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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf wasserlösliche Mischungen aus zwei
oder mehreren Arten von bioabbaubaren Block-Copolymeren und deren
Verwendung in der parenteralen, okularen, transdermalen, vaginalen,
bukkalen, transmukosalen, pulmonaren, transurethralen, rektalen,
nasalen oder auralen Verabreichung von Arzneimitteln. Insbesondere
bezieht sich diese Erfindung auf Zusammensetzungen, die verbesserte
reversible thermische Gelbildungseigenschaften aufweisen, die zwei
oder mehr bioabbaubare Triblock-Copolymere, die aus bioabbaubaren
Polyester- und Polyethylenglycol
(PEG)-Blöcken
bestehen, enthalten.
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Hintergrund
der Erfindung und Zusammenfassung des Standes der Technik
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Viele
biologisch aktive Makromoleküle,
wie Peptide/Proteine und DNA, die für eine Gentherapie und eine
Vielzahl von therapeutischen Anwendungen wirksam sind, sind durch
Fortschritte in rekombinanter DNA und in anderen Technologien kommerziell
verfügbar
geworden. Jedoch sind diese Moleküle auf Grund ihrer Empfindlichkeit
gegenüber
einem Abbau im Gastrointestinaltrakt auf eine parenterale Verabreichung
beschränkt.
Eine Behandlung von chronischen Krankheiten oder Indikationen kann
mehrfache Injektionen pro Tag über
viele Tage oder Monate erfordern. Die Einhaltung durch den Patienten
ist normalerweise gering. Daher wäre es in hohem Maße wünschenswert,
ein System für
die Abgabe von bioaktiven Mitteln oder Arzneimitteln, insbesondere
von Polypeptid- oder Protein-Arzneimitteln, mit einer kontrollierten
Geschwindigkeit über
einen bestimmten Zeitraum zu entwickeln, ohne dass die oben erwähnten Probleme
auftreten. Dieses System würde
helfen, die therapeutische Wirksamkeit zu optimieren, die Nebenwirkungen
zu minimieren und dadurch die Einhaltung durch den Patienten zu
verbessern.
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Mit
Arzneimitteln beladene polymere Vorrichtungen und Dosierungsformen
sind für
eine langfristige therapeutische Behandlung von unterschiedlichen
Krankheiten untersucht worden. Auf Grund der strengen, geregelten
Einhaltungsanforderungen, wie der Biokompatibilität, welche
einen eindeutig definierten Abbauweg aufweist, und der Sicherheit
der Abbauprodukte gibt es derzeitig wenige synthetische oder natürliche polymere Materialien,
die für
die kontrollierte Abgabe von Arzneimitteln, einschließlich Peptid-
und Protein-Arzneimitteln, eingesetzt werden können.
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In
der anhängigen
US-Anmeldung Nr. 09/396,589, eingereicht am 15. September 1999,
welche eine Continuation-in-part (Teilfortsetzungsanmeldung) der
US-Anmeldung Nr.
09/164,865 ist, eingereicht am 1. Oktober 1998, welche wiederum
eine Continuation-in-part des US-Patents Nr. 6,004,573 ist, welches
am 3. Oktober 1997 eingereicht und am 21. Dezember 1999 ausgeben
wurde, wird ein bioabbaubares reversibles thermisches Gelbildungssystem
offenbart, das ABA- oder BAB-Typ-Block-Copolymere
enthält,
die ein durchschnittliches Molekulargewicht zwischen ungefähr 2000
und 4990 aufweisen, aus ungefähr
51 bis 83 Gewichts-% eines hydrophoben A-Polymer-Blockes bestehen
und einen bioabbaubaren Polyester und ungefähr 17 bis 49 Gewichts-% eines
hydrophilen B-Polymer-Blockes aufweisen, welcher aus Polyethylenglycol
(PEG) besteht. Es ist überraschend,
dass ein Block-Copolymer mit einem derart großen Anteil einer hydrophoben Komponente
unterhalb der normalen Raumtemperatur, wie Temperaturen niedriger
als 5°C,
wasserlöslich
sein würde.
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Das
reversible thermische Gelbildungssystem, das im vorhergehenden Absatz
genannt worden ist, hat auf Grund der Biokompatibilität des Materials
und der Geschmeidigkeit des Gels eine minimale Toxizität und verursacht
eine minimale mechanische Reizung des umgebenden Gewebes. Zusätzlich werden
diese Block-Copolymere in nicht-toxische Einheiten abgebaut. Die
Arzneimittelabgabe, die Gelstärke,
die Gelbildungstemperatur und die Abbaurate jedes reversiblen Gelbildungssystems
können
durch ein geeignetes Design und eine geeignete Zubereitung der verschiedenen
Copolymer-Blöcke,
nämlich
durch Änderungen
der Gewichtsprozente des A-Blocks und des B-Blocks, der Molprozentsätze der
Lactat- und Glycolatreste, welche die A-Blöcke bilden, und des Molekulargewichts
und der Polydispersität
der ABA- oder BAB-Triblock-Copolymere, gesteuert werden. Die Arzneimittelabgabe
ist auch durch Einstellung der Konzentration des Block-Copolymers
in der Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit
kontrollierbar. Es wäre
wünschenswert,
ein bioabbaubares reversibles Gelbildungssystem zur Verfügung zu
stellen, das eine Gelbildungstemperatur innerhalb eines gewünschten
Bereiches hat, so dass das System bei Raumtemperatur eine Flüssigkeit
bleibt, jedoch bei der Körpertemperatur
des Subjekts ein Gel wird, an das das Arzneimittel abgegeben wird.
Ein reversibles thermisches Gelbildungssystem mit solchen Gelbildungstemperaturen
kann bei Raumtemperatur verarbeitet, formuliert und verabreicht
werden, was die Herstellungs- und Handhabungskosten erheblich reduziert.
Zusätzlich
kann eine versehentliche Gelbildung während der Anwendung, z.B. eine
Gelbildung in der Spritze während
der Injektion, vermieden werden. Wie oben diskutiert, kann die Gelbildungstemperatur
eines reversiblen thermischen Gelbildungssystems durch Ändern der
Kettenlänge,
des Glycolid/Lactid (G/L)-Molverhältnisses des A-Polymer-Blocks,
des Molekulargewichts des B-Polymer-Blocks, des Gewichtverhältnisses
der A-Block- und B-Blockpolymere und durch verschiedene Zusätze modifiziert
werden. Jedoch ändern
die oben genannten Modifikationen auch die Gelbildungsfähigkeiten
sowie die Gelbildungstemperatur. Zusätzlich können einige Zusätze mit
den abzugebenden Arzneimitteln inkompatibel sein. Daher ist es wünschenswert,
ein reversibles Gelbildungssystem mit einstellbaren Gelbildungstemperaturen
bereitzustellen, ohne dass dessen erwünschte Gelbildungsfähigkeiten
erheblich geändert
werden.
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Beispiele
für Systeme
aus dem Stand der Technik können
in den US-Patenten Nr. US-A-5,702,717, US-A-6,004,573 und US-A-6,117,949
und zusätzlich
in DATABASE WPI Section Ch. Week 199071, Derwent Publications Limited,
London, GB; Class A96, AN 1990-129058 XP002327313 und JP 02-078692A
(TAKI CHEMICAL KK) gefunden werden.
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Es
wurde entdeckt, dass Mischungen oder Blends aus zwei oder mehreren
Triblock-Polyester/Polyethylenglycol
(PEG)-Copolymeren verbesserte reversible thermische Gelbildungseigenschaften,
wie eine optimale Gelbildungstemperatur, Gelstärke, Abbaurate, haben und dass
dennoch die gewünschten
Gelqualitäten aufrecht
erhalten werden. Zusätzlich
erhöht
eine Kombination von zwei oder mehreren verschiedenen Triblock-Polyester/Polyethylenglycol-Copolymeren
die Design-Flexibilität.
Solche Arzneimittelabgabe-Systeme haben Eigenschaften wie eine modulierte
Arzneimittelabgabe und eine modulierte Matrix-Erosion. Diese Mischungen
oder Blends der Triblock-Polyester/Polyethylenglycol-Copolymere
sind sehr nützlich
für die
Arzneimittelabgabe-Praxis, weil sie eine Optimierung an individuelle
Arzneimittel- oder Patientenbedürfnisse
erlauben. Daher stellt die vorliegende Erfindung eine bedeutende
Verbesserung zum Stand der Technik dar.
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Ziele und
Zusammenfassung der Erfindung
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Ein
Ziel der vorliegenden Erfindung besteht darin, Arzneimittelabgabe-Systeme
bereitzustellen, die bioabbaubar sind, ein verbessertes reversibles
thermisches Gelbildungsverhalten zeigen und verbesserte Arzneimittelabgabe-Charakteristiken
schaffen.
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Ein
weiteres Ziel dieser Erfindung besteht darin, ein Arzneimittelabgabe-System
für eine
parenterale Verabreichung von hydrophilen oder hydrophoben Arzneimitteln,
Peptid- oder Proteinarzneimitteln, Hormonen, Genen, Oligonucleotiden
oder krebsbekämpfenden
Mitteln zur Verfügung
zu stellen.
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Ein
anderes Ziel dieser Erfindung besteht darin, ein Verfahren für die parenterale
Verabreichung von Arzneimitteln in einer bioabbaubaren polymeren
Matrix zu schaffen, welche zu einer Bildung eines Geldepots innerhalb
des Körpers
führt,
von dem die Arzneimittel mit einer kontrollierten Geschwindigkeit
bzw. Rate freigegeben werden.
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Diese
und andere Ziele werden erreicht, indem eine bioabbaubare Copolymer-Zusammensetzung
zur Verfügung
gestellt wird, die verbesserte reversible thermische Gelbildungseigenschaften
besitzt, wie in den anhängigen
Ansprüchen
dargestellt ist.
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Vorzugsweise
wird der bioabbaubare Polyester aus Monomeren synthetisiert, welche
aus der Gruppe ausgewählt
sind, die aus D,L-Lactid, D-Lactid, L-Lactid, D,L-Milch säure, D-Milchsäure, L-Milchsäure, Glycolid, Glycolsäure, ε-Caprolacton, ε-Hydroxyhexansäure, γ-Butyrolacton, γ-Hydroxybutansäure, δ-Valerolacton, δ-Hydroxyvaleriansäure, Hydroxybutansäuren, Äpfelsäure und
deren Copolymeren besteht. Stärker
bvorzugt wird der bioabbaubare Polyester aus Monomeren synthetisiert,
welche aus der Gruppe ausgewählt
sind, die aus D,L-Lactid, D-Lactid, L-Lactid, D,L-Milchsäure, D-Milchsäure, L-Milchsäure, Glycolid,
Glycolsäure, ε-Caprolacton, ε-Hydroxyhexansäure und
deren Copolymeren besteht. Am bevorzugtesten wird der bioabbaubare Polyester
aus Monomeren synthetisiert, welche aus der Gruppe ausgewählt sind,
die aus D,L-Lactid, D-Lactid, L-Lactid, D,L-Milchsäure, D-Milchsäure, L-Milchsäure, Glycolid,
Glycolsäure
und deren Copolymeren besteht. Zum Zweck der Veranschaulichung sind
A-Block-Copolymere im allgemeinen Lactid- oder Lactid-co-Glycolid-Reste.
Wenn nicht speziell auf etwas anderes Bezug genommen wird, sollen
jedoch die Bezeichnungen "Lactid", "Lactat" oder "L" alle Milchsäurederivate und "Glycolid", "Glycolat", oder "G" alle Glycolsäurederivate einschließen.
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In
dem hydrophoben Polyester-A-Block mit beiden Komponenten I und II
liegt das molare Verhältnis des
Lactatanteils zum Glycolatanteil (L:G-Verhältnis) zwischen ungefähr 3:1 und
ungefähr
1:0, vorzugsweise zwischen ungefähr
1:1 und ungefähr
1:0.
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Polyethylenglycol
(PEG) wird manchmal auch als Poly-(Ethylenoxid) (PEO) oder Poly-(Oxyethylen) bezeichnet.
Die Bezeichnungen können
für die
Zwecke dieser Erfindung austauschbar verwendet werden. Das durchschnittliche
Molekulargewicht von PEG in Komponente I liegt in einem Bereich
von 900 bis 2000, vorzugsweise 1000 bis 1450. Das durchschnittliche
Molekulargewicht von PEG in Komponente II liegt in einem Bereich
von 600 bis 2000, vorzugsweise von 900 bis 1450. Vorzugsweise hat
die Komponente I eine niedrigere Gelbildungstemperatur als die Komponente
II.
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Das
Mischen von zwei oder mehreren Typen ABA- oder BAB-Triblock-Polyester-Polyethylenglycol-Copolymeren
kann durch Mischen von zwei oder mehreren einzeln synthetisierten
Triblock-Copolymeren oder durch Synthetisieren von zwei oder mehreren
Triblock-Copolymeren in einer Ein-Topf-Reaktion erfolgen. Die Mischung
von Copolymeren, die aus den oben genannten zwei Prozessen resultieren,
kann gleiche oder unterschiedliche Gelbildungseigenschaften aufweisen.
In der letztgenannten Methode haben beide Polymere Polyester-A-Blöcke mit
dem gleichen Lactid/Glycolid-Verhältnis, Molekulargewicht
und der gleichen Polydispersität.
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Weitere
Ziele und Vorteile dieser Erfindung werden aus der folgenden ausführlichen
Beschreibung der verschiedenen Ausführungsformen und Beispiele
erkennbar werden.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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Die
oben genannten und andere Ziele, Merkmale und Vorteile der Erfindung
werden aus der folgenden ausführlichen
Beschreibung, dargestellt im Zusammenhang mit den beigefügten Zeichnungen,
erkennbar werden, in denen:
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1,
betreffend Beispiel 3, die Gelbildungstemperatur einer Lösung (23
% w/w) veranschaulicht, die eine Mischung der Komponenten I und
II als Funktion des Gewichtsprozentsatzes der Komponente II in der Mischung
enthält.
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2,
betreffend Beispiel 5, die Gelbildungstemperatur einer Mischung
aus einem nahezu wasserunlöslichen
Copolymer (Komponente I) und einem wasserlöslichen Copolymer mit einem
niedermolekularen Gewicht (Komponente II) bei unterschiedlichen
Konzentrationen veranschaulicht.
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3,
betreffend Beispiel 6, die Auflösung
von Zink-Insulin aus einem Gel veranschaulicht, welches aus Mischungen
von Komponente I-Triblock-Copolymeren und Komponenten II-Triblock-Copolymeren
in unterschiedlichen Verhältnissen
besteht.
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4,
betreffend Beispiel 7, die Erosion (37°C) von Gelen veranschaulicht,
welche durch Mischen von zwei Triblock-Copolymeren mit verschiedenen
Gewichtsverhältnissen
der Komponente I und der Komponente II zubereitet worden sind.
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Detaillierte
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung
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Diese
Erfindung stellt ein reversibles Gelbildungssystem bereit, das verbesserte
reversible thermische Gelbildungseigenschaften aufweist, welches
Mischungen aus verschiedenen bioabbaubaren Polyester/Polyethylenglycol-Triblock-Copolymer-Komponenten
umfasst. Die einzelnen Triblock-Copolymer-Komponenten können separat
synthetisiert und dann gemischt werden, oder sie können durch
Polymerisation von zwei oder mehreren Polyethylenglycol-Polymeren,
welche unterschiedliche Molekulargewichte haben, in einem Reaktionsgefäß synthetisiert
werden.
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Wie
hierin verwendet, sollen die folgenden Bezeichnungen die zugewiesenen
Bedeutungen haben:
Der Begriff "Parenteral" soll intramuskulär, intraperitoneal, intra-abdominal,
subkutan und im durchführbaren Umfang
intravenös
und intra-arteriell bedeuten.
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Der
Begriff "Gelbildungstemperatur" bedeutet die Temperatur,
bei der das bioabbaubare Block-Copolymer einer reversiblen thermischen
Gelbildung unterworfen wird, d.h. unterhalb dieser Temperatur ist
das Block-Copolymer in Wasser löslich
und darüber
ist das Block-Copolymer einem Phasenübergang unter Zunahme der Viskosität unterworfen,
so dass ein halbfestes Gel gebildet wird. Diese Temperatur ist auch
als die niedrigere kritische Lösungstemperatur
(LCST) bekannt.
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Die
Begriffe "Gelbildungstemperatur" und "reversible thermische
Gelbildungstemperatur", "Get/Sol-Temperatur" oder dergleichen,
sollen austauschbar verwendet werden, wenn sie sich auf die Gelbildungstemperatur
beziehen.
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Die
Begriffe "Polymerlösung", "wässrige Lösung" und dergleichen sollen, wenn sie mit
Verweis auf ein bioabbaubares Block-Copolymer verwendet werden,
welches in einer derartigen Lösung
enthalten ist, die Bedeutung einer auf Wasser basierenden Lösung haben,
die mit einer funktionalen Konzentration solche Block-Copolymermischungen
oder -blends gelöst
aufweist, und bei einer Temperatur unterhalb der Gelbildungstemperatur
der Block-Copolymermischungen aufrecht erhalten werden.
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"Reversible thermische
Gelbildung" ist
das Phänomen,
bei dem sich in einer Lösung
eines Block-Copolymers die Viskosität spontan erhöht und sich
die Lösung
in vielen Fällen
in ein halbfestes Gel umwandelt, wenn die Temperatur der Lösung über die
Gelbildungstemperatur des Copolymers erhöht wird. Für den Zweck der Erfindung schließt die Bezeichnung "Gel" sowohl den halbfesten
Gelzustand als auch den Zustand hoher Viskosität mit ein, welcher sich oberhalb
der Gelbildungstemperatur einstellt. Wird das Gel auf eine Temperatur unterhalb
der Gelbildungstemperatur abgekühlt,
kehrt das Gel spontan zurück
zu einer Lösung
mit niedrigerer Viskosität.
Dieser Wechsel zwischen Lösung
und Gel kann unbegrenzt häufig
wiederholt werden, da der Sol/Gel-Übergang keine Änderung
in der chemischen Zusammensetzung des Polymersystems mit einbezieht. Alle
Wechselwirkungen, um das Gel zu bilden, sind physikalischer Natur
und führen
zu keiner Bildung oder keinem Brechen von kovalenten Bindungen.
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Die
Begriffe "Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit" oder " Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit
mit reversiblen thermischen Gelbildungseigenschaften" sollen die Bedeutung
einer Polymerlösung
haben, die ein Arzneimittel enthält
und die für
eine Verabreichung an ein warmblütiges
Tier geeignet ist und ein geliertes Arzneimitteldepot bildet, wenn
die Temperatur auf oder über
die Gelbildungstemperatur des Block-Copolymers angehoben wird.
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Der
Begriff "Depot" bedeutet ein flüssiges Arzneimittelabgabe-System,
welches ein Gel bildet, wenn die Temperatur nach der Verabreichung
an ein warmblütiges
Tier auf oder über
die Gelbildungstemperatur angehoben wird.
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Der
Begriff "Gel" bedeutet eine halbfeste
Phase, die spontan auftritt, wenn die Temperatur der "Polymerlösung" oder "Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit" auf oder über die
Gelbildungstemperatur der Block-Copolymermischung angehoben wird.
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Der
Begriff "Wässrige Polymerzusammensetzung" bedeutet entweder
eine Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit
oder ein Gel, das die wässrige
Phase enthält,
in der ein Arzneimittel und die Mischung von bioabbaubaren Block-Copolymeren
gleichmäßig verteilt
enthalten sind. Bei Temperaturen unterhalb der Gelbildungstemperatur
kann die Mischung der Block-Copolymere in der wässrigen Phase löslich sein,
und die Zusammensetzung wird eine Lösung sein. Bei Temperaturen
bei oder oberhalb der Gelbildungstemperatur verfestigt sich die
Mischung der Block-Copolymere, so dass ein Gel mit der Wasserphase
gebildet wird, und die Zusammensetzung wird ein Gel oder halbfest
sein.
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Der
Begriff "Bioabbaubar" bedeutet, dass die
Block-Copolymer-Komponenten innerhalb des Körpers unter Bildung ungiftiger
Komponenten chemisch aufgelöst
oder abgebaut werden können.
Die Abbaugeschwindigkeit kann gleich oder verschieden zur Geschwindigkeit
der Arzneimittelabgabe sein.
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Der
Begriff "Arzneimittel" soll jede organische
oder anorganische Verbindung oder Substanz bedeuten, welche eine
Bioaktivität
hat und für
therapeutische Zwecke angepasst oder verwendet wird. Proteine, Hormone,
krebsbekämpfende
Mittel, Oligonucleotide, DNA, RNA und Gentherapien sind unter der
breiteren Definition eines "Arzneimittels" eingeschlossen.
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Die
Begriffe "Peptid", "Polypeptid, "Oligopeptid" und "Protein" sollen austauschbar
verwendet werden, wenn sich diese Bezeichnungen auf Peptid- oder
Protein-Arzneimittel beziehen, und sollen nicht auf irgendein bestimmtes
Molekulargewicht, eine Peptidsequenz oder -länge, ein Gebiet der Bioaktivität oder eine
therapeutische Verwendung beschränkt
sein, es sei denn, dies wird spezifisch angegeben.
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"Poly(lactid-co-glycolid)" oder "PLG" soll ein Copolymer
bedeuten, dass von einer Kondensationscopolymerisation von Milchsäure und
Glycolsäure
oder von einer Ringöffnungspolymerisation
von α-Hydroxysäure-Vorläufern, wie
Lactid oder Glycolid, abgeleitet wird. Die Bezeichnungen "Lactid", "Lactat", "Glycolid" und "Glycolat" werden, wie oben
angemerkt, austauschbar verwendet.
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Der
Begriff "Polylactid" oder "PLA" soll die Bedeutung
eines Polymers haben, das von einer Kondensation von Milchsäure oder
von einer Ringöffnungspolymerisation
von Lactid abgeleitet wird. Die Bezeichnungen "Lactid" und "Lactat" werden austauschbar verwendet.
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Der
Begriff "Bioabbaubare
Polyester" bezieht
sich auf irgendeinen bioabbaubaren Polyester, welcher vorzugsweise
aus Monomeren synthetisiert ist, welche aus der Gruppe ausgewählt sind,
die aus D,L-Lactid, D-Lactid, L-Lactid, D,L-Milchsäure, D-Milchsäure, L-Milchsäure, Glycolid,
Glycolsäure, ε-Caprolacton, ε-Hydro xyhexansäure, γ-Butyrolacton, γ-Hydroxybutansäure, δ-Valerolacton, δ-Hydroxyvaleriansäure, Hydroxybutansäuren, Äpfelsäure und
deren Copolymeren besteht.
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Die
Begriffe "reversibles
thermisches Gel" oder "reversibles thermisches
Gelbildungssystem" beziehen
sich auf alle bioabbaubaren Triblock-Polyester-PEG-Copolymere, welche
reversible thermische Gelbildungseigenschaften haben. Eine ausführliche
Beschreibung der reversiblen Gelbildungssysteme ist oben offenbart
und in Bezug genommen worden.
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Die
Begriffe "Gelmischungen" oder "Mischung von Triblock-Copolymeren" beziehen sich auf
ein reversibles Gelbildungssystem, umfassend zwei oder mehrere ABA- oder BAB-Triblock-Polyesterpolyethylenglycol-Copolymer-Komponenten.
Die Mischung kann entweder durch einfaches Mischen von zwei oder
mehreren einzeln synthetisierten Triblock-Copolymer-Komponenten
oder durch Synthese von zwei oder mehreren Typen von Copolymersystemen
in einem Synthesegefäß gebildet
werden. Die Mischung, die mit den oben genannten zwei Verfahren
hergestellt wird, kann die gleichen oder unterschiedliche Gelbildungseigenschaften
und Gelqualitäten
haben.
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Die
vorliegende Erfindung basiert auf der Entdeckung, dass Mischungen
von zwei oder mehreren Triblock-Polyester-PEG-Copolymeren zu einer
Copolymermischung führen,
die verbesserte reversible Gelbildungseigenschaften, wie eine flexible
Gelbildungstemperatur, Gelstärke,
aufweist und dennoch noch die gewünschten Gelqualitäten beibehält. Außerdem haben
solche Arzneimittelabgabe-Systeme die Eignung, die Arzneimittelabgabe
und Matrix-Erosion zu modulieren. So erhöht die Kombination von zwei
oder mehreren einzelnen Triblock-Copolymeren die Design-Flexibilität des Arzneimittelabgabe-Systems
erheblich, um individuelle Bedürfnisse
zu befriedigen.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform,
wie in Tabelle 1 veranschaulicht, enthalten die einzelnen erfindungsgemäßen Komponente
I-Triblock-Copolymere Triblock-Copolymere eines bioabbaubaren Polyesters und
Polyethylenglycols (PEG), welche ein durchschnittliches Molekulargewicht
zwischen ungefähr
2500 Dalton und ungefähr
8000 Dalton, vorzugsweise 3000 Dalton bis 6500 Dalton, aufweisen
und aus einem bioabbaubaren Polyester-Block und einem Polyethylenglycol
(PEG)-Block in einem Gewichtsverhältnis von 1,3 bis 3,0 und vorzugsweise
zwischen 1,8 bis 2,6 bestehen. Die Komponente II-Triblock-Copolymere
haben ein durchschnittliches Molekulargewicht von ungefähr 800 Dalton
bis ungefähr
7200 Dalton, vorzugsweise 1500 Dalton bis 6000 Dalton, und bestehen
aus einem bioabbaubaren Polyester und einem Polyethylenglycol (PEG) mit
einem Gewichtsverhältnis
von 0,37 bis 2,6, vorzugsweise zwischen 0,54 und 2,5. Das bioabbaubare,
hydrophobe A-Blockpolymer kann einen Polyester enthalten, welcher
aus Monomeren synthetisiert ist, die aus der Gruppe ausgewählt sind,
die aus D,L-Lactid, D-Lactid, L-Lactid, D,L-Milchsäure, D-Milchsäure, L-Milchsäure, Glycolid,
Glycolsäure, ε-Caprolacton, ε-Hydroxyhexansäure, γ-Butyrolacton, γ-Hydroxybutansäure, δ-Valerolacton, δ-Hydroxyvaleriansäure, Hydroxybutansäuren, Äpfelsäure und
deren Copolymeren besteht.
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Die
Triblock-Copolymer-Komponenten der vorliegenden Erfindung können durch
Ringöffnungspolymerisation
oder durch Kondensationspolymerisation, entsprechend den Reaktionsschemata,
die in den US-Patenten 5,702,717 und 6,006,573, welche hiermit vollständig durch
Bezugnahme einbezogen sind, offenbart sind, synthetisiert werden.
Zum Beispiel können
die PEG-Blöcke
an den bioabbaubaren Polyester über Ester-
oder Urethanbindungen und dergleichen gekoppelt werden. Die Kondensationspolymerisations-
und Ringöffnungspolymerisationsverfahren,
wie die Kopplung eines monofunktionellen hydrophilen B-Blocks an das
jeweilige Ende eines bifunktionellen hydrophoben A-Blocks in Gegenwart
von Koppelungsreagenzien, wie Isocyanaten, können eingesetzt werden. Außerdem können Kopplungsreaktionen
auf eine Aktivierung von funktionellen Gruppen mit Aktivierungsreagenzien,
wie Carbonyldiimidazol, Bernsteinsäureanhydrid, N-Hydroxysuccinimid
und p-Nitrophenylchloroformiat und dergleichen, folgen.
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Der
hydrophile B-Block der vorliegenden Erfindung ist aus geeigneten
Molekulargewichten von PEG ausgewählt. PEG wurde wegen seiner
einzigartigen Biokompatibilität,
Ungiftigkeit, Hydrophilie, Lösungseigenschaften
und schnellen Entfernung aus dem Patientenkörper als der hydrophile, wasserlösliche Block
ausgewählt.
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Die
hydrophoben Polyester-Blöcke
wurden wegen ihrer bioabbaubaren, biokompatiblen und Lösungseigenschaften
ausgewählt.
Der in vitro und in vivo – Abbau
dieser hydrophoben, bioabbaubaren Polyester-Blöcke ist gut verstanden, und
die Abbauprodukte sind natürlich
vorkommende Verbindungen, welche im Patientenkörper schnell metabolisiert
und/oder entfernt werden.
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Durch
Verschneiden oder Mischen von zwei oder mehreren Polyester-PEG-Triblock-Copolymeren, entweder
in einem Ein-Topf-Reaktionsgefäß als einzeln
synthetisierte Copolymere oder zusammen synthetisiert, hält die resultierende
Triblock-Copolymermischung überraschend
eine Kombination aus gewünschter Wasserlöslichkeit
und reversiblen thermischen Gelbildungseigenschaften aufrecht. Es
war unerwartet, dass die resultierenden Triblock-Copolymermischungen
durch Auswahl geeigneter Triblock-Copolymer-Komponenten, die unterschiedliche
Gelbildungstemperaturen aufweisen, und anschließendes Mischen in geeigneten Verhältnissen
reversible Gelbildungstemperaturen, die zwischen 0 und 50°C variieren,
variable Erosionszeiten von einem Tag bis zu 10 Wochen aufweisen
und trotzdem die gewünschten
Gelqualitäten
aufrecht erhalten werden. Neben der Optimierung der Gelbildungseigenschaften
und der Gelqualitäten
jeder Copolymer-Komponente, bietet das Mischen von zwei oder mehreren
bioabbaubaren Triblock-Copolymer-Komponenten eine erheblich er höhte Flexibilität bei der
Erstellung von Arzneimittelabgabe-Systemen, wenn dies notwendig
ist, um individuelle Bedürfnisse
zu befriedigen.
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Die
Konzentration, bei der die Block-Copolymere bei Temperaturen unterhalb
der Gelbildungstemperatur löslich
sind, kann als die funktionelle Konzentration betrachtet werden.
Allgemein gesprochen, können die
Gesamt-Block-Copolymer-Konzentrationen von 3 Gewichts-% und bis
zu ungefähr
50 Gewichts-% eingesetzt werden und noch funktionell sein. Jedoch
sind Konzentrationen im Bereich von etwa 5 bis 40 bevorzugt und
Konzentrationen im Bereich von etwa 10 bis 30 Gewichts-% am meisten
bevorzugt. Um einen brauchbaren Gelphasenübergang mit dem Copolymer zu
erhalten, ist eine bestimmte minimale Konzentration, z.B. von 3
Gewichts-%, erforderlich. In den unteren Bereichen der funktionellen
Konzentration kann der Phasenübergang
zur Bildung eines schwachen Gels führen. Bei höheren Konzentrationen wird
ein stärkeres
Gelnetzwerk gebildet.
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Eine
mit Arzneimittel beladene Triblock-Copolymermischung, die verbesserte
reversible Gelbildungseigenschaften aufweist, kann auf die gleiche
Weise hergestellt werden wie die zuvor in Bezug genommenen einzelnen
Triblock-Copolymer-Arzneimittelabgabe-Systeme. Eine wässrige Lösung der
Triblock-Copolymermischung gemäß der vorliegenden
Erfindung bildet bei einer Temperatur unterhalb der Gelbildungstemperatur eine
Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit,
in der das Arzneimittel entweder teilweise oder vollständig aufgelöst sein kann.
Wenn das Arzneimittel teilweise aufgelöst ist oder wenn das Arzneimittel
im Wesentlichen unlöslich
ist, liegt das Arzneimittel in einem kolloidalen Zustand, wie bei
einer Suspension oder Emulsion, vor. Diese Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit
wird dann parenteral, topisch, transdermal, transmucosal, inhalativ
verabreicht oder in einen Hohlraum eingeführt, wie bei einer okularen,
vaginalen, transurethralen, rektalen, nasalen, oralen, bukkalen,
pulmonaren oder auralen Verabreichung, worauf sie (die Flüssigkeit)
einer reversiblen thermischen Gelbildung unterworfen wird, da die
Körpertemperatur über der
Gelbildungstemperatur liegt.
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Auf
Grund der Biokompatibilität,
der Bioabbaubarkeit und der Geschmeidigkeit der Triblock-Copolymere
der vorliegenden Erfindung verursacht diese Mischung der Triblock-Copolymer-Komponenten
eine minimale Giftigkeit und mechanische Reizung in den umgebenden
Geweben. Die Arzneimittelfreigabe, die Gelstärke, die Gelbildungstemperatur
und die Abbaurate können
durch das geeignete Design und die Auswahl der einzelnen Copolymer-Komponenten,
namentlich durch geeignete Auswahl von einzelnen Copolymer-Komponenten
und Verhältnissen
von einzelnen Copolymer-Komponenten, gesteuert werden, um die Mischung
zuzubereiten. Die Mischung zeigt modifizierte und/oder Kombinationen
der Gelbildungseigenschaften und der Gelqualitäten der einzelnen Copolymer-Komponenten.
Insbesondere haben Mischungen verschiedener Typen von Triblock-Copolymer-Komponenten
in den geeigneten Verhältnissen
einen großen
Bereich von reversiblen Gelbildungstemperaturen, wie von 0°C bis 50°C. Mit der
Verfügbarkeit
einer Gelbildungstemperatur der Copolymermischung der vorliegenden
Erfindung nahe der Raumtemperatur, aber unterhalb der Körpertemperatur, werden
das Handhabungsverfahren vereinfacht und die Kosten reduziert. Auch
die Gefahr der vorzeitigen Gelbildung während der Anwendung, d.h. eine
Gelbildung in der Spritze, wird verringert. Anders als andere Mittel
zur Modifizierung der Gelbildungstemperatur, behalten die Copolymermischungen
gemäß dieser
Erfindung insbesondere die gewünschten
Gelqualitäten
der einzelnen Copolymer-Komponenten bei und weisen sogar eine größere Flexibilität beim Design
eines spezifischeren Arzneimittelabgabe-Systems auf, um individuelle
Bedürfnisse
zu befriedigen. Die Arzneimittelabgabe ist auch durch eine Einstellung
der Konzentration der Mischung in der Arzneimittelabgabe-Flüssigkeit
steuerbar.
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Eine
Dosierungsform, umfassend eine Lösung
einer Mischung von zwei oder mehreren Copolymer-Komponenten, die
entweder ein aufgelöstes
Arzneimittel oder ein Arzneimittel als Suspension oder Emulsion
enthält,
wird dem Körper
eines Patienten verabreicht. Auf Grund der reversiblen thermischen
Gelbildungseigenschaften der Block-Copolymermischungen geliert diese
Formulierung spontan, wobei sich ein Arzneimitteldepot bildet, sobald
die Temperatur der Formulierung auf die Gelbildungstemperatur ansteigt.
Die einzige Beschränkung
hinsichtlich der Menge des Arzneimittels, mit dem die Formulierung
beladen werden kann, ist funktioneller Art, so kann die Arzneimittelbeladung
erhöht
werden, bis die thermischen Gelbildungseigenschaften der Copolymermischungen
bis zu einem nicht akzeptablen Grad nachteilig beeinflusst werden
oder bis die Eigenschaften der Formulierung zu solch einem Grad
nachteilig beeinflusst werden, bei dem die Verabreichung der Formulierung
unannehmbar schwierig gemacht wird. Allgemein wird angenommen, dass
das Arzneimit tel in den meisten Fällen zwischen ungefähr 0,0001
bis 30 Gewichts-% der Formulierung mit Bereichen zwischen ungefähr 0,0001
bis 20 %, wie beschrieben, ausmacht. Diese Bereiche der Arzneimittelbeladung
beschränken
die Erfindung nicht. Vorausgesetzt, die Funktionalität wird beibehalten,
fallen die Arzneimittelbeladungen außerhalb dieser Bereiche ebenfalls
in den Bereich der Erfindung.
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Ein
ausgeprägter
Vorteil der Zusammensetzungen des Gegenstandes dieser Erfindung
liegt in der Eignung der Triblock-Copolymermischungen, die Löslichkeit
vieler Arzneimittelsubstanzen zu erhöhen. Die Kombination des hydrophoben
Polyester-Blockes
und des hydrophilen Blockes PEG der Copolymer-Komponenten der Mischung
machen die Block-Copolymer-Komponente oberflächenaktiv. In diesem Zusammenhang arbeitet
dieses wie eine Seife oder ein Tensid, wenn es sowohl hydrophile
als auch hydrophobe Eigenschaften aufweist. Dies ist besonders vorteilhaft
für das
Löslichmachen
von hydrophoben oder schlecht wasserlöslichen Arzneimitteln, wie
Cyclosporin und Paclitaxel. Überraschend
ist der Grad der Arzneimittellöslichkeit
der meisten, wenn nicht aller Arzneimittel, da der Hauptbestandteil
des Block-Copolymers der hydrophobe Polyester-Blockbestandteil ist.
Wie bereits besprochen, ist das Block-Copolymer jedoch wasserlöslich, obwohl
der hydrophobe Polymer-Block der Hauptbestandteil ist/die hydrophoben
Polymer-Blöcke
die Hauptbestandteile sind, und es wurde festgestellt, dass sich
eine zusätzliche
Erhöhung
der Arzneimittellöslichkeit
ergibt, wenn es mit einer wässrigen
Phase des Block-Copolymers kombiniert wird.
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Ein
anderer Vorteil der Zusammensetzung gemäß der vorliegenden Erfindung
besteht in der Eignung der Triblock-Copolymermischung, die chemische
Stabilität
vieler Arzneimittelsubstanzen zu erhöhen. Verschiedene Mechanismen
des Abbaus von Arzneimitteln, die zum chemischen Arzneimittelabbau
führen,
werden verzögert,
wenn das Arzneimittel in Gegenwart der Block-Copolymermischung vorliegt.
Z.B. werden Paclitaxel und Cyclosporin A in der wässrigen
Polymer-Zusammensetzung gemäß der vorliegenden
Erfindung, verglichen mit bestimmten wässrigen Lösungen derselben Arzneimittel
in Gegenwart von organischen Co-Lösungsmitteln, wesentlich stabilisiert.
Dieser Stabilisierungseffekt bei Paclitaxel und Cyclosporin A veranschaulicht
nur die Wirkung, die mit vielen anderen Arzneimittelsubstanzen erzielt
werden würde.
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In
bestimmten Situationen kann das mit Arzneimittel beladene Polymer
im Gelzustand anstelle als Lösung
verabreicht werden. Die Gelbildung kann das Ergebnis der Erhöhung der
Temperatur einer mit Arzneimittel beladenen Polymerlösung über die
Gelbildungstemperatur des Polymers vor der Verabreichung sein oder
kann durch Erhöhung
der Konzentration des Polymers in der Lösung über die Sättigungskonzentration bei der
Verabreichungstemperatur verursacht werden, oder sie kann durch
Zusätze
zur Polymerlösung
verursacht werden, welche die Lösung
veranlassen zu gelieren. In jedem Fall kann das so gebildete Gel
parenteral, topisch, transdermal, transmucosal, inhalativ verabreicht
oder in einen Hohlraum eingeführt
werden, wie bei einer okularen, vaginalen, bukkalen, transurethralen,
rektalen, nasalen, oralen, pulmonaren oder auralen Verabreichung.
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Diese
Erfindung ist auf bioaktive Mittel und Arzneimittel aller Typen,
einschließlich
Oligonucleotide, Hormone, Krebs bekämpfende Mittel, anwendbar.
Sie bietet einen ungewöhnlich
wirkungsvollen Weg, Polypeptide und Proteine abzugeben. Viel labile
Peptid- und Proteinarzneimittel sind der Formulierung in die Block-Copolymere
gemäß der Erfindung
zugänglich
und können
vom hierin beschriebenen reversiblen thermischen Gelbildungsprozess
profitieren. Während
es nicht spezifisch auf das Folgende beschränkt ist, können die Beispiele der pharmazeutisch
nützlichen
Polypeptide und die Proteine aus der Gruppe ausgewählt sein, die
aus Erythropoietin, Oxytocin, Vasopressin, Adrenocorticotropischem
Hormon, epidermalem Wachstumsfaktor, Plättchen-abgeleitetem Wachstumfaktor
(PDGF), Prolactin, Luliberin, luteinisierendes Hormon freigebendem
Hormon (LHRH), LHRH-Agonisten, LHRH-Antagonisten, Wachstumshormon
(menschlichem, schweineartigem, rinderartigem, usw.), Growth Hormone
Releasing Factor, Insulin, Somatostatin, Glucagon, Interleukin-2
(IL-2), Interferon-α, β oder γ, Gastrin,
Tetragastrin, Pentagastrin, Urogastron, Secretin, Calcitonin, Enkephalinen,
Endorphinen, Angiotensinen, Thyrotropin Releasing Hormon (TRH),
Tumor-Nekrosefaktor (TNF), Nerve Growth Factor (NGF), Granulocyte-Colony
Stimulating Factor (G-CSF), Granulocyte Makrophage-Colony Stimulating
Factor (GM-CSF), Makrophage-Colony Stimulating Factor (M-CSF), Heparinase,
Bone Morphogenic Protein (BMP), hANP, Glucagon-ähnlichem Peptid (GLP-1), Interleukin-11
(IL-11), Renin, Bradykinin, Bacitracinen bzw. Antibiotika, Polymyxinen,
Colistinen, Tyrocidin, Gramicidinen, Cyclosporinen und synthetischen
Analoga, Modifi kationen und deren pharmakologisch aktiven Fragmenten,
Enzymen, Cytokinen, Antikörpern
und Impfstoffen besteht.
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Die
einzige Beschränkung
für die
Polypeptid- oder Protein-Arzneimittel, die verwendet werden können, ist
funktioneller Art. In einigen Fällen
können
die Funktionalität
oder die Strukturstabilität
von Polypeptiden und Proteinen durch die Zugabe verschiedener Zusätze zu wässrigen
Lösungen
oder Suspensionen des Polypeptid- oder
Protein-Arzneimittels erhöht
werden. Zusätze,
wie Polyole (einschließlich
Zuckern), Aminosäuren,
Tenside, Polymere, andere Proteine und bestimmte Salze, können verwendet
werden. Diese Zusätze
können
in die Triblock-Copolymermischungen einfach eingebaut werden, welche
dann dem reversiblen thermischen Gelbildungsprozess gemäß der vorliegenden
Erfindung unterworfen werden.
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Die
Entwicklungen bei der Proteinherstellung können zur Erhöhung der
Stabilität
von Peptiden oder Proteinen führen.
Während
solche resultierenden hergestellten oder modifizierten Proteine
als neue Einheiten unter den regulatorischen Mitteln betrachtet
werden können, ändern jene
Modifikationen nicht deren Eignung zur Verwendung gemäß der vorliegenden
Erfindung. Eines der typischen Beispiele für eine Modifikation ist die „PEGylierung", wobei die Stabilität der Polypeptid-Arzneimittel
durch kovalente Bindung wasserlöslicher
Polymere, wie von Polyethylenglycol mit dem Polypeptid, erheblich
verbessert werden kann. Ein anderes Beispiel stellt die Modifikation
der Aminosäuresequenz
durch Addition, Deletion oder Substitution einer oder mehrerer Aminosäurereste
an terminalen und/oder inneren Positionen dar. Jedes solcher modifizierten
Polypeptide oder Proteine mit seiner verbesserten Stabilität oder Wirksamkeit
liegt innerhalb des Bereiches der vorliegenden Erfindung.
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Zusätzlich zu
den Peptid- oder Protein-basierenden Arzneimitteln können andere
Arzneimittel aus allen therapeutisch und medizinisch nützlichen
Kategorien eingesetzt werden. Diese Arzneimittel werden in gut bekannten
Literaturquellen, wie dem Merck-Index, dem Physicians Desk Reference
und dem The Pharmacological Basis of Therapeutics beschrieben. Eine
kurze Auflistung der spezifischen Mittel wird nur für Veranschaulichungszwecke
vorgenommen, und soll nicht als beschränkend angesehen werden: krebsbekämpfende Mittel,
wie Mitomycin, Bleomycin, BCNU, Carboplatin, Doxorubicin, Daunorubicin,
Methotrexat, Paclitaxel, Taxoter, Aktinomycin D und Camptothecin,
Antipsychotika, wie Olanzapin und Ziprasidon, antibakterielle Mittel, wie
Cefoxitin; Anthelmintice, wie Ivermectin, Antivirale wie Acyclovir,
Immunosuppressiva, wie Cyclosporin A (cyclische Polypeptidartige
Mittel), Steroide und Prostaglandine.
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Nachfolgend
sind Beispiele, die die bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung
veranschaulichen, aber nur als Beispiele betrachtet werden, wiedergegeben.
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BEISPIELE
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Beispiel 1
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Synthese von
PLG-PEG-PLG-Triblock-Copolymeren
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Das
in diesem Beispiel verwendete Syntheseverfahren ist allgemein in
dem US-Patent 6,004,573 offenbart. Poly(ethylenglycol) (PEG-1000;
29,4 Gramm) wurde abgewogen und in einen 250-ml 3-Hals-Rundkolben überführt. Der
Kolben wurde an eine Vakuumleitung (1-2 Torr) angeschlossen und
in ein Ölbad
eingesenkt. Restwasser wurde durch 3 Stunden langes Erhöhen der
Badtemperatur auf 155°C
entfernt. Der Kolben wurde angehoben und auf ungefähr 80°C abgekühlt. Das
D,L-Lactid (55,65 Gramm) und das Glycolid (14,95 Gramm) wurden abgewogen
und in den Kolben gegeben. Die Luft im Kolben wurde durch trockenen
Stickstoff ersetzt, und es wurde so lange erhitzt (130°C), bis das
Lactid und das Glycolid geschmolzen waren. Die Polymerisation wurde
durch tropfenweise Zugabe von 0,02 g Zinnoctoat während einer
Minute eingeleitet. Das Reaktionsgemisch wurde während weiterer acht Stunden
auf 155°C
erhitzt. Die Monomere wurden während
etwa 2 Stunden unter Vakuum (1-2 Torr) entfernt, und der Rest wurde
in kaltem Wasser gelöst
(4°C). Wasserlösliche Oligomere
und Monomere wurden durch Ausfällen
des gewünschten
Polymers in heißem
Wasser (80°C)
entfernt. Wasser wurde durch Gefriertrocknung entfernt. Das Molekulargewicht
des erhaltenen Triblock-Copolymers wurde mittels eines Gelpermeations-Chromatographen
mit 4080 Dalton bestimmt. Eine 23 Gewichts-%ige wässrige Lösung des
Polymers war in kaltem Wasser löslich
und gelierte bei 13,1°C,
wenn die Temperatur erhöht
wurde.
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Beispiel 2
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Dieses
Beispiel wurde nach dem in Beispiel 1 beschriebenen Verfahren durchgeführt, jedoch
wurden bei der Synthese 37,74 Gramm Poly(ethylenglycol) (PEG 1450),
49,1 Gramm D,L-Lactid und 13,18 Gramm Glycolid verwendet. Das Molekulargewicht
des erhaltenen Triblock-Copolymers wurde mittels Gelpermeations-Chromatographen
mit 4610 Dalton bestimmt. Eine 23 Gewichts-%ige wässrige Lösung des
synthetisierten Polymers war in kaltem Wasser löslich und gelierte bei 42,3°C.
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Beispiel 3
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Dieses
Beispiel veranschaulicht ein Verfahren zum Herstellen von Triblock-Copolymer-Mischungen mit
verschiedenen auswählbaren
reversiblen thermischen Gelbildungstemperaturen durch Mischen von
zwei zuvor hergestellten einzelnen Triblock-Copolymerlösungen. Die mittels dem in
Beispiel 1 (Komponente I) und Beispiel 2 (Komponente II) beschriebenen
Verfahren hergestellten Triblock-Copolymere wurden in Wasser aufgelöst, wobei
sich 23 Gewichts-%ige Lösungen
bildeten. Diese zwei Lösungen
wurden gemischt, und die Gelbildungstemperaturen wurden gemessen.
Wie in 1 veranschaulicht, steigt die Gelbildungstemperatur der
Mischung aus Komponente I- und Komponente II-Triblock Copolymeren
von ungefähr
13°C (100
% Komponente I), wenn der Anteil der Komponenten II in der Mischung
erhöht
wird, bis auf 42°C,
wenn der Anteil des Komponente II-Triblock-Copolymers 100 % erreicht.
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Beispiel 4
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Dieses
Beispiel veranschaulicht ein Verfahren zum Herstellen einer Triblock-Copolymermischung, welche
reversible thermische Gelbildungseigenschaften aufweist, mittels
einer simultanen Synthese von zwei verschiedenen Triblock-Copolymer-Komponenten
in einem Ein-Topf-Reaktionsgefäß.
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PEG
1450 (22,74 Gramm) und PEG 1000 (9,11 Gramm) wurden abgewogen und
in einen 250-mL 3-Hals-Rundkolben überführt. Der Kolben wurde an eine
Vakuumleitung (1-2 Torr) angeschlossen und in ein Ölbad eingesenkt.
Restwasser wurde durch Erhöhen
der Badtemperatur während
3 Stunden auf 155°C
entfernt. Der Kolben wurde angehoben und auf ungefähr 80°C abgekühlt. D,L-Lactid
(53,73 Gramm) und Glycolid (14,1 Gramm) wurden abgewogen und in
den Kolben gegeben. Die Luft im Kolben wurde durch trockenen Stickstoff
ersetzt, und es wurde so lange erhitzt (130°C), bis das Lactid und das Glycolid
vollständig
geschmolzen waren. Die Polymerisation wurde durch Zugabe von 0,02
g Zinnoctoat eingeleitet (tropfenweise während einer Minute). Das Reaktionsgemisch
wurde während
weiterer acht Stunden auf 155°C
erhitzt. Die Monomere wurden während
etwa 2 Stunden unter Vakuum (1-2 Torr) durch Destillation entfernt,
und der Rest wurde in kaltem Wasser gelöst (4°C). Wasserlösliche Oligomere und Monomere
wurden durch Ausfällen
des gewünschten
Polymers in heißem
Wasser (80°C)
entfernt. Das Wasser wurde durch Gefriertrocknung entfernt. Das
Molekulargewicht des erhaltenen Triblock-Copolymers wurde mittels
eines Gelpermeations-Chromatographen mit 4910 Dalton bestimmt. Die
Gelbildungstemperatur der Polymerlösung (23 Gewichts-%) betrug
22,1°C.
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Beispiel 5
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Dieses
Beispiel veranschaulicht eine Mischung einer Triblock-Copolymerlösung (23
Gewichts-% in Wasser), welche eine extrem hohe Viskosität aufwies,
und eine Triblock-Copolymerlösung
(23 Gewichts-% in Wasser), welche eine niedrige Viskosität aufwies.
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Ein
Komponente I-Triblock-Copolymer wurde entsprechend Beispiel 2 hergestellt,
wobei jedoch PEG1450 als B-Polymer-Block verwendet wurde, das Gewichtsverhältnis des
A Polymer-Blocks zum B-Polymer-Block 2,6:1 war und das Lactid/Glycolid-Molverhältnis (L/G)
im A-Polymer-Block 3:1 betrug. Eine 23 Gewichts-%ige wässrige Lösung dieses
Komponente I-Triblock-Copolymers war mit einer Honig ähnlichen
Konsistenz sehr viskos. In ähnlicher
Weise wurde ein Komponente II-Triblock-Copolymer gemäß Beispiel
2 hergestellt, jedoch wurde PEG 900 als B-Polymer-Block verwendet,
das Gewichtverhältnis
des A-Polymer-Blocks zum B-Polymer-Blocks betrug 0,8:1 und das Lactid/Glycolid-Molverhältnis (L/G)
im A-Polymer-Block betrug 3:1. Eine wässrige Lösung des Komponente II-Triblock-Copolymers
wies eine niedrige Viskosität
auf und bildete kein Gel zwischen 0-100°C, egal bei welcher Konzentration.
Fünf Mischungen
der Komponente I- und der Komponente II-Triblock-Copoly mere wurden
mit einem Gesamtpolymer-Anteil von festgelegten 23 Gewichts-% hergestellt.
Die Gewichtsprozente des Komponente II-Triblock-Copolymers in der
Copolymermischung betrug zwischen 10 bis 30 %. Die Viskositätsprofile
und die Gelbildungstemperaturen der Mischungen der Komponente I-
und der Komponente II-Triblock-Copolymere sind in
2 gezeigt.
In
2 werden verschiedene Konzentrationen des Komponente
II-Triblock-Copolymers in der Mischung durch die folgenden Symbole
dargestellt: 10% (Δ),
15% (•),
20% (♦),
25 %
30%
(∎) und 100 % (⎕). Die durchgezogene Linie zeigt
die Viskosität,
bei welcher diese Copolymer-Mischungslösungen bei der angezeigten
Gelbildungstemperatur in die Gelphase eintreten.
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Diese
Daten zeigen, dass eine durch Mischen einer niedrigviskosen Triblock-Copolymerlösung und
einer hochviskosen Triblock-Copolymerlösung erhaltene Mischung eine
genügend
niedrige Viskosität
hat, um leicht eine 26-gauge hypodermatische Nadel zu passieren,
und dennoch eine reversible thermische Gelbildungstemperatur zwischen
26 und 32°C
aufweist.
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Beispiel 6 Arzneimittelabgabe
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Dieses
Beispiel veranschaulicht das Arzneimittelabgabe-Profil von Triblock-Copolymer-Mischungslösungen gemäß der vorliegenden
Erfindung unter Verwendung von Zink-Insulin als Modell-Proteinarzneimittel.
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Ein
Komponente II-Triblock-Copolymer, das gemäß Beispiel 1 hergestellt wurde,
wurde in 10 mM HEPES-Puffer (pH 7,4) gelöst, wobei eine 20%ige Lösung erhalten
wurde. In ähnlicher
Weise wurde die Komponente II-Lösung
(20%) in 10 mM HE-PES-Puffer
(pH 7,4) unter Auflösung
eines Komponente II-Triblock-Copolymers, die wie in Beispiel 1 beschrieben
hergestellt wurde, hergestellt, jedoch wurde PEG 1450 als B-Polymer-Block
verwendet, das Gewichtverhältnis
des A Polymerblocks zum B-Polymerblock
betrug 2,15:1, und das Lactid/Glycolid (L/G)-Molverhältnis des
A-Polymer-Blocks betrug 4:1. Zwei Lösungen von diesen Triblock-Copolymermischungen
in 10 mM HEPES-Puffer (pH 7,4, enthaltend 50 mM EDTA) wurden ebenfalls durch
Mischen von Komponente I-Triblock-Copolymer mit Komponente II-Triblock-Copoly mer
in Gewichtsverhältnissen
von 1:1 bzw. 1:3 hergestellt. Die End-Copolymerkonzentration in
diesen Lösungen
betrug 20 Gewichts-%.
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Zink-Insulin
(7,5 mg) wurde in 1,58 ml HEPES-Puffer suspendiert. Aliquots (20 μL) der Suspension wurden
in Ampullen gegeben, so dass sich in jeder Ampulle 950 μg Zink-Insulin
befanden. Zu jeder Ampulle wurden zusätzlich 100 μL einer der Triblock-Copolymerlösungen,
die wie oben beschrieben hergestellt wurden, zugegeben. Der Inhalt
der Ampullen wurde sorgfältig
gemischt und in einen Ofen (37°C)
gelegt, um ein Gelieren zu verursachen, bevor 1 ml eines vorgewärmten (37°C) Lösungsmittels
(10 mM HEPES-Puffer (pH 7,4)), enthaltend 50 mM EDTA) zugegeben
wurde. Die Ampullen wurden in einen auf 37°C erwärmten Ofen gelegt, und das
Lösungsmittel
wurde regelmäßig ersetzt.
Das Insulin im Lösungsmittel
wurde mittels HPLC analysiert. Die Resultate sind in
3 mit
den folgenden Symbolen dargestellt, die verschiedene Triblock-Copolymerlösungen wiedergeben:
100% Komponente I
100%
Komponente II (♢), 1:3 w/w Mischung aus Komponente I und
Komponente II (∎) und 1:1 w/w Mischung aus Komponente I
und Komponente II (Δ).
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Diese
Daten zeigen, dass die Abgaberate des Zink/Insulins moduliert werden
könnte,
um einzelne Bedürfnisse
durch Mischen von zwei unterschiedlichen Triblock-Copolymerlösungen zu
befriedigen, was eine bedeutende Verbesserung des Standes der Technik
darstellt.
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Beispiel 7 Modulation
der Erosion von reversiblen thermischen Triblock-Copolymer Gelbildungssystemen durch
Mischen von zwei Copolymerlösungen.
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Das
Komponente I-Triblock-Copolymer, das gemäß Beispiel 1 hergestellt wurde,
und das Komponente II-Triblock-Copolymer, das gemäß Beispiel
2 hergestellt wurde, wurden einzeln in Wasser gelöst, wobei
23 Gewichts-%ige Lösungen
erhalten wurden. Die Komponente II-Triblock-Copolymerlösung hatte
eine Gelbildungstemperatur von 42,3°C, und daher war bei 37°C kein Gel
beobachtbar. Drei Mischungen der oben zubereiteten Komponente I-Triblock-Copolymerlösung und
Komponente II-Triblock-Copolymerlösung wurden in den Verhältnissen
3:1; 1:1 bzw. 1:3 zubereitet. 3 ml-Aliquots dieser drei Lösungsmischungen
wurden in 20 ml Szintillationsampullen gefüllt. Nachdem das Gel entstanden
war (37°C,
1 Minute), wurden zu jeder Ampulle 5 ml Wasser (37°C) zugegeben.
Die Wasserschicht wurde regelmäßig gesammelt
und ersetzt. Das Wasser wurde durch Lyophilisation entfernt, und
die Menge des erodierten Polymers wurde gravimetrisch gemessen.
Die Resultate sind in
4 mit den folgenden Symbolen
wiedergegeben und stellen verschiedene Gewichtsverhältnisse
der Komponente I – und
Komponente II – Mischungen
dar: 1:0 (⎕), 3:1 (∎), 1:1 (♦) und 1:3
.
Die Resultate zeigen eindeutig, dass die Dauer der Gelphase durch
Mischen von zwei Polymerlösungen
mit unterschiedlichen Gelbildungstemperaturen moduliert werden könnte.
