi d'obtenir une libération continue des polypeptides pendant une durée de 1 semaine à 2 mois à partir de compositions conformes à la présente invention en utilisant du poly (acide lactique) homopolymère ou des copolyesters ayant une composition molaire s'échelonnant de 35% d'acide glycolique 
 EMI43.1 
 (ou glycolide)/65% d'acide lactique (ou lactide) à 10% d'acide glycolique (ou glycolide)/90% d'acide lactique (ou lactide), qui sont solubles dans le benzène, ont une viscosité inhérente à 1% dans le chloroforme à   250C   de 0,08 à 0,5 dl par g et ont une polydispersité étroite à large. 



   La libération continue de peptides en une durée relativement plus longue, par exemple de 2 à 6 mois, à partir de compositions conformes à la présente invention, peut être obtenue avec du poly (acide lactique) homopolymère ou des copolyesters ayant une composition molaire s'échelonnant de 35% d'acide glycolique (ou   glycolide)/65%   d'acide lactique (ou lactide) à 0% d'acide glycolique (ou   glycolide)/100% d'acide   lactique (ou lactide), qui sont solubles dans le benzène, ont une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,08 à 0,8 dl par g et ont une polydispersité étroite à large. 



   La libération continue des peptides en une durée relativement longue, par exemple jusqu'à 2 ans, à partir de compositions conformes à la présente invention, peut être obtenue à partir de poly (acide lactique) homopolymère ou de copolyesters ayant une composition molaire s'échelonnant de 25% d'acide glycolique (ou glycolide)/75% d'acide lactique (ou lactide) à   0%   d'acide glycolique (ou glycolide)/100% d'acide lactique (ou lactide), qui sont solubles dans le benzène, ont une viscosité inhérente à   1%   p/v dans le chloroforme à   250 C de   0, :   à 4, 0   dl par g et ont une 

 <Desc/Clms Page number 44> 

 polydispersité normale à élevée. 



   Une libération programmée ou pulsée (avec une durée d'induction avant la libération) ou une libération discontinue (avec une phase initiale de libération suivie d'une durée sans libération ou de libération inefficace et suivie d'une deuxième phase de libération) en une durée relativement courte, par exemple jusqu'à 2 mois, peut être obtenue avec la composition conforme à l'invention au moyen de polymères insolubles dans le benzène qui ont une distribution de poids moléculaire étroite à la plus probable et une viscosité inhérente à 1% plv dans le chloroforme à   250C   de 0,3 à 4,0 dl par g. 



   Une autre particularité encore de la présente invention, qui est nouvelle et distingue la présente invention de tous les autres systèmes de libération contrôlée de médicaments déjà décrits à base de polyesters ou copolyesters, et qui régit aussi la vitesse de libération est le taux d'incorporation du peptide à l'état de sel de polyester (facultativement en présence de médicament libre et/ou de polymère libre). Cette particularité régulatrice supplémentaire diffère totalement des paramètres qui conduisent à une vitesse de libération accrue dans les systèmes de libération plus classiques à base de polyesters, qui visent à la libération de médicaments hautement lipophiles ayant une solubilité aqueuse relativement basse, comme les stéroïdes.

   Dans de tels cas, lorsque le taux d'incorporation du médicament augmente, une vitesse accrue de libération est généralement observée, bien que l'absorption d'eau dans de tels   systèmes   soit réduite en raison du volume accru de la phase de médicament lipophile. 



  En fait, ces vitesses accrues de libération de médicaments tels que les stéroïdes sont scus la dépendance de la conservation de   l'identité thermodynamique   du médicament et de la cinétique de la diffusion de Fick simple (voir Baker   et Lonsdale, Icc. cit.).   En   d'autres termes, pour des   médicaments tels que les   stérowdes,   à mesure que la charge 

 <Desc/Clms Page number 45> 

 de médicament augmente, et à la condition que le médicament lipophile ait une certaine solubilité dans le polymère lipophile, les vitesses de diffusion de Fick simple augmentent. 



   Toutefois, une situation totalement différente existe avec les produits de la présente invention. Il est à présent reconnu qu'une composante majeure de la dégradation des polyesters et copolyesters est l'hydrolyse des radicaux ester et que la vitesse de ce phénomène dépend de l'absorption de l'eau [voir   Pitt   et Zhong-wei Gu, J. 



  Controlled Release,   zu   283-292 (1987) ; Hutchinson et Furr, ibidem, 13, 279-294 (1990)]. Les peptides sont hydrophiles et leur formation d'un sel avec les polyesters conduit à une phase contenant du sel polyester-médicament qui a une plus forte absorption d'eau que le polyester seul. En d'autres termes, la chaîne de polyester dans le sel peut se dégrader plus vite que la chaîne de polyester libre seule, qui a une composition, un poids moléculaire et une polydispersité semblables. Du fait que la libération du peptide dépend fortement de la dégradation, la libération est régie pour partie tant par le taux d'incorporation du sel médicament peptidique-polyester dans la composition que par la proportion du peptide dans le sel.

   Pour les polyesters et copolyesters de même composition et même structure, l'augmentation de l'un de ces paramètres ou des deux se traduit par une augmentation de la vitesse de libération et par implication, peut faire baisser dans certains cas la durée pendant laquelle la libération peut avoir lieu. Les taux d'incorporation du médicament peptidique, à l'état de sel polyester-médicament ou à l'état de sel polyestermédicament conjointement avec du peptide libre, s'échelonnent de préférence de 0,   1%     p, lp   à   75%   p/p dans la composition polyester-médicament. 



   La charge de médicament peptidique dans la composition de l'invention et sa variation avec le poids moléculaire et la polydispersité du polyester est telle que 

 <Desc/Clms Page number 46> 

 décrite ci-après. Pour la libération continue d'un peptide pendant une très longue durée, par exemple jusqu'à 2 ans, de faibles taux d'incorporation du médicament, s'échelonnant de 1,0 à 20% p/p, sont préférés avec des polyesters qui ont un poids moléculaire moyen en masse préféré de 20 000 Da et davantage et des polydispersitês de plus de 2, 2 et de préférence de plus de 3, 5.

   Ces paramètres pour une libération à très long terme dépendent aussi pour partie d'autres particularités de la composition de médicament, comme la constitution en ce qui concerne la teneur en comonomère, la structure, la solubilité/insolubilité dans le benzène, la géométrie et les dimensions de la forme dosée. Un polyester d'un poids moléculaire moyen en masse d'environ 20 000 Da a une viscosité inhérente d'à peu près 0,2 suivant des facteurs tels que sa structure, sa composition et sa polydispersité. 



   Pour une libération continue au cours d'une durée relativement longue, par exemple jusqu'à 6 mois, les taux préférés d'incorporation du médicament peptidique s'échelonnent de 0, 5% à 35% p/p avec des polyesters ou copolyesters ayant des poids moléculaires moyens en masse préférés de 10 000 Da ou d'avantage et des polydispersités supérieures à 1,8 et de préférence supérieures à 2, 2, suivant tous les autres paramètres tels que la composition, la structure, la solubilité ou l'insolubilité dans le benzène et la géométrie et les dimensions des formes dosées. 



   Pour la libération continue au cours de durées relativement courtes, par exemple jusqu'à 2 mois, les taux préférés d'incorporation du médicament peptidique s'échelonnent de 0, 1% à 75% p/p avec des polyesters ayant des poids moléculaires moyens en masse préférés de 2000 Da ou davantage et des polydispersités supérieures à 1,2, suivant tcus les autres paramètres tels que la composition, la structure, la solubilité ou   l'insolubilité   dans la benzène et la géométrie et les dimensions des formes dosées. 



   Un   paramètre   supplémentaire qui régit aussi la 

 <Desc/Clms Page number 47> 

 libération du médicament peptidique à partir des compositions conformes à l'invention et qui n'existe pas dans les systèmes de libération des types déjà connus à base   d'homo-et   copolymères d'acide lactique et d'acide glycolique est la fonctionnalité du peptide pour ce qui est du nombre des radicaux basiques, comme les résidus d'arginine et de lysine, dans la molécule du médicament peptidique et la fonctionnalité du polyester ou copolyester pour ce qui est du nombre moyen de radicaux acide carboxylique contenus dans la chaîne moyenne du polymère ou copolymère.

   En général, pour une libération continue du médicament peptidique, plus le degré de cette interaction polyfonctionnelle dans le complexe peptide-polyester polyélectrolytique est élevé et plus grande doit être la polydispersité. Au contraire, pour une libération discontinue ou pulsée, les polydispersités de moins de 2,2 sont préférées. 



   L'un des cas relativement rares de compatibilité ou de solubilité mutuelle des deux types de polymères ayant des structures chimiques différentes est représenté par les mélanges de polyesters, à base d'homo-et copolymères d'acide lactique et d'acide glycolique avec des polyoxyéthylènes de bas poids moléculaire et en particulier les polyéthylèneglycols de bas poids moléculaire. Cette compatibilité a été mise à profit dans les sels polyestermédicament peptidique et leur préparation dans la présente invention d'une façon nouvelle et inattendue. Ainsi, il est connu que certains peptides pharmacologiquement actifs 
 EMI47.1 
 peuvent être"pégylés", c'est-à-dire conjugués avec un polyéthylèneglyccl ou alcoxy-polyéthylèneglycol de façon que l'activité pharmacologique du peptide se conserve.

   La présence de la chaîne   pclyoxyéthylénique conjuguée   dans la molécule du peptide pégylé rend donc   12   peptide pégylé partiellement   ccmpatible avec le polyester ou ccpclyester.   



     Ces lors, à la   condition que les résidus de lysine ou d'arginine qui subsistent dans la peptide   pégylé   

 <Desc/Clms Page number 48> 

 apparaissent sous la forme de sels d'acides faibles, cette compatibilité facilite la préparation du sel peptidepolyester, et apporte aussi un élément supplémentaire de contrôle de la libération. Les produits de conjugaison pharmacologiquement actifs de peptides avec d'autres polymères solubles dans   l'eau,   comme les polysaccharides, les polypeptides synthétiques et la polyvinylpyrrolidone sont utiles aussi, mais sont moins préférés parce qu'aucun de ces derniers polymères solubles dans l'eau n'est soluble ou compatible avec le polyester ou copolyester. 



   La présente invention s'applique de préférence aux médicaments pharmacologiquement actifs contenant une fonctionnalité basique. Néanmoins, elle peut aussi s'appliquer aux peptides qui sont pharmacologiquement actifs et qui sont neutres ou qui tendent à exister principalement à l'état de polyanions (polypeptides ayant un excès de fonctionnalité acide carboxylique). 



   Dans le premier de ces cas (un polypeptide neutre pharmacologiquement actif ne contenant ni résidus acides ni résidus basiques) un sel d'un polypeptide synthétique qui contient une fonctionnalité basique et qui est pharmacologiquement inactif et le polyester sont utilisés. 



  Un tel sel du polypeptide synthétique pharmacologiquement inactif et du polyester ou copolyester est également amphipathique et peut ainsi agir comme agent dispersant pour solubiliser ou disperser à l'état colloïdal un peptide pharmacologiquement actif mais neutre dans une phase organique. 



   Dans le deuxième de ces cas (où le polypeptide pharmacologiquement actif contient une fonctionnalité acide carboxylique résiduelle), un sel d'un polypeptide synthétique contenant au moins deux radicaux basiques dans la chaîne polypeptidique synthétique et qui est pharmacologiquement inactif et d'un polyester ou copolyester, est utilisé. Dans ce deuxième cas, dans le sel du polypeptide synthétique et du   pclyestar,   la concentration 

 <Desc/Clms Page number 49> 

 des radicaux fonctionnels basiques dans le sel est supérieure à la concentration des radicaux acide carboxylique dans le peptide acide pharmacologiquement actif. Cet excès de fonctionnalité basique dans le sel peut interagir avec une nouvelle formation de sel avec les radicaux acide carboxylique du peptide acide pharmacologiquement actif.

   Les sels résultants complexes peuvent alors être solubilisés ou dispersés dans un solvant ou une phase organique qui est normalement un non-solvant total pour le peptide en question, mais qui est un solvant pour le polyester ou copolyester de la manière décrite ci-dessus à propos d'autres sels polyester-peptide. 



   Du fait que les sels des peptides contenant une fonctionnalité basique avec des polyesters ou copolyesters contenant une fonctionnalité acide carboxylique sont amphipathiques, leurs propriétés tensioactives peuvent être utilisées pour faciliter la dispersion d'autres médicaments hydrophiles, ou de suspensions aqueuses de ces médicaments, dans un solvant ou une phase organique contenant le sel polyester-peptide. L'utilisation de ces sels amphipathiques de peptides avec des polyesters ou copolyesters comme agents dispersants ou solubilisants constitue une autre particularité de l'invention. 



   L'invention est illustrée sans être limitée par les exemples suivants. 



   La mesure des viscosités et leur relation avec les poids moléculaires moyens sont discutées dans Sorensen et Campbell,"Preparation Methods of Polymer Chemistry", 2e édition, 1968, Interscience Division, John Wiley, pages 43 à 50. Dans les exemples ci-après, on fait usage d'un viscosimètre d'Ubbelohde donnant un temps d'écoulement pour le chloroforme pur d'à peu près 100 secondes. Le chloroforme   esz   utilisé comme solvant parce qu'il est un solvant tant pour les polymères solubles dans le benzène que pour ceux insolubles dans le benzène dans l'intervalle des compositions envisagées. 

 <Desc/Clms Page number 50> 

 



   Les poids moléculaires et distributions de poids moléculaire des polyesters décrits dans le présent mémoire qui ont un poids moléculaire supérieur à environ 2000 Da ont été déterminés par chromatographie d'exclusion dimensionnelle par rapport à des étalons de polystyrène sur des colonnes mixtes B de 3 cm sur 30 cm de PL Gel de 10   m   (de Polymer Laboratories, Church Stretton, Shropshire, Royaume-Uni) montées en série et munies d'une colonne de garde de 10   m.   Le tétrahydrofuranne est utilisé comme solvant à 400C avec un débit nominal de 1 ml par minute. Les caractéristiques de poids moléculaire sont calculées avec un Data Analysis Package Perkin-Elmer 7700 Professional Computer, à l'aide d'un programme GPC. 



   Pour la mesure des poids moléculaires au-dessous de 2000 Da, la chromatographie d'exclusion dimensionnelle n'est pas le procédé préféré de détermination des poids moléculaires et le titrage potentiométrique en milieu non aqueux peut au contraire être mis en pratique pour établir soit le poids moléculaire, soit le poids équivalent du polyester par mesure directe de la teneur en radicaux acide carboxylique du polyester ou copolyester. Les titrages potentiométriques en milieu non aqueux sont généralement exécutés sur un poids connu du polyester ou copolyester en solution dans de l'acétone contenant 10% v/v d'eau. Les titrages sont exécutés avec des solutions diluées d'hydroxyde de sodium et un appareillage fourni par Radiometer (Copenhague, Danemark).

   L'appareillage consiste en un appareil de titrage (TTT 80) avec une burette automatique (ABU 80), un pH-mètre (PHM 83) et une électrode Russell CMAWK. La courbe de titrage est reportée sur un appareil Servograph (REC 80) et le poids moléculaire du polymère est donné par : 
 EMI50.1 
 

 <Desc/Clms Page number 51> 

 où w est le poids de polymère utilisé, f est le nombre moyen de radicaux acide carboxylique par chaîne du polymère, v est le volume hydroxyde de sodium utilisé, et n est la normalité de l'hydroxyde de sodium utilisé. 



  EXEMPLE   1. -  
On dissout dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (3 ml) de l'acétate de goseréline (100,6 mg, l'équivalent d'à peu près 86 mg de peptide en base libre) et un copolymère D, L-lactide/glycolide à 50/50 moles   % (300,   3 mg) contenant un radical acide carboxylique terminal par chaîne moléculaire et ayant un poids moléculaire moyen en masse de 4300 Da et une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,08 dl par g, qui est insoluble dans le benzène. On ajoute la solution de médicament et de polymère dans l'acide acétique goutte à goutte à de l'azote liquide et on lyophilise les gouttelettes congelées pendant 24 heures sous vide poussé. 



  Finalement, on soumet le produit lyophilisé à un postséchage à   500C   pendant 24 heures sous haut vide pour obtenir un mélange polyester-médicament qui contient nominalement à peu près 25% p/p d'acétate de goseréline (l'équivalent d'environ 22,3% p/p de peptide en base libre). 



   On ajoute le mélange séché de polyestermédicament (400 mg) à du dichlorométhane et on porte à 4 ml. 



  Initialement, on obtient un mélange colloïdal trouble, mais celui-ci s'éclaircit graduellement en une heure en donnant une solution limpide. On coule cette solution en un film qu'on laisse sécher à la température ambiante pendant environ 6 heures, puis pendant 20 heures à   500C   sous haut vide. On obtient un film transparent et limpide contenant le sel polyester-médicament. 



   (i) On fait fondre le film limpide transparent (100 mg) ainsi obtenu et on le moule par compression à   800C   pour obtenir un film transparent d'une épaisseur d'environ 0,02 cm. Par immersion dans de l'eau à   370C   pendant 

 <Desc/Clms Page number 52> 

 24 heures, le poids du film de médicament/polymère hydraté augmente jusqu'à 225 mg.

   Au contraire, le polyester seul (100 mg), traité de même, gagne en poids seulement jusqu'à 126 mg et un film comprenant un simple mélange d'acétate de goseréline (25 mg) de polymère (75 mg) (obtenu en ajoutant le médicament à une solution du polymère dans du dichlorométhane, en chassant le solvant et en moulant par compression le mélange résultant pour obtenir un film d'une épaisseur d'environ 0,02 cm) a un poids de seulement 136 mg après 24 heures d'immersion dans l'eau à   370 C. Il   est apparent d'après cette expérience que le sel polyestermédicament est considérablement plus hydrophile et a une plus forte absorption d'eau non seulement que le polyester seul, mais aussi que les mélanges simples de polyester et de médicament. 



   Dans le mélange simple de médicament et de polyester dans du dichlorométhane, le médicament ne donne aucun signe de dissolution, même après 1 mois, et lorsqu'il est séché et moulé par compression, le mélange simple donne un film opaque. Toutefois, au cours d'une autre expérience, le film limpide et transparent obtenu ci-dessus (100 mg) se dissout dans du dichlorométhane (1 ml) pour former une solution de polyester-médicament transparente et limpide. 



  On ajoute de l'acide trifluoroacétique (50   jul)   à cette solution et on agite le mélange vivement. Il se forme immédiatement un précipité de goseréline sous la forme du trifluoroacétate. 



   Ces deux expériences montrent que le film transparent et limpide contenant le sel polyestermédicament, obtenu comme décrit ci-dessus, est capable d'être transformé en un système de libération façonné en appliquant les techniques classiques de façonnage d'un polymère à l'état fondu. De surcroît, ce produit ne contient virtuellement pas d'acide acétique ni d'anion acétate, de sorte que le médicament doit exister sous la forme du sel de polyester. Le sel polyester-médicament se forme parce que 

 <Desc/Clms Page number 53> 

 les radicaux acide lactique ou glycolique terminaux du copolyester sont des acides beaucoup plus forts que l'acide acétique et que l'acide acétique plus faible est donc déplacé par le polymère.

   L'acide carboxylique du polymère dans le sel polyester-médicament soluble dans le dichlorométhane peut à son tour être déplacé par un acide carboxylique beaucoup plus fort, comme l'acide trifluoroacétique. Lorsque cela se produit, le trifluoroacétate du polypeptide se forme et précipite du fait qu'il n'est pas soluble dans le dichlorométhane. 



   (ii) Le film transparent et limpide obtenu comme décrit ci-dessus (50 mg) contenant le sel polyestermédicament donne par moulage un film d'une épaisseur d'environ 0,02 cm. On incube ce film dans de la solution physiologique salée tamponnée au phosphate (contenant 0,02% d'azoture de sodium) à pH 7,4 et   370C   et on examinepériodiquement la solution tampon aux UV pour déterminer là quantité'de goseréline libérée. Ce produit moulé libère la goseréline de façon continue pendant environ 2 semaines et après 3 semaines est dégradé de façon virtuellement complète et a disparu du milieu d'incubation. 



   Cette expérience démontre l'utilité des polymères de très bas poids moléculaire insolubles dans le benzène pour libérer le médicament en un temps court. 



   Des compositions moulées semblables peuvent être fabriquées en utilisant, au lieu de l'acétate de goseréline, soit les hormones de libération de la gonadotrophine qui existent naturellement, soit d'autres analogues synthétiques très puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, de même que toute autre hormone polypeptidique qui régit la sécrétion de la gonadotrophine intacte ou des sous-unités de la gonadotrophine. 

 <Desc/Clms Page number 54> 

 



  EXEMPLE 2.-
On dissout dans du dichlorométhane (100   ml)   le film transparent et limpide obtenu dans l'exemple 1 ci-dessus (100 mg) et un copolymère D, L-lactide/glycolide à 50/50 moles %   (1, 05   g) ayant un poids moléculaire moyen en masse de 121 000 Da et une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,84 dl par g, qui est insoluble dans le benzène. On agite la solution vivement à 1000 tours par minute et on ajoute de l'huile de silicone (50 ml) lentement en 1 heure pour faire précipiter tant le sel polyester-médicament que le polyester libre.

   Après 1 heure, on ajoute le mélange partiellement précipité de sel polyester-médicament, de polyester libre, d'huile de silicone et de dichlorométhane à de l'hexane vivement agité (2 litres) pour faire durcir les microparticules de sel polyester-médicament et de polyester libre. On agite ce mélange pendant 2 heures, puis on le laisse sédimenter et on rejette la couche d'hexane. On lave les microparticules (contenant à peu près 1,95% p/p de goseréline en base libre) à trois reprises avec de l'hexane frais (500 ml) et on les isole finalement par filtration, puis on les sèche à   350C   pendant 24 heures sous haut vide. La granulométrie moyenne des microparticules à peu près sphériques ainsi obtenues, qui comprennent une solution du sel polyester-médicament dans du polymère libre, est d'environ 30   Mm.   



   On incube une fraction du produit (250 mg) dans de la solution physiologique salée tamponnée au phosphate (contenant 0,02% d'azoture de sodium) à pH 7,4 à   37 C   et on examine la solution tampon périodiquement aux UV pour déterminer la quantité de goseréline libérée. Les microparticules libèrent le médicament en environ 7 semaines et ont virtuellement disparu du milieu d'incubation après 7 semaines. 



   La composition de polymère utilisée dans la présente expérience est un mélange de deux copolymères de la même constitution   lactide/glycolide,   mais ayant des poids 

 <Desc/Clms Page number 55> 

 moléculaires très différents et qui, à l'état de mélange, comme décrit ici, est insoluble dans le benzène, a un poids moléculaire moyen en masse de 108 000 Da, une polydispersité de 5,1 et une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,72 dl par g. 



   Ces expériences démontrent l'utilité des polyesters insolubles dans le benzène qui ont un poids moléculaire élevé et une haute polydispersité pour la libération de la goseréline en une durée relativement courte de 5 à 7 semaines. 



   Des compositions de microparticules semblables peuvent être obtenues en utilisant au lieu de l'acétate de goseréline soit des analogues naturels des hormones de libération de la gonadotrophine, soit d'autres analogues synthétiques très puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, ou toute autre hormone polypeptidique qui régit ou module la sécrétion des gonadotrophines intactes ou des sous-unités individuelles de la gonadotrophine. 



  EXEMPLE 3.-
On dissout dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (4 ml) de l'acétate de goseréline (101 mg, l'équivalent d'à peu près 86 mg de goseréline en base libre) et du poly (acide D, L-lactique) à 100 moles % (299,7 mg) qui est soluble dans le benzène et a un poids moléculaire moyen en masse d'environ 5400 Da et une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,08 dl par g et une polydispersité de 1,8. On ajoute cette solution de goseréline et de polyester dans l'acide acétique goutte à goutte à de l'azote liquide et on recueille les gouttelettes congelées qu'on lyophilise sous vide pendant
24 heures, puis qu'on sèche à   550C   pendant 24 heures sous haut vide. 

 <Desc/Clms Page number 56> 

 



   (i) On ajoute le produit séché résultant à du dichlorométhane (4 ml) pour obtenir un mélange initialement trouble qui se dissout rapidement pour donner une solution limpide qu'on filtre à travers un filtre stérilisant en Nylon de 0,2   Mm.   



   Cette expérience montre que les solutions du sel de polyester de la goseréline peuvent être stérilisées par filtration au contraire des mélanges ou dispersions des simples sels du médicament dans une solution organique du polyester. 



   (ii) On ajoute de l'acide trifluoroacétique (50   jl)   à la solution limpide dans du dichlorométhane (1 ml) obtenue en (i) ci-dessus, sous vive agitation. Il se forme un précipité immédiat de goseréline sous la forme du trifluoroacétate, montrant que la goseréline est présente dans la solution dans le dichlorométhane sous la ferme du sel avec le polyester carboxy-terminé. 



   Des compositions en solution stérile semblables peuvent être obtenues en utilisant au lieu de l'acétate de goseréline des hormones de libération de la gonadotrophine naturelles ou d'autres analogues synthétiques hautement puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, ou toute autre hormone polypeptidique qui régit ou module la sécrétion des gonadotrophines intactes ou des sous-unités individuelles de la gonadotrophine. 



  EXEMPLE 4.-
On dilue la solution de goseréline-polyester dans du dichlorométhane obtenue dans l'exemple 3 (2 ml) avec un supplément de dichlorométhane et on la porte ainsi à 10 ml. 



  On pulvérise cette solution dans de l'hexane (1 litre) vivement agité pour obtenir des microparticules qui, après isolement et séchage sous vide à   450C   pendant 24 heures, s'échelonnent en dimensions d'environ 2 Mm à environ 30 Mm 

 <Desc/Clms Page number 57> 

 avec une dimension moyenne d'à peu près 10   Mm.   La teneur en goseréline de ces microparticules est équivalente à environ 22% en base libre. 



   Ces microparticules sont incubées dans de la solution physiologique salée tamponnée au phosphate à pH 7,4 à   370C   et le surnageant est périodiquement examiné aux UV pour la goseréline. La goseréline est dégagée de façon continue, la libération étant essentiellement achevée en environ 8 semaines et après 11 semaines, les microparticules sont totalement dégradées et ont disparu du milieu d'incubation. Cette expérience montre l'utilité des polyesters de très bas poids moléculaire solubles dans le benzène pour assurer la libération continue du peptide en environ 2 mois. 



   Si l'acétate de goseréline est remplacé dans les expériences ci-dessus par le trifluoroacétate, il ne se forme pas une solution limpide, mais au contraire, la solution du polyester dans le dichlorométhane contient essentiellement une dispersion de trifluoroacétate de goseréline. Ce mélange ne traverse pas un filtre de 0,2 Mm et n'est pas capable d'être filtré par stérilisation et une telle dispersion de trifluoroacétate de goseréline dans la solution du polyester, lorsqu'elle est pulvérisée dans de l'hexane agité, forme une masse floculée coagulée plutôt que des microparticules. 



   Dès lors, le sel goseréline-polyester a des propriétés qui le rendent beaucoup plus facile à présenter en microparticules que les mélanges du sel simple dans une solution du polymère de très bas poids moléculaire. 



   Des compositions de microparticules semblables peuvent être produites en utilisant, au lieu de l'acétate de goseréline, les hormones naturelles de libération de la gonadotrophine ou d'autres analogues synthétiques hautement puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence 

 <Desc/Clms Page number 58> 

 sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, ou toute autre hormone polypeptidique qui régit ou module la sécrétion des gonadotrophines intactes ou des sous-unités individuelles de la gonadotrophine. 



  EXEMPLE 5.-
On dissout dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (2 ml) de l'acétate de goseréline (304 mg, l'équivalent d'environ 248 mg de goseréline en base libre) et du poly (acide D, L-lactique) à 100 moles % (102 mg) ayant un poids moléculaire moyen en masse d'environ 5400, une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,08 dl par g et une polydispersité de 1,8. On ajoute ensuite la solution de goseréline et de polyester dans l'acide acétique goutte à goutte à de l'azote liquide, puis on isole les gouttelettes congelées qu'on lyophilise sous haut vide pendant 24 heures, et qu'on sèche sous vide à 550C pendant 24 heures. 



   On ajoute le produit résultant à du dichlorométhane (2 ml) pour obtenir un mélange colloïdal trouble qui ne devient pas totalement limpide avec le temps. 



  Ce mélange dans le dichlorométhane comprend essentiellement une dispersion d'acétate de goseréline dans le sel goseréline-polyester. 



   On présente cette dispersion d'acétate de goseréline dans la solution de sel polyester-goseréline dans le chlorure de méthylène sous forme de microparticules contenant l'équivalent en goseréline d'environ 72% p/p de base libre, dans laquelle l'acétate de goseréline libre est dispersé dans une phase continue de sel goserélinepolyester, en procédant au séchage par pulvérisation, à la congélation par pulvérisation, à la précipitation simple ou à la coacervation avec séparation des phases. 



   Des compositions de microparticules semblables peuvent être produites en utilisant, au lieu de l'acétate de   goserêline,   les hormones naturelles de libération de la gonadotrophine ou d'autres analogues synthétiques hautement 

 <Desc/Clms Page number 59> 

 puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, ou toute autre hormone polypeptidique qui régit ou module la sécrétion des gonadotrophines intactes ou des sous-unités individuelles de la gonadotrophine. 



  EXEMPLE 6.-
On prépare un copolyester d'acide D, L-lactique et d'acide glycolique ayant une composition molaire de 78% d'acide D, L-lactique et de 22% d'acide glycolique par copolycondensation des deux hydroxyacides. Après la purification du copolymère par addition d'une solution du copolyester dans de l'acétone à du méthanol pour faire précipiter le copolyester, puis la séparation et le séchage du précipité, le copolyester a un poids moléculaire moyen en masse d'environ 11 000 Da, un poids moléculaire moyen en nombre (tel que déterminé par titrage potentiométrique en milieu non aqueux dans l'hypothèse que chaque chaîne du copolyester n'a qu'un seul radical acide carboxylique terminal) de 6100 Da et donc une polydispersité de 1,6, et une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,15 dl par g. 



   On dissout de l'acétate de goseréline (228,9 mg, l'équivalent d'environ 200 mg de goseréline en base libre) et le copolyester décrit ci-dessus (1,8 g) dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (10 ml). On ajoute la solution de goseréline-polyester ainsi obtenue goutte à goutte à de l'azote liquide et on isole les gouttelettes congelées qu'on lyophilise pendant 24 heures, puis qu'on sèche finalement à   500C   pendant 24 heures sous vide. 



   On ajoute le mélange goseréline-polyester séché à du dichlorométhane (10 ml) pour obtenir initialement un mélange colloïdal trouble, mais qui, après 24 heures, est devenu une solution limpide qu'on peut filtrer à travers un filtre stérilisant en Nylon de 0,2   m.   

 <Desc/Clms Page number 60> 

 



   Lorsqu'on ajoute de l'acide trifluoroacétique à une petite aliquote de cette solution limpide, il se forme un précipité immédiat de la goseréline à l'état de trifluoroacétate, démontrant que dans la solution transparente et limpide dans le dichlorométhane, la goseréline du mélange goseréline-polyester est présente principalement ou totalement sous forme du sel du polyester. 



   On évapore la solution du sel goserélinepolyester dans le dichlorométhane à siccité et on sèche le solide résultant à la température ambiante pendant 6 heures, puis à   550C   pendant 20 heures sous vide pour obtenir un film coulé limpide contenant le sel goseréline-polyester. 



   On dissout le mélange goseréline-polyester séché, préparé comme décrit ci-dessus (1 g), dans 8 ml de dichlorométhane. On introduit la solution résultante dans un ballon à fond rond à plusieurs cols de 250 ml qu'on purge au moyen d'un courant d'azote pour chasser totalement l'air et obtenir une atmosphère exempte de dioxyde de carbone. On introduit dans le ballon de l'eau (90 ml) qu'on a préalablement dégazée pour chasser totalement le dioxyde de carbone et qu'on a conservée sous azote exempt de dioxyde de carbone, puis on agite le mélange vivement à environ 500 tours par minute sous une atmosphère sensiblement exempte de dioxyde de carbone. La solution de sel goseréline-polyester dans le dichlorométhane se disperse rapidement pour donner une dispersion huile (solution de sel médicament-polymère dans le dichlorométhane) -dans-eau stable.

   En entretenant l'agitation à environ 200 tours par minute, on fait graduellement le vide et on évapore sous vide la majeure partie du dichlorométhane pour obtenir une dispersion du sel goseréline-polyester dans   l'eau.   Par lyophilisation de cette dispersion, on obtient des microparticules dans lesquelles la goseréline est présente sous la forme du sel goseréline-polyester ayant une granulométrie moyenne d'environ 20 Mm qui se révèle libérer la goseréline en environ 6 semaines par incubation dans de 

 <Desc/Clms Page number 61> 

 la solution physiologique tamponnée au phosphate à pH 7,4 à   37 C,   le surnageant étant périodiquement examiné aux UV pour la goseréline. 



   On peut également produire des microparticules semblables en incorporant à la phase aqueuse des agents qui sont connus pour améliorer la stabilité des polypeptides, par exemple du mannitol. Bien qu'il soit préféré d'exécuter l'opération ci-dessus dans une atmosphère exempte de dioxyde de carbone, il est néanmoins possible d'obtenir des résultats satisfaisants en présence de traces de dioxyde de carbone en fonction du poids moléculaire du polyester et de la charge de médicament. 



   Une solution stérile, un film coulé et des compositions en microparticules semblables peuvent être obtenus d'une manière analogue en utilisant, au lieu de l'acétate de goseréline, les analogues naturels des hormones de libération de la gonadotrophine ou d'autres analogues synthétiques hautement puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, ou toute autre hormone polypeptidique qui régit ou module la sécrétion des gonadotrophines intactes ou de leurs sous-unités. 



  EXEMPLE 7.-
On répète le mode opératoire décrit dans l'exemple 5 pour obtenir le film transparent limpide et on dissout ce film (1 g) dans du dichlorométhane (4 ml). On 
 EMI61.1 
 chauffe la solution à environ 35 C, puis on ajoute une solution aqueuse à environ 400C de gélatine purifiée (15 mg) dans de l'eau (100   ! J. l)   à la solution de sel goserélinepolyester dans le dichlorométhane et on agite le mélange vivement à environ   350C   pour obtenir une dispersion extrêmement fine de la solution aqueuse de gélatine dans la solution de sel goseréline-polyester dans le dichlorométhane. Lors du refroidissement à la température 

 <Desc/Clms Page number 62> 

 ambiante, le caractère colloïdal de la dispersion se maintient. 



   Cette expérience démontre que le sel goserélinepolyester a des propriétés tensioactives et peut être utilisé pour former les dispersions stables dans une phase huileuse, comme le dichlorométhane, de solutions aqueuses d'autres agents solubles dans l'eau, comme la gélatine, des polysaccharides et d'autres polymères hydrophiles, et réciproquement. 



   On répète le procédé décrit dans l'exemple 6 en utilisant la dispersion aqueuse de gélatine dans la solution du sel goseréline-polyester dans le dichlorométhane décrite ci-dessus pour obtenir un produit en microcapsules qui contient tant de la gélatine que du sel goserélinepolyester. 



   D'autres composés de bas poids moléculaire peuvent être incorporés à la phase aqueuse de polymère. En particulier, il est parfois utile d'incorporer des composés tels que le mannitol dont il est connu qu'ils améliorent la stabilité des peptides. En variante, ces agents stabilisants peuvent être incorporés dans les deux phases aqueuses de la dispersion complexe eau-dans-huile-dans-eau, comprenant la gélatine aqueuse dispersée dans la solution du sel goseréline-polyester dans le dichlorométhane et la dispersion eau-dans-huile résultante est à son tour dispersée dans de l'eau. 



   Une suspension et des compositions en microparticules semblables peuvent être obtenues en utilisant, au lieu de l'acétate de goseréline, d'autres analogues hautement puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, ou toute autre hormone polypeptidique qui peut régir ou modular la sécrétion des gonadotrophines intactes ou de leurs sous-unités. 

 <Desc/Clms Page number 63> 

 



  EXEMPLE 8.-
On dissout de l'acétate de goseréline (771 mg, l'équivalent d'environ 670 mg de goseréline en base libre), un copolymère D, L-lactide/glycolide à 95/5 moles % (1,8 g) ayant un poids moléculaire moyen en masse d'environ 3600 Da et une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à 250C de 0, 08 dl par g et un copolymère D,   L-lactide/glycolide   à 95/5 moles % ayant un poids moléculaire moyen en masse d'environ 15 000 Da et une viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme à   250C   de 0,17 dl par g (4,2 g) dans de l'acide acétique exempt d'anhydride (70 ml). Les polymères combinés ont un poids moléculaire moyen en masse d'environ 12 300 Da et une polydispersité d'environ 2,6.

   On ajoute la solution de goseréline-polyester goutte à goutte à de l'azote liquide et on isole les gouttelettes congelées qu'on lyophilise sous vide poussé pendant environ 18 heures. 



  Finalement, on sèche le mélange médicament-polyester obtenu à   550C   pendant 24 heures sous haut vide. 



   On ajoute le mélange médicament-polyester séché (6 g) à du dichlorométhane (60 ml) pour obtenir initialement un mélange colloïdal trouble qui, en 1 heure, se clarifie graduellement pour donner une solution limpide du sel goseréline-polyester dans le dichlorométhane. 



   On sèche cette solution par pulvérisation dans un séchoir par pulvérisation Buchi en prenant une température à l'admission de   600C   et une température à la sortie de   350C   afin d'obtenir des microparticules à peu près sphériques d'un diamètre d'environ 1 Mm à environ 10   Mm.   



   Dans ces microparticules, le médicament est présent en substance complètement à l'état de sel goseréline-polyester du fait que la teneur en acide acétique, en acide libre ou en anion, est de 0, 06% sinon moins au lieu de la quantité de 0,6 à 0,7% qui serait requise si la goseréline était présente sous la forme de son acétate. 



   Ces microparticules, par poursuite du traitement 

 <Desc/Clms Page number 64> 

 par moulage à compression à   80 C,   donnent un film limpide, transparent et cassant. 



   Cette expérience démontre l'utilité des sels de peptides avec des polyesters solubles dans le benzène, de bas poids moléculaire et facultativement de haute polydispersité. 



   Une solution, des microparticules et des compositions moulées semblables peuvent être obtenues en utilisant au lieu de l'acétate de goseréline, les hormones naturelles de libération de la gonadotrophine naturelle ou d'autres analogues synthétiques hautement puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la leuproréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles, ou toute autre hormone polypeptidique qui régit ou module la sécrétion des gonadotrophines intactes ou des sous-unités de la gonadotrophine. 



  *EXEMPLE 9.-
L'acétate de goseréline et les autres agonistes synthétiques hautement puissants de l'hormone de libération de la gonadotrophine sont des agents de castration chimique sélectifs utiles dans le traitement des cancers hormono-dépendants, comme le cancer de la prostate chez l'homme et le cancer du sein avant la ménopause chez la femme. Ces médicaments sont utilisés aussi pour le traitement d'états gynécologiques non malins chez la femme et ils agissent par la suppression finale des sécrétions des gonadotrophines par l'hypophyse, ce qui se traduit par la suppression des hormones sexuelles comme l'oestrogène chez la femelle et la testostérone chez le mâle. 



   Dès lors, la libération continue et persistante de ces médicaments peut être évaluée in vivo chez la femelle normale du rat adulte ayant des cycles d'oestrus réguliers. 



  Chez cet animal, le cycle d'oestrus dure environ 4 jours et l'apparition de l'oestrus se manifeste par la présence 

 <Desc/Clms Page number 65> 

 seulement de cellules kératinisées dans les frottis vaginaux prélevés au jour de l'oestrus. Si l'animal est castré chimiquement par un médicament tel que la goseréline, l'oestrus n'a pas lieu, ce qui se traduit par l'absence des cellules kératinisées dans le frottis vaginal. L'animal entre dans une période prolongée de dioestrus induite par la castration chimique et le dioestrus se maintient aussi longtemps qu'une quantité efficace de médicament est libérée. 



   (i) Les microparticules obtenues dans l'exemple 8 (450 mg) sont mises en dispersion dans de l'eau contenant   2%   p/v de carboxyméthylcellulose sodique et 0,2% p/v de polysorbate 80 et portées à 3 ml avec de l'eau. On injecte 0,2 ml (l'équivalent d'environ 3 mg de goseréline en base libre) par voie sous-cutanée à 10 femelles de rat adultes normales dont le cycle est régulier et on détermine l'effet résultant sur le cycle d'oestrus par examen microscopique de frottis vaginaux. Les animaux entrent dans une phase persistante de dioestrus, c'est-à-dire de castration chimique, durant 95 3 jours. 



   Cette expérience montre qu'une suspension de sel goseréline-polyester, à base d'un polyester de bas poids moléculaire soluble dans le benzène, assure une durée relativement longue de libération contrôlée qui est d'environ 3 mois pour un médicament peptidique ayant une demi-vie métabolique de 4 à 6 heures seulement. 



   (ii) On disperse les microparticules obtenues dans l'exemple 8 (450 mg) dans de l'oléate d'éthyle et on les porte à 3 ml. On administre à nouveau 0,2 ml de la composition à six femelles de rat manifestant un cycle régulier en procédant à une injection sous-cutanée. Les animaux entrent dans une phase continue de dioestrus pendant 81 3 jours. 



   Cette expérience prouve qu'une solution de sel goseréline-polyester dans un véhicule organique pour injection qui est un non-solvant pour le polyester seul 

 <Desc/Clms Page number 66> 

 assure une durée relativement longue de libération contrôlée du médicament peptidique. 



  EXEMPLE 10.-
On dissout de l'acétate de leuproréline (50,3 mg) et le copolyester comprenant 78 moles % d'acide D, L-lactique et 22 moles % d'acide glycolique décrit dans l'exemple 6 ci-dessus (453,2 mg) dans de l'acide acétique exempt d'anhydride (5 ml). On ajoute la solution résultante goutte à goutte à de l'azote liquide et on lyophilise les gouttes congelées pendant 22 heures sous vide poussé, puis on poursuit le séchage à   550C   pendant 24 heures sous haut vide. 



   On dissout le produit résultant (500 mg) dans de l'acétone redistillée (10 ml) dans un ballon à fond rond de 100 ml pour obtenir un mélange colloïdal initialement trouble qui se clarifie graduellement en une solution transparente. On évapore l'acétone sous vide et on sèche la pellicule limpide résultante à   550C   pendant 4 heures sous haut vide. On redissout cette pellicule de sel leuprorélinepolyester dans de l'acétone (10 ml) et on dégaze la solution, puis on la purge à l'azote. 



   On agite de l'eau fraîchement distillée (200 ml) vivement sous azote et on pulvérise la solution acétonique du sel leuproréline-polyester à la surface de l'eau agitée. Après la pulvérisation de toute la solution acétonique, on poursuit l'agitation pendant encore 1 heure, puis on laisse le mélange reposer. Les microparticules du sel leuprorélinepolyester sédimentent et on rejette la phase aqueuse surnageante. On remet les microparticules en suspension dans une nouvelle quantité d'eau (environ 200 ml) exempte de dioxyde de carbone et on agite la suspension sous azote pendant encore 1 heure. On sépare les microparticules en laissant initialement le mélange sédimenter, en décantant la phase aqueuse, puis en filtrant le résidu pour séparer les microparticules de l'eau en excès.

   On sèche les microparticules à   300C   pendant 24 heures sous haut vide pour obtenir un produit ayant une granulométrie moyenne 

 <Desc/Clms Page number 67> 

 d'environ 15   m.   



   On incube les microparticules de sel leuproréline-polyester dans de la solution physiologique salée tamponnée au phosphate à pH 7,4 à   370C   et on examine le surnageant périodiquement aux UV pour la leuproréline. 



  La leuproréline est libérée de façon continue pendant environ 5 semaines au terme desquelles la composition est totalement dégradée. 



   On peut préparer de même des compositions en microparticules semblables en utilisant au lieu de leuproréline des hormones naturelles de libération de la gonadotrophine ou d'autres analogues synthétiques hautement 
 EMI67.1 
 puissants (agonistes ou antagonistes) de l'hormone de 0 libération de la gonadotrophine, comme la tryptoréline, la goseréline, la buseréline ou la nafaréline, de préférence sous la forme des acétates ou des sels avec d'autres acides faibles ou toute autre hormone polypeptidique qui régit la sécrétion des gonadotrophines intactes ou des sous-unités de la gonadotrophine. 



  EXEMPLE   11. -   i) On dissout de l'acétate de goseréline (2,28 g, l'équivalent d'environ 2,00 g de goseréline en base libre) dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (60 ml). 



  On dissout un mélange de deux copolymères poly (acide D, L-lactique)/poly (acide glycolique) à 95/5 moles % (12,6 g d'un copolymère d'un poids moléculaire moyen en masse de 15 846 et d'une polydispersité de 1,38 et 5,4 g d'un copolymère d'un poids moléculaire moyen en masse de 3896 et d'une polydispersité de 1,78) et apportant donc un excès de radicaux acide carboxylique terminaux du copolymère par rapport au médicament basique, par agitation dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (150 ml) pour obtenir une solution limpide. On ajoute la solution du médicament à la solution des copolymères et on agite vivement. On ajoute ce mélange goutte à goutte à de l'azote liquide pour le congeler en petites perles et on lyophilise le solide 

 <Desc/Clms Page number 68> 

 pendant 2 jours avec un appareil à lyophiliser sous vide poussé Edwards.

   On sèche davantage le produit séché pendant 24 heures à l'étuve à vide à 50-55OC. 



   On ajoute le produit séché (100 mg) à du dichlorométhane   (1   ml) dans lequel il se dissout totalement en 2 heures pour former une solution limpide. Le présent exemple démontre que la formation du sel polyestergoseréline confère une bonne solubilité au médicament au point qu'il peut être dissous dans un solvant non polaire. ii) On dissout de l'acétate de goseréline (2,28 g, l'équivalent d'environ 2,00 g de goseréline en base libre) dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (60 ml).

   On dissout un mélange de deux polymères de poly (acide D, L-lactique) à 100 moles % (12,6 g d'un polymère d'un poids moléculaire moyen en masse de 15 178 et d'une polydispersité de 1,27 et 5,4 g d'un polymère d'un poids moléculaire moyen en masse de 4204 et d'une polydispersité de 1,84) et apportant donc un excès de radicaux acide carboxylique terminaux des copolymères par rapport au médicament basique, par agitation dans de l'acide acétique exempt d'anhydride (150 ml) pour former une solution limpide. On ajoute la solution du médicament à la solution du polymère et on mélange soigneusement, puis on ajoute le mélange goutte à goutte à de l'azote liquide pour le congeler en petites perles.

   On lyophilise le solide pendant 2 jours dans un appareil de lyophilisation à haut vide Edwards, puis on poursuit le séchage de la matière séchée pendant 24 heures dans une étuve à vide à   50-55 C.   



   On ajoute le produit séché (100 mg) à du dichlorométhane   (1   ml) dans lequel il se dissout totalement en 2 heures pour donner une solution limpide. Le présent exemple démontre que la formation du sel polyestergoseréline confère une bonne solubilité au médicament au point que celui-ci peut être dissous dans un solvant non polaire. iii) On dissout de l'acétate de goseréline 

 <Desc/Clms Page number 69> 

 (2,28 g, l'équivalent d'environ 2,00 g de goseréline en base libre) dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (60 ml).

   On dissout un mélange d'un copolymère poly (acide D, L-lactique)/poly   (acide glycolique) à 80/20   moles % (12,6 g d'un copolymère ayant un poids moléculaire moyen en masse de 106 510 et une polydispersité de 2,27) et d'un copolymère   poly (acide D, L-lactique) /poly (acide glycolique) à   95/5 moles % (5,4 g d'un copolymère ayant un poids moléculaire moyen en masse de 3896 et une polydispersité de 1,78) et apportant donc un excès de radicaux acide carboxylique terminaux des copolymères par rapport au médicament basique, par agitation dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (150 ml) pour obtenir une solution limpide. On ajoute la solution du médicament à la solution du copolymère et on mélange soigneusement.

   On ajoute ce mélange ensuite goutte à goutte à de l'azote liquide pour le congeler en petites perles et on lyophilise le solide pendant 2 jours avec un appareil de lyophilisation à haut vide Edwards, puis on poursuit le séchage de la matière séchée pendant 24 heures à l'étuve à vide à   50-55 C.   



   On ajoute ce produit séché (100 mg) à du dichlorométhane (1 ml) dans lequel il se dissout totalement en 2 heures pour former une solution limpide. Le présent exemple démontre que la formation du sel polyestergoseréline confère une bonne solubilité au médicament au point qu'il peut se dissoudre dans un solvant non polaire. iv) On dissout de l'acétate de goseréline (2,17 g, l'équivalent d'environ 1,90 g de goseréline en base libre) dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (60 ml).

   On dissout un mélange de deux copolymères   poly (acide D, L-lactique) /poly (acide glycolique) à   67/33 moles % (12,0 g d'un copolymère ayant un poids moléculaire moyen en masse de 35 833 et une polydispersité de 1,83 et 5,15 g d'un polymère ayant un poids moléculaire moyen en masse de 4116 et une polydispersité de 1,86) et apportant donc un excès de radicaux acide carboxylique 

 <Desc/Clms Page number 70> 

 terminaux des polymères par rapport au médicament basique, par agitation dans de l'acide acétique exempt d'anhydride (150 ml) pour obtenir une solution limpide. On ajoute la solution du médicament à la solution des polymères et on mélange soigneusement. On ajoute ce mélange ensuite goutte à goutte à de l'azote liquide pour le congeler en petites perles.

   On lyophilise le solide pendant 2 jours dans un appareil à lyophiliser à haut vide Edwards et on poursuit le séchage du produit séché pendant 24 heures à l'étuve à vide à   50-55 C.   



   On ajoute ce produit séché (100 mg) à du dichlorométhane (1 ml) dans lequel il se dissout totalement en 10 minutes pour former une solution limpide. Le présent exemple démontre que la formation du sel polyestergoseréline confère une bonne solubilité au médicament au point qu'il peut se dissoudre dans un solvant non polaire. 



  EXEMPLE DE COMPARAISON.-
On dissout de l'acétate de goseréline (2,28 g, l'équivalent d'environ 2,00 g de goseréline en base libre) dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (60 ml). 



    On dissout un copolymère poly (acide D, L-lactique) /poly (acide   glycolique) à 50/50 moles % (18,0 g d'un polymère ayant un poids moléculaire moyen en masse de 22 307 et une polydispersité de 2,07) et apportant donc l'équivalent à peu près stoechiométrique de radicaux acide carboxylique terminaux du copolymère par rapport au médicament basique, par agitation dans de l'acide acétique glacial exempt d'anhydride (150 ml) pour former une solution limpide. On ajoute la solution du médicament à la solution du copolymère et on mélange soigneusement. On ajoute ce mélange ensuite goutte à goutte à de l'azote liquide pour le congeler en petites perles.

   On lyophilise le solide pendant 2 jours avec un appareil à lyophiliser à haut vide Edwards, puis on sèche davantage le produit séché pendant 24 heures à l'étuve à vide à   50-55 C.   en ajoute ce produit séché (100 mg) à du 

 <Desc/Clms Page number 71> 

 dichlorométhane (1 ml) dans lequel il ne se dissout pas totalement après 4 heures, mais se dissout pour former une solution limpide après 4 jours. Le présent exemple démontre que la formation du sel polyester-goseréline, pour conférer une bonne solubilité au médicament au point qu'il puisse se dissoudre dans un solvant non polaire, a lieu plus rapidement lorsque les radicaux acide carboxylique terminaux du copolymère sont présents en excès par rapport au médicament basique. 



   On dissout les produits séchés i-iv dans du dichlorométhane et on les sèche par pulvérisation avec un séchoir par pulvérisation Buchi 190 de format de laboratoire en conformité avec le tableau suivant. 
 EMI71.1 
 
<tb> 
<tb> 



  Produit <SEP> Rapport <SEP> du <SEP> Température <SEP> à <SEP> Température <SEP> à
<tb> produit <SEP> au <SEP> l'entrée, <SEP> OC <SEP> la <SEP> sortie, <SEP> OC
<tb> solvant, <SEP> %
<tb> i <SEP> 10 <SEP> 48 <SEP> 32
<tb> ii <SEP> 10 <SEP> 58 <SEP> 38
<tb> iii <SEP> 2 <SEP> 58 <SEP> 44
<tb> iv <SEP> 10 <SEP> 55 <SEP> 35
<tb> 
 
Le séchage par pulvérisation des produits i-iv donne de petites particules ayant un diamètre d'à peu près 1 à 10   m   tel que déterminé par microscopie électronique à balayage. On dose la quantité d'acide acétique dans les particules finales par chromatographie gazeuse avec une limite de détection d'environ 0,03%.

   On ne décèle pas d'acide acétique suivant cette technique de dosage dans ces compositions, ce qui démontre que le médicament est présent sous la forme de sel du polyester et non d'acétate du fait que des teneurs en acide acétique d'à peu près 0,5% sont à prévoir pour la forme acétate. 



   On dissout les particules séchées par pulvérisation (50 mg) i à iv ci-dessus dans du 

 <Desc/Clms Page number 72> 

 dichlorométhane (0,5 ml) pour obtenir une solution limpide. On ajoute à chacune une goutte d'acide trifluoroacétique et dans chaque cas, il en résulte la formation d'un précipité blanc. On centrifuge les échantillons pour recueillir les précipités qu'on lave ensuite au dichlorométhane. L'analyse par chromatographie liquide à haute performance révèle que le précipité consiste en goseréline.

   Ces exemples démontrent que le médicament peut être déplacé du sel médicamentpolyester en solution dans un solvant non polaire par l'addition d'un acide fort et que ceci fait que les propriétés de solubilité du médicament dans le solvant non polaire reviennent à ce qui est prévu pour le sel d'acide d'un médicament peptidique (c'est-à-dire à l'insolubilité). 



  EXEMPLE 12.-
On disperse les particules i à iv séchées par pulvérisation dans l'exemple 11 (18% p/p) dans un véhicule aqueux approprié pour l'injection [carboxyméthylcellulose sodique à 2% (Fluka, viscosité moyenne), contenant 0,2% de polysorbate 80 [Tween, marque déposée, Fluka]. 



   On injecte les particules séchées par pulvérisation de l'exemple   il,   à l'état dispersé dans le véhicule pour injection décrit ci-dessus, à dix femelles de rat de souche Wistar. On prélève des échantillons de sang à la queue chez cinq rats aux jours 7,14 et 28 et on y dose la goseréline par radio-immunodosage avec une spécificité connue pour le médicament et une absence de réactivité croisée démontrée pour les métabolites. 



   Les résultats de ces expériences démontrent que la composition établit des taux sanguins mesurables de goseréline pendant au moins 4 semaines. 



  EXEMPLE 13.-
On disperse le produit séché par pulvérisation ii de l'exemple   11   dans les véhicules aqueux pour injection ci-après. a.   Carboxyméthylcellulose   sodique (viscosité moyenne, Fluka) 1% et polysorbate 80 (Tween) 0,75%. 

 <Desc/Clms Page number 73> 

 b. Méthylcellulose (15 mPa. s, Fluka) 0,75% et polysorbate 80 (Tween) 0,75%. 



   Ces compositions se dispersent bien dans ces véhicules et se prêtent à l'administration parentérale. 



  EXEMPLE 14.-
On dissout le produit séché par pulvérisation ii de l'exemple 11 (400 mg) dans du dichlorométhane (4 ml). On ajoute la solution à la seringue à une solution de 0,25% de poly (alcool vinylique) (PVA) dans de l'eau (Aldrich, hydrolysé à 75%, poids moléculaire 2000) qu'on agite à 2500 tours par minute. Après 2 minutes, on ralentit l'agitation à 800 tours par minute et on poursuit l'agitation pendant encore 30 minutes. On arrête alors l'agitation et on laisse les particules sédimenter. On décante la solution de poly (alcool vinylique) et on lave les particules ensuite deux fois à l'eau glacée, puis on les recueille par centrifugation. Finalement, on lyophilise les particules pour obtenir le produit en fines particules contenant de la goseréline. 



  EXEMPLE 15.-
On extrude la composition séchée par pulvérisation iv de l'exemple 11 à   820C   pour obtenir un corps extrudé cylindrique d'un diamètre d'environ 1 mm. On coupe le corps extrudé en longueurs d'un poids d'environ 36 mg contenant environ 3,6 mg de goseréline. Le corps extrudé est complètement limpide à clair plutôt que d'apparence blanche, cette dernière apparence étant typique d'un simple mélange de médicament et de polymère obtenu sans formation d'un sel entre le peptide et le polyester (par exemple, comme dans   le"Zoladex"dépôt   commercialisé, "Zoladex"est une marque déposée).

   La limpidité du produit extrudé indique que la goseréline est compatible avec la phase de polyester plutôt que de   s'y   trouver à l'état de phase distincte, ce qui se traduit par une dispersion de la lumière   e   un aspect blanc. Cette compatibilité ne peut se manifeste que si le peptide se trouve dans la même phase 

 <Desc/Clms Page number 74> 

 que le polymère,   c'est-à-dire   est présent à l'état de sel du polyester. 



   On implante un seul de ces dépôts de 3,6 mg à chacun de 21 rats de souche Wistar sous anesthésie. A des moments ultérieurs choisis, on sacrifie des animaux par groupes de trois et on reprend les dépôts. On dissout les dépôts recueillis dans l'acide acétique glacial dans un matras volumétrique et on précipite le polymère par addition d'un excès d'eau. On filtre ensuite (Millex 0,5   pm)   et on dose la teneur en médicament du filtrat par chromatographie liquide à haute performance. On calcule le profil de libération des dépôts par référence à la teneur en médicament des dépôts qui n'ont pas été implantés et qu'on traite de même. Ces dépôts de sel médicament-polyester assurent une libération prolongée de la goseréline in vivo pendant au moins 4 semaines. 



  EXEMPLE 16.- (i) On dissout un copolymère   lactide/glycolide   (95/5) ayant un seul radical acide carboxylique terminal (8,87 g, Mw = 5750, polydispersité = 1,5, poids moléculaire d'après le titrage des radicaux terminaux = 2516 g par mole, viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme = 0,10 dl par g) dans du dichlorométhane (50 ml) par agitation. On y ajoute 1,13 g d'acétate de goseréline en formant une suspension trouble. On ajoute du méthanol (5 ml) sous agitation et après 30 minutes, le mélange est complètement limpide. On chasse ensuite le solvant de la solution à l'évaporateur rotatif pour obtenir un solide limpide. On redissout le solide dans du dichlorométhane (50 ml) et on chasse le solvant à nouveau à l'évaporateur rotatif.

   On répète deux fois encore l'opération de redissolution et d'élimination du solvant pour obtenir un liquide très visqueux qu'on sèche sous haut vide pour recueillir une mousse blanche. On fragmente la mousse et on la sèche sous vide pendant encore 24 heures à la température ambiante pour recueillir un solide amorphe fin. 

 <Desc/Clms Page number 75> 

 



   (ii) On répète l'opération décrite en (i) ci-dessus avec un copolymère   lactide/glycolide   (75/25) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (8,87 g, Mw = 10 900, polydispersité = 1,85, poids moléculaire d'après le titrage des radicaux terminaux = 3210 g par mole, viscosité inhérente à 1%   p/v   dans le chloroforme = 0, 14 dl par g) pour obtenir un solide amorphe fin. composition 1. 



   On ajoute le sel goseréline-polymère   lactide/glycolide   obtenu en (i) ci-dessus (1 g) à du benzoate de benzyle (99%, Janssen, 2 ml) et on chauffe avec un pistolet à air chaud tenu à la main en agitant le mélange jusqu'à dissolution du solide. Une quantité de 110 cl de cette solution contient 3,6 mg de goseréline. 



  Composition 2. 



   Comme la composition 1, sauf que le solvant est un mélange (1,7 ml) de 67% de benzoate de benzyle (à 99%, Janssen) et de 33% d'alcool benzylique (anhydre, à 99%,   Aldrich).   Une quantité de 100 cl de cette composition en solution contient 3,6 mg de goseréline. 



  Composition 3. 



   Comme la composition 1, sauf que le solvant est l'alcool benzylique (1,7 ml, anhydre, à 99%, d'Aldrich). Une quantité de 100 cl de cette composition en solution contient 3,6 mg de goseréline. 



  Composition 4. 



   Comme la composition 1, sauf qu'on utilise le sel goseréline-polymère lactide/glycolide de (ii) ci-dessus (1 g) et 3 ml de benzoate de benzyle. Une quantité de 150   jul   de cette composition en solution contient 3,6 mg de goseréline. 



  Composition 5. 



   Comme la composition 4, sauf qu'on utilise le mélange de solvants de la composition 2. Une quantité de
100   ; nl   de cette composition en solution contient 3,6 mg de 

 <Desc/Clms Page number 76> 

 goseréline. 



  Composition 6. 



   Comme la composition   4,   sauf qu'on utilise le solvant de la composition 3. Une quantité de 100 cl de cette composition en solution contient 3,6 mg de goseréline. 



  Evaluation biologique. 



   On détermine la libération de la goseréline à partir des compositions 1 à 6 ci-dessus in vivo en étudiant des frottis vaginaux quotidiens de femelles de rat recevant le médicament. On peut observer le cycle d'oestrus normal (oestrus, dioestrus, métoestrus, pro-oestrus) d'après les proportions des différents types de cellules (leucocytes, épithéliales et kératinisées) dans le frottis. Si la libération du médicament par les compositions est continue, le cycle d'oestrus normal est interrompu et les animaux restent en dioestrus aussi longtemps que la libération de goseréline persiste. 



   On administre les compositions 1 à 6 à des groupes (n=6) de femelles de rat dont le cycle est régulier à une dose de 3,6 mg de goseréline par animal. On utilise une seringue munie d'une aiguille nO 20 pour administrer les compositions par voie sous-cutanée. On utilise comme contrôle un groupe de cinq animaux ne recevant pas le médicament.

   On prélève les frottis vaginaux quotidiennement chez les animaux et on les examine pour déterminer l'état d'oestrus des animaux, les résultats obtenus étant les suivants. 

 <Desc/Clms Page number 77> 

 
 EMI77.1 
 
<tb> 
<tb> Composition <SEP> numéro <SEP> Durée <SEP> moyenne <SEP> de <SEP> dioestrus
<tb> (jours) <SEP> ( <SEP> écart-type)
<tb> 1 <SEP> 100 <SEP> 2, <SEP> 7
<tb> 2 <SEP> 120 <SEP> 6, <SEP> 3
<tb> 3 <SEP> 69 <SEP> 5, <SEP> 9
<tb> 4 <SEP> 59 <SEP> 1, <SEP> 2
<tb> 5 <SEP> 61 <SEP> 2, <SEP> 1
<tb> 6 <SEP> 53 <SEP> 3, <SEP> 7
<tb> 
 
D'après ces résultats, on peut observer que les six compositions donnent toutes des durées de libération de la goseréline supérieures à 6 semaines et que les compositions 1 et 2 libèrent la goseréline pendant 3 mois ou davantage.

   On peut observer aussi d'après ces exemples que les compositions du sel goseréline-polyester peuvent être présentées sous la forme de solutions qui peuvent être administrées aisément par voie parentérale avec une aiguille fine et que ces compositions conviennent pour le traitement de tumeurs sous dépendance hormonale chez l'être humain. 



  EXEMPLE 17.Composition 1. 



   Comme la composition 1 de l'exemple 16. 



  Composition 2. 



   On répète le mode opératoire de l'exemple 16 (i) en utilisant un polylactide homopolymère comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (Mw = 5092, polydispersité = 1,44, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux   = 2270   g par mole) et de l'acétate de goseréline (0, 46 g). La teneur en acide acétique de ce solide amorphe, déterminée par chromatographie gazeuse, se révèle être de 0,14%. 



   On ajoute ce   sel goseréline-polymère   de lactide   (1 g)   à du benzoate de benzyle (à 99%, 2 mi, de Janssen) et on chauffe le mélange avec un pistolet à air chaud tenu à 

 <Desc/Clms Page number 78> 

 la main en agitant le mélange jusqu'à dissolution du solide. Une quantité de 110   jul   de cette composition en solution contient 3,6 mg de goseréline. 



  Composition 3. 



   On dissout un copolymère lactide/glycolide (95/5) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (7,86 g, Mw = 5750, polydispersité = 1, 50, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 2516 g par mole) et de l'acétate de goseréline (0,98 g) dans de l'acide acétique glacial (100 ml). On congèle cette solution en l'ajoutant goutte à goutte à de l'azote liquide, puis on lyophilise le produit pendant 2 jours. On sèche le solide résultant ensuite pendant encore 24 heures à   40 C.   La teneur en acide acétique du solide lyophilisé, déterminée par chromatographie gazeuse, se révèle être de 0,17%. 



   On ajoute ce mélange goseréline-copolymère lactide/glycolide (1 g) à du benzoate de benzyle (2 ml, à 99%, de Janssen) et on chauffe le mélange avec un pistolet à air chaud tenu à la main en agitant le mélange jusqu'à dissolution du solide. Une quantité de 110 cl de ceste composition en solution contient 3,6 mg de goseréline. 



   On peut donc observer que cette composition de goseréline sous forme de sel de polyester confère de bonnes propriétés de solubilité au médicament au point qu'il peut être dissous dans des solvants lipophiles tels que le benzoate de benzyle dans lesquels l'acétate de goseréline lui-même n'est pas soluble. 



  Evaluation biologique. 



   On administre les compositions 1 à 3 à des groupes (n=10) de femelles de rat dont le cycle est régulier à une dose de 3,6 mg de goseréline par animal, comme décrit dans l'exemple 16. Après l'administration, les animaux se révèlent entrer dans une période de dioestrus   continue   indiquant une libération continue de goseréline. La   durée   moyenne du dioestrus dans chaque groupe   d'animaux es* : donnée   au tableau suivant.

   On peut déduire de ce tableau que les 

 <Desc/Clms Page number 79> 

 trois compositions assurent toutes des durées de libération de la goseréline supérieures à 14 semaines. 
 EMI79.1 
 
<tb> 
<tb> Composition <SEP> numéro <SEP> Durée <SEP> moyenne <SEP> de <SEP> dioestrus
<tb> (jours) <SEP> ( <SEP> écart-type)
<tb> 1 <SEP> 104 <SEP> ( <SEP> 5,4)
<tb> 2 <SEP> 99 <SEP> ( <SEP> 6,3)
<tb> 3 <SEP> 101 <SEP> ( <SEP> 5,9)
<tb> 
 
On peut déduire aussi de ces exemples que les compositions du sel goseréline-polyester peuvent être présentées sous la forme de solutions qui peuvent être administrées aisément par voie parentérale avec une aiguille fine et que ces compositions se prêtent au traitement des tumeurs sous dépendance hormonale chez l'être humain. 



  EXEMPLE 18.Composition 1. 



   On dissout un copolymère lactide/glycolide (95/5) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (4,5 g, Mw = 6806, polydispersité = 1, 55, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 3027 g par mole, viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme = 0,108 dl par g) dans de l'acide acétique glacial (50 ml). On ajoute à cette solution de l'acétate de goseréline (0,56 g, l'équivalent de 0,5 g de goseréline) et on agite le mélange pendant 10 minutes pour obtenir une solution limpide et incolore. On congèle la solution en l'ajoutant goutte à goutte à de l'azote liquide, puis on procède à la lyophilisation pendant 2 jours. On sèche le solide résultant pendant encore 24 heures à   400C.   La teneur en acide acétique du solide lyophilisé, déterminée par chromatographie gazeuse, se révèle être de 0,3%. 



   On ajoute ce mélange goseréline-copolymère   lactide/glycolide   (1,0 g) à du benzoate de benzyle (2,0 ml, à   99%,   de Janssen) et on le dissout par agitation et 

 <Desc/Clms Page number 80> 

 chauffage. La solution finale contient 3,67 mg de goseréline dans 110 cl et la teneur en goseréline du produit final est de 10,0% p/p. 



  Composition 2. 



   On répète le mode opératoire décrit ci-dessus à propos de la composition 1 en utilisant un copolymère   lactide/glycolide   (95/5) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (4,0 g, Mw = 6011, polydispersité = 1,56, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 2700 g par mole, viscosité inhérente à 1%   p/v   dans le chloroforme = 0,099 dl par g) et 1,12 g d'acétate de goseréline (l'équivalent de 1,0 g de goseréline). La teneur en acide acétique du solide lyophilisé, déterminée par chromatographie gazeuse, se révèle être de 0,83% et la teneur en goseréline du produit final est de 19,46% p/p. 



   On ajoute ce mélange goseréline-copolymère   lactide/glycolide   (0,54 g) à du benzoate de benzyle (2,46 ml, à 99%, Janssen) et on le dissout par agitation et chauffage. La solution finale contient 3,50 mg de goseréline dans 110   1.   



  Composition 3. 



   On répète le mode opératoire décrit à propos de la composition 2 en utilisant 2,1 g du copolymère   lactide/glycolide   et 1,0 g d'acétate de goseréline (l'équivalent de 0,9 g de goseréline). La teneur en acide acétique du solide lyophilisé, déterminée par chromatographie gazeuse, se révèle être de 1,14% et la teneur en goseréline du produit final est de 28,91% p/p. 



   On ajoute ce mélange goseréline-copolymère   lactide/glycolide   (0,36 g) à du benzoate de benzyle (2,64 ml, à 99%, de Janssen) et on le dissout par agitation et chauffage. La solution finale contient 3,47 mg de goseréline dans 110   jUl.   

 <Desc/Clms Page number 81> 

 



  Composition 4. 



   On répète le mode opératoire décrit ci-dessus à propos de la composition 1 en utilisant un copolymère   lactide/glycolide   (95/5) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (8,66 g, Mw = 5604, polydispersité = 1,71, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 1960 g par mole, viscosité inhérente à 1%   p/v   dans le chloroforme = 0,094 dl par g) et 1,08 g d'acétate de goseréline (l'équivalent de 0,96 g de goseréline). La teneur en acide acétique du solide lyophilisé, déterminée par chromatographie gazeuse, se révèle être de 0,08% et la teneur en goseréline du produit final est de 9,90% p/p. 



   On ajoute ce mélange goseréline-copolymère lactide/glycolide (1,0 g) à du benzoate de benzyle (2,0 ml, à 99%, de Janssen) et on le dissout par agitation et chauffage. La solution finale contient 3,67 mg de goseréline dans   110 gel.   



  Evaluation biologique. 



   On administre les compositions 1 à 4 à des groupes (n=9 ou 10) de femelles de rat dont le cycle est régulier à la dose de 3,6 mg de goseréline par animal, comme décrit dans l'exemple 16. Après l'administration, les animaux se révèlent entrer dans une période de dioestrus continue indiquant une libération continue de la goseréline. La durée moyenne du dioestrus pour chaque groupe d'animaux est donnée au tableau ci-après.

   On peut déduire du tableau que les quatre compositions procurent toutes des durées de libération de la goseréline d'environ 3 mois ou davantage. 

 <Desc/Clms Page number 82> 

 
 EMI82.1 
 
<tb> 
<tb> Composition <SEP> numéro <SEP> Durée <SEP> moyenne <SEP> de <SEP> dioestrus
<tb> (jours) <SEP> ( <SEP> écart-type)
<tb> 1 <SEP> 114 <SEP> 1, <SEP> 8
<tb> 2 <SEP> 94 <SEP> 4, <SEP> 6
<tb> 3 <SEP> 97 <SEP> 5, <SEP> 3
<tb> 4 <SEP> 83 <SEP> 4, <SEP> 3
<tb> 
 
On peut déduire aussi de ces exemples que les compositions du sel médicament-polyester peuvent être présentées sous la forme de solutions qui peuvent être administrées aisément par voie parentérale avec une aiguille fine et que ces compositions se prêtent au traitement des tumeurs sous dépendance hormonale chez l'être humain. 



  EXEMPLE 19.-
On dissout le sel goseréline-polyester (ii) de l'exemple 16 (3,75 g) dans du dichlorométhane (50 ml) qu'on a préalablement filtré à travers un filtre de 0,45   Mm.   On filtre cette solution à travers une membrane filtrante en Téflon de 0,5 Mm (Whatman WTP) dans un flacon qui a été stérilisé à l'autoclave. On chasse le solvant à l'évaporateur rotatif pour obtenir un liquide visqueux, puis on admet de l'air dans l'évaporateur rotatif à travers un filtre de 0,5   Mm.   On chauffe le liquide visqueux et on le sèche sous vide pour obtenir une mousse blanche.

   On introduit la mousse résultante par pesée dans des fioles à fermeture sertie autoclavées dans une chambre à flux laminaire et on ajoute des solvants fraîchement distillés pour former les compositions en solution du sel goserélinepolyester qui sont essentiellement exemptes de particules. 



  Composition 1. 



   On ajoute 1 g du solide à du benzoate de benzyle (distillé, P. Eb.   106 C   sous 0,3 mb, 3 ml) et on chauffe jusqu'à dissolution avec un pistolet à air chaud. Une quantité de 145   gl   de cette composition en solution convient 3,6 mg de goseréline. 

 <Desc/Clms Page number 83> 

 



  Composition 2. 



   On ajoute 1 g du solide à de l'alcool benzylique (distillé, P. Eb. de   440C   sous 0,3 mb, 1,7 ml) et on chauffe jusqu'à dissolution avec un pistolet à air chaud. Une quantité de 100   p. l de   cette composition en solution contient 3,6 mg de goseréline. 



  Evaluation biologique. 



   On administre les compositions 1 et 2 par voie sous-cutanée à la dose de 3,6 mg par rat à deux groupes de dix femelles de rat en utilisant une aiguille nO 20. On prélève des échantillons de sang chez les animaux à trois moments ultérieurs (1 semaine avec n=4,4 semaines et 6 semaines avec n=3). On dose la goseréline par radioimmunodosage dans les échantillons de sang. Des taux sanguins mesurables de goseréline sont observés pour les deux compositions, ce qui indique que les compositions en solution assurent une libération prolongée du médicament pendant plusieurs semaines. Le profil du taux sanguin pour la composition 1 révèle un pic à environ 4 semaines, alors qu'avec la composition 2, le pic apparaît à 1 semaine, après quoi les taux sanguins baissent progressivement avec le temps.

   Le profil du taux sanguin de la composition 1 est plus souhaitable que celui de la composition 2 en raison des taux sanguins plus constants obtenus lorsque le benzoate de benzyle est le solvant pour la composition en solution. 



   On peut déduire, en outre, de ces exemples que les compositions du sel médicament-polyester peuvent être présentées sous la forme de solutions qui peuvent être administrées aisément avec une aiguille fine et que les compositions se prêtent au traitement des tumeurs sous dépendance hormonale chez l'être humain. 



  EXEMPLE 20.-
On dissout un copolymère lactide/glycolide (95/5) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (9, 0 g, Mw = 6011,   polydispersitê = 1,   56, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 2700 g par mole, 

 <Desc/Clms Page number 84> 

 viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme = 0,099 dl par g) dans du dichlorométhane (100 ml). On y ajoute de l'acétate de goseréline (1,124 g, l'équivalent de 1 g de goseréline), sous agitation, après quoi on ajoute du méthanol (10 ml). On agite la suspension trouble résultante à la température ambiante pendant environ 1 heure au terme de laquelle on obtient une solution limpide. On chasse le solvant à l'évaporateur rotatif pour obtenir une solution limpide visqueuse. On redissout celle-ci dans du dichlorométhane et on porte à sec comme précédemment.

   On répète cette opération deux fois encore et on sèche le liquide visqueux obtenu finalement sous vide poussé pour recueillir une mousse blanche qu'on sèche davantage sous vide jusqu'au lendemain. On fragmente la mousse en une poudre fine qu'on sèche sous vide pendant 1 jour à la température ambiante. On ajoute du benzoate de benzyle (20 ml, à   99%,   de Janssen) à cette poudre et on chauffe modérément sous agitation le mélange résultant pour obtenir une solution. 



  Evaluation biologique. 



   On administre cette composition de goseréline en solution par voie sous-cutanée avec une aiguille nO 20 à chacune de 45 femelles de rat (220   jul,   l'équivalent de 7,3 mg de goseréline). On détermine des groupes de 5 animaux et on prélève des échantillons de sang aux jours 1 et 4 de même qu'aux semaines 1,3, 5, 7,9, 11 et 13. De surcroît, on prélève des échantillons de sang à la veine de la queue aux semaines 2,4, 6,8, 10 et 12 dans des groupes de cinq animaux. On analyse la goseréline dans les échantillons par radioimmunodosage et les résultats montrent que cette composition liquide du sel goseréline-polyester établit des taux sanguins mesurables du médicament pendant environ
11 semaines après l'administration, ce qui prouve que la composition assure une libération prolongée de la goseréline in vivo. 



   Cn peut déduire aussi de ces exemples que les 

 <Desc/Clms Page number 85> 

 compositions du sel médicament-polyester peuvent être présentées sous la forme de solutions qui peuvent être administrées aisément par voie parentérale avec une aiguille fine et que ces compositions se prêtent au traitement des tumeurs sous dépendance hormonale chez l'être humain. 



  EXEMPLE 21.-
On ajoute le peptide appelé Substance P, sous la forme de son acétate (de Sigma, 2 mg), à du dichlorométhane (3 ml) et on agite soigneusement. Le peptide ne révèle aucun indice de dissolution dans le solvant et reste à l'état de suspension trouble. 



   On ajoute un copolymère   lactide/glycolide   (70/30) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (225 mg, Mw = 9755, polydispersité = 1,52, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 1800) à du dichlorométhane (25 ml). On agite le mélange pendant 15 minutes pour obtenir une solution limpide. et incolore. 



  On y ajoute une solution de la Substance P (25 mg) dans du méthanol (0,5 ml). On agite la suspension trouble résultante pendant 1 heure au terme de laquelle une solution parfaitement limpide s'est formée. On chasse le solvant à l'évaporateur rotatif et on redissout le solide"vitreux" limpide résultant dans du dichlorométhane (5 ml) qu'on évapore à nouveau. On répète l'opération deux fois. On dissout le solide final dans du dichlorométhane (3 ml) et on laisse tomber la solution lentement goutte à goutte sur un linge revêtu de polytétrafluoroéthylène en laissant s'évaporer le solvant pour obtenir un film mince d'un solide vitreux incolore limpide (teneur en peptide de 9,1% p/p). 



   On introduit ce film (96,8 mg) dans une petite fiole et on y ajoute de la solution physiologique tamponnée au phosphate (2 ml, pH 7,4) (le tampon étant préalablement filtré à travers un filtre de 0,2 Mm et contenant 0,02% d'azoture de sodium comme conservateur). On dépose la fiole dans un incubateur à   37 C   et on sépare le tampon qu'on remplace périodiquement. On   analyse la tampon séparé pour   

 <Desc/Clms Page number 86> 

 y déceler la Substance P au moyen d'un spectrophotomètre ultraviolet (Hewlett Packard 8452A) à 210 nm, contre des solutions étalons de Substance P.

   Les résultats montrent que la Substance P peut être dissoute dans le dichlorométhane lorsqu'elle est présentée sous la forme du sel d'un copolymère lactide/glycolide carboxy-terminé et peut être transformée dans ce solvant en un film mince qui assure la libération continue du peptide pendant une durée d'environ 4 semaines. 



  EXEMPLE 22.-
On ajoute une solution aqueuse d'acétate de leuprolide (dit aussi acétate de leuproline) (300 cl d'une solution à 330 mg par ml) dans des conditions de cisaillement intense à 20 ml d'une solution à 10% p/p de poly (acide hydroxystéarique) d'un poids moléculaire moyen en nombre d'environ 2000 dans du Miglyol 812 (triglycérides d'acides gras saturés à chaîne moyenne contenant de l'acide linoléique, de Dynamit Nobel, Royaume-Uni) pour former le sel leucoprolide-polymère, pour partie, à l'interface huile/eau, lequel sel stabilise la suspension colloïdale eau-dans-huile résultante. On chasse l'eau à   500C   par agitation sous vide poussé jusqu'à ce que le mélange ne forme plus de mousse ni de bulles, afin d'obtenir une composition huileuse présentant un très léger trouble qui se prête à l'administration par voie orale. 



  EXEMPLE 23.-
On ajoute de l'acétate de   Lys8-vasopressine   (2 mg, de Sigma) à du dichlorométhane (3 ml) et on agite. 



  Le peptide ne révèle aucun signe de dissolution dans le solvant et se maintient à l'état de suspension trouble. 



   On ajoute un copolymère lactide/glycolide (70/30) contenant un seul radical acide carboxylique terminal (225 mg, Mw = 9755, polydispersité = 1,52, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 1800) à du dichlorométhane (5 ml). On agite ce mélange pendant 15 minutes pour obtenir une solution limpide incolore. On 

 <Desc/Clms Page number 87> 

 y ajoute de la   Lys8-vasopressine   (25 mg, de Sigma) et du méthanol (0,5 ml). On agite la suspension trouble résultante pendant 1 heure au terme de laquelle une solution complètement limpide s'est formée. On chasse le solvant à l'évaporateur rotatif et on redissout le solide"vitreux limpide"dans du dichlorométhane (5 ml) qu'on évapore à nouveau. On répète l'opération deux fois.

   On dissout le solide final dans du dichlorométhane (3 ml) et on laisse la solution tomber goutte à goutte sur un linge revêtu de   polytétrafluoroéthylène   en laissant le solvant s'évaporer pour obtenir un film mince d'un solide vitreux limpide incolore (teneur en   Lys8-vasopressine   de 10% p/p). 



   On introduit ce film (97,31 mg) dans une petite fiole et on ajoute de la solution physiologique tamponnée au phosphate (2 ml, pH 7,4) (le tampon étant préalablement filtré à travers un filtre de 0, 2   Lm   contenant 0,02% d'azoture de sodium comme conservateur). On dépose la fiole dans un incubateur à   370C   et on prélève le tampon qu'on remplace périodiquement. On analyse le tampon prélevé pour y déceler la   Lys8-vasopressine   en utilisant un spectrophotomètre ultraviolet (Hewlett Packard 8452A) à 210 nm 
 EMI87.1 
 contre des solutions étalons de Lys8-vasopressine. Les résultats de ce test sont donnés au tableau suivant.

   L'expérience montre que la   Lys8-vasopressine   peut être dissoute dans le dichlorométhane lorsqu'elle est formée à l'état de sel d'un copolymère lactide/glycolide carboxyterminé et que le mélange résultant assure la libération continue du peptide pendant au moins 4 semaines. 

 <Desc/Clms Page number 88> 

 Libération de la   Lys8-vasopressine   in vitro.

   
 EMI88.1 
 
<tb> 
<tb> Temps <SEP> (jours) <SEP> Libération <SEP> de <SEP> la <SEP> Lys8vasopressine <SEP> par <SEP> le
<tb> film <SEP> (%)
<tb> 1 <SEP> 4,11
<tb> 4 <SEP> 5,45
<tb> 7 <SEP> 5,55
<tb> 14 <SEP> 5,75
<tb> 21 <SEP> 26,82
<tb> 28 <SEP> 47,27
<tb> 
 EXEMPLE   24.-  
On prépare comme décrit ci-après deux 
 EMI88.2 
 compositions de ZENECA ZD6003 { [Met''', Arg", ser'''] G-CSF humain ou facteur de stimulation de colonie de granulocytes modifié par du polyéthylèneglycol 5000 comme décrit dans l'exemple de référence 4 ou 7 de la publication de brevet européen nO 0 473 268} dans un copolymère lactide/glycolide. 



   (i) On ajoute du dichlorométhane (4 ml) à une préparation lyophilisée de ZD6003 (39,72 mg). Il en résulte une dispersion opaque du médicament dans le solvant. On ajoute un copolymère   lactide/glycolide (75/25)   comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (363,6 mg, Mw = 9963, polydispersité = 2, 19, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 2815) et il se forme une solution limpide. 



   On ajoute cette solution à une solution (400 ml) de méthylcellulose (à 0,25%   p/v,   Methocel, 15 mPa. s, de Fluka), dans de l'eau sous cisaillement (2150 tours par minute, agitateur Heidolph RZR50). Après 3 minutes d'agitation à cette allure, on réduit la vitesse d'agitation à 800 tours par minute. On laisse les particules résultantes ensuite sédimenter par gravité pendant 30 minutes en conservant la solution au frais sur glace. On rejette le 

 <Desc/Clms Page number 89> 

 liquide surnageant et on lave les particules en les remettant en suspension dans de l'eau distillée glacée (50 ml) et en les centrifugeant à 1000 tours par minute. on répète l'opération quatre fois et on lyophilise finalement les particules. 



   Les particules obtenues de cette façon sont de bonne qualité et sont sphériques et d'une dimension moyenne de   32 yam   déterminée par analyse d'image au microscope optique. La teneur en médicament de ces particules, déterminée par extraction et analyse par chromatographie liquide à haute performance, se révèle être 9,45%, ce qui représente une efficacité d'incorporation de 96% du médicament utilisé pour former les microparticules. 



   (ii) On ajoute du dichlorométhane (4 ml) à une préparation lyophilisée de ZD6003 (44,18 mg). Il en résulte une dispersion opaque du médicament dans le solvant. On ajoute un copolymère lactide/glycolide (75/25, 364,1 mg, Mw = 16 800 par chromatographie d'exclusion dimensionnelle, polydispersité = 2,2, de Boehringer Ingelheim). On tente de déterminer le poids moléculaire du polymère par titrage des radicaux terminaux, mais l'opération est impossible en raison des taux très faibles de radicaux titrables, ce polymère n'ayant donc pas de radicaux acide carboxylique terminaux. Le mélange de la solution du médicament et du polymère ne devient pas limpide par addition du polymère et le mélange se maintient à l'état de dispersion trouble, ce qui indique, comme prévu, qu'en l'absence des radicaux acide du polymère, le sel peptide-polyester ne peut se former. 



   On ajoute ce mélange à une solution (400 ml) de méthylcellulose (0,25% p/v, Methocel, 15 mPa. s, Fluka) dans de l'eau scus agitation (2150 tours par minute, agitateur Heidolph RZR50). Après agitation à cette allure pendant 3 minutes, on réduit la vitesse à 800 tours par minute. On laisse les particules résultantes sédimenter par gravité pendant 30 minutes en maintenant la solution au frais sur glace. On rejette le liquide surnageant et on lave les 

 <Desc/Clms Page number 90> 

 particules en les remettant en suspension dans de l'eau distillée (50 ml) et en les centrifugeant à 1000 tours par minute. On répète l'opération quatre fois et on lyophilise finalement les particules. 



   Les particules obtenues de cette façon sont de qualité inférieure par comparaison avec celles obtenues en (i) ci-dessus, certaines étant de forme irrégulière et d'une dimension moyenne de 40   jum   comme déterminé par analyse d'image au microscope optique. La teneur en médicament de ces particules, déterminée par extraction, puis analyse par chromatographie liquide à haute performance, se révèle être de 2, 05%, ce qui représente une efficacité d'incorporation de 19% du médicament utilisé pour former les microparticules. 



   L'exemple ci-dessus illustre que le ZD6003 peut être dissous dans le dichlorométhane en présence d'un polymère comprenant un radical acide carboxylique terminal unique, bien que le dichlorométhane lui-même soit un non-solvant pour le médicament. De plus, une telle solution peut être utilisée pour former les microparticules de médicament et de polymère ayant un taux très élevé d'incorporation du médicament. Au contraire, le présent exemple montre aussi que le ZD6003 ne peut être dissous dans le dichlorométhane en présence d'un polymère lorsque celui-ci ne contient pas de radicaux acide carboxylique terminaux et ne forme qu'une dispersion trouble.

   De surcroît, ces dispersions troubles de ZD6003 dans une solution du polymère sans radicaux acide carboxylique terminaux conduisent à une médiocre incorporation du médicament lors de la conversion en microparticules. 



  EXEMPLE 25.- (i) On ajoute de l'acétate de goseréline 
 EMI90.1 
 (22, 47 mg, l'équivalent de 19, 99 mg de goseréline) à du benzoate de benzyle (2,21 g, à 99%, de Janssen). On met le mélange à l'incubateur à   400C   et on l'agite sans interruption pendant 9 jours avec un agitateur magnétique. 

 <Desc/Clms Page number 91> 

 Après 2 et 9 jours, on prélève des aliquotes qu'on centrifuge pendant 15 minutes à 13 000 tours par minute pour rassembler en un culot le médicament non dissous. On pèse avec précision des aliquotes du surnageant (environ 100 mg) dans des matras volumétriques de 50 ml. On introduit dans chacun de ceux-ci de l'acide acétique glacial (2 ml), puis on porte au volume avec une solution aqueuse d'acide trifluoroacétique (à 0,5% v/v).

   On introduit une fraction de cette solution dans un tube de centrifugeuse et on centrifuge à 13 000 tours par minute pendant 15 minutes pour séparer le solide en suspension. On détermine la teneur en goseréline du surnageant par chromatographie liquide à haute performance. On ne décèle de goseréline dans aucun échantillon. La limite de détection de la goseréline dans ce dosage par chromatographie liquide à haute performance est de 0,2 Mg par ml et la limite du dosage quantitatif est de 0,5   jug   par ml. Dès lors, la solubilité à l'équilibre (à 40 C) de la goseréline dans le benzoate de benzyle peut être estimée d'après les données ci-dessus à moins de 0,2 Mg par mg. 



   (ii) On ajoute un copolymère lactide/glycolide (95/5) comprenant un seul radical acide carboxylique 
 EMI91.1 
 terminal (291, 9 mg, Mw = 6742, polydispersité = 1, 61, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 2565 g par mole, viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme = 0,103 dl par g) à du benzoate de benzyle (3,38 g, à 99%, de Janssen) pour former une solution. On ajoute à celle-ci de l'acétate de goseréline (22,52 mg, l'équivalent de 20,03 mg de goseréline). On incube le mélange et on en prélève des échantillons comme en (i) ci-dessus. La goseréline n'est pas décelable dans le benzoate de benzyle à 2 jours, mais à 9 jours, une quantité d'à peu près 0,2 Mg de goseréline par mg de benzoate de benzyle est détectée.

   La limite de la détection de la goseréline dans ce dosage par chromatographie liquide à haute performance est telle qu'indiquée en (i) ci-dessus. 

 <Desc/Clms Page number 92> 

 A partir de ceci, on peut montrer que la solubilité à l'équilibre (à   40 C)   de la goseréline dans le benzoate de benzyle, dans le cas d'un simple mélange avec un copolymère lactide/glycolide, peut être estimée à 0, 2-0, 5   jug   par mg. 



   (iii) On dissout un copolymère   lactide/glycolide   (95/5) comprenant un seul radical acide carboxylique terminal (9,0 g, Mw = 6011, polydispersité = 1,56, poids moléculaire par titrage des radicaux terminaux = 2700 g par mole, viscosité inhérente à 1% p/v dans le chloroforme = 0,099 dl par g) dans du dichlorométhane (100 ml). On y ajoute de l'acétate de goseréline (1,124 g, l'équivalent de 1 g de goseréline) sous agitation, puis on ajoute du méthanol (10 ml). On agite la suspension trouble à la température ambiante pendant environ 1 heure au terme de laquelle on obtient une solution limpide. On chasse le solvant à l'évaporateur rotatif pour obtenir un liquide visqueux limpide. On redissout celui-ci dans du dichlorométhane et on porte à siccité comme précédemment.

   On répète l'opération deux fois encore et on sèche le liquide visqueux obtenu finalement sous vide poussé pour recueillir une mousse blanche qu'on sèche davantage sous vide jusqu'au lendemain. On fragmente la mousse en une poudre fine qu'on sèche sous vide pendant 1 jour à la température ambiante. On ajoute du benzoate de benzyle (20 ml, à 99%, de Janssen) à cette poudre et on chauffe le mélange résultant modérément sous agitation pour obtenir une solution. 



   On mélange la solution soigneusement et on en introduit un échantillon de 1 ml dans une centrifugeuse et on le centrifuge à 14 000 tours par minute pendant 30 minutes. On prélève avec prudence une aliquote du surnageant qu'on introduit par pesée dans un matras volumétrique de 50 ml. On détermine la teneur en goseréline de l'échantillon ccmme décrit en (i). La teneur en goseréline de la solution se révèle être de 24,6   jug   par mg de benzoate de benzyle. 

 <Desc/Clms Page number 93> 

 



   Le présent exemple montre que le benzoate de benzyle est un solvant très médiocre pour l'acétate de goseréline. De surcroît, l'addition d'un polymère   lactide/glycolide   pour former un simple mélange avec l'acétate de goseréline dans le benzoate de benzyle ne conduit pas à une amélioration marquée de la solubilité à l'équilibre de l'acétate de goseréline dans le benzoate de benzyle. Toutefois, le sel goseréline-polyester peut être dissous dans le benzoate de benzyle pour donner une solution contenant la goseréline en une concentration beaucoup plus élevée que celle estimée au départ de la solubilité à l'équilibre de la goseréline libre dans ce solvant.

Claims (13)

  1. EMI94.1
    R E V E N D I C A T I O N S REVENDICATIONS 1.-Composition contenant ou comprenant, telle qu'elle est initialement préparée, un sel formé d'un cation issu d'un peptide contenant au moins un radical basique et d'un anion issu d'un polyester carboxy-terminé ; la composition se trouvant sous la forme d'une solution ou dispersion du sel dans un solvant qui est un solvant pour le polyester libre mais non un solvant pour le peptide libre, la granulométrie du sel dans la dispersion étant inférieure à 5 gm et de préférence inférieure à 0, 2 m ; ou sous la forme de microparticules ou d'un implant pour l'injection ou l'implantation sous-dermique.
  2. 2.-Composition suivant la revendication 1, caractérisée en ce que le polyester est choisi parmi ceux issus d'hydroxy-acides et ceux issus de la polycondensation de diols et/ou polyols avec des acides dicarboxyliques et/ou des acides polycarboxyliques.
  3. 3.-Composition suivant l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce que le peptide est pharmacologiquement actif et est choisi parmi l'oxytocine, la vasopressine, l'hormone adénocorticotrophe (ACTH), le facteur de croissance épidermique (EGF), la prolactine, l'hormone lutéinisante, l'hormone de stimulation folliculaire, la lulibérine ou hormone de libération de l'hormone lutéinisante (LHRH), l'insuline, lasomatostatine, le glucagon, l'interféron, la gastrine, la tétragastrine, la pentagastrine, l'urogastrone, la sécrétine, la calcitonine, les enképhalines, les endorphines, la kyotorphine, la taftsine, la thymopoïétine, la thymosine, la thymostimuline, le facteur humoral thymique, le facteur thymique sérique, le facteur de nécrose des tumeurs,
    les facteurs de stimulation des colonies, la motiline, la bombésine, la dinorphine, la neurotensine, la céruléine, la bradykinine, l'urokinase, la kallikréine, les analogues et antagonistes de la Substance P, l'angiotensine II, le <Desc/Clms Page number 95> facteur de croissance nerveuse, les facteurs VII et IX de coagulation du sang, le chlorure de lysosyme, la rénine, la bradykinine, la tyrocidine, les gramicidines, les hormones de croissance, l'hormone de stimulation des mélanocytes, l'hormone de libération de l'hormone thyroïdienne, l'hormone de stimulation thyroïdienne, l'hormone parathyroïdienne, la pancréozymine, la cholécystokinine, le lactogène placentaire humain, la gonadotrophine chorionique humaine, le peptide de stimulation de synthèse des protéines, le peptide inhibiteur gastrique,
    le peptide intestinal vaso-actif, le facteur de croissance dérivé des plaquettes, le facteur de libération de l'hormone de croissance, la protéine morphogénique osseuse et les analogues synthétiques et variantes et fragments pharmacologiquement actifs de ceux-ci.
  4. 4.-Composition suivant l'une quelconque des revendications 1 et 2, caractérisée en ce que le peptide est pharmacologiquement inactif et est choisi parmi la polyarginine, la polylysin et la poly (arginine-co-lysine), les (co-) polymères d'acides aminés naturels sous forme D, L ou DL avec l'arginine et/ou la lysine sous forme D, L ou racémique, ou les peptides ou (co-) polypeptides dans lesquels les chaînes peptidiques sont terminées en tout ou partie par un radical basique à l'extrémité N et le squelette est formé par des résidus d'acides aminés neutres.
  5. 5.-Procédé de préparation d'une solution ou dispersion d'un sel suivant la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend : (a) la dissolution du peptide contenant au moins un radical amino basique, sous forme de base libre ou sous forme d'un sel avec un acide faible, et du polyester carboxy-terminé dans un solvant polaire ou neutre dans lequel tous deux sont solubles, l'élimination du solvant ou de la majeure partie du solvant et l'addition de la sclution concentrée résultante à un excès d'un non-solvant pcur le sel peptide-polyester, ou <Desc/Clms Page number 96> (b) la dissolution du peptide contenant au moins un radical amino basique, sous forme de base libre ou sous forme d'un sel avec un acide faible, et du polyester carboxy-terminé dans un solvant dans lequel tous deux sont solubles et qui est capable d'être éliminé par lyophilisation,
    la congélation de la solution résultante à grande vitesse, la lyophilisation du mélange congelé résultant, la dispersion du mélange résultant dans un solvant pour le polyester et la dissolution du mélange lorsque le sel peptide-polyester est formé, ou (c) la réaction du peptide contenant au moins un radical amino basique, sous la forme d'un sel avec un acide fort, avec un polyester dans lequel tout ou partie du polyester se trouve sous la forme d'un sel d'acide carboxylique avec un métal alcalin ou alcalino-terreux approprié.
  6. 6.-Composition suivant l'une quelconque des revendications 1 à 3, comprenant un peptide pharmacologiquement actif et un polyester pour la libération prolongée du médicament peptidique, caractérisée en ce que la composition se présente sous la forme de microparticules d'un diamètre de 0,2 Mm à 500 Mm, en suspension dans un véhicule pour injection pharmaceutiquement acceptable.
  7. 7.-Composition suivant la revendication 6, caractérisée en ce que le véhicule pour injection est un véhicule aqueux ou est un véhicule organique qui est un non-solvant pour les matières utilisées ou, pour les polyesters hautement lipophiles, est un véhicule organique hydrophile pour injection.
  8. 8.-Composition suivant l'une quelconque des revendications 1 à 3, comprenant un peptide pharmacologiquement actif et un polyester, pour la libération prolongée du médicament peptidique, caractérisée en ce que la composition se présente sous la forme d'une solution pharmaceutiquement acceptable comprenant : (a) un médicament peptidique contenant au moins un <Desc/Clms Page number 97> aminoacide basique, comme défini ci-dessus, ayant un poids moléculaire d'au moins 300 Da, qui se trouve sous la forme d'un sel avec le polyester, le sel comprenant un cation du peptide basique et un anion d'un polyester carboxy-terminé ; (b) un solvant qui est un solvant pour le polyester libre mais non un solvant pour le peptide libre ;
    (c) un excès du polyester, et facultativement (d) une certaine quantité du peptide sous forme libre solubilisée ou en dispersion colloïdale.
  9. 9.-Composition suivant la revendication 8, caractérisée en ce que le médicament peptidique basique est un analogue synthétique de l'hormone de libération de l'hormone lutéinisante choisi parmi la buseréline EMI97.1 ([D-Ser (But) 6, des-Gly-NHz, o]-LHRH {1-9NHEt), la desloréline ([D-Trp6, des-Gly-NHz'o] -LHRH (1-9) NHEt), la fertiréline ([des-Gly-NHz'O]-LHRH (1-9) NHEt), lagoseréline ( [D-Ser (Bu, Azgly10]-LHRH), l'histréline ([D-His(Bzl)6,des-Gly-NH210]- LHRH (1-9) NHEt), la leuproréline ( [D-Leu, des-Gly-NH ]- LHRH (1-9) NHEt), la lutréline ( [D-Trp, MeLeu, des-Gly-NH ]- EMI97.2 LHRH (1-9) NHEt), la nafaréline ( [D-Nal]-LHRH), la tryptoréline ([D-Trp6]-LHRH) et leurs sels pharmacologiquement acceptables.
  10. 10.-Composition suivant l'une quelconque des revendications 8 et 9, caractérisée en ce que le solvant est choisi parmi le benzoate de benzyle, l'alcool benzylique, le lactate d'éthyle, le triacétate de glycéryle, les esters de l'acide citrique et les polyéthylèneglycols, les alcoxypolyéthylèneglycols et les acétates de polyéthylèneglycols de bas poids moléculaire ( < 1000).
  11. 11.-Composition suivant l'une quelconque des revendications 8 à 10, caractérisée en ce que le rapport du sel médicament peptidique basique-polyester au polyester libre est de 1 : 0 à 0,1 : 10.
  12. 12.-Composition suivant l'une quelconque des revendications 8 à il, caractérisée en ce que le rapport des solides totaux au solvant est de 2% p/v à 40% p/v. <Desc/Clms Page number 98>
  13. 13.-Procédé de préparation d'une composition pharmaceutique suivant l'une quelconque des revendications 8 à 12, caractérisé en ce qu'il comprend : (a) la dissolution d'un mélange intime du médicament peptidique et du polyester dans le solvant pharmaceutiquement acceptable ; ou (b) l'addition lente d'une solution du médicament peptidique dans un alcanol en C1-6 à une solution du polyester dans un solvant propre à l'injection, après quoi, si le solvant de la solution du peptide de départ n'est pas pharmaceutiquement propre à l'injection, il est éliminé.
BE9300551A 1992-05-28 1993-05-28 Sels de peptides avec des polyesters carboxytermines. BE1006143A3 (fr)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GB@@@@A GB9211268D0 (en) 1992-05-28 1992-05-28 Salts of basic peptides with carboxyterminated polyesters

Publications (1)

Publication Number Publication Date
BE1006143A3 true BE1006143A3 (fr) 1994-05-24

Family

ID=10716132

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
BE9300551A BE1006143A3 (fr) 1992-05-28 1993-05-28 Sels de peptides avec des polyesters carboxytermines.

Country Status (33)

Country Link
US (3) US5889110A (fr)
JP (1) JPH08501064A (fr)
KR (1) KR100293882B1 (fr)
AT (1) AT407702B (fr)
AU (1) AU682310B2 (fr)
BE (1) BE1006143A3 (fr)
CA (1) CA2136751C (fr)
CH (2) CH690491A5 (fr)
CZ (1) CZ292449B6 (fr)
DE (2) DE4392401T1 (fr)
DK (1) DK176134B1 (fr)
ES (1) ES2107357B1 (fr)
FI (1) FI112603B (fr)
FR (1) FR2691631B1 (fr)
GB (3) GB9211268D0 (fr)
GR (1) GR1001550B (fr)
HK (1) HK133097A (fr)
HU (1) HUT70177A (fr)
IE (1) IE74715B1 (fr)
IL (1) IL105710A (fr)
IT (1) IT1271139B (fr)
LU (1) LU88559A1 (fr)
MC (1) MC2330A1 (fr)
NL (1) NL195056C (fr)
NO (1) NO311006B1 (fr)
NZ (1) NZ252268A (fr)
RU (1) RU2152225C1 (fr)
SE (1) SE501970C2 (fr)
SG (1) SG44645A1 (fr)
SK (1) SK280320B6 (fr)
TW (1) TW223018B (fr)
WO (1) WO1993024150A1 (fr)
ZA (1) ZA933358B (fr)

Families Citing this family (104)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB9211268D0 (en) * 1992-05-28 1992-07-15 Ici Plc Salts of basic peptides with carboxyterminated polyesters
US6582728B1 (en) * 1992-07-08 2003-06-24 Inhale Therapeutic Systems, Inc. Spray drying of macromolecules to produce inhaleable dry powders
US5665428A (en) * 1995-10-25 1997-09-09 Macromed, Inc. Preparation of peptide containing biodegradable microspheres by melt process
US5968895A (en) * 1996-12-11 1999-10-19 Praecis Pharmaceuticals, Inc. Pharmaceutical formulations for sustained drug delivery
PT949905E (pt) * 1996-12-20 2001-12-28 Alza Corp Composicao de gel injectavel de efeito retardado e processo para a sua preparacao
US20020182258A1 (en) * 1997-01-22 2002-12-05 Zycos Inc., A Delaware Corporation Microparticles for delivery of nucleic acid
US6127341A (en) * 1997-06-20 2000-10-03 Novo Nordisk A/S Compounds with growth hormone releasing properties
US6117949A (en) * 1998-10-01 2000-09-12 Macromed, Inc. Biodegradable low molecular weight triblock poly (lactide-co-glycolide) polyethylene glycol copolymers having reverse thermal gelation properties
US6201072B1 (en) 1997-10-03 2001-03-13 Macromed, Inc. Biodegradable low molecular weight triblock poly(lactide-co- glycolide) polyethylene glycol copolymers having reverse thermal gelation properties
US20070009605A1 (en) * 1998-07-23 2007-01-11 Ignatious Francis X Encapsulation of water soluble peptides
US20030166525A1 (en) * 1998-07-23 2003-09-04 Hoffmann James Arthur FSH Formulation
EP1240896A3 (fr) * 1998-07-23 2003-03-26 Societe De Conseils De Recherches Et D'applications Scientifiques S.A.S. Encapsulation de peptides hydrosolubles
US7662409B2 (en) 1998-09-25 2010-02-16 Gel-Del Technologies, Inc. Protein matrix materials, devices and methods of making and using thereof
CO5160256A1 (es) * 1999-02-08 2002-05-30 Zentaris Ag Sales de peptidos farmaceuticamente activos para la liberacion sostenida y proceso de produccion
US7018645B1 (en) 2000-04-27 2006-03-28 Macromed, Inc. Mixtures of various triblock polyester polyethylene glycol copolymers having improved gel properties
US6495164B1 (en) * 2000-05-25 2002-12-17 Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. I Preparation of injectable suspensions having improved injectability
JP2003535122A (ja) * 2000-06-02 2003-11-25 ザイコス インク． 生物活性物質のための送達システム
EP1353701B1 (fr) * 2000-10-31 2011-12-21 PR Pharmaceuticals, Inc. Methodes de production de compositions pour ameliorer l'administration de molecules bioactives
CA2451187C (fr) * 2001-06-22 2012-08-14 Southern Biosystems, Inc. Implants coaxiaux a liberation prolongee d'ordre 0
US6873915B2 (en) * 2001-08-24 2005-03-29 Surromed, Inc. Peak selection in multidimensional data
DK1429731T3 (da) * 2001-09-19 2007-05-14 Elan Pharma Int Ltd Nanopartikelformuleringer indeholdende insulin
CN101785861B (zh) * 2001-10-19 2014-08-13 爱德士实验室公司 用于药理活性化合物的可控释放的可注射组合物
NZ533436A (en) * 2001-11-14 2007-10-26 Alza Corp Catheter injectable depot compositons and uses thereof
US20070196415A1 (en) * 2002-11-14 2007-08-23 Guohua Chen Depot compositions with multiple drug release rate controls and uses thereof
ATE507816T1 (de) * 2001-11-14 2011-05-15 Durect Corp Injizierbare depotzusammensetzungen und deren verwendung
DE10206517A1 (de) * 2002-02-16 2003-09-04 Stoess & Co Gelatine Depotarzneimittel, Trägermaterialien für Depotarzneimittel und Verfahren zu deren Herstellung
EP1344520B1 (fr) * 2002-03-15 2007-10-03 Alrise Biosystems GmbH Microparticules et leur procédé de fabrication
US9101540B2 (en) * 2002-04-12 2015-08-11 Alkermes Pharma Ireland Limited Nanoparticulate megestrol formulations
US7649023B2 (en) 2002-06-11 2010-01-19 Novartis Ag Biodegradable block copolymeric compositions for drug delivery
DK1532985T3 (en) 2002-06-25 2016-12-05 Takeda Pharmaceuticals Co PROCEDURE FOR PREPARING A COMPOSITION WITH LONG-TERM RELEASE
AR039729A1 (es) * 2002-06-25 2005-03-09 Alza Corp Formulaciones de deposito de corta duracion
US20040001889A1 (en) 2002-06-25 2004-01-01 Guohua Chen Short duration depot formulations
CN1684663A (zh) * 2002-07-31 2005-10-19 阿尔萨公司 可注射的多模式聚合物储库组合物以及其用途
AU2002359397B2 (en) * 2002-07-31 2009-01-29 Durect Corporation Injectable depot compositions and uses thereof
CN102516417B (zh) 2002-09-06 2014-12-10 天蓝制药公司 用于传递治疗剂的以环糊精为基础的聚合物
JP2006508127A (ja) 2002-11-06 2006-03-09 アルザ・コーポレーション 制御された放出性デポー剤配合物
US7772188B2 (en) 2003-01-28 2010-08-10 Ironwood Pharmaceuticals, Inc. Methods and compositions for the treatment of gastrointestinal disorders
SG192300A1 (en) 2003-01-28 2013-08-30 Ironwood Pharmaceuticals Inc Methods and compositions for the treatment of gastrointestinal disorders
DK1610822T4 (en) * 2003-04-02 2019-01-14 Ares Trading Sa Liquid pharmaceutical FSH and LH formulations together with a nonionic surfactant
US20040224024A1 (en) * 2003-04-23 2004-11-11 Massachusetts Institute Of Technology Controlled drug release formulations containing polyion complexes
US20050112087A1 (en) * 2003-04-29 2005-05-26 Musso Gary F. Pharmaceutical formulations for sustained drug delivery
CA2526099C (fr) * 2003-06-20 2013-02-05 Ares Trading Sa Formulations lyophilisees a base de fsh/lh
WO2005034852A2 (fr) 2003-08-26 2005-04-21 Gel-Del Technologies, Inc. Biomateriaux et biocoacervats proteiniques, leurs procedes de fabrication et d'utilisation
US20050049210A1 (en) * 2003-08-27 2005-03-03 Idexx Laboratories, Inc. Methods for the controlled delivery of pharmacologically active compounds
EP1682537B1 (fr) 2003-11-05 2012-03-28 SARcode Bioscience Inc. Modulateurs de l'adhesion cellulaire
CA2548822C (fr) 2003-12-08 2015-08-11 Gel-Del Technologies, Inc. Dispositifs d'administration de medicaments mucoadhesifs et procedes de fabrication et d'utilisation associes
WO2005074968A2 (fr) * 2004-02-10 2005-08-18 Universiteit Maastricht Utilisation medicale de peptides basiques
TW200529890A (en) * 2004-02-10 2005-09-16 Takeda Pharmaceutical Sustained-release preparations
US8562505B2 (en) 2004-02-20 2013-10-22 The Children's Hospital Of Philadelphia Uniform field magnetization and targeting of therapeutic formulations
US9028829B2 (en) * 2004-02-20 2015-05-12 The Children's Hospital Of Philadelphia Uniform field magnetization and targeting of therapeutic formulations
US7846201B2 (en) * 2004-02-20 2010-12-07 The Children's Hospital Of Philadelphia Magnetically-driven biodegradable gene delivery nanoparticles formulated with surface-attached polycationic complex
EP1674082A1 (fr) * 2004-12-22 2006-06-28 Zentaris GmbH Procédé pour la manufacture des suspensions ou lyophilisates steriles des complexes mal-soluble de peptides basic, des formulations pharmaceutiques avec ces complexes et leur utilisation comme medicament
DK2444079T3 (en) 2005-05-17 2017-01-30 Sarcode Bioscience Inc Compositions and Methods for the Treatment of Eye Diseases
US7942867B2 (en) * 2005-11-09 2011-05-17 The Invention Science Fund I, Llc Remotely controlled substance delivery device
US8945598B2 (en) 2005-12-29 2015-02-03 Cordis Corporation Low temperature drying methods for forming drug-containing polymeric compositions
EP1837014A1 (fr) * 2006-03-21 2007-09-26 Hexal Ag Implants sous-cutanés contenant un polymère de polylactide résistant à la dégradation et un analogue de la LH-RH
ITMI20061538A1 (it) * 2006-08-02 2008-02-03 Mediolanum Pharmaceuticals Ltd Impianti sottocutanei in grado di rilasciare il principio attivo per un periodo prolungato di tempo
EP1917971A1 (fr) * 2006-10-27 2008-05-07 Société de Conseils de Recherches et d'Applications Scientifiques ( S.C.R.A.S.) Préparations à libération prolongée comprenant des polymères à poids moléculaire très bas
KR100816065B1 (ko) 2006-11-27 2008-03-24 동국제약 주식회사 초기 방출억제 특성이 우수한 서방출성 마이크로캡슐의제조방법 및 이에 의해 제조되는 마이크로캡슐
US20080176958A1 (en) 2007-01-24 2008-07-24 Insert Therapeutics, Inc. Cyclodextrin-based polymers for therapeutics delivery
MX354786B (es) 2007-06-04 2018-03-21 Synergy Pharmaceuticals Inc Agonistas de guanilato ciclasa utiles para el tratamiento de trastornos gastrointestinales, inflamacion, cancer y otros trastornos.
US8969514B2 (en) 2007-06-04 2015-03-03 Synergy Pharmaceuticals, Inc. Agonists of guanylate cyclase useful for the treatment of hypercholesterolemia, atherosclerosis, coronary heart disease, gallstone, obesity and other cardiovascular diseases
US20090155176A1 (en) 2007-10-19 2009-06-18 Sarcode Corporation Compositions and methods for treatment of diabetic retinopathy
US20090163449A1 (en) * 2007-12-20 2009-06-25 Eastman Chemical Company Sulfo-polymer powder and sulfo-polymer powder blends with carriers and/or additives
US20090163603A1 (en) * 2007-12-20 2009-06-25 Eastman Chemical Company Sulfo-polymer powder and sulfo-polymer powder blends
EP2237770A4 (fr) 2007-12-26 2011-11-09 Gel Del Technologies Inc Particules de protéines biocompatibles, dispositifs à particules et leurs procédés
JOP20090061B1 (ar) * 2008-02-11 2021-08-17 Ferring Int Center Sa طريقة معالجة سرطان البروستاتا بمضادات الهرمونات التناسلية GnRH
US8080562B2 (en) 2008-04-15 2011-12-20 Sarcode Bioscience Inc. Crystalline pharmaceutical and methods of preparation and use thereof
CA2726917C (fr) 2008-06-04 2018-06-26 Synergy Pharmaceuticals Inc. Agonistes de guanylate cyclase utile dans le traitement de troubles gastro-intestinaux, d'une inflammation, d'un cancer et d'autres troubles
WO2010009319A2 (fr) 2008-07-16 2010-01-21 Synergy Pharmaceuticals Inc. Agonistes de guanylate cyclase utiles pour le traitement de troubles gastro-intestinaux, inflammatoires, cancéreux et autres
WO2010057177A2 (fr) 2008-11-17 2010-05-20 Gel-Del Technologies, Inc. Systèmes de greffe de vaisseaux à biocoacervats et biomatériaux protéiques et procédés pour leur fabrication et leur utilisation
US8822546B2 (en) * 2008-12-01 2014-09-02 Medtronic, Inc. Flowable pharmaceutical depot
JP5855568B2 (ja) 2009-09-15 2016-02-09 セルリアン・ファーマ・インコーポレイテッド 癌の治療法
US8378105B2 (en) 2009-10-21 2013-02-19 Sarcode Bioscience Inc. Crystalline pharmaceutical and methods of preparation and use thereof
BR112012014947A2 (pt) * 2009-12-22 2019-09-24 Takeda Pharmaceuticals Co formulação de liberação prolongada,e, método para produzir a formulação de liberação prolongada
DE102010003615A1 (de) 2010-04-01 2011-10-06 Leibniz-Institut Für Polymerforschung Dresden E.V. Verfahren zur Herstellung eines Drug-Delivery-Systems auf der Basis von Polyelektrolytkomplexen
EP3566719A1 (fr) 2010-05-18 2019-11-13 Cerulean Pharma Inc. Compositions et procédés pour le traitement de maladies auto-immunes et d'autres maladies
WO2011161531A1 (fr) 2010-06-24 2011-12-29 Torrent Pharmaceuticals Limited Composition pharmaceutique contenant de la goséréline pour un implant in situ
UY33465A (es) * 2010-06-25 2012-01-31 Takeda Pharmaceutical Formulacion de liberacion sostenida
US9616097B2 (en) 2010-09-15 2017-04-11 Synergy Pharmaceuticals, Inc. Formulations of guanylate cyclase C agonists and methods of use
AU2012250776B2 (en) 2011-05-04 2017-06-15 Balance Therapeutics, Inc. Pentylenetetrazole derivatives
KR101467275B1 (ko) * 2011-12-19 2014-12-02 주식회사 삼양바이오팜 분산성이 향상된 생분해성 고분자 미립자의 조성물 및 그 제조방법
KR102157608B1 (ko) 2012-07-25 2020-09-18 에스에이알코드 바이오사이언스 인코포레이티드 Lfa-1 저해제 및 그의 다형체
WO2014055493A1 (fr) 2012-10-02 2014-04-10 Cerulean Pharma Inc. Procédés et systèmes s'appliquant à la précipitation de polymères et à la génération de particules
US9545446B2 (en) 2013-02-25 2017-01-17 Synergy Pharmaceuticals, Inc. Agonists of guanylate cyclase and their uses
ES2804702T3 (es) * 2013-03-04 2021-02-09 Besins Healthcare Lu Sarl Composiciones farmacéuticas secas que comprenden nanopartículas de agente activo unidas a partículas de portador
EP2970384A1 (fr) 2013-03-15 2016-01-20 Synergy Pharmaceuticals Inc. Agonistes de la guanylate cyclase et leurs utilisations
WO2014151200A2 (fr) 2013-03-15 2014-09-25 Synergy Pharmaceuticals Inc. Compositions utiles pour le traitement de troubles gastro-intestinaux
US20160220630A1 (en) 2013-10-10 2016-08-04 Synergy Pharmaceuticals, Inc. Agonists of guanylate cyclase useful for the treatment of opioid induced dysfunctions
WO2015088990A1 (fr) 2013-12-09 2015-06-18 Durect Corporation Complexes de principes pharmaceutiquement actifs, complexes de polymères, et compositions et procédés les impliquant
EP4331670A3 (fr) 2015-01-07 2024-05-29 Tonix Pharma Limited Formulations d'oxytocine contenant du magnésium et procédés d'utilisation
US9925233B2 (en) 2015-01-30 2018-03-27 Par Pharmaceutical, Inc. Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension
US9744239B2 (en) 2015-01-30 2017-08-29 Par Pharmaceutical, Inc. Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension
US9750785B2 (en) 2015-01-30 2017-09-05 Par Pharmaceutical, Inc. Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension
US9937223B2 (en) 2015-01-30 2018-04-10 Par Pharmaceutical, Inc. Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension
US9744209B2 (en) 2015-01-30 2017-08-29 Par Pharmaceutical, Inc. Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension
US9687526B2 (en) 2015-01-30 2017-06-27 Par Pharmaceutical, Inc. Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension
US10653744B2 (en) 2016-01-11 2020-05-19 Bausch Health Ireland Limited Formulations and methods for treating ulcerative colitis
CN105963258B (zh) * 2016-04-26 2021-01-22 广州帝奇医药技术有限公司 一种缓释微粒的制备方法
US20210154147A1 (en) * 2018-10-19 2021-05-27 Ac Pharmaceuticals Co., Ltd. Preparation method of sustained-release microparticles
CN110954491B (zh) * 2019-12-09 2022-11-15 北京博恩特药业有限公司 用于测量醋酸戈舍瑞林缓释植入剂体外溶出度的方法
KR20220140711A (ko) 2020-01-13 2022-10-18 듀렉트 코퍼레이션 불순물이 감소된 지속 방출 약물 전달 시스템 및 관련 방법
WO2022029220A1 (fr) 2020-08-05 2022-02-10 Ellipses Pharma Ltd Traitement du cancer à l'aide d'un conjugué polymère contenant de la cyclodextrine-inhibiteur de la topoisomérase et d'un inhibiteur de parp
AU2022323754A1 (en) 2021-08-05 2024-02-08 Medincell S.A. Pharmaceutical composition

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0052510A2 (fr) * 1980-11-18 1982-05-26 Syntex (U.S.A.) Inc. Microencapsulation de polypeptides hydrosolubles
EP0058481A1 (fr) * 1981-02-16 1982-08-25 Zeneca Limited Compositions pharmaceutiques pour la libération continue de la substance active
EP0350246A2 (fr) * 1988-07-05 1990-01-10 Takeda Chemical Industries, Ltd. Microcapsule à libération retardée pour médicaments hydrosolubles
US4997643A (en) * 1989-07-12 1991-03-05 Union Carbide Chemicals And Plastics Company Inc. Polymeric salt delivery systems
EP0467389A2 (fr) * 1990-07-19 1992-01-22 University Of Kentucky Research Foundation Système de délivrance de drogue à l'aide de l'interaction entre une protéine ou polypeptide et un polymère biodégradable hydrophobe

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4675189A (en) * 1980-11-18 1987-06-23 Syntex (U.S.A.) Inc. Microencapsulation of water soluble active polypeptides
US5005602A (en) * 1985-12-24 1991-04-09 Dover Corporation Poppet valve assembly
FR2600894B1 (fr) * 1986-07-02 1989-01-13 Centre Nat Rech Scient Conjugues macromoleculaires d'hemoglobine, leur procede de preparation et leurs applications
US4938763B1 (en) * 1988-10-03 1995-07-04 Atrix Lab Inc Biodegradable in-situ forming implants and method of producing the same
US5077049A (en) * 1989-07-24 1991-12-31 Vipont Pharmaceutical, Inc. Biodegradable system for regenerating the periodontium
CH679207A5 (fr) * 1989-07-28 1992-01-15 Debiopharm Sa
EP0489743A1 (fr) * 1990-07-03 1992-06-17 Vipont Pharmaceutical, Inc. Systemes d'administration intragingivale pour le traitement de maladies parodontales
GB9211268D0 (en) * 1992-05-28 1992-07-15 Ici Plc Salts of basic peptides with carboxyterminated polyesters
US5672659A (en) * 1993-01-06 1997-09-30 Kinerton Limited Ionic molecular conjugates of biodegradable polyesters and bioactive polypeptides

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0052510A2 (fr) * 1980-11-18 1982-05-26 Syntex (U.S.A.) Inc. Microencapsulation de polypeptides hydrosolubles
EP0058481A1 (fr) * 1981-02-16 1982-08-25 Zeneca Limited Compositions pharmaceutiques pour la libération continue de la substance active
EP0350246A2 (fr) * 1988-07-05 1990-01-10 Takeda Chemical Industries, Ltd. Microcapsule à libération retardée pour médicaments hydrosolubles
US4997643A (en) * 1989-07-12 1991-03-05 Union Carbide Chemicals And Plastics Company Inc. Polymeric salt delivery systems
EP0467389A2 (fr) * 1990-07-19 1992-01-22 University Of Kentucky Research Foundation Système de délivrance de drogue à l'aide de l'interaction entre une protéine ou polypeptide et un polymère biodégradable hydrophobe

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
F.G. HUTCHINSON ET AL.: "BIODEGRADABLE POLYMERS FOR THE DELIVERY OF POLYPEPTIDES AND PROTEINS", ZIEKENHUISFARMACIE, vol. 4, no. 2, 1988, pages 54 - 56 *
H. OKADA ET AL.: "SUSTAINED PHARMACOLOGICAL ACTIVITIES IN RATS FOLLOWING SINGLE AND REPEATED ADMINISTRATION OF ONCE-A-MONTH INJECTABLE MICROSPHERES OF LEUPROLIDE ACETATE", PHARMACEUTICAL RESEARCH, vol. 8, no. 5, 1991, pages 584 - 587 *
J.R. LAWTER ET AL.: "DRUG RELEASE FROM POLY(GLYCOLIDE-CO-DL-LACTIDE) MICROCAPSULES", PROCEED. INTERN. SYMP. CONTROL. REL. BIOACT. MATER., vol. 14, 1987, pages 99 - 100 *

Also Published As

Publication number Publication date
WO1993024150A1 (fr) 1993-12-09
GB2282066B (en) 1996-11-06
CA2136751A1 (fr) 1993-12-09
GB2282066A (en) 1995-03-29
US20020198315A1 (en) 2002-12-26
ES2107357B1 (es) 1998-10-16
ES2107357A1 (es) 1997-11-16
IL105710A0 (en) 1993-09-22
IE74715B1 (en) 1997-07-30
FR2691631A1 (fr) 1993-12-03
SG44645A1 (en) 1997-12-19
FI945553A0 (fi) 1994-11-25
GR1001550B (el) 1994-04-29
SE9404115L (sv) 1994-11-28
ITMI931099A1 (it) 1994-11-27
US5889110A (en) 1999-03-30
LU88559A1 (fr) 1995-04-05
NZ252268A (en) 1996-12-20
AU682310B2 (en) 1997-10-02
DK135394A (da) 1994-11-28
TW223018B (en) 1994-05-01
HUT70177A (en) 1995-09-28
DK176134B1 (da) 2006-09-18
IE930358A1 (en) 1993-12-01
FR2691631B1 (fr) 1995-06-09
GB9423366D0 (en) 1995-01-25
SK280320B6 (sk) 1999-11-08
NO944535L (no) 1995-01-25
SK143494A3 (en) 1995-07-11
CH688911A5 (de) 1998-05-29
ZA933358B (en) 1994-09-15
HK133097A (en) 1997-10-24
ITMI931099A0 (it) 1993-05-27
CH690491A5 (de) 2000-09-29
DE4392401B4 (de) 2007-05-16
GB9211268D0 (en) 1992-07-15
JPH08501064A (ja) 1996-02-06
RU2152225C1 (ru) 2000-07-10
FI945553A (fi) 1995-01-25
CZ293794A3 (en) 1995-03-15
IT1271139B (it) 1997-05-27
IL105710A (en) 2001-03-19
GB9309645D0 (en) 1993-06-23
NO944535D0 (no) 1994-11-25
FI112603B (fi) 2003-12-31
DE4392401T1 (de) 1997-07-24
SE9404115D0 (sv) 1994-11-28
US6034175A (en) 2000-03-07
CA2136751C (fr) 2006-10-31
SE501970C2 (sv) 1995-07-03
HU9403371D0 (en) 1995-02-28
NL195056C (nl) 2003-07-01
ATA901993A (de) 2000-10-15
KR100293882B1 (ko) 2001-09-17
CZ292449B6 (cs) 2003-09-17
NL9320034A (nl) 1995-04-03
MC2330A1 (fr) 1994-05-31
RU94046097A (ru) 1996-09-20
AU4084793A (en) 1993-12-30
AT407702B (de) 2001-05-25
NO311006B1 (no) 2001-10-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
BE1006143A3 (fr) Sels de peptides avec des polyesters carboxytermines.
BE1005697A5 (fr) Procede pour la preparation de microspheres en materiau polymere biodegradable.
CA2286575C (fr) Compositions presentant une liberation prolongee et leur procede de preparation
RU2098121C1 (ru) Микрокапсула для длительного высвобождения физиологически активного пептида
EP1066049B1 (fr) Compositions pharmaceutiques destinees a la liberation prolongee de peptides et leur procede de preparation
CA2463358C (fr) Microspheres biodegradables a liberation prolongee et leur procede de preparation
CA2554870A1 (fr) Formulation retard solide comprenant de l&#39;acetate de triporeline
FR2762319A1 (fr) Microcapsules presentant une liberation prolongee et leur procede de preparation
FR2762318A1 (fr) Compositions presentant une liberation prolongee et leur procede de preparation
FR2776516A1 (fr) Compositions presentant une liberation prolongee et leur procede de preparation
MXPA93003118A (en) Salts of peptides with carboxy-terminated polyesters

Legal Events

Date Code Title Description
CA Change of address of the owner of the patent

Owner name: *ASTRAZENECA A.B.:S-151 85 SUEDERTALJE

Effective date: 20001129

RE Patent lapsed

Effective date: 20090531