DE60226282T2

DE60226282T2 - Injizierbare depotzusammensetzungen und deren verwendung

Info

Publication number: DE60226282T2
Application number: DE60226282T
Authority: DE
Inventors: Guohua Sunnyvale CHEN; Paul Ricky Hayward HOUSTON; Lothar Walter Los Altos KLEINER
Original assignee: Alza Corp
Current assignee: Alza Corp
Priority date: 2002-07-31
Filing date: 2002-11-14
Publication date: 2009-09-17
Anticipated expiration: 2022-11-15
Also published as: IL166418A0; EP1526835B1; NO20051029L; ATE392886T1; ES2319400T3; AU2002359397B2; EP1526835A1; MXPA05001242A; US20040024069A1; US20140141086A1; WO2004012703A1; CA2494342A1; JP2006503004A; CN1668276A; HK1077735A1; AU2002359397A1; US8252303B2; ZA200501640B; US20130108681A1; DE60226282D1

Description

Hintergrund der Erfindung
Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Depotzusammensetzung, die in eine gewünschte Stelle innerhalb des Körpers eines Patienten injiziert werden kann, um ein Implantat zu bilden, mit dem eine dauerhafte Freisetzung eines nützlichen Mittels bereitgestellt wird. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung Depotzusammensetzungen, die ein verbessertes strukturviskoses Verhalten und eine geringe Injektionskraft aufweisen.
Beschreibung des Standes der Technik
Biologisch abbaubare Polymere werden seit vielen Jahren für medizinische Anwendungen verwendet. Beispielhafte Vorrichtungen, die sich aus biologisch abbaubaren Polymeren zusammensetzen, schließen chirurgische Klammern, Ösen, Implantate und Arzneimittelfreisetzungssysteme ein. Die Mehrzahl dieser biologisch abbaubare Polymere basiert auf Glycolid, Lactid, Caprolacton und deren Copolymeren.
Die biologisch abbaubaren Polymere können aus thermoplastischen Materialien bestehen, die erwärmt werden können und in verschiedenen Formen, wie Fasern, Klammern, Ösen, Stiften, Filmen usw. geformt werden können. Alternativ können sie aus wärmehärtenden Materialien bestehen, die durch Quervernetzungsreaktionen gebildet werden, die zu hochmolekularen Materialien führen, die nicht schmelzen oder fließfähige Flüssigkeiten bei hohen Temperaturen bilden. Obwohl thermoplastische und wärmehärtende biologisch abbaubare Polymere viele nützliche biomedizinische Anwendungen haben, gibt es viele wichtige Einschränkungen bei ihrer Verwendung in den Körpern verschiedener Lebewesen, einschließlich Menschen, Tieren, Vögeln, Fischen und Reptilien.
Feste Implantatarzneimittelfreisetzungssysteme, die ein Arzneimittel enthalten, das in thermoplastischen oder wärmehärtenden biologisch abbaubaren Polymeren eingebracht ist, wurden im großen Maße und erfolgreich verwendet. Solche Implantate werden in den Körper durch einen Einschnitt eingeführt, der manchmal größer als durch den Mediziner gewünscht ist und gelegentlich zu einer Abneigung des Patienten führt, solch ein Implantat oder Arzneimittelfreisetzungssystem zu akzeptieren. Die folgenden US-Patente Nr. 5 456 679 , 5 336 057 , 5 308 348 , 5 279 608 , 5 234 693 , 5 234 692 , 5 209 746 , 5 151 093 , 5 137 727 , 5 112 614 , 5 085 866 , 5 059 423 , 5 057 318 , 4 865 845 , 4 008 719 , 3 987 790 und 3 797 492 sind für solche Arzneimittelabgabesysteme repräsentativ. Diese Patente offenbaren Reservoirvorrichtungen, osmotische Abgabesysteme und pulsierende Abgabesysteme zur Freisetzung von nützlichen Mitteln.
Die Injektion von Arzneimittelabgabesystemen als kleine Partikel, Mikrosphären oder Mikrokapseln vermeiden den Einschnitt, der zur Implantation von Arzneimittelabgabesystemen notwendig ist. Dennoch erfüllen diese Materialien nicht immer die Erfordernisse für ein biologisch abbaubares Implantat. Diese Materialien bestehn in der Natur aus Partikeln, sie bilden keinen kontinuierlichen Film oder festes Implantat mit der strukturellen Integrität, die für bestimmte Prothesen benötigt wird, diese Partikel neigen dazu, zu aggregieren, und deshalb ist es schwierig ihr Verhalten vorherzusagen. Wenn sie in bestimmte Körperkavitäten eingeführt werden, wie Mund, periodontale Tasche, Auge oder Vagina, wo ein beträchtlicher Flüssigkeitsfluß vorhanden ist, werden diese kleinen Partikel, Mikrosphären, Mikrokapseln auf grund ihrer kleinen Größe und diskontinuierlichen Art nur wenig zurückgehalten. Des weiteren, wenn Komplikationen auftreten, ist die Entfernung von Mikrokapseln oder Systemen mit kleinen Partikeln aus dem Körper beträchtlich schwieriger als bei festen Implantaten. Zusätzlich sind Herstellung, Lagerung und Injizierbarkeit von Mikrosphären oder Mikrokapseln, die aus diesen Polymeren hergestellt werden und Arzneimittel zur Freisetzung in den Körper enthalten, problematisch.
Der Stand der Technik hat verschiedene Arzneimittelfreisetzungssysteme als Antwort auf die vorhergenannten Probleme entwickelt. Die folgenden US-Patente Nr. 5 990 194 , 5 780 044 , 5 733 950 , 5 620 700 , 5 599 552 , 5 556 905 , 5 278 201 , 5 242 910 und 4 938 763 und die PCT-Veröffentlichung WO98/27962 sind repräsentativ. Diese Patente offenbaren Polymerzusammensetzungen für injizierbare Implantate, für die Lösungsmittel und/oder Weichmacher verwendet werden.
Für die vorherbeschriebenen Polymerzusammensetzungen für injizierbare Implantate werden Lösungsmittel/Weichmacher verwendet, die sehr oder relativ löslich in wässerigen Körperflüssigkeiten sind, um die schnelle Verfestigung des Polymers an der Implantatstelle zu fördern und die Diffusion des Arzneimittels aus dem Implantat zu begünstigen. Schnelle Migration von Wasser in solche polymeren Implantate, die wasserlösliche Polymerlösungsmittel verwenden, wenn die Implantate in dem Körper plaziert werden und den wässerigen Körperflüssigkeiten ausgesetzt werden, stellt ein ernsthaftes Problem dar. Die schnelle Wasseraufnahme führt oft zu Implantaten mit Porenstrukturen, die nicht homogen in der Größe und Form sind. Typischerweise nehmen die Oberflächenporen eine fingerähnliche Porenstruktur an, die sich mehr als ein Drittel eines Millimeters oder mehr von der Implantatoberfläche in das Implantat ausdehnt, und solche fingerähnlichen Poren sind auf der Oberfläche des Implantats gegenüber der Verwendungsumgebung offen. Die internen Poren neigen dazu, kleiner und weniger empfänglich für die Flüssigkeiten zu sein, die in der Verwendungsumgebung vorhanden sind. Die schnelle Wasseraufnahmeeigenschaft führt oft zu unkontrollierter Freisetzung eines nützlichen Mittels, was durch eine anfängliche schnelle Freisetzung des nützlichen Mittels aus der Polymerzusammensetzung offenbart wird, was einem ”Ausbruch” des nützlichen Mittels entspricht, das aus dem Implantat freigesetzt wird. Der Ausbruch ergibt sich oft aus einem erheblichen Teil des nützlichen Mittels, wenn nicht alles in einer sehr kurzen Zeit freigesetzt wurde, z. B. Stunden oder 1 bis 2 Tage. Solch eine Wirkung kann nicht akzeptiert werden, insbesondere in solchen Fällen, in denen eine kontrollierte Abgabe erwünscht ist, d. h. die Freisetzung des nützlichen Mittels in einer kontrollierten Weise über einen Zeitraum von mehr als 2 Wochen bis zu einem Monat oder wo einen enges therapeutisches Fenster existiert und eine Freisetzung im Überschuß des nützlichen Mittels zu umgekehrten Auswirkungen auf das behandelte Subjekt führen kann oder wo es nötig ist, das natürlich vorkommende tägliche Profil des nützlichen Mittels in dem Körper des zu behandelnden Subjekts nachzuahmen, wie bei Hormonen oder dergleichen.
Wenn solche Vorrichtungen implantiert werden, ermöglichen demgemäß die fingerähnlichen Poren eine schnelle Aufnahme von wässerigen Körperflüssigkeiten in das Innere des Implantats mit folgender sofortiger und schneller Auflösung von signifikanten Mengen des nützlichen Mittels und verhinderter Diffusion des nützlichen Mittels in die Umgebung der Anwendung, wobei der oben diskutierte Ausbruch produziert wird.
Des weiteren kann die schnelle Wasseraufnahme zu vorzeitiger Polymerausfällung führen, so daß ein verhärtetes Implantat oder eines mit einer verhärteten Hülle produziert wird. Die Innenporen und der größte Teil des Polymerinneren, welches das nützliche Mittel enthält, sind von dem Kontakt mit den Körperflüssigkeiten isoliert und eine signifikante Reduktion in der Freisetzung des nützlichen Mittels kann über einen nicht unwesentlichen Zeitraum (”Zeitverzögerung”) erfolgen. Diese Zeitverzögerung ist vom Standpunkt der Präsentation einer kontrollierten, dauerhaften Freisetzung des nützlichen Mittels an dem zu behandelnden Subjekt unerwünscht. Was man beobachtet, ist dann ein Ausbruch des nützlichen Mittels, das in einem kurzen Zeitraum sofort nach der Implantation freigesetzt wird, eine Zeitverzögerung, in der kein nur wenig nützliches Mittel freigesetzt wird und anschließend die fortgesetzte Freisetzung des nützlichen Mittels (unter der Annahme, das nützliches Mittel nach dem Ausbruch noch vorhanden ist) bis der Bestand von nützlichem Mittel erschöpft ist.
Verschiedene Ansätze um den Ausbruch zu kontrollieren und die Freisetzung des nützlichen Mittels zu modulieren und zu stabilisieren, wurden beschrieben. Die folgenden Patente US-Patent Nr. 6 130 200 , 5 990 194 , 5 780 044 , 5 733 950 , 5 656 297 , 5 654 010 , 4 985 404 und 4 853 218 und die PCT-Veröffentlichung WO 98/27962 sind repräsentativ. Ungeachtet einiger Erfolge sind diese Verfahren nicht vollständig befriedigend für eine große Anzahl von nützlichen Mitteln, die in effektiver Weise durch Implantate freigesetzt werden sollen.
Ein zusätzliches Problem, das mit bekannten auf Lösungsmittel-basierenden Depotzusammensetzungen verbunden ist, ist, daß die Viskosität der injizierbaren Zusammensetzung relativ hoch ist, insbesondere wenn Polymere mit hohem Molekulargewicht verwendet werden und die Injektionskraft, die benötigt wird, um die Zusammensetzung in einen Patientenkörper einzuführen, ebenfalls hoch ist (siehe z. B. US-Patent Nr. 6 130 200 ). Dennoch ist die hohe Viskosität des Gels erwünscht, um die Integrität des Depots nach der Injektion und während der Verteilperiode aufrechtzuerhalten und auch die gewünschten Suspensionseigenschaften des nützlichen Mittels in dem Gel zu vereinfachen.
Um sich diesem Problem zu widmen, haben die, die auf dem Gebiet arbeiten verschiedene Verfahren verwendet, um die Gesamtviskosität der Zusammensetzung zu reduzieren, wie zum Beispiel die Verwendung von Polymeren mit niedrigerem Molekulargewicht, einem geringeren Verhältnis von Polymer zu Lösungsmittel, und Mitteln, die eine Viskositätsreduktion ermöglichen. Siehe zum Beispiel US-Patent 5 733 950 , 5 780 044 und 5 990 194 für Dunn et al. und die internationale Anmeldung WO 98/27962 . Diese Patente und Veröffentlichungen beschreiben die Bildung einer thixotropen Gelzusammensetzung, die Strukturviskosität und eine bessere akzeptierbare Injektizierbarkeit des Gels schafft, so daß eine geringere Injektionskraft benötigt wird, um das Gel aus einer Spritze auszustoßen und auch die Wahrscheinlichkeit einer substantiellen Unannehmlichkeit gegenüber einem Subjekt durch die Verwendung kleinerer Nadeln, als die sonst benötigten, verringert.
Weitere injizierbare Implantate sind in der WO 93/24150 A , WO 98/27963 A , WO 00/74650 A und in den folgenden Dokumenten offenbart, die nur relevant sind, soweit Art. 54(3) EPÜ betroffen ist: WO 02/067991 A , WO 03/041685 A , WO 03/041684 A und WO 03/041757 A .
Ungeachtet einiger Erfolge sind die vorher beschriebenen Systeme nicht vollständig befriedigend. Zum Beispiel können diese Ansätze zum Absetzen von Arzneimittelpartikeln führen; einem höheren anfänglichen Freisetzungausbruch; relativ großen Mengen von Emulgatoren; z. B. etwa ein Drittel des Gesamtgewichts der Zusammensetzung; Herstellungsproblemen, die mit der Flüchtigkeit des Lösungsmitteln verbunden sind; Denaturierung von Protein- und Peptidarzneimitteln und dergleichen. Zusätzlich ist das Erfordernis, daß das biologisch erodierbare Polymer eine niedriges Molekulargewicht hat, vom Standpunkt der Herstellung sehr einschränkend.
Es wurde gefunden, daß in bestimmten Systemen biologisch abbaubare Polymere, die in einem geeigneten Polymerlösungsmittel gelöst sind und mit einem thixotropen Mittel gemischt sind, zu Depotzusammensetzungen führen, die im wesentlichen signifikant verbesserte Strukturviskosität und des weiteren reduzierte Injektionskraft aufweisen, wenn sie mit den vorher beschriebenen Gelformulierungen verglichen werden. Diese Depotzusammensetzungen haben modifizierte Fließeigenschaften, ohne eine Emulsion zu bilden, aber dennoch zu thixotropen Zusammensetzungen führen, die schnell injizierbar durch Nadeln sind, die eine Größe haben, die bei Verwendung nicht übermäßig unangenehm für das Objekt ist. Auch die Verwendung von geringeren Mengen eines Mittels, das dem Gel thixotrope Eigenschaften verleiht, kann ein kleineres Depotvolumen und -masse ermöglichen, ohne die Freisetzung einer benötigten Menge des nützlichen Mittels über einen längeren Zeitraum für die beabsichtigte therapeutische Wirkung zu vermindern.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung ist an die vorhergenannten Erfordernisse des Standes der Technik gerichtet und stellt eine injizierbare Depotzusammensetzung bereit, die ein verbessertes strukturviskoses Verhalten aufweist und dabei des weiteren ermöglicht, die Injektionskraft zu reduzieren und eine Nadel mit kleinem Durchmesser (z. B. 16 gauge oder höher) zu verwenden. Insbesondere erhöht die injizierbare Depotzusammensetzung das strukturviskose Verhalten und die Zusammensetzungshomogenität, ohne das es zu einem Absetzen des nützlichen Mittels führt. Zusätzlich reduziert die injizierbare Depotzusammensetzung die Injektionskraft, während die hohe Viskosität der Zusammensetzung bei geringerer Scherung aufrechterhalten wird, was die Unversehrtheit der Zusammensetzung erhält. Die Zusammensetzung schafft die dauerhafte Freisetzung eines nützlichen Mittels, während jeder anfängliche Ausbrucheffekt beschränkt wird, und bietet eine erhöhte Formulierungsflexibilität im Hinblick auf das Verhältnis von Polymer/Lösungsmittel und dem Molekulargewicht des biologisch erodierbaren Polymers.
In einem Aspekt ist die Erfindung gerichtet auf eine injizierbare Depotzusammensetzung umfassend:

(a) 5 Gew.-% bis 90 Gew.-% eines biologisch abbaubaren, biokompatiblen auf Milchsäure basierenden Polymers mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht im Bereich von ungefähr 1000 bis ungefähr 120000, vorzugsweise ungefähr 5000 bis ungefähr 50000, noch bevorzugter ungefähr 8000 bis ungefähr 30000;
(b) einem Lösungsmittel umfassend eine Mischung aus einem aromatischen Alkohol und einem Ester einer aromatischen Säure, das Lösungsmittel hat eine Mischbarkeit in Wasser von weniger als oder gleich 7% bei 25°C und ist in einer Menge vorhanden, die wirksam ist, um das Polymer zu plastifizieren und ein Gel damit zu formen, wobei der aromatische Alkohol die Strukturformel (I) hat Ar-(L)_n-OH (I) wobei Ar eine substituierte oder nicht substituierte Aryl- oder Heteroarylgruppe ist, n ist Null oder 1 und L ist eine Verbindungskomponente;
(c) eine thixotrope Menge eines thixotropen Mittels, die mit der Polymermischung vermischt ist, die wirksam ist, um eine thixotrope Zusammensetzung zu bilden, das thixotrope Mittel wird ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Alkoholen, die 2 bis 6 Kohlenstoffatome enthalten und hat eine gerade Kette oder eine verzweigte Kette und die Menge ist weniger als 15 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels; und
(d) ein nützliches Mittel.

Die niedrigen Alkanole sind gerade oder verzweigte Alkohole mit 2 bis 6 Kohlenstoffatomen, wie beispielsweise Ethanol, Propanol, Isopropanol und dergleichen. Ein bevorzugtes thixotropes Mittel ist Ethanol. Die Zusammensetzung kann eine Menge an Ethanol einschließen, die größer als oder gleich 0,01 Gewichtsprozent und weniger oder mehr als 15 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels ist. Die Zusammensetzung kann eine Menge an Ethanol einschließen, die größer als oder gleich 0,1 Gewichtsprozent und weniger oder mehr als 5 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels ist. Die Zusammensetzung kann eine Menge an Ethanol einschließen, die größer als oder gleich 0,5 Gewichtsprozent und weniger oder mehr als 5 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels ist.
In einem anderen Aspekt umfaßt die Erfindung ein Verfahren zur lokalen oder systemischen Verabreichung eines nützlichen Mittels einem Subjekt, das die Implantation unter die Körperoberfläche des Subjekts einer injizierbaren Zusammensetzung, wie oben beschrieben, umfaßt. Vorzugsweise setzt das System 40 Gewichts-% oder weniger des nützlichen Mittels, das in dem viskosen Gel enthalten ist, innerhalb der ersten 24 Stunden nach der Implantation in dem Subjekt frei. Noch bevorzugter werden 30 Gewichts-% oder weniger des nützlichen Mittels innerhalb der ersten 24 Stunden nach der Implantantion freigesetzt und die implantierte Zusammensetzung hat einen Ausbruchindex von 12 oder weniger, vorzugsweise 8 oder weniger.
In einem weiteren Aspekt betrifft die Erfindung eine injizierbare Depotzusammensetzung und ein Verfahren zur Verabreichung solch einer Zusammensetzung, wie oben beschrieben, wobei das viskose Gel des weiteren einen Polymer ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Polylactiden, Polyglykoliden, Poly(caprolactone), Polyanhydriden, Polyaminen, Polyesteramiden, Polyorthoestern, Polydioxanonen, Polyacetalen, Polyketalen, Polycarbonaten, Polyphosphoestern, Polyorthocarbonaten, Polyphosphazenen, Succinaten, Poly(äpfelsäure), Poly(aminosäuren), Polyvinylpyrrolidon, Polyethylenglycol, Polyhydroxycellulose, Polyphosphoestern, Polysacchariden, Chitin, Chitosan, Hyaluronsäure und Copolymere, Terpolymere und deren Mischungen. In bevorzugten Ausführungsformen ist der Polymer ein Polymer auf Milchsäurebasis. Vorzugsweise kann der Polymilchsäurepolymer ein mittleres Molekulargewicht im Bereich von etwa 1000 bis etwa 120000, vorzugsweise etwa 5000 bis etwa 50000 und noch bevorzugter etwa 8000 bis etwa 30000 aufweisen.
In bevorzugten Ausführungsformen ist das Lösungsmittel eine Mischung aus einem aromatischen Alkohol und niedrigen Alkyl- oder Aralkylestern von Arylsäuren. Vorzugsweise wird das Lösungsmittel ausgewählt aus Benzylalkohol, Benzylbenzoat und Ethylbenzoat. In bevorzugten Ausführungsformen ist die Zusammensetzung frei von Lösungsmitteln mit einer Mischbarkeit in Wasser von mehr als 7 Gew.-% bei 25°C. Vorzugsweise hat das Lösungsmittel eine Mischbarkeit in Wasser von weniger als 7 Gew.-%, noch bevorzugter weniger als 5 Gew.-% und insbesondere bevorzugt weniger als 3 Gew.-%.
In einem anderen Aspekt betrifft die Erfindung eine mit einem Katheter injizierbare Depotzusammensetzung und ein Verfahren zur Verabreichung solch einer Zusammensetzung, wie oben beschrieben, wobei das nützliche Mittel ausgewählt wird aus einem Arzneimittel, Proteinen, Enzymen, Hormonen, Polynukleotiden, Nukleoproteinen, Polysacchariden, Glykoproteinen, Lipoproteinen, Polypeptiden, Steroiden, Analgetika, Lokalanästhetika, Antibiotika, chemotherapeutischen Mitteln, immunosuppressiven Mitteln, Antientzündungsmitteln, Antiproliferationsmitteln, antimitotischen Mitteln, angiogenen Mitteln, Antikoagulantien, fibrinolytischen Mitteln, Wachstumsfaktoren, Antikörpern, okulären Arzneimitteln, und Metaboliten, Analoge, Derivate und Fragmente, und gereinigte, isolierte rekombinante und chemisch synthetisierte Versionen dieser Spezies. In bevorzugten Ausführungsformen ist das nützliche Mittel humanes Wachtumshormon, alpha-, beta- oder gamma-Interferon, Erythropoetin, Glugacon, Calcitonin, Heparin, Interleukin-1, Interleukin-2, Faktor VIII, Faktor IX, Luteinisierungshormon, Relaxin, Follikelstimulierendes Hormon, Atrialnatriuetischer Faktor, Filgrastim epidermale Wachstumsfaktoren (EGFs), Plättchen-abgeleitete Wachtumsfaktoren (PDGFs), Insulin-ähnliche Wachstumsfaktoren (IGFs), Fibroblast-Wachtumsfaktoren (FGFs), Transforming-Wachstumsfaktoren (TGFs), Interleukine (ILs), Kolonie-stimulierende Faktoren (CSFs, MCFs, GCSFs, GMCSFs), Interferone (IFNs), endotheliale Wachtumsfaktoren (VEGS, EGFs), Erythropoietine (EPOS), Angiopoietine (ANGs), Placenta-abgeleitete Wachstumsfaktoren (PIGs) und Hypoxia-induzierte transkriptionelle Regulatoren (HIFs). Vorzugsweise ist das nützliche Mittel in einer Menge von 0,1 bis 50 Gew.-% der kombinierten Menge an Polymer, dem Lösungsmittel und dem nützlichen Mittel vorhanden. In bevorzugten Ausführungsformen ist das nützliche Mittel in Form von Partikeln vorhanden, die in dem viskosen Gel dispergiert oder gelöst sind, wobei das nützliche Mittel in der Form von Partikeln eine durchschnittliche Partikelgröße von 0,1 bis 250 μm hat. In bestimmten bevorzugten Ausführungsformen ist das nützliche Mittel in Form von Partikeln vorhanden, wobei die Partikel des weiteren eine Komponente ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus einem Stabilisierungsmittel, Füllmittel, Chelatbildner und einem Puffermittel umfaßt.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die vorherigen und nachfolgenden Objekte, Ausgestaltungen und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden schneller nach dem Lesen der folgenden detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen verstanden, in denen:
1 ist ein Diagramm, daß das rheologische Verhalten von Depotvehikeln, die mit verschiedenen Lösungsmitteln formuliert sind, d. h. Formulierung 5, 6 und 7, darstellt.
2 ist ein Diagramm, das die Injektionskraft darstellt, die benötigt wird, um die Formulierungen 5, 6 und 7 aus einer 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur abzugeben.
3 ist ein Diagramm, das die Injektionskraft darstellt, die benötigt wird, um injizierbare Depotzusammensetzungen, die mit verschiedenen durchschnittlichen Molekulargewichten von Poly(lactid-co-glycolid) in Kombination mit Benzylbenzoat oder Benzylalkohol formuliert sind, aus einer 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur abzugeben.
4 ist ein Diagramm, das die Injektionskraft darstellt, die benötigt wird, um Depotzusammensetzungen, die mit verschiedenen durchschnittlichen Molekulargewichten von Poly(lactid-co-glycolid) in Kombination mit Benzylbenzoat oder Benzylalkohol oder deren Mischungen formuliert sind, aus einer 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur abzugeben.
5 ist ein Diagramm, daß das rheologische Verhalten von Depotvehikeln, die mit verschiedenen Lösungsmitteln formuliert sind, d. h. Formulierung 8, 9 und 10, darstellt.
6 ist ein Diagramm, das die Injektionskraft darstellt, die benötigt wird, um verschiedene Depotzusammensetzungen, d. h. die Formulierungen 8, 9 und 10 aus einer 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur abzugeben.
7 ist ein Diagramm, daß das rheologische Verhalten von Depotvehikeln, die mit verschiedenen Lösungsmitteln formuliert sind, d. h. Formulierung 11, 12 und 13, darstellt.
8 ist ein Diagramm, daß das rheologische Verhalten von Depotvehikeln, die mit verschiedenen Lösungsmitteln formuliert sind, d. h. Formulierung 11, 14 und 15, darstellt.
9 ist ein Diagramm, das die Injektionskraft darstellt, die benötigt wird, um verschiedene Depotzusammensetzungen, d. h. die Formulierungen 11, 12 und 13 aus einer 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur abzugeben.
10 ist ein Diagramm, das die Injektionskraft darstellt, die benötigt wird, um verschiedene Depotzusammensetzungen, d. h. die Formulierungen 11, 14 und 15 aus einer 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur abzugeben.
11 ist ein Diagramm, das das in vivo Freisetzungsprofil des humanen Wachtumshormons (”hGH”) darstellt, das aus verschiedenen Depotzusammensetzungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung (Formulierungen 16 bis 18) erhalten wurde.
12 ist ein Diagramm, das das in vivo Freisetzungsprofil des humanen Wachtumshormons (”hGH”) darstellt, das aus verschiedenen Depotzusammensetzungen (Formulierungen 18 und 19) erhalten wurde.
13 ist ein Diagramm, das das in vivo Freisetzungsprofil von Bupivacain darstellt, das aus verschiedenen Depotzusammensetzungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung (Formulierungen 20 und 21) erhalten wurde.
14 ist ein Diagramm, das das in vivo Freisetzungsprofil von Bupivacain darstellt, das aus verschiedenen Depotzusammensetzungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung (Formulierungen 22 und 21) erhalten wurde.
15 ist ein Diagramm, das das in vivo Freisetzungsprofil von Bupivacain darstellt, das aus verschiedenen Depotzusammensetzungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung (Formulierungen 23 und 24) erhalten wurde.
16 stellt die Stabilität von hGH in den verschiedenen Depotformulierungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung als eine Funktion der Zeit bei 5°C dar.
17 stellt die Injektionskraft von verschiedenen Depotformulierungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung, als eine Funktion des Beladungslevels und der Partikelgröße des nützlichen Mittels dar.
18 stellt die Stabilität von PDGF in den verschiedenen Depotformulierungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung als eine Funktion der Zeit bei 5°C dar.
19 stellt die Stabilität von PDGF in den verschiedenen Depotformulierungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung als eine Funktion der Zeit bei 25°C dar.
20 stellt die Stabilität von PDGF in den verschiedenen Depotformulierungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung als eine Funktion der Zeit bei 40°C dar.
21 ist ein Diagramm, das die in vitro Freisetzung von PDGF, das aus verschiedenen Depotzusammensetzungen erhalten wurde, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung (Formulierungen 43 bis 46).
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Überblick und Definitionen
Die vorliegende Erfindung betrifft eine injizierbare Depotzusammensetzung, die als ein implantiertes dauerhaftes Freisetzungsabgabesystem eines nützlichen Mittels nach der Injektion in einen Patientenkörper dient. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung eine injizierbare Depotzusammensetzung, die ein verbessertes strukturviskoses Verhalten und eine niedrige Injektionskraft aufweist. Bei Aufrechterhaltung einer hohen Viskosität der Zusammensetzung mit niedriger Scherung wird die Unversehrtheit der Zusammensetzung erhalten. Die vorliegende Erfindung betrifft auch ein Verfahren zur Verwendung der injizierbaren Depotzusammensetzung, um ein nützliches Mittel einem Patienten zu verabreichen.
Die Zusammensetzung stellt eine dauerhafte Freisetzung des nützlichen Mittels mittels Restriktion der Wassermigration aus der wässerigen Umgebung, die das Implantatsystem umgibt, bereit, dadurch wird das nützliche Mittel über einen längeren Zeitraum abgegeben. Wasseraufnahme wird aufgrund der Wasserunmischbarkeit des aromatischen Alkohols kontrolliert. Weil der Polymer der Zusammensetzung biologisch erodierbar ist, muß das Implantatsystem nicht chirurgisch entfernt werden, nachdem das nützliche Mittel aus dem Implantat aufgebraucht ist.
Im allgemeinen sind die Zusammensetzungen der Erfindung in Art und Form eines Gels und sind mit einer im wesentlichen homogenen nicht-porösen Struktur überall im Implantat nach der Implantation und während der Arzneimittelabgabe, auch wenn es verhärtet. Des weiteren kann, während das Polymergelimplantat langsam hart wird, wenn es einer wässerigen Umgebung ausgesetzt wird, das gehärtete Implantat eine kautschukartige (nicht-rigide) Zusammensetzung mit einer Glasübergangstemperatur Tg unter 37°C aufrechterhalten.
Obwohl der aromatische Alkohol in diesem Zusammensetzung seinerseits als thixotropes Mittel wirkt, wurde gefunden, daß die Zugabe einer thioxotropen Menge eines thixotropen Mittels gemischt mit der Polymerlösung wirksam ist, um eine thixotrope Zusammensetzung, die hier beschrieben ist, zu bilden, wobei eine injizierbare Depotzusammensetzung mit überraschenderweise im wesentlichen signifikanten Verbesserung des strukturviskosen Verhaltens und des weiteren reduzierter Injektionskraft bereitgestellt wird, verglichen mit den vorher beschriebenen Depotzusammensetzungen. In einigen Ausführungsformen können Porenbildner und Löslichkeitsmodulatoren des nützlichen Mittels zu den Implantatsystemen gegeben werden, um die Freisetzungsprofile aus den Implantatsystemen zusammen mit typischen pharmazeutischen Hilfsmitteln und anderen Additiven bereitzustellen, die nicht die nützlichen Aspekte der vorliegenden Erfindung ändern.
Die hier bevorzugten Zusammensetzungen ermöglichen es dem nützlichen Mittel, in das Innere des Polymers beladen zu werden, in Levels, die über dem benötigten sind, um das nützliche Mittel in Wasser zu sättigen, wobei die nullte Ordnung der Freisetzung des nützlichen Mittels erleichtert wird. Zusätzlich können die bevorzugten Zusammensetzungen viskose Gele bereitstellen, die eine Glasübergangstemperatur von weniger als 37°C aufweisen, so daß das Gel nicht-rigide über einen Zeitraum nach der Implantation von 24 Stunden oder mehr verbleibt.
Beim Beschreiben und Beanspruchen der vorliegenden Erfindung wird die folgende Terminologie in Übereinstimmung mit den unten gegebenen Definitionen verwendet.
Die Einzahlformen ”ein”, ”eine” und ”die” schließen Mehrzahlreferenzen ein, es sei denn, es wird aus dem Zusammenhang klar anders angegeben. Daher schließt zum Beispiel die Bezugnahme ”ein Lösungsmittel” eine einzelnes Lösungsmittel ebenso wie eine Mischung aus zwei oder mehren verschiedenen Lösungsmitteln ein, die Bezugnahme auf ”ein nützliches Mittel” schließt ein einzelnes nützliches Mittel ebenso wie zwei oder mehrere verschiedene nützliche Mittel in Kombination ein, die Bezugnahme auf ”einen aromatischen Alkohol” schließt einen einzelnen aromatischen Alkohol ebenso wie eine Mischung aus zwei oder mehreren verschiedenen aromatischen Alkoholen und dergleichen ein.
Der Ausdruck ”nützliches Mittel” betrifft ein Mittel, daß eine gewünschte, günstige, oft pharmazeutische Wirkung nach Verabreichung an einem Menschen oder einem Tier bewirkt, entweder allein oder in Kombination mit anderen pharmazeutischen Hilfsmitteln oder inerten Bestandteilen.
Wie hier verwendet, bedeutet der Ausdruck ”Polynukleotid” eine polymere Form von Nukleotiden mit beliebiger Länge, entweder Ribonukleotide oder Desoxyribonukleotide und schließt doppel- und einzelsträngige DNA und RNA ein. Er kann auch bekannte Typen von Modifikationen, Substitutionen und internukleotiden Modifikationen einschließen, die im Stand der Technik bekannt sind.
Wie hier verwendet, betrifft der Ausdruck ”rekombinantes Polynukleotid” ein Polynukleotid von genomischen, cDNA, semisynthetischen oder synthetischen Ursprungs, das, auf Grund seines Ursprungs oder einer Manipulation, nicht mit allen oder einem Teil eines Polynukleotids, mit dem es in Natur verbunden ist, assoziiert ist, mit einem anderen Polynukleotid als dem, mit dem es in Natur verbunden ist, verbunden ist oder nicht in der Natur vorkommt.
Wie hier verwendet, betrifft der Ausdruck ”Polypeptid” ein Polymer von Aminosäuren, einschließlich zum Beispiel Peptide, Oligopeptide, und Proteine und deren Derivate, Analoge und Fragmente, ebenso wie andere Modifikationen, die im Stand der Technik bekannt sind, sowohl natürlich vorkommende als auch nicht-natürlich vorkommende.
Wie hier verwendet, meint der Ausdruck ”gereinigt” und ”isoliert”, wenn auf eine Polypeptid- oder Nukleotidsequenz Bezug genommen wird, das das angegebene Molekül mit einer substantiellen Abwesenheit von anderen biologischen Makromolekülen des gleichen Typs vorhanden ist. Der Ausdruck ”gereinigt”, wie er hier verwendet wird, bedeutet, daß vorzugsweise wenigstens 75 Gewichts-%, noch bevorzugter 85 Gewichts-% und insbesondere bevorzugt wenigstens 95 Gewichts-% und noch bevorzugter wenigstens 98 Gewichts-% der biologischen Makromoleküle des gleichen Typs vorhanden sind.
Der Ausdruck ”AUC” betrifft die Fläche unter der Kurve, die aus einem in vivo Assay von einem Subjekt durch Plotten der Blutplasmakonzentration des nützlichen Mittels in dem Subjekt gegen die Zeit erhalten wurde, gemessen von dem Zeitpunkt der Implantation der Zusammensetzung gegen eine Zeit ”t” nach der Implantation. Die Zeit t entspricht dem Abgabezeitraum des nützlichen Mittels in einem Subjekt.
Der Ausdruck ”Ausbruchindex” bedeutet, im Hinblick auf eine einzelne Zusammensetzung, die für die systemische Abgabe eines nützlichen Mittels vorgesehen ist, den Quotienten, der durch Dividieren (i) des AUC, berechnet für den ersten Zeitraum nach Implantation der Zusammensetzung in einem Subjekt, dividiert durch die Zahl der Stunden in dem ersten Zeitraum (t,), (ii) des AUC, berechnet für den Zeitraum der Abgabe des nützlichen Mittels, dividiert durch die Zahl der Stunden der Gesamtdauer des Abgabezeitraums (t₂) gebildet wird. Zum Beispiel ist der Ausbruchindex bei 24 Stunden der Quotient gebildet durch Dividieren (i) des AUC, berechnet für die ersten vierundzwanzig Stunden nach Implantation der Zusammensetzung in einem Subjekt, dividiert durch die Zahl 24, (ii) des AUC, berechnet für den Zeitraum der Abgabe des nützlichen Mittels dividiert durch die Zahl der Stunden der Gesamtdauer des Abgabezeitraums.
Die Formulierung ”gelöst oder dispergiert” wird verwendet, um alle Mittel zur Herstellung der Präsenz des nützlichen Mittels in der Gelzusammensetzung zu umfassen und schließt Lösung, Dispersion, Suspension und dergleichen ein.
Der Ausdruck ”systemisch” bedeutet im Hinblick auf die Abgabe oder Verabreichung eines nützlichen Mittels gegenüber einem Subjekt, daß das nützliche Mittel auf einem biologisch-signifikanten Niveau im Blutplasma des Subjekts nachweisbar ist.
Der Ausdruck ”lokal” bedeutet im Hinblick auf die Abgabe oder Verabreichung eines nützlichen Mittel gegenüber einem Subjekt, daß das nützliche Mittel an einer lokalisierbaren Stelle des Subjekts abgegeben wurde, aber nicht auf einem biologisch-signifikanten Niveau im Blutplasma des Subjekts nachweisbar ist.
Der Ausdruck ”Gelvehikel” betrifft die Zusammensetzung, die durch Mischung von Polymers und Lösungsmittel in Abwesenheit des nützlichen Mittels gebildet wird.
Der Ausdruck ”längerer Zeitraum” betrifft einen Zeitraum, über den eine Freigabe eines nützliches Mittel aus dem Implantat der Erfindung erfolgt, der im allgemeinen etwa eine Woche oder länger und vorzugsweise 30 Tage oder länger dauert.
Der Ausdruck ”anfänglicher Ausbruch” bedeutet im Hinblick auf eine einzelne Zusammensetzung dieser Erfindung, den Quotienten, der durch Dividieren (i) der Gewichtsmenge des nützlichen Mittels, aus der Zusammensetzung in einem vorherbestimmten anfänglichen Zeitraum nach Implantation durch (ii) die Gesamtmenge des nützlichen Mittels das aus einer implantierten Zusammensetzung abgegeben werden soll. Es versteht sich, daß der anfängliche Ausbruch in Abhängigkeit von der Form und Oberfläche des Implantats variieren kann. Demgemäß sollen die Prozentzahlen und Ausbruchindices, die mit dem anfänglichen Ausbruch verbunden sind, um an Zusammensetzungen angewendet werden, die in einer Form getestet werden, die auf der Abgabe der Zusammensetzung aus einer Standardspritze resultiert.
Der Ausdruck ”Löslichkeitsmodulator” bedeutet im Hinblick auf das nützliche Mittel, das ein Mittel die Löslichkeit des nützlichen Mittels im Hinblick auf das Polymerlösungsmittel oder Wasser ändern wird gegenüber der Löslichkeit des nützlichen Mittels ohne Modulator. Der Modulator kann die Löslichkeit des nützlichen Mittels in dem Lösungsmittel oder Wasser verstärken oder verzögern. Dennoch kann in dem Fall der nützlichen Mittel die stark wasserlöslich sind, der Löslichkeitsmodulator im allgemeinen ein Mittel sein, das die Löslichkeit des nützlichen Mittels in Wasser verzögert. Der Effekt des Löslichkeitsmodulators des nützlichen Mittels kann aus der Wechselwirkung des Löslichkeitsmodulators mit dem Lösungsmittel oder mit dem nützlichen Mittel seinerseits, wie der Bildung von Komplexen oder mit beiden resultieren. Für die hier genannten Zwecke, wenn der Löslichkeitsmodulator mit dem nützlichen Mittel ”assoziiert” ist, sind alle Interaktionen oder Formationen, die vorkommen können, beabsichtigt. Löslichkeitsmodulatoren können mit dem nützlichen Mittel vor ihrer Kombination mit dem viskosen Gel gemischt werden oder können dem viskosen Gel vor der Zugabe des nützlichen Mittels, wie es zweckdienlich ist, zugegeben werden.
Die Ausdrücke ”Subjekt” und ”Patient” bedeuten im Hinblick auf die Verabreichung der Zusammensetzung dieser Erfindung, daß es ein Tier oder ein Mensch ist.
Weil alle Lösungsmittel, zumindest auf molekularem Level, in Wasser (d. h. mit Wasser mischbar) nur sehr beschränkt löslich sind, betrifft der hier verwendete Ausdruck ”nicht mischbar”, daß 7 Gewichts-% oder weniger, vorzugsweise 5 Gewichts-% oder weniger des Lösungsmittels in Wasser löslich oder mit Wasser mischbar sind. Zum Zwecke dieser Offenbarung werden die Löslichkeitswerte von Lösungsmittel in Wasser so betrachtet, daß sie bei 25°C bestimmt werden. Weil es allgemein anerkannt ist, das die Löslichkeitswerte, die berichtet wurden, nicht immer unter den gleichen Bedingungen bestimmt wurden, können die Löslichkeitsgrenzen, die hier als Gewichtsprozent mischbar mit oder löslich in Wasser als Teil eines Bereichs oder unteren Limits genannt werden, nicht absolut sein. Zum Beispiel, wenn das obere Limit einer Lösungsmittellöslichkeit in Wasser hier als ”7 Gewichts-%” genannt wird und keine weitere Einschränkung des Lösungsmittels bereitgestellt wird, wird das Lösungsmittel ”Triacetin”, für das eine Löslichkeit von 1,17 Gramm in 100 ml Wasser berichtet wurde, so betrachtet, daß es innerhalb einer Grenze von 7% liegt ist. Eine Löslichkeitsgrenze in Wasser von weniger als 7 Gewichts-%, wie sie hier verwendet wird, schließt das Lösungsmittel Triacetin oder Lösungsmittel mit Löslichkeiten in Wasser gleich oder größer als Triacetin nicht ein.
Der Ausdruck ”biologisch erodierbar” betrifft ein Material, daß graduell abgebaut, gelöst, hydrolysiert und/oder in situ erodiert wird. Im allgemeinen sind die ”biologisch erodierbaren” Polymere hier Polymere, die hydrolysierbar sind und in situ anfänglich durch Hydrolyse erodierbar sind.
Der Ausdruck ”thixotrop”, der in seinem konventionellen Sinn verwendet wird, betrifft eine Gelzusammensetzung, die sich verflüssigen kann oder wenigstens eine Abnahme in der sichtbaren Viskosität nach der Applikation einer mechanischen Kraft, wie einer Scherkraft, zeigt. Das Ausmaß der Reduktion ist teilweise eine Funktion der Scherrate des Gels, wenn es einer Scherkraft unterworfen wird. Wenn die Scherkraft nicht mehr wirkt, kehrt die Viskosität des thixotropen Gels auf oder nahe zu einem Wert, der vor dem Aussetzen gegenüber der Scherkraft angezeigt wurde. Demgemäß kann ein thixotropes Gel einer Scherkraft ausgesetzt werden, wenn es aus einer Spritze injiziert wird, die zeitweise seine Viskosität während des Injektionsvorgangs reduziert. Wenn der Injektionsvorgang fertig ist, wirkt die Scherkraft nicht mehr und das Gel kehrt sehr nahe zu seinem vorherigen Zustand zurück.
Ein ”thixotropes Mittel” wie es hier verwendet wird, ist eins, daß die Thixotropie der Zusammensetzung, in der es enthalten ist, erhöht, die Strukturviskosität fördert und die Verwendung einer reduzierten Injektionskraft ermöglicht.
Der Polymer, das Lösungsmittel und andere Mittel der Erfindung müssen ”biologisch verträglich” sein; das heißt, sie dürfen keine Reizung oder Nekrose in der Umgebung der Anwendung bewirken. Die Umgebung der Anwendung ist eine flüssige Umgebung und kann einen subkutanen, intramuskulären, intravaskulären (hoher/geringer Fluß), intramyokardialen, adventitialen, intratumoralen oder intrazerebralen Teil, Wundstellen, dichte Gelenkräume oder Körperkavitäten eines Menschen oder Tieres umfassen.
Die folgenden Definitionen werden auf die molekularen Strukturen, die hier beschrieben werden, angewendet: Wie hier verwendet, wird der Ausdruck ”mit der Formel” oder ”mit der Struktur” in der gleichen Weise wie der Ausdruck ”umfassend” verwendet.
Der hier verwendete Ausdruck ”Alkyl” bezieht sich auf gesättigte Kohlenwasserstoffgruppen, die typischerweise, aber nicht notwendigerweise, 1 bis etwa 30 Kohlenstoffatome enthalten, wie Methyl, Ethyl, n-Propyl, Isopropyl, n-Butyl, Isobutyl, t-Butyl, Octyl, Decyl und dergleichen, ebenso wie Cycloalkylgruppen, wie Cyclopentyl, Cylcohexyl und dergleichen. Im allgemeinen, obwohl ebenfalls nicht notwendigerweise, enthalten die Alkylgruppen hier 1 bis etwa 12 Kohlenstoffatome. Der Ausdruck ”niedriges Alkyl” bezeichnet ein Alkyl mit 1 bis 6 Kohlenstoffatomen, vorzugsweise 1 bis 4 Kohlenstoffatomen. ”Substituiertes Alkyl” betrifft ein Alkyl, das mit einer oder mehreren Substituentengruppen substituert ist, die Ausdrücke ”Heteroatom-enthaltendes Alkyl” und ”Heteroalkyl” beziehen sich auf ein Alkyl, in dem wenigstens 1 Kohlenstoffatom durch ein Heteroatom ersetzt ist. Wenn nicht anders angegeben, schließen die Bezeichnungen ”Alkyl” und ”niedriges Alkyl” lineare, verzweigte, cyclische, nicht-substituierte, substituierte und/oder Heteroatomenthaltende Alkyle oder niedrige Alkyle ein.
Der hier verwendete Ausdruck ”Aryl”, wenn nicht anderweitig spezifiziert, betrifft einen aromatischen Substituenten, der einen einzelnen aromatischen Ring oder viele aromatische Ringe, die miteinander vereinigt sind, kovalent gebunden enthält oder an allgemeine Gruppen, wie einen Methylen- oder Ethylenrest gebunden ist. Bevorzugte Arylgruppen enthalten einen aromatischen Ring oder zwei vereinigte oder verbundene aromatische Ringe, z. B. Phenyl, Naphthyl, Biphenyl, Diphenylether, Diphenylamin, Benzophenon und dergleichen, und am meisten bevorzugt sind monocyclische Arylgruppen. ”Substituiertes Aryl” betrifft einen Arylrest, der mit einer oder mehreren Substituentengruppen substituiert ist, und die Bezeichnungen ”Heteroatom-enthaltendes Aryl” oder ”Heteroaryl” betreffe ein Aryl, in der wenigstens ein Kohlenstoffatom durch ein Heteroatom ersetzt ist. Wenn nicht anders angegeben, schließt der Ausdruck ”Aryl” Heteroaryl-, substituierte Aryl- und substituierte Heteroarylgruppen ein.
Der Ausdruck ”Aralkyl” betrifft eine Arylgruppe, die mit einer Arylgruppe substituiert ist, wobei Alkyl und Aryl wie oben definiert sind. Der Ausdruck ”Heteroaralkyl” betrifft eine Arylgruppe, die mit einer Heteroarylgruppe substituiert ist. Wenn nicht anders bezeichnet, schließt die Bezeichnung ”Aralkyl” Heteroalkyl- und substituierte Aralkylgruppen ebenso wie nicht-substituierte Aralkylgruppen ein. Im allgemeinen bezieht sich der Ausdruck ”Aralkyl” hier auf eine Aryl-substituierte niedrige Alkylgruppe, vorzugsweise eine Phenyl-substituierte niedrige Alkylgruppe, wie Benzyl, Phenethyl, 1-Phenylpropyl, 2-Phenylpropyl und dergleichen.
Der Ausdruck ”Heteroatom-enthaltend” wie in ”Heteroatom-enthaltende Hydrocarbonylgruppe” betrifft ein Molekül oder Molekülfragment, in dem ein oder mehrere Kohlenstoffatome durch ein Atom, das von Kohlenstoff verschieden ist, ersetzt ist, z. B. Stickstoff, Sauerstoff, Schwefel, Phosphor oder Silizium. In ähnlicher Weise betrifft der Ausdruck ”Heterocyclisch” einen cyclischen Substituenten, der Heteroatom-enthaltend ist, der Ausdruck ”Heteroaryl” betrifft einen Arylsubstituenten, der Heteroatom-enthaltend ist und dergleichen.
Mit ”substituiert” wie in ”substituiertes Alkyl”, ”substituiertes Aryl” und dergleichen, wie es in einigen der vorherigen Definitionen erwähnt ist, ist gemeint, das in dem Alkyl- beziehungsweise Arylrest wenigstens ein Wasserstoffatom, das an ein Kohlenstoffatom gebunden ist, durch einen oder mehreren nicht-interferierend Substituenten, wie Hydroxyl, Alkoxy, Thio, Amino, Halogen und dergleichen ersetzt ist.
I. Injizierbare Depotzusammensetzungen
Wie vorher beschrieben, können injizierbare Depotzusammensetzungen zur Abgabe von nützlichen Mitteln über einen längeren Zeitraum als viskoses Gel vor der Injektion des Depots in ein Subjekt gebildet werden. Das viskose Gel trägt das dispergierte nützliche Mittel, um geeignete Abgabeprofile zu liefern, die die einschließen, die einen niedrigen anfänglichen Ausbruch des nützlichen Mittels haben, wenn das nützliche Mittel aus dem Depot über die Zeit freigesetzt wird.
Der Polymer, Lösungsmittel und andere Agentien der Erfindung müssen biologisch verträglich sein, das heißt, sie dürfen keine Reizung oder Nekrose in der Umgebung der Anwendung bewirken. Die Umgebung der Anwendung ist eine flüssige Umgebung und kann einen subkutanen, intramuskulären, intravaskulären (hoher/geringer Fluß), intramyokardialen, adventitialen, intratumoralen oder intrazerebralen Teil, Wundstellen, dichte Gelenkräume oder Körperkavitäten eines Menschen oder Tieres umfassen. In bestimmten Ausführungsformen kann das nützliche Mittel lokal verabreicht werden, um systemische Nebenwirkungen zu vermeiden oder zu minimieren. Gele der vorliegenden Erfindung, die ein nützliches Mittel enthalten, können direkt an eine gewünschte Stelle, z. B. einen subkutanen, intramuskulären, intravaskulären (hoher/geringer Fluß), intramycikardialen, adventitialen, intratumoralen oder intrazerebralen Teil, Wundstellen, dichten Gelenkräume oder Körperkavitäten eines Menschen oder Tieres, injiziert/implantiert oder als ein Film appliziert werden.
Typischerweise wird das viskose Gel aus einer Standardinjektionsspritze injiziert, die vorher mit einer Zusammensetzung aus nützlichem Mittel und einem viskosen Gel als Depot befüllt wurde. Es wird oft bevorzugt, daß Injektionen mit der kleinsten Nadel vorgenommen werden (d. h. kleinster Durchmesser), um Unannehmlichkeiten bei dem Subjekt zu vermeiden, wenn die Injektion in einen subkutanen, intramuskulären, intravaskulären (hoher/geringer Fluß), intramy0kardialen, adventitialen, intratumoralen oder intrazerebralen Teil, Wundstellen, dichte Gelenkräume oder Körperkavitäten eines Menschen oder Tieres vorgenommen wird. Es ist erwünscht, daß man in der Lage ist, Gele durch Nadeln im Bereich von 16 gauge und höher, vorzugsweise 20 gauge oder höher, noch bevorzugter 22 gauge oder höher, ganz besonders bevorzugt 24 gauge oder höher zu injizieren. Mit hoch viskosen Gelen, d. h. Gelen mit einer Viskosität von etwa 20 Pa·s oder mehr, können die Injektionskräfte, die nötig sind, um das Gel aus der Spritze mit einer Nadel im Bereich von 20–30 gauge abzugeben, so hoch sein, daß es schwierig oder fast unmöglich ist, die Injektion per Hand durchzuführen. Gleichzeitig ist das hoch viskose Gel wünschenswert, um die Integrität des Depots nach der Injektion und während der Verteilphase beizubehalten und auch die gewünschten Suspensionseigenschaften des nützlichen Mittels in dem Gel zu unterstützen.
Ein thixotropes Gel weist reduzierte Viskosität auf, wenn es Scherkräften unterworfen wird. Das Ausmaß der Reduktion ist teilweise eine Funktion der Scherkraft des Gels, wenn es Scherkräften ausgesetzt ist. Wenn die Scherkraft zurückgenommen wird, kehrt die Viskosität des thixotropen Gels zu einer Viskosität zurück, die bei oder nahe der ist, die vorhanden war, bevor es der Scherkraft unterworfen wurde. Demgemäß kann ein thixotropes Gel einer Scherkraft ausgesetzt werden, wenn es aus einer Spritze injiziert wird, die zeitweise dessen Viskosität während des Injektionsprozesses reduziert. Wenn der Injektionsprozeß abgeschlossen ist, wird die Scherkraft entfernt und das Gel kehrt sehr nahe in seinen vorherigen Zustand zurück.
Eine Zusammensetzung aus einem Polymer und einem Polymerlösungsmittel schließt ein Mittel ein, das dem Gel, das aus dem Polymerlösungsmittel und dem Polymer gebildet wurde, thixotrope Eigenschaften verleiht, wobei die oben erwähnten gewünschten Vorteile erreicht werden. Es ist zusätzlich erwünscht, ein thixotropes Mittel in Mengen zu verwenden, die ausreichend gering sind, um nicht einen unnötigen Anstieg der Masse und des Volumens des Depots, das injiziert wird, zu bewirken. In dieser Beziehung ist es erwünscht, daß das thixotrope Mittel, d. h. niedrige Alkohole, insbesondere Ethanol, kein Polymerlösungsmittel ist. Wie weiter unter ausführlicher beschrieben wird, stellt die Zugabe von kleinen Mengen niedriger Alkohole, insbesondere Ethanol, zu den Polymerdepots, die als viskose Gele aus Milchsäure-basierenden Polymeren und geeigneten Polymerlösungsmitteln gebildet werden, die obigen gewünschten Eigenschaften der Zusammensetzungen der hier beschriebenen Erfindung bereit.
A. Der biologisch erodierbare, biologisch verträgliche Polymer
Polymere, die in Verbindung mit den Verfahren und Zusammensetzungen der Erfindung verwendet werden, sind biologisch erodierbar, d. h. daß sie schrittweise in den wässerigen Flüssigkeiten des Körpers des Patienten hydrolysieren, sich auflösen, physikalisch erodieren oder sich in anderer Weise auflösen. Im allgemeinen erodieren die Polymere biologisch als Ergebnis der hydrolytischen oder physikalischen Erosion, obwohl die primäre Bioerosion die typische Hydrolyse ist.
Zur Zeit bevorzugte Polymer sind Polylactide, d. h. ein Polymer auf Milchsäure-Basis, der nur auf Milchsäure basieren oder ein Copolymer sein kann, der auf Milchsäure und Glykolsäure und/oder Caprolacton basieren kann, der kleine Mengen anderer Comonomere enthalten kann, die die vorteilhaften Ergebnisse nicht beeinträchtigen, die in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung erreicht werden. Wie hier verwendet, schließt die Bezeichnung ”Milchsäure” die Isomeren L-Milchsäure, D-Milchsäure, DL-Milchsäure und Lactid ein, während die Bezeichnung ”Glykolsäure” Glykolid einschließt. Am meisten bevorzugt sind Polymere ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Polylactidpolymere, herkömmlich bezeichnet als PLA, Poly(lactid-co-glykolid)copolymere, herkömmlich bezeichnet als PLGA, und Poly(caprolacton-co-Milchsäure) (PCL-co-LA). Der Polymer hat eine Milchsäure/Glykolsäure-Verhältnis von etwa 100:0 bis etwa 15:85, vorzugsweise von etwa 75:25 bis etwa 30:70, noch bevorzugter von etwa 60:40 bis etwa 40:60 und ein besonders vorteilhafter Copolymer hat ein Monomerverhältnis von Milchsäure/Glykolsäure von etwa 50:50.
Der Poly(caprolacton-co-Milchsäure) (PCL-co-LA)-Polymer hat ein Comonomerverhältnis von Caprolacton/Milchsäure von etwa 10:90 bis etwa 90:10, vorzugsweise etwa 50:50; vorzugsweise von etwa 35:65 bis etwa 65:35, und noch bevorzugter von etwa 25:75 bis etwa 75:25. In bestimmten Ausführungsformen umfaßt der auf Milchsäure-basierende Polymer eine Mischung aus etwa 0–90% Caprolacton, etwa 0–100% Milchsäure und etwa 0–60% Glykolsäure.
Der auf Milchsäure-basierende Polymer hat ein durchschnittliches Molekulargewicht von etwa 1000 bis etwa 120000, vorzugsweise von etwa 5000 bis etwa 50000, noch bevorzugter von etwa 8000 bis etwa 30000, wie es mit einer Gelpermeationschromatographie (GPC) bestimmte wurde. Im Gegensatz zu früheren Polymer-basierenden injizierbaren Depots ermöglicht die vorliegende Erfindung die Verwendung von Polymeren mit höherem Molekulargewicht, so weit der aromatische Alkohol der Zusammensetzung ausgezeichnete Strukturviskosität selbst mit Polymeren mit hohem Molekulargewicht liefert. Wie in dem vorher erwähnten US-Patent Nr. 5 242 919 beschrieben, kann der Polymer in Übereinstimmung mit der Lehre des US-Patents Nr. 4 443 340 hergestellt werden. Alternativ kann der auf Milchsäure-basierende Polymer direkt aus Milchsäure oder einer Mischung aus Milchsäure und Glykolsäure (mit oder ohne einen weiteren Copolymer), in Übereinstimmung mit der in dem US-Patent Nr. 5 310 865 angegebenen Technik, hergestellt werden. Die Inhalte all dieser Patente sind hier durch Bezugnahme aufgenommen. Geeignete auf Milchsäure-basierende Polymere sind kommerziell verfügbar. Zum Beispiel können 50:50 Milchsäure:Glykolsäure-Copolymere mit einem Molekulargewicht von 8000, 10000, 30000 und 100000 von Boehringer Ingelheim (Petersburg, VA), Medisorb Technologies International L. P. (Cincinatti, OH) und Birmingham Polymers, Inc. (Birmingham, AL), wie unten beschrieben, bezogen werden.
Beispiele an Polymeren schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf, Poly(D,L-Lactid) Resomer^® L104, PLA-L104, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG502, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG502H, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG503, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolsid) 50:50 Resomer^® RG506, Poly L-Lactid MW 2000 (Resomer^® 1206, Resomer^® 1207, Resomer^® L209, Resomer^® L214), Poly D,L-Lactid (Resomer^® R104, Resomer^® R202, Resomer^® R203, Resomer^® R206, Resomer^® R207, Resomer^® R208), Poly L-Lactid-co-D,L-Lactid 90:10 (Resomer^® LR209), Polyglykolid (Resomer^® G205), Poly D,L-Lactid-co-Glykolid 50:50 (Resomer^® RG504H, Resomer^® RG504, Resomer^® RG505), Poly D,L-Lactid-co-Glykolid 75:25 (Resomer^® RG752, Resomer^® RG755, Resomer^® RG756), Poly D,L-Lactid-co-Glykolid 85:15 (Resomer^® RG858), Poly L-Lactid-co-Trimethylencarbonat 70:30 (Resomer^® LT706), Polydioxanon (Resomer^® X210) (Boehringer Ingelheim Chemicals, Inc., Petersburg VA).
Zusätzliche Beispiele schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf, DL-Lactid/Glykolid 100:0 (MEDISORB^® Polymer 100 DL High, MEDISORB^® Polymer 100 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 85/15 (MEDISORB^® Polymer 8515 DL High, MEDISORB^® Polymer 8515 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 75/25 (MEDISORB^® Polymer 7525 DL High, MEDISORB^® Polymer 7525 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 65/35 (MEDISORB^® Polymer 6535 DL High, MEDISORB^® Polymer 6535 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 54/46 (MEDISORB^® Polymer 5050 DL High, MEDISORB^® Polymer 5050 DL Low) und DL-Lactid/Glykolid 54/46 (MEDISORB^® Polymer 5050 DL 2A(3), MEDISORB^® Polymer 5050 DL 3A(3), MEDISORB^® Polymer 5050 DL 4A(3)) (Medisorb Technologies International L.P., Cincinatti, OH); und Poly D,L-Lactid-co-glykolid 50:50, Poly D,L-Lactid-co-glykolid 65:35, Poly D,L-Lactid-co-glykolid 75:25, Poly D,L-Lactid-co-glykolid 85:15, Poly D,L-Lactid, Poly L-Lactid, Polyglykolid, Poly ε-Caprolacton, Poly DL-Lactid-co-Caprolacton 25:75 und Poly DL-Lactid-co-Caprolacton 75:25 (Birmingham Polymers, Inc., Birmingham, AL).
Der biologisch verträgliche Polymer ist in der Gelzusammensetzung in Mengen im Bereich von 5 bis 90 Gewichts-%, vorzugsweise von etwa 10 bis etwa 85 Gewichts-%, bevorzugter von etwa 15 bis etwa 80 Gewichts-%, bevorzugt von etwa 20 bis etwa 75 Gewichts-%, insbesondere bevorzugt von etwa 30 bis etwa 70 Gewichts-% und typischerweise von etwa 35 bis etwa 65 Gewichts-% in dem viskosen Gel vorhanden, das viskose Gel umfaßt die kombinierten Mengen des biologisch verträglichen Polymers und eines Lösungsmittels mit einer Mischbarkeit mit Wasser, das heißt weniger als 7 Gew.-% bei 25°C. Das Lösungsmittel kann dem Polymer in den unten beschriebenen Mengen zugefügt werden, um implantierbare oder viskose Gele zu schaffen. Nochmals, die Kombination des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels, wie hier beschrieben, ermöglicht einen größeren Bereich von Polymer/Lösungsmittel-Verhältnissen, als sie bisher erhalten wurden.
B. Lösungsmittel
Die injizierbare Depotzusammensetzung der Erfindung erhält ein wassermischbares Lösungsmittel mit einer Mischbarkeit mit Wasser von weniger als 7 Gew.-% bei 25°C, zusätzlich zu dem biologisch erodierbaren Polymer, dem thixotropoen Mittel und dem nützlichen Mittel. Vorzugsweise sind die hier beschriebenen Zusammensetzungen auch frei von Lösungsmitteln mit einer Mischbarkeit mit Wasser von mehr als 7 Gew.-% bei 25°C.
Das Lösungsmittel muß biologisch verträglich sein, sollte mit dem Polymer ein viskoses Gel bilden und die Aufnahme von Wasser in das Implantat begrenzen. Geeignete Lösungsmittel werden im wesentlichen die Wasseraufnahme durch das Implantat begrenzen und, wie oben erwähnt, sind sie charakterisiert als nicht mit Wasser mischbar, d. h. mit einer Löslichkeit oder Mischbarkeit in Wasser von höchstens 7 Gewichts-%. Vorzugsweise ist die Wasserlöslichkeit des aromatischen Alkohols 5 Gew.-% oder weniger, bevorzugter 3 Gew.-% oder weniger und noch bevorzugter 1 Gew.-% oder weniger. Insbesondere bevorzugt ist die Löslichkeit des aromatischen Alkohols in Wasser gleich oder weniger als 0,5 Gew.-%. Das Lösungsmittel umfaßt eine Mischung eines Esters aromatischen Alkohols mit Estern von aromatischen Säuren.
Die Wassermischbarkeit kann wie folgt bestimmt werden: Wasser (1–5 g) wird in einen ausgewogenen klaren Behälter bei einer kontrollierten Temperatur, etwa 25°C, gegeben und gewogen und ein ausgewähltes Lösungsmittel wird tropfenweise zugegeben. Die Lösung wird gerührt, um Phasentrennung zu beobachten. Wenn es so aussieht, als wenn der Sättigungspunkt erreicht ist, was durch die Beobachtung der Phasentrennung bestimmt wird, wird die Lösung über Nacht stehen gelassen und am folgenden Tag erneut untersucht. Wenn die Lösung noch gesättigt ist, was durch die Beobachtung der Phasentrennung bestimmt wird, dann wird die Prozentzahl (w/w) des zugefügten Lösungsmittels bestimmt. Ansonsten wird mehr Lösungsmittel zugegeben und das Verfahren wiederholt. Die Löslichkeit oder Mischbarkeit wird durch dividieren des Gesamtgewichts des Lösungsmittels durch das Endgewicht der Lösungsmittel/Wasser-Mischung bestimmt. Wenn Lösungsmittelmischungen verwendet werden, werden sie vor der Zugabe in das Wasser gemischt.
Der aromatische Alkohol hat die Strukturformel (I) Ar-(L)n-OH (I)wobei Ar eine substituierte oder nicht substituierte Aryl- oder Heteroarylgruppe ist, n ist Null oder 1 und L ist eine Verbindungskomponente. Vorzugsweise ist Ar eine monocyclische Aryl- oder Heteroarylgruppe, wahlweise substituiert mit einer oder mehreren nicht-interferierenden Substituenten, wie Hydroxyl, Alkoxy, Thio, Amino, Halogen oder dergleichen. Noch bevorzugter ist Ar ein unsubstituierte 5- oder 6-gliedrige Aryl- oder Heteroarylgruppe, wie Phenyl, Cyclopentadienyl, Pyridinyl, Pyrimadinyl, Pyrazinyl, Pyrrolyl, Pyrazolyl, Imidazolyl, Furanyl, Thiophenyl, Thiazolyl, Isothiazolyl oder dergleichen. Der Index ”n” ist Null oder 1, was bedeutet, daß die Verbindungskomponente L vorhanden oder nicht vorhanden sein kann. Vorzugsweise ist n 1 und L ist im allgemeinen eine niedrige Alkylenverbindung, wie Methylen oder Ethylen, wobei die Bindung Heteroatome einschließen kann, wie O, N oder S. Das am meisten bevorzugte Ar ist Phenyl, n ist 1 und L ist Methylen, so daß der aromatische Alkohol Benzylalkohol ist.
Der aromatische Säureester oder Keton muß biologisch verträglich sein, sollte mit dem Polymer ein viskoses Gel bilden und die Aufnahme von Wasser in das Implantat begrenzen. Wie der aromatische Alkohol, sollen geeignete aromatische Säureester und Ketone im wesentlichen die Wasseraufnahme durch das Implantat begrenzen und, wie oben erwähnt, sind sie als nicht mit Wasser mischbar charakterisiert, d. h. mit einer Löslichkeit oder Mischbarkeit in Wasser von höchstens 7 Gewichts-%. Vorzugsweise ist die Wasserlöslichkeit des aromatischen Alkohols 5 Gew.-% oder weniger, bevorzugter 3 Gew.-% oder weniger und noch bevorzugter 1 Gew.-% oder weniger. Insbesondere bevorzugt ist die Löslichkeit des aromatischen Alkohols in Wasser gleich oder weniger als 0,5 Gew.-%.
Der aromatische Säureester oder Keton kann ausgewählt werden aus niedrigen Alkyl- und Aralkylestern aromatischer Säuren, und Aryl- und Aralkylketonen. Im allgemeinen, aber nicht notwendigerweise, werden die aromatischen Säureester und Ketone die jeweiligen Strukturformeln (II) oder (III) haben:
In dem Ester der Formel (II) ist R¹ substituiertes oder unsubstituiertes Aryl, Aralkyl, Heteroaryl oder Heteroaralkyl, vorzugsweise substituiertes oder unsubstituiertes Aryl oder Heteroaryl, noch bevorzugter monocyclisches oder bicyclisches Aryl oder Heteroaryl, wahlweise substituiert mit einer oder mehreren nicht-interferierenden Substituenten, wie beispielsweise Hydroxyl, Carboxyl, Alkoxy, Thio, Amino, Halogen und dergleichen und besonders bevorzugt 5- oder 6-gliedriges Aryl oder Heteroaryl, wie Phenyl, Cyclopentadienyl, Pyridinyl, Pyrimadinyl, Pyrazinyl, Pyrrolyl, Pyrazolyl, Imidazolyl, Furanyl, Thiophenyl, Thiazolyl, Isothiazolyl und am meisten bevorzugt ist ein 5- oder 6-gliedriges Aryl. R² ist Hydrocarbonyl oder Heteroatom-substituiertes Hydrocarbonyl, typischerweise niederes Alkyl oder substituiertes oder unsubstituiertes Aryl, Aralkyl, Heteroaryl oder Heteroaralkyl, vorzugsweise niederes Alkyl oder substituiertes oder unsubstituiertes Aralkyl oder Heteroaralkyl, noch bevorzugter niederes Alkyl oder monocyclisches oder bicyclisches Aralkyl oder Heteroaralkyl, wahlweise substituiert mit einer oder mehreren nicht-interferierenden Substituenten, wie beispielsweise Hydroxyl, Carboxyl, Alkoxy, Thio, Amino, Halogen und dergleichen und besonders bevorzugt niederes Alkyl oder 5- oder 6-gliedriges Aralkyl oder Heteroaralkyl, und am meisten bevorzugt ist ein 5- oder 6-gliedriges Aryl, wahlweise substituiert mit einer oder mehreren zusätzlichen Estergruppen mit der Struktur -O-(CO)-R¹. Am meisten bevorzugt sind Benzoesäure- und Phthalsäureester.
Bei den Ketonen der Formel (III) können R³ und R⁴ ausgewählt werden aus der für R¹ und R² oben angegebenen Gruppen.
Bekannte Benzoesäurederivate, für die Lösungsmittel mit der erforderlichen Löslichkeit ausgewählt werden können, schließen ohne Beschränkung ein: 1,4-Cyclohexandimethanoldibenzoat, Diethylenglykoldibenzoat, Dipropylenglykoldibenzoat, Polypropylenglykoldibenzoat, Propylenglykoldibenzoat, ein Mischung aus Diethylenglykolbenzoat und Dipropylenglykolbenzoat, Polyethylenglykol (200)-dibenzoat, isodecylbenzoat, Neopentylglykoldibenzoat, Glyceryltribenzoat, Pentaerylthritoltetrabenzoat, Cumylphenylbenzoat, Trimethylpentandioldibenzoat.
Bekannte Phthalsäurederivate, für die Lösungsmittel mit der erforderlichen Löslichkeit ausgewählt werden können, schließen ein: Alkylbenzylphthalat, Bis-Cumylphenylisophthalat, Dibutoxyethylphthalat, Dimethylphthalat, Dimethylphthalat, Diethylphthalat, Dibutylphthalat, Diisobutylphthalat, Butyloctylphthalat, Diisoheptylphthalat, Butyloctylphthalat, Diisononylphthalat, Nonylundecylphthalat, Dioctylphthalat, Di-Isooctylphthalat, Dicaprylphthalat, gemischtes Alkoholphthalat, Di-(2-ethylhexyl)phthalat, lineares Heptyl, Nonyl, Phthalat, lineares Heptyl, Nonyl, Undecylphthalat, lineares Nonylphthalat, lineares Nonylundecylphthalat, lineares Dinonyl, Didecylphthalat (Diisodecylphthalat), Diundecylphthalat, Ditridecylphthalat, Undecyldodecylphthalat, Decyltridecylphthalat, Mischung (50/50) aus Dioctyl- und Didecylphthalaten, Butylbenzylphthalat und Dicyclohexylphthalat.
Besonders bevorzugte Lösungsmittel sind Derivate von Benzoesäure und schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf, Methylbenzoat, Ethylbenzoat, n-Propylbenzoat, Isopropylbenzoat, Butylbenzoat, Isobutylbenzoat, sek.-Butylbenzoat, tert.-Butylbenzoat, Isoamylbenzoat und Benzylbenzoat, wobei Benzylbenzoat am meisten bevorzugt ist.
Die Zusammensetzung kann auch zusätzlich zu dem (den) wassermischbaren Lösungsmitteln) eine oder mehrere mischbare Lösungsmittel (”Komponentenlösungsmittel”) einschließen, vorausgesetzt, daß solch ein zusätzliches Lösungsmittel ein anderes als ein niederes Alkanol ist. Komponentenlösungsmittel, die mit dem auf primären Lösungsmittel(n) kompatibel und mischbar sind, haben eine höhere Mischbarkeit mit Wasser und die erhaltenen Mischungen können noch eine signifikante Beschränkung der Wasseraufnahme in das Implantat aufweisen. Solche Mischungen werden als ”Komponentenlösungsmittelmischungen” bezeichnet. Nützliche Komponentenlösungsmittelmischungen können Löslichkeiten in Wasser von mehr als die primären Lösungsmittel selbst aufweisen, typischerweise zwischen 0,1 Gewichtsprozent und bis zu und einschließlich 50 Gewichtsprozent, vorzugsweise bis zu und einschließlich 30 Gewichtsprozent und noch bevorzugter bis zu und einschließlich 10 Gewichtsprozent ohne schädlichen Einfluß auf die Beschränkung der Wasseraufnahme, die durch die Implantate der Erfindung gezeigt werden.
Komponentenlösungsmittel, die in Komponentenlösungsmittelmischungen nützlich sind, sind solche Lösungsmittel, die mit dem primären Lösungsmittel oder der Lösungsmittelmischung mischbar sind und schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf Triacetin, Diacetin, Tributyrin, Triethylcitrat, Tributylcitrat, Acetyltriethylcitrat, Acetyltributylcitrat, Triethylglyceride, Triethylphosphat, Diethylphthalat, Diethyltartrat, Mineralöl, Polybuten, Silikonfluid, Glycerin, Ethylenglykol, Polyethylenglykol, Octanol, Ethyllactat, Propylenglykol, Propylencarbonat, Ethylencarbonat, Butyrolacton, Ethylenoxid, Propylenoxid, N-Methyl-2-pyrrolidon, 2-Pyrrolidon, Glycerolformal, Methylacetat, Ethylactat, Methylethylketon, Dimethylformamid, Glykofurol, Dimethylsulfoxid, Tetrahydrofuran, Caprolactam, Decylmethylsulfoxid, Oleinsäure und 1-Dodecylazacycloheptan-2-on und deren Mischungen.
Das Lösungsmittel oder die Lösungsmittelmischung ist in der Lage, den Polymer zu lösen, um ein viskoses Gel zu bilden, welches Partikel des nützlichen Mittels, das gelöst oder verteilt und isoliert von der Umgebung der Anwendung vor der Freisetzung ist, enthalten kann. Die Zusammensetzungen der vorliegenden Erfindung stellen Implantate mit einem geringen Ausbruchindex bereit. Die Wasseraufnahme ist durch die Verwendung eines Lösungsmittels oder einer Komponentenlösungsmittelmischung kontrolliert, die den Polymer löst oder weichmacht, aber im wesentlichen die Aufnahme von Wasser in das Implantat beschränkt.
Das Lösungsmittel oder die Lösungsmittelmischung ist typischerweise in einer Menge von etwa 95 bis etwa 5 Gewichts-%, vorzugsweise etwa 75 bis etwa 15 Gewichts-%, und am meisten bevorzugt etwa 65 bis etwa 20 Gewichts-% des viskosen Gels vorhanden. In bestimmten Ausführungsformen umfaßt das Lösungsmittel eine Mischung des aromatischen Alkohols (Formel I), dem aromatischen Säureester (Formel II) und dem Keton (Formel III). In einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird das Lösungsmittel ausgewählt aus einem aromatischen Alkohol, niederen Alkyl- und Aralkylestern der Benzoesäure. Zur Zeit sind die bevorzugten Lösungsmittel Benzylalkohol, Benzylbenzoat und die niederen Ester der Benzoesäure, vorzugsweise Ethylbenzoat. Im allgemeinen ist das Gewichtsverhältnis des aromatischen Alkohols zu dem Ester oder Keton im Bereich von etwa 1% bis etwa 99%, vorzugsweise im Bereich von etwa 10% bis etwa 90%, vorzugsweise im Bereich von etwa 20% bis etwa 80%, vorzugsweise im Bereich von etwa 25% bis etwa 75%, oft im Bereich von etwa 50%.
Das viskose Gel, das aus einer Mischung des Polymers mit dem Lösungsmittel hergestellt wird, hat typischerweise eine Viskosität von etwa 100 bis etwas 200000 mPa·s, vorzugsweise von etwa 500 bis etwa 50000 mPa·s, oft von etwa 1000 bis etwa 50000 mPa·s gemessen bei einer 1 sec^–1 Scherrate und 25°C mit einem Haake Rheometer nach etwa 1–2 Tagen, nachdem die Mischung fertig ist. Die Mischung des Polymers mit dem Lösungsmittel kann mit einer herkömmlichen niederen Scherausrüstung, wie einem Ross-Doppelplanetenmixer für von etwa 10 Minuten bis etwa 1 Stunden erreicht werden, obwohl kürzere und längere Zeiträume vom Fachmann gewählt werden können, in Abhängigkeit von den einzelnen physikalischen Eigenschaften der Zusammensetzung, die hergestellt werden soll. Weil es oft erwünscht ist, des Implantat als eine injizierbare Zusammensetzung zu verabreichen, ist eine ausgleichende Betrachtung, wenn Implantate gebildet werden, die viskose Gele sind, die, daß die Zusammensetzung aus Polymer, Lösungsmittel, thixotropem Mittel und nützlichem Mittel eine ausreichend niedrige Viskosität hat, um zu ermöglichen, daß sie durch einen kleinen Durchmesser gezwungen werden kann, z. B. 16 gauge oder mehr, vorzugsweise 20 gauge oder mehr, noch bevorzugter 22 gauge oder mehr, ganz besonders bevorzugt 24 gauge oder mehr gauge-Nadeln. Wenn nötig, kann die Einstellung der Viskosität des Gel zur Injektion mit Emulgatoren, wie hier beschrieben, ausgeführt werden. Dennoch sollten solche Zusammensetzungen eine adäquat dimensionierte Stabiltät aufweisen, um lokalisiert zu bleiben und um entfernt werden zu können, wenn nötig. Die einzelne Gel- oder gelähnliche Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung erfüllt diese Erfordernisse.
C. Thixotrope Mittel
Das thixotrope Mittel, d. h. ein Mittel, das dem Polymergel thixotrope Eigenschaften verleiht, wird aus niederen Alkanolen ausgewählt. Niedere Alkanole bezieht sich auf einen Alkohol der 2–6 Kohlenstoffatome enthält und eine gerade Kette oder verzweigte Kette hat. Solche Alkohole können beispielhaft Ethanol, Isopropanol und dergleichen sein. Wichtig ist, daß solch ein thixotropes Mittel nicht das Polymerlösungsmittel ist. (Siehe z. B., Development of an in situ forming biodegradable poly-lactide-co-glycolid system for controlled release of Proteins, Lambert, W.J., and Peck, K.D., Journal of Controlled Release, 33 (1995) 189–195).
Es wurde herausgefunden, daß die Zugabe einer thixotropen Menge eines thixotropen Mittels zu der Polymerlösung des Polymers und des Polymerlösungsmittels eine injiizierbare Depotzusammensetzung liefert, die überraschenderweise im wesentlichen signifikante Verbesserung des strukturviskosen Verhaltens und des weiteren verminderte Injektionskraft verglichen mit den bisher beschriebenen Depotzusammensetzungen aufweist. Überraschenderweise muß nur eine kleine Menge eines thixotropen Mittels zu der Polymerlösung des Polymers und des Polymerlösungsmittels gegeben werden, um die gewünschte Reduktion bei der Injektionskraft zu erhalten, wenn das Gel aus einer Spritze abgegeben wird. Demgemäß wurde gefunden, daß eine Menge an thixotropem Mittel von weniger als 15 Gewichts-% des kombinierten Gewichts des Polymerlösungsmittels und des thioxtropen Mittels ausreichend ist. Das thixotrope Mittel kann in Mengen von 0,01 bis 15 Gewichts-%, vorzugsweise in Mengen von 0,1 bis 5 Gewichts-% und oft in Mengen von 0,5 bis 5 Gewichts-% des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und thixotropen Mittels vorhanden sein.
Es ist so zu verstehen, daß das thixotrope Mittel der vorliegenden Erfindung nicht nur ein Verdünnungsmittel oder ein Polymerlösungsmittel darstellt, das die Viskosität durch einfache Abnahme der Konzentration der Komponenten der Zusammensetzung reduziert. Die Verwendung von herkömmlichen Verdünnungsmitteln kann die Viskosität reduzieren, kann aber auch den Ausbruch-Effekt, der vorher beschrieben wurde, wenn die verdünnte Zusammensetzung injiziert wird, bewirken. Im Gegensatz dazu kann die injizierbare Depotzusammensetzung der vorliegenden Erfindung formuliert werden, um den Ausbrucheffekt durch Selektion des thixotropen Mittels zu verhindern, so daß wenn sie einmal an ihren Platz injiziert wurde, das thixotrope Mittel geringe Auswirkungen auf die Freisetzungseigenschaften des Originalsystems hat. Vorzugsweise setzt das System 40 Gewichts-% oder weniger des nützlichen Mittels, das in dem viskosen Gel vorhanden ist innerhalb der ersten 24 Stunden nach der Implantation in dem Subjekt frei. Noch bevorzugter werden 30 Gewichts-% oder weniger innerhalb der ersten 24 Stunden nach der Implantation freigesetzt und die implantierte Zusammensetzung hat einen Ausbruchindex von 12 oder weniger, vorzugsweise 8 oder weniger.
B. Nützliche Mittel
Das nützliche Mittel kann jede physiologisch oder pharmakologisch aktive Substanz oder Substanzen sein, wahlweise in Kombination mit einem pharmazeutischen akzeptablen Träger und zusätzlichen Ingredienzien, wie Antioxidantien, Stabilisatoren, Permeationsverstärker usw., die nicht wesentlich eine gegenteilige Wirkung der vorteilhaften Ergebnisse verursachen, die durch die vorliegende Erfindung erhalten werden. Das nützliche Mittel kann jedes Mittel sein, für das bekannt ist, das es im Körper eines Menschen oder Tieres abgegeben werden kann und das vorzugsweise in Wasser eher löslich ist als in dem Polymer-lösenden Lösungsmittel. Diese Mittel schließen Arzneimittel, Medikamente, Vitamine, Nährstoffe und dergleichen ein. In diesen Typen von Mitteln, auf die diese Beschreibung zutrifft, sind Verbindungen mit niedrigem Molekulargewicht, Proteine, Peptide, genetisches Material, Nährstoffe, Vitamine, Nahrungsergänzungsmittel, Sterilisierungmittel, Fertilitätsinhibitoren und Fertilitätspromotoren eingeschlossen.
Arzneimittel, die mit der vorliegenden Erfindung abgegeben werden können, schließen Arzneimittel ein, die auf die peripheren Nerven, adrenergische Rezeptoren, cholinergische Rezeptoren, die Skelettmuskeln, das cardiovaskuläre System, glatte Muskeln, das Blutzirkulationssystem, synoptische Stellen, Neuroeffektor- Verbindungsstellen, endokrine und Hormonsysteme, das immunologische System, das reproduktive System, das Skelettsystem, autacoide Systeme, die alimentären und exkretorischen Systeme, das Histaminsystem und das zentrale Nervensystem wirken. Geeignete Mittel können ausgewählt werden aus, zum Beispiel einem Arzneimittel, Proteinen, Enzymen, Hormonen, Polynukleotiden, Nukleoproteinen, Polysacchariden, Glykoproteinen, Lipoproteinen, Polypeptiden, Steroiden, Analgetika, Lokalanästhetika, Antibiotika, chemotherapeutischen Mitteln, immunosuppressiven Mitteln, Antientzündungsmitteln, Antiproliferationsmitteln, antimitotischen Mitteln, angiogenen Mitteln, Antikoagulantien, fibrinolytischen Mitteln, Wachstumsfaktoren, Antikörpern, okulären Arzneimitteln, und Metaboliten, Analogen (einschließlich synthetische und substituierte Analoge), Derivate (einschließlich aggregative Konjugate/Fusion mit anderen Makromolekülen und kovalente Konjugate mit unverbundenen chemischen Resten, durch Mittel, die bekannt sind), Fragmente und gereinigte, isolierte, rekombinante und chemisch synthetisierte Versionen dieser Agentien.
Beispiele von Arzneimitteln, die durch die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung abgegeben werden schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf, Procain, Procainhydrochlorid, Tetracain, Tetracainhydrochlorid, Kokain, Kokainhydrochlorid, Chlorprocain, Chlorprocainhydrochlorid, Proparacain, Proparacainhydrochlorid, Piperocain, Piperocainhydrochlorid, Hexylcain, Hexylcainhydrochlorid, Naepain, Naepainhydrochlorid, Benzoxinat, Benzoxinathydrochlorid, Cyclomethylcain, Cyclomethylcainhydrochlorid, Cyclomethylcainsulfat, Lidocain, Lidocainhydrochlorid, Bupivicain, Bupivicainhydrochlorid, Mepivicain, Mepivicainhydrochlorid, Prilocain, Prilocainhydrochlorid, Dibucain und Dibucainhydrochlorid, Etidocain, Benzocain, Propoxycain, Dyclonin, Pramoxin, Oxybuprocain, Prochlorperzin-ε-disylat, Eisen(II)sulfat, Aminohexansäure, Mecamylaminhydrochlorid, Procainaminhydrochlorid, Amphetaminsulfat, Methamphetaminhydrochlorid, Benzamphetaminhydrochlorid, Isoproterenolsulfat, Phenmetrazinhydrochlorid, Bethanechilchlorid, Methacholinchlorid, Pilocarpinhydrochlorid, Atropinsulfat, Scopolaminbromid, Isopropamidiodid, Tridihexethylchlorid, Phenforminhydrochlorid, Methylphenidathydrochlorid, Theophyllincholinat, Cephalexinhydrochlorid, Diphenidol, Meclizinhydrochlorid, Prochlorperazinmaleat, Phenoxybenzamin, Thiethylperzinmaleat, Anisindon, Diphenadionerythrityltetranitrat, Digoxin, Isoflurophat, Acetazolamid, Methazolamid, Bendroflumethiazid, Chlorpromaid, Tolazamid, Chlormadininacetat, Phenaglycodol, Allopurinol, Aluminiumaspirin, Methotrexat, Acetylsulfisoxazol, Erythromycin, Hydrocortison, Hydrocorticosteronacetat, Cortisonacetat, Dexamethason und seine Derivate, wie Betamethason, Triamcinolon, Methyltestosteron, 17-S-Estradiol, Ethinylestradiol, Ethinylestradiol-3-methylether, Prednisolon, 17-α-Hydroxyprogesteronacetat, 19-nor-Progesteron, Norgestrel, Norethindron, Norethisteron, Norethiederon, Progesteron, Norgesteron, Norethynodrel, Aspirin, Indomethacin, Naproxen, Fenoprofen, Sulindac, Indoprofen, Nitroglycerin, Isosorbiddinitrat, Propranolol, Timolol, Atenolol, Alprenolol, Cimetidin, Clonidin, Imipramin, Levodopa, Chlorpromazin, Methyldopa, Dihydroxyphenylalanin, Theophyllin, Calciumgluconat, Ketoprofen, Ibuprofen, Cephalexin, Erythromycin, Haloperidol, Zomepirac, Eisen(II)lactat, Vincamin, Diazepam, Phenoxybenzamin, Diltiazem, Milrinon, Mandol, Quanbenz, Hydrochlorthiazid, Ranitidin, Flurbiprofen, Fenufen, Fluprofen, Tolmetin, Alclofenac, Mefenamic, Flufenamic, Difuinal, Nimodipin, Nitrendipin, Nisoldipin, Nicardipin, Felodipin, Lidoflazin, Tiapamil, Gallopamil, Amlodipin, Miofalzin, Lisinolpril, Enalapril, Enalaprilat, Captopril, Ramipril, Famotidin, Nizatidin, Sucralfat, Etintidin, Tetratolol, Minoxidil, Chlordiazepoxid, Diazepam, Amitriptylin, und Imipramin. Weitere Beispiele sind Proteine und Peptide, die einschließen, aber nicht beschränkt sind auf, Knochen-morphorgene Proteine, Insulin, Colchicin, Glucagon, Thyroid-stimulierende Hormone, Parathyroid- und Hypophysenhormone, Calcitonin, Renin, Prolactin, Corticotropin, thyrotropes Hormon, Follikel-stimulierendes Hormon, chorionisches Gonadotropin, Gonadotropin-freisetzendes Hormon, Rindersomatotropin, Porcinsomatotropin, Oxytocin, Vasopressin, GRF, Somatostatin, Lypressin, Pankreozymin, luteinisierendes Hormon, LHRH, LHRH-Agonisten und -Antagonisten, Leuprolid, Interferone, wie alpha-2a, Interferon alpha-2b, und Consensus-Interferon, Interleukine, Wachstumsfaktoren, wie epidermaler Wachstumsfaktor (EGF), Platelet Derived Wachstumsfaktoren (PDGF), Fibroblastenwachstumsfaktoren (FGF), Transforming-Wachstumsfakoren-α (TGF-α), Transforming-Wachstumsfakoren-β (TGF-β), Erythropoietin (EPO), Insulin-ähnlicher Wachstumsfaktor-I (IGF-I), Insulin-ähnlicher Wachstumsfaktor-II (IGF-II), Interleukin-1, Interleukin-2, Interleukin-6, Interleukin-8, Tumor- Nekrosefactor-α (TNF-α), Tumor- Nekrosefactor-β (TNF-β), Interferon-α (INF-α), Interferon-β (INF-β), Interferon-γ (INF-γ), Interferon-ω (INF-ω), Kolonie-stimmulierende Factoren (CGF), vasculärer Zellwachstumsfaktor (VEGF), Thrombopoietin (TPO), Bindegewebszell-abgeleitete Faktoren (SDF), Placenta-Wachstumsfaktor (PIGF), Hepatocytenwachstumsfaktor (HGF), Granulocytenmacrophagen-Kolonie-stimmulierender Faktor (GM-CSF), Glial-abgeleiteter Neurotropinfaktor (GDNF), Granulocytenkolonie-stimmulierender Faktor (G-CSF), ziliär-neurotroper Faktor (CNTF), Knochen-morphogene Proteine (BMP), Coagulationsfaktoren, humane Pancreashormon-freisetzender Faktor, Analoge und Derivate dieser Verbindungen und pharmazeutisch akzeptable Salze dieser Verbindungen oder deren Analoge oder Derivative.
Zusätzliche Bespiele von Arzneimitteln, die durch die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung abgegeben werden können schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf antiproliferative/antimitotische Mittel einschließlich natürliches Produkte, wie Vincaalkaloide (d. h. Vinblastin, Vincristin und Vinorelbin), Paclitaxel, Epidipodophyllotoxine (d. h. Etoposid, Teniposid), Antibiotika (Dactinomycin, Actinomycin D, Daunorubicin, Doxorubicin und Idarubicin), Anthracycline, Mitoxantron, Bleomycine, Plicamycin (Mithramycin) und Mitomycin, Enzymes (L-Asparaginase, die systemisch L-Asparagin metabolisiert und Zellen unterdrückt, die nicht die Kapazität zur Synthese eigenen Asparagins haben); Antiplateletmittel, wie G(GP)II_bIII_a-Inhibitoren und Vitronectinreceptor-Antagonisten; antiproliferative/antimitotische-Alkylierungsmittel, wie Stickstoffsenfgase (Mechlorethamin, Cyclophosphamid und Analoge, Melphalan, Chlorambucil), Ethylenimine und Methylmelamine (Hexamethylmelamin und Thiotepa), Alkyl-Sulfonat-Busulfan, Nitrosoharnstoffe (Carmustine (BCNU) und Analoge, Streptozocin), Trazenes-dacarbazinin (DTIC); antiproliferative/antimitotische Antimetaboliten, wie Folsäureanaloge (Methotrexat), Pyrimidinanaloge (Fluorouracil, Floxuridin und Cytarabin), Purinanaloge and verwandte Inhibitoren (Mercaptopurin, Thioguanin, Pentostatin und 2-Chlorodeoxyadenosin (Cladribin)); Platin-Koordinationskomplexe (Cisplatin, Carboplatin), Procarbazin, Hydroxyharnstoff, Mitotan, Aminoglutethimid; Hormones (z. B. Estrogen); Anticoagulantien (Heparin, synthetische Heparinsalze und andere Inhibitoren des Thrombin); Fibrinolytische Mittel (wie Gewebeplasminogenaktivator, Streptokinase und Urokinase), Aspirin, Dipyridamol, Ticlopidine, Clopidogrel, Abciximab; Antimigratorien; Antisecretorien (Breveldin); Antientzündungsmittel, wie adrenocorticale Steroide (Cortisol, Cortison, Fludrocortison, Prednison, Prednisolon, 6α-Methylprednisolon, Triamcinolon, Betamethason und Dexamethason), nicht-steroide Mittel (Salicylsäurederivative, d. h. Aspirin; para-Aminophenolderivate, z. B. Acetominophen); Indol- und Indenessigsäuren (Indomethacin, Sulindac und Etodalac), Heteroarylessigsäuren (Tolmetin, Diclofenac und Ketorolac), Arylpropionsäuren (Ibuprofen und Derivative), Anthranilsäuren (Mefenamicsäure and Meclofenamicsäure), Enolsäuren (Piroxicam, Tenoxicam, Phenylbutazon und Oxyphenthatrazon), Nabumeton, Goldverbindungen (Auranofin, Aurothioglucose, Goldnatriumthiomalat); Immunosuppressiva: (Cyclosporn, Tacrolimus (FK-506), Sirolimus (Rapamycin), Azathioprin, Mycophenolatmofetil); Angiogene Mittel: vaskulärer endothelialer Wachstumsfaktor (VEGF), Fibroblastenwachstumsfaktor (FGF); Angiotensin-Receptor-Blocker; Stickstoffmonooxiddonator; Antisense-Oligonucleotide und deren Kombinationen; Zellzyklusinhibitoren, mTOR-Inhibitoren, und Wachstumfaktorsignaltransduktionskinaseinhibitoren, Analoge und Derivate dieser Verbindungen und pharmazeutisch akzeptable Salze dieser Verbindungen oder deren Analoge oder Derivative.
In bestimmten Ausführungsformen schließt das nützliche Mittel chemotactische Wachstumsfaktoren, proliferative Wachstumsfaktoren, stimulatorische Wachstumsfaktoren und transformationelle Peptid-Wachstumsfaktoren, einschließlich Gene, Vorläufer, post-translationale Varianten, Metaboliten, Bindungsroteine, Rezeptoren, Receptor-Agonisten und Antagonisten der folgenden Wachstumsfaktoren ein: epidermale Wachstumsfaktoren (EGFs), Platelet Derived Wachstumsfaktor (PDGFs), Insulin-ähnliche Wachstumsfaktoren (IGFs), Fibroblasten-Wachstumsfaktoren (FGFs), transformierende Wachstumsfaktoren (TGFs), Interleukine (ILs), kolonie-stimulierende Factoren (CSFs, MCFs, GCSFs, GMCSFs), Interferone (IFNs), endotheliale Wachstumsfaktoren (VEGF, EGFs), Erythpropoietine (EPOS), Angiopoietine (ANGs), Placenta-abgeleitete Wachstumsfaktoren (PIGFs) und Hypoxie-induzierte transcriptionelle Regulatoren (HIFs).
Die vorliegende Erfindung findet auch Anwendung mit chemotherapeutischen Mitteln für die lokale Verabreichung solcher Mittel, um systemische Nebenwirkungen zu vermeiden oder zu verhindern. Gele der vorliegenden Erfindung, die chemotherapeutische Mittel enthalten, können direkt in das Tumorgewebe zur dauerhaften Abgabe des chemotherapeutischen Mittels über die Zeit injiziert werden. In einigen Fällen insbesondere nach Resektion des Tumors kann das Gel direkt in die sich ergebene Aushöhlung implantiert werden oder kann auf dem verbleibenden Gewebe als ein Film appliziert werden. In Fällen, in denen das Gel nach einer Operation implantiert wird, ist es möglich, Gele mit höherer Viskosität zu verwenden, weil sie nicht durch einen kleinen Nadeldurchmesser geführt werden müssen. Beispielhafte chemotherapeutische Mittel, die in Übereinstimmung mit der Praxis der vorliegenden Erfindung abgegeben werden, schließen zum Beispiel Carboplatin, Cisplatin, Paclitaxel, BCNU, Vincristin, Camptothecin, Etoposid, Cytokine, Ribozyme, Interferone, Oligonukleotide und Oligonukleotidsequenzen ein, die die Translation oder Transkription von Tumorgenen inhibieren, funktionelle Derivate der vorgenannten, und allgemein bekannte chemotherapeutische Mittel, wie solche, die im US-Patent Nr. 5 651 986 beschrieben sind. Die vorliegende Anmeldung ist insbesondere nützlich bei der dauerhaften Abgabe von wasserlöslichen chemotherapeutischen Mitteln, wie zum Beispiel Cisplatin und Carboplatin, und wasserlöslichen Derivaten von Paclitaxel. Diese Charakteristiken der Erfindung, die den Ausbrucheffekt minimieren, sind insbesondere vorteilhaft bei der Verabreichung von wasserlöslichen nützlichen Mitteln jeglicher Art, aber insbesondere von Verbindungen, die klinisch nützlich und wirksam sind, aber ungünstige Nebenwirkungen haben.
In dem oben nicht erwähnten Umfang können die auch nützlichen Mittel, die in dem vorhergenannten US-Patent Nr. 5 242 910 beschrieben sind, verwendet werden. Ein besonderer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, daß Materialien, wie Proteine, beispielsweise das Enzym Lysozym und cDNA und DNA, die in Vektoren sowohl viral als auch nicht viral integriert sind, die schwierig zu verkapseln sind oder in Mikrosphären zu überführen sind, in die Zusammensetzungen der vorliegenden Erfindung, ohne dem Niveau des Abbaus, das durch die Exposition gegenüber hohen Temperaturen und der Denaturierung von Lösungsmittel, die oft in anderen Verfahrenstechniken vorkommen, bewirkt wird, eingebracht werden können.
Das nützliche Mittel wird vorzugsweise in das viskose Gel, das aus einem Polymer und dem Lösungsmittel in Form von Partikeln typischerweise mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von etwa 0,1 bis etwa 250 μm, vorzugsweise von etwa 1 bis etwa 200 μm und oft von 30 bis 125 gebildet wird, eingebracht. Zum Beispiel werden Partikel mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von etwa 5 μm durch Spraytrocknung oder Gefriertrocknung einer wässerigen Mischung enthaltend 50% Saccharose und 50% Hühnerlysozym (auf der Basis des Trockengewichts) und Mischungen aus 10–20% hGH und 15–30 mM Zinkacetat hergestellt. Solche Partikel wurden in bestimmten Beispielen verwendet, die in den Figuren dargestellt sind. Herkömmliche Lyophilisierungsverfahren können auch verwendet werden, um Partikel des nützlichen Mittels mit unterschiedlichen Größen unter Verwendung von geeigneten Gefrier- und Trocknungszyklen zu bilden.
Um eine Suspension oder Dispersion aus Partikeln des nützlichen Mittels in dem viskosen Gel, das aus dem Polymer und dem Lösungsmittel gebildet ist, zu bilden, kann jede bekannte Schervorrichtung, wie zum Beispiel ein Ross-Doppelplanetenmixer unter Umgebungsbedingungen, verwendet werden. Auf diese Weise kann eine effiziente Verteilung des nützlichen Mittels ohne wesentlichen Abbau des nützlichen Mittels erreicht werden.
Das nützliche Mittel wird typischerweise in der Zusammensetzung in einer Menge von etwa 0,1 bis etwa 50 Gewichts-%, vorzugsweise in einer Menge von etwa 1 bis etwa 40 Gewichts-%, noch bevorzugter in einer Menge von etwa 2 bis etwa 30 Gewichts-% und oft 2 bis 20 Gewichts-% der kombinierten Mengen des Polymers, des Lösungsmittels und des nützlichen Mittels gelöst oder dispergiert. Abhängig von der Menge des nützlichen Mittels, das in der Zusammensetzung vorhanden ist, kann man verschiedene Freisetzungsprofile und Ausbruchindices erhalten. Insbesondere kann man für einen gegebenen Polymer und Lösungsmittel durch Einstellung der Mengen dieser Komponenten und der Menge des nützlichen Mittels ein Freisetzungsprofil erhalten, das mehr von dem Abbau des Polymers abhängt als von der Diffusion des nützlichen Mittels aus der Zusammensetzung oder vice versa. In diesem Zusammenhang erhält man bei niedrigen Beladungsraten des nützlichen Mittels im allgemeinen ein Freisetzungsprofil, das den Abbau des Polymers wiedergibt, wobei die Freisetzungsrate mit der Zeit zunimmt. Bei höheren Beladungsraten erhält man im allgemeinen ein Freisetzungsprofil, das durch die Diffusion des nützlichen Mittels beeinflußt wird, wobei die Freisetzungsrate mit der Zeit abnimmt. Bei dazwischenliegenden Beladungsraten erhält man ein kombiniertes Freisetzungsprofil, so daß, wenn gewünscht, eine im wesentlichen konstante Freisetzungsrate erhalten wird. Um den Ausbruch zu minimieren, ist es bevorzugt die Beladung mit dem nützlichen Mittel im Bereich von 30 Gewichts-% oder weniger der gesamten Gelzusammensetzung, d. h. Polymer, Lösungsmittel und nützliches Mittel zu halten, und Beladung mit 20% oder weniger ist noch mehr bevorzugt.
Freisetzungsraten und Beladung mit nützlichem Mittel wird so jusitert, daß eine therapeutisch wirksame Abgabe des nützlichen Mittels über den beabsichtigten dauerhaften Abgabezeitraum erreicht wird. Vorzugsweise wird das nützliche Mittel in dem Polymergel in Konzentrationen vorhanden sein, die über der Sättigungskonzentration des nützlichen Mittels in Wasser liegen, um ein Arzneimittelreservoir zu schaffen, aus dem das nützliche Mittel verteilt wird. Obwohl die Freisetzungsrate des nützlichen Mittels von den besonderen Umständen, wie dem zu verabreichenden nützlichen Mittel abhängt, können Freisetzungsraten von etwa 0,1 Mikrogramm/Tag bis etwa 30 Milligramm/Tag, vorzugsweise von etwa 1 Mikrogramm/Tag bis etwa 20 Milligramm/Tag, noch bevorzugter von etwa 10 Mikrogramm/Tag bis etwa 10 Milligramm/Tag, über Zeiträume von etwa 24 Stunden bis etwa 180 Tagen, vorzugsweise 24 Stunden bis etwa 120 Tage, noch bevorzugter 24 Stunden bis etwa 90 Tage, oft 3 Tage bis etwa 90 Tage, erhalten werden.
Des weiteren kann die Dosis des nützlichen Mittels durch Einstellung der Menge des injizierten Depotgels eingestellt werden. Größere Mengen können abgegeben werden, wenn die Abgabe über kürzere Zeiträume erfolgt. Im allgemeinen ist eine höhere Freisetzungsrate möglich, wenn ein größerer Ausbruch toleriert werden kann. In Fällen, wo die Gelzusammensetzung chirurgisch implantiert wird, oder als ein ”zurückgelassenes” Depot verwendet wird, wenn die Operation zur Behandlung des Krankheitszustandes oder anderer Zustände gerade durchgeführt wird, ist es möglich, höhere Dosen bereitzustellen, als die, die normalerweise verabreicht werden, wenn das Implantat injiziert wird. Außerdem kann die Dosis des nützlichen Mittels durch Einstellung des Volumens des implantierten Gels oder des injizierten injizierbaren Gels kontrolliert werden. Vorzugsweise gibt das System 40 Gewichts-% oder weniger des nützlichen Mittels ab, das in dem viskosen Gel vorhanden. ist, innerhalb der ersten 24 Stunden nach der Implantation in das Subjekt. Noch bevorzugter werden 30 Gewichts-% oder weniger des nützlichen Mittels innerhalb der ersten 24 Stunden nach Implantation abgegeben, und die implantierte Zusammensetzung hat einen Ausbruchindex von 12 oder weniger, vorzugsweise 8 oder weniger.
Wahlweise zusätzliche Komponenten
Andere Komponenten können in dem Maß in der Gelzusammensetzung vorhanden sein, in dem sie gewünscht sind oder um die nützlichen Eigenschaften der Zusammensetzung bereitzustellen, wie Polyethylenglykol, hydroskopische Mittel, Stabilisatoren (zum Beispiel oberflächenaktive Mittel wie Teen 20, Teen 80 und dergleichen, Zucker, wie Saccharose, Trehalose und dergleichen, Salze, Antioxidantien), porenbildende Mittel, Füllmittel (wie Sorbitol, Mannitol, Glycin und dergleichen), chelatbildende Mittel (wie zweiwertige Metalionen, einschließlich Zink, Magnesium, Calcium, Kupfer und dergleichen), Puffer (wie Phosphat, Acetan, Succinat, Histidin, IRIS und dergleichen) und andere. Wenn die Zusammensetzung ein Peptid oder Protein einschließt, daß in einer wässerigen Umgebung löslich oder instabil ist, kann es sehr gewünscht sein, daß ein löslicher Modulator in der Zusammensetzung vorhanden ist, der zum Beispiel ein Stabilisator sein kann. Verschiedene Modulatoren sind in den US-Patenten Nr. 5 654 010 und 5 656 297 beschrieben. Im Fall von hGH ist es beispielsweise bevorzugt eine Menge eines Salzes eines zweiwertigen Metalls, vorzugsweise Zink, einzuschließen. Beispiele solcher. Modulatoren und Stabilisatoren, die Komplexe mit dem nützlichen Mittel bilden können oder assoziieren können, um den stabilisierenden Effekt oder den Effekt einer modulierten Freisetzung zu schaffen, schließen Metallkationen, vorzugsweise zweiwertig, ein, die in der Zusammensetzung als Magnesiumcarbonat, Zinkcarbonat, Calciumcarbonat, Magnesiumacetat, Magnesiumsulfat, Zinkacetat, Zinksulfat, Zinkchlorid, Magnesiumchlorid, Magnesiumoxid, Magnesiumhydroxid, andere Antacide und dergleichen vorhanden sind. Die Mengen dieser Mittel hängen von der Natur des gebildeten Komplexes ab oder wenn überhaupt, von der Natur der Assoziierung zwischen dem nützlichen Mittel und dem Mittel ab. Molare Verhältnisse des Löslichkeitsmodulators oder Stabilisators gegenüber dem nützlichen Mittel von etwa 100:1 bis 1:1, vorzugsweise 10:1 bis 1:1 können typischerweise verwendet werden.
Porenbildende Mittel schließen biologisch kompatible Materialien ein, die, wenn sie mit Körperflüssigkeiten in Kontakt kommen, sich lösen, dispergieren oder sich abbauen, um Poren oder Kanäle in der polymeren Matrix zu bilden. Typischerweise können organische oder nicht-organische Materialien, die wasserlöslich sind, wie Zucker (z. B. Saccharose, Dextrose), wasserlösliche Salze (z. B. Natriumchlorid, Natriumphosphat, Kaliumchlorid und Natriumcarbonat), wasserlösliche Lösungsmittel wie N-Methyl-2-pyrrolidon und Poylethylenglykol und wasserlösliche Polymere (z. B. Carboxymethylcellulose, Hydroxypropylcellulose und dergleichen) geeigneterweise als Porenbildner verwendet werden. Solche Materialien können in Mengen variierend von etwa 0,1 bis etwa 100 Gewichts-% des Gewichts des Polymers vorhanden sein, werden aber typischerweise weniger als 50% und noch typischer weniger als 10–20% des Gewichts des Polymers ausmachen.
Nützlichkeit und Verabreichung
Die Mittel zur Verabreichung der Implantate sind nicht auf Injektion beschränkt, obwohl diese Art der Abgabe oft bevorzugt wird. Wo das Implantant als ”zurückgelassenes Produkt” verabreicht wird, wird es so gebildet sein, daß es in eine Körperhöhle nach der Beendigung des chirurgischen Eingriffs paßt, oder es wird als ein fließfähiges Gel durch Aufbürsten oder Palletieren des Gels auf das Restgewebe oder Knochen appliziert. Solche Anwendungen können die Beladung des nützlichen Mittels in dem Gel in höheren Konzentrationen, die typischerweise in injizierbaren Zusammensetzungen vorhanden sind, ermöglichen.
Zusammensetzungen dieser Erfindung ohne nützliches Mittel sind für die Wundheilung, Knochenreparatur und andere strukturelle Trägerzwecke nützlich.
Um die verschiedenen Aspekte der vorliegenden Erfindung des weiteren zu verstehen, werden die Ergebnisse, die in den vorher beschriebenen Figuren gezeigt sind, in Übereinstimmung mit den folgenden Beispielen erhalten.
Beispiel 1 (nicht zur Erfindung)
Ein Gelvehikel, das in einem injizierbaren Depot der Zusammensetzung verwendet wird, wurde wie folgt hergestellt. Ein Glasgefäß wurde auf einer Mettler PJ3000 Toploader-Balance-Einrichtung gewogen. Poly(D,L-lactid-co-glycolid) (PLGA) erhältlich als Resomer^® RG502 (PLGA RG 502) wurde in das Glasgefäß abgewogen. Das Glasgefäß, das PLGA enthält, wurde tariert und das entsprechende Lösungsmittel wurde zugegeben. Die Mengen, die als Prozent für die verschiedenen Polymer/Lösungsmittelkombinationen angegeben sind, sind in Tabelle 1 unten gezeigt. Die Polymer/Lösungsmittelmischung wurde manuell mit einem rostfreien Stahlspatel mit rechteckiger Spitze gerührt, wobei eine klebrige bernsteinfarbige Pasten-ähnliche Substanz, die weiße Polymerpartikel enthielt, erhalten wurde. Das Gefäß, das die Polymer/Lösungsmittelmischung enthielt, wurde abgedichtet und in einem temperaturkontrollierten Inkubator, der auf 39°C äqulibriert war, gegeben. Die Polymer/Lösungsmittelmischung wurde aus dem Inkubator genommen, sobald sie wie ein klares bernsteinfarbenes homogenes Gel aussah. Die Inkubationszeitintervalle reichten von 1 bis 4 Tage, abhängig von dem Lösungsmittel und Polymertyp und dem Lösungsmittel- und Polymerverhältnisen.
Danach wurde die Mischung in einen Ofen (65°C) für 30 Minuten gegeben. Es wurde festgestellt, daß das PLGA-504 in der Mischung nach der Entfernung aus dem Ofen gelöst war.

Zusätzliche Depotgelvehikel wurden mit den folgenden Lösungsmitteln oder Mischungen hergestellt: Benzylbenzoat, Benzylalkohol, Propylenglycol und Ethanol und den folgenden Polymeren: Poly(D,L-Lactid) Resomer^® L104, PLA-L104, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG502, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG502H Poly(D,L-Lactidc-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG506, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG503, Poly(D,L-Lactid-co-Glykolid) 50:50 Resomer^® RG506, Poly L-Lactid MW 2000 (Resomer^® 1206, Resomer^® L207, Resomer^® L209, Resomer^® L214), Poly D,L-Lactid (Resomer^® R104, Resomer^® R202, Resomer^® R203, Resomer^® R206, Resomer^® R207, Resomer^® R208), Poly D,L-Lactid-co-Glykolid 75:25 (Resomer^® RG752, Resomer^® RG755, Resomer^® RG756), Poly D,L-Lactid-co-Glykolid 85:15 (Resomer^® RG858), Poly L-Lactid-co-Trimethylencarbonat 70:30 (Resomer^® LT706), Polydioxanon (Resomer^® X210) (Boehringer Ingelheim Chemicals, Inc., Petersburg VA); DL-Lactid/Glykolid 100:0 (MEDISORB^® Polymer 100 DL High, MEDISORB^® Polymer 100 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 85/15 (MEDISORB^® Polymer 8515 DL High, MEDISORB^® Polymer 8515 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 75/25 (MEDISORB^® Polymer 7525 DL High, MEDISORB^® Polymer 7525 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 65/35 (MEDISORB^® Polymer 6535 DL High, MEDISORB^® Polymer 6535 DL Low), DL-Lactid/Glykolid 54/46 (MEDISORB^® Polymer 5050 DL High, MEDISORB^® Polymer 5050 DL Low) und DL-Lactid/Glykolid 54/46 (MEDISORB^® Polymer 5050 DL 2A(3), MEDISORB^® Polymer 5050 DL 3A(3), MEDISORB^® Polymer 5050 DL 4A(3)) (Medisorb Technologies International L.P., Cincinatti, OH); und Poly D,L-Lactid-co-glykolid 50:50, Poly D,L-Lactid-co-glykolid 65:35, Poly D,L-Lactid-co-glykolid 75:25, Poly D,L-Lactid-co-glykolid 85:15, Poly D,L-Lactid, Poly L-Lactid, Polyglykolid, Poly ε-Caprolacton, Poly DL-Lactid-co-Caprolacton 25:75 und Poly DL-Lactid-co-Caprolacton 75:25 (Birmingham Polymers, Inc., Birmingham, AL). Beispielhafte Gelvehikel sind in der Tabelle 1 unten beschrieben. Tabelle 1

Formulierung	Polymer gm (%)	Benzylbenzoat gm (%)	Benzylakohol gm (%)	Propylenglykol gm (%)
1	5,0365	4,5093	0,5178	-
2	5,0139	3,7553	1,2560	-
3	5,0350	4,5193	-	0,5206
4	5,0024	3,7547	-	1,2508
5	5,0068	5,0044	-	-

Beispiel 2 (nicht zur Erfindung)
Das rheologische Verhalten der Depotformulierungen, die mit verschiedenen Lösungsmitteln formuliert wurden, wurde untersucht. Ein Vehikel umfassend 50 wt% Polymer (PLGA RG 502) und 50 wt% Lösungsmittel (Benzylalkohol) wurden gemäß dem in Beispiel 1 angegebenen Verfahren hergestellt. Für Vergleichszwecke wurden auch Lösungsmittel umfassend Benzylbenzoat (z. B. Formulierung 5) oder Benzylbenzoat kombiniert mit Ethanol (z. B. Formulierung 7) hergestellt. Tabelle 2 zeigt die in diesem Test verwendeten Formulierungen. Tabelle 2

Formulierung Polymer (%) Benzylbenzoat (%) Benzylakohol (%) Ethanol (%)

5 50,0 50,0 0,0 0,0

6 50,0 0,0 50,0 0,0

7 45,0 52,8 0,0 2,2
Die Formulierungen 5, 6 und 7 wurden hinsichtlich ihrer Viskosität unter unterschiedlichen Scherraten untersucht. Wie in 1 gezeigt, wurde ein signifikantes strukturviskoses Verhalten beobachtet, wenn Benzylalkohol als das Lösungsmittel (z. B. Formulierung 6) im Gegensatz zu Formulierungen mit Benzylbenzoat (z. B. Formulieurng 5) beziehungsweise Benzylbenzoat mit Ethanol als thixotropes Mittel (z. B. Formulierung 7) verwendet wurde.
Beispiel 3 (nicht zur Erfindung)
Die Injektionskraft, die benötigt wird, um Depotvehikel abzugeben, wurde für die in Beispiel 2 genannten Formulierungen bestimmt. Die Formulierungen wurden durch eine 24 gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur injiziert. Wie in 2 gezeigt, wurde eine signifikante Erniedrigung der Injektionskraft beobachtet, wenn Benzylalkohol als Lösungsmittel verwendet wurde (z. B. Formulierung 6), im Gegensatz zu Formulierungen mit Benzylbenzoat (z. B. Formulierung 5) beziehungsweise Benzylbenzoat mit Ethanol als einem thixotropen Mittel (z. B.
Formulierung 7). Besonders infolge des strukturviskosen Verhaltens zeigten die Formulierungen mit Benzylakohol als Lösungsmittel (z. B. Formulierung 6) und Benyzlbenzoat mit Ethanol als einem thixotropen Mittel (z. B. Formulierung 7) eine signifikant reduzierte Injektionskraft, unter Beibehaltung gleicher oder höherer Viskositäten als bei den Formulierungen mit Benzylbenzoat (z. B. Formulierung 5) waren, bei niedriger Scherrate; dadurch wurde die Unversehrtheit des Depots nach der Injektion in die Tiere beibehalten.
Beispiel 4 (nicht zur Erfindung)
Die Injektionskraft, die benötigt wird, um Depotvehikel abzugeben, wurde für eine Reihe von Vehikeln untersucht. Formulierungen enthaltend PLGA RG502 mit verschiedenen Gewichtsprozenten wurden mit Lösungsmitteln wie folgt kombiniert: 100% Benzylbenzoat, 75 wt.% Benzylbenzoat, 25 wt.% Benzylbenzoat und 100% Benzylalkohol. Die Menge des Lösungsmittels wurde zugegeben, um die Gesamtmenge der Formulierung auf 100% zu bringen, z. B. wenn PLGA-502 mit 45 wt.% verwendet wurde, wurden 55 wt.% Lösungsmittel verwendet. Die Formulierungen wurden dann auf die Injektionskraft untersucht, die benötigt wird, um die Formulierung durch eine 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur zu führen. Wie in 3 gezeigt ist, bietet Benzylalkohol Flexibiliät für Depotvehikelformulierungen, wobei die Formulierung des Depotvehikels mit höheren PLGA Molekulargewichten ermöglicht wird, während in vernünftiger Weise eine niedrige Injektionskraft verglichen mit ähnlichen Benzylbenzoat-enthaltenden Formulierungen erhalten bleibt. Des weiteren erniedrigt sich für jede gegebene Prozentzahl an PLGA-502 in der Formulierung die Injektionskraft mit dem Anstieg der Prozentzahl des Benzylalkohols, wie in 4 gezeigt.
Beispiel 5 (nicht zur Erfindung)
Das rheologische Verhalten der Depotformulierungen, die mit Ethanol als thixotropem Mittel allein oder mit Benzylalkohol, wie in dieser Erfindung beschrieben, formuliert wurden, wurde untersucht. Die Vehikelformulierungen umfassend 50 wt% Polymer (PLGA RG 502) und Benzylalkohol als Lösungsmittel mit 5 und 10% Ethanol als thixotropes Mittel wurden gemäß dem in Beispiel 1 angegebenen Verfahren hergestellt. Für Vergleichszwecke wurden auch Lösungsmittel, das nur Benzylalkohol enthält (z. B. Formulierung 8), hergestellt. Tabelle 3 zeigt die in diesem Test verwendeten Formulierungen. Die Formulierungen 8, 9 und 10 wurden hinsichtlich ihrer Viskosität unter verschiedenen Scherraten untersucht. Wie in 5 gezeigt, wurde ein signifikantes strukturviskoses Verhalten beobachtet, wenn Ethanol als ein thixotropes Mittel zusammen mit Benzylalkohol (z. B. Formulierungen 9 & 10) verglichen mit der Formulierung, in der nur Benzylalkohol (z. B. Formulierung 8) allein verwendet wurde. Tabelle 3

Formulierung Polymer¹ (%) Benzylbenzoat (%) Benzylakohol (%) Ethanol (%)

8 50,0 0,0 50,0 0,0

9 50,0 0,0 47,5 2,5

10 505,0 0,0 45,0 5,0

1 = PLGA RG502 Polymer (MW 16.000)

Beispiel 6 (nicht zur Erfindung)
Die Injektionskraft, die benötigt wird, um Depotvehikel abzugeben, wurde für die drei Formulierungen, die in Beispiel 5 genannt sind, untersucht. Die Formulierungen wurden durch eine 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur injiziert. Wie in 6 gezeigt, wurde eine weitere Reduktion der Injektionskraft beobachtet, wenn Ethanol als thixotropes Mittel zusammen mit dem Lösungsmittel Benzylalkohol (z. B. Formulierungen 9 und 10) verwendet wurde, verglichen mit Formulierungen, für die Benzylalkohol allein verwendet wurde (z. B. Formulierung 8).
Beispiel 7
Das rheologische Verhalten der Depotformulierungen, die mit Ethanol als thixotropem Mittel zusammen mit der Mischung aus Benzylbenzoat und Benzylalkohol, wie in dieser Erfindung beschrieben, formuliert wurden, wurde untersucht. Die Vehikelformulierungen umfassen 50 wt% Polymer (PLGA RG 502) und die Mischung aus Benzylbenzoat und Benzylalkohol als die Lösungsmittel mit 5 und 10% Ethanol als thixotropes Mittel (z. B. Formulierungen 12–15) wurden entsprechend gemäß dem in Beispiel 1 angegebenen Verfahren hergestellt. Für Vergleichszwecke wurde die Lösungsmittelmischung ohne Ethanol als thixotropes Mittel (z. B. Formulierung 11) hergestellt. Tabelle 4 zeigt die in diesem Test verwendeten Formulierungen.
Die Formulierungen 11 bis 15 wurden hinsichtlich ihrer Viskosität unter verschiedenen Scherraten untersucht. Wie in 7 und 8 gezeigt, wurde ein signifikantes strukturviskoses Verhalten beobachtet, wenn Ethanol als ein thixotropes Mittel zusammen mit der Mischung aus Benzylbenzoat und Benzylalkohol (z. B.
Formulierungen 12 & 13 in 7 und Formulierungen 14 & 15 in 8) verglichen mit der Formulierung in der nur die Mischung aus Benzylbenzoat und Benzylalkohol ohne Ethanol als thixotropes Mittel (z. B. Formulierung 11) verwendet wurde. Tabelle 4

Formulierung Polymer¹ (%) Benzylbenzoat (%) Benzylakohol (%) Ethanol (%)

11 50,0 37,5 12,5 0,0

12 50,0 35,6 11,9 2,5

13 50,0 33,7 11,3 5,0

14 50,0 37,5 10,0 2,5

15 50,0 37,5 7,5 5,0

1 = PLGA RG502 Polymer (MW 16.000)

Beispiel 8
Die Injektionskraft, die benötigt wird, um Depotvehikel abzugeben, wurde für die drei Formulierungen, die in Beispiel 7 genannt sind, untersucht. Die Formulierungen wurden durch eine 24-gauge Nadel mit 1 ml/Minute bei Raumtemperatur injiziert. Wie in 9 und 10 gezeigt, wurde eine weitere Reduktion der Injektionskraft beobachtet, wenn ein thixotropes Mittel zusammen mit der Mischung aus Benzylbenzoat und Benzylalhohol als das Lösungsmittel (z. B. Formulierungen 12 & 13 in 9 und Formulierungen 14 & 15 in 10) verwendet wurde, verglichen mit Formulierungen, die für die Mischung ohne Ethanol als thixotropes Mittel verwendet wurde (z. B. Formulierung 11). Infolge ihres strukturviskosen Verhaltens zeigten die Formulierungen mit Benzylalkohol als Lösungsmittel und/oder Ethanol als ein thixotropes Mittel signifikant reduzierte Injektionskraft unter gleicher oder höherer Beibehaltung als die der Formulierungen mit Benzylbenzoat allein bei einer niedrigeren Scherrate, dadurch wurde die Unversehrtheit des Depot nach der Injektion in die Tiere erhalten.
Referenzbeispiel 9
hGH-Partikelherstellung
Humane-Wachstumfaktor (hGH)-partikel (wahlweise mit Zinkacetat) wurden wie folgt hergestellt:
hGH-Lösung (5 mg/ml) Lösung in Wasser (BresaGen Corporation, Adelaide, Australien) wurden auf 10 mg/ml mit einer Konzentrations/Dialyse-Auswahl-Diafiltrationsvorrichtung konzentriert. Die diafiltrierte hGH-Lösung wurde mit 5fachen Volumen Tris- oder Phosphatpufferlösung (pH 7,6) gewaschen. Partikel aus hGH wurden dann durch Spraytrocknung oder Lyophilisation mit bekannten Techniken hergestellt. Phosphatpufferlösungen (5 oder 50 mM), die hGH (5 mg/ml) enthielten (und wahlweise verschiedene Levels Zinkacetat (0 bis 30 mM), wenn Zink Komplexpartikel hergestellt wurden), wurden unter Verwendung eines Yamato Mini Spraytrocknersets mit den folgenden Parametern spraygetrocknet:

Spraytrocknungsparameter Einstellung

Zerstäubende Luft 2 psi

Einlaßtemperatur 120°C

Absaugskala 7,5

Lösungspumpe 2–4

Hauptluftventil 40–45 psi

hGH-Partikel mit einer Größe im Bereich von 2 bis 200 μm wurden erhalten.

Lyophilisierte Partikel wurden aus Trispufferlösungen (5 oder 50 mM; pH 7,6) enthaltend hGH (5 mg/ml) unter Verwendung eines Durastop μP Lyophilisators in Übereinstimmung mit den folgenden Gefrier- und Trocknungszyklen präpariert:

Gefrierzyklus	Verringern um 2,5 C/Min bis –30°C und Halten für 30 Min
	Verringern um 2,5 C/Min bis –30°C und Halten für 30 Min
Trocknungszyklus	Verringern um 0,5 C/Min bis 10°C und Halten für 960 Min
	Verringern um 0,5 C/Min bis 20°C und Halten für 480 Min
	Verringern um 0,5 C/Min bis 25°C und Halten für 300 Min
	Verringern um 0,5 C/Min bis 30°C und Halten für 300 Min
	Verringern um 0,5 C/Min bis 5°C und Halten für 5000 Min

Referenzbeispiel 10
HGH-Stearinsäurepartikelherstellung
Humane-Wachstumshormon (hGH)-partikel wurden wie folgt hergestellt:
lyophilisiertes hGH (3,22 Gramm, Pharmacia-Upjohn, Stockholm, Schweden) und Stearinsäure (3,22 Gramm, 95% rein, Sigma-Aldrich Corporation, St. Louis, MO) wurden gemischt und gemahlen. Das gemahlene Material wurde zu einer 13 mm runden Form mit einer Kraft von 10000 Pfund für 5 Minuten verpresst. Die verpreßten Tabletten wurden gemahlen und durch ein 70 Mesh-Sieb gefolgt von einem 400 Mesh-Sieb gesiebt, um Partikel mit einer Größe im Bereich von 8 bis 212 μm herzustellen.
Referenzbeispiel 11
Bupivacain-Stearinsäurepartikelherstellung
Bupivacainpartikel wurden wie folgt hergestellt: Bupivacainhydrochlorid (100 Gramm, Sigma-Aldrich Corporation, St. Louis, MO) wurde durch 63 bis 125 μm Siebe gesiebt. Die Bupivacainpartikel und Stearinsäure (100 Gramm, 95% rein, Sigma-Aldrich Corporation, St. Louis, MO) wurden gemischt und gemahlen. Das gemahlene Material wurde zu einer 13 mm runden Form mit einer Kraft von 10000 Pfund für 5 Minuten verpresst. Die verpreßten Tabletten wurden gemahlen und durch ein 120 Mesh-Sieb gefolgt von einem 230 Mesh-Sieb gesiebt, um Partikel mit einer Größe im Bereich von 62 bis 125 μm herzustellen.
Beispiel 12 (nicht zur Erfindung)

Die zusammengepreßten Partikel umfassend nützliche Mittel/Stearinsäure, wie oben beschrieben hergestellt wurden, zu einem Gelvehikel in einer Menge von 10 bis 20 Gewicht-% zugegeben, gemeinsam gemischt bis das trockene Pulver vollständig durchnässt war. Dann wurde die milchige hellgelbe Partikel/Gelmischung vollständig mit einem herkömmlichen Caframo mechanischen Rührer mit einem angebrachten Metallspatel mit rechteckiger Spitze durchmischt. Die erhaltenen Formulierungen sind in Tabelle 5 unten aufgeführt. Endgültige homogene Gelformulierungen wurden in 3, 10 oder 30 cm³ Einwegspritzen zur Lagerung oder Verteilung übertragen. Tabelle 5

Formulierung	Polymer (%)	Benzylbenzoat (%)	Benzylakohol (%)	Ethanol (%)
16^a	45,0¹	45,0	0,0	0,0
17^a	39,6¹	49,5	0,0	0,9
18^a	45,0¹	33,8	11,3	0,0
19^a	45,0²	33,8	11,3	0,0
20^b	58,5³	31,5	0,0	0,0
21^b	58,5³	0,0	31,5	0,0
22^b	67,5³	0,0	22,5	0,0
23^b	67,5⁴	0,0	22,5	0,0
24^c	60,0⁴	0,0	20,0	0,0
25^a	45,0¹	0,0	45,0	0,0

1 = PLGA RG502 Polymer (MW 16.000)
2 = PLGA-L/G 50/50 Polymer (MW 22.600)
3 = PLGA-L/G 50/50 mit Esterendgruppe (MW 8.000)
4 = PLGA-L/G 50/50 mit Esterendgruppe (MW 10.000)
a = 5% hGH, 5% SA
b = 10% Bupivacain
c = 10% Bupivacain, 10% SA

Es wurde eine repräsentative Anzahl an implantierbaren Gelen in Übereinstimmung mit den vorherigen Verfahren hergestellt und im Hinblick auf ihre in vitro Freisetzung eines nützlichen Mittels als Funktion der Zeit untersucht und auch wurde mit vivo Untersuchungen bei Ratten wurde auch die Freisetzung des nützlichen Mittels bestimmt, was Konzentrationen des nützlichen Mittels im Blutserum oder -plasma als Funktion der Zeit bestimmt wurde.
Beispiel 13 (nicht zur Erfindung)
hGH in vivo Untersuchungen
In vivo Untersuchungen in Ratten wurden einem offenen Protokoll folgend zur Bestimmung des Serumlevels an hGH nach systemischer Verabreichung von hGH über Implantatsysteme dieser Erfindung durchgeführt. Depotgel hGH-Formulierungn wurden in herkömmliche 0,5 cm³ Einwegspritzen gefüllt. Einweg 18-gauge 1'' Nadeln wurden auf die Spritzen aufgebracht und auf 37°C in einem Zirkulationsbad erwärmt.
Die Depotgel hGH-Formulierungen wurden in immunsupressove Ratten injiziert und Serumproben wurden nach der Injektion gesammelt, nach 1 Std., 4 Std., Tag 1, 2, 4, 7, 10, 14, 21 und 28. Alle Serumproben wurden bei 4°C vor der Analyse gelagert.
Die Proben wurden auf den Gehalt von unversehrtem hGH unter Verwendung eines Radioimmunoassays (RIA) untersucht. Am Ende der Untersuchung wurden die Ratten für eine grobe klinische Beobachtung getötet und das Depot wurde zur Beobachtung der Intaktheit entnommen.
Die 11 & 12 zeigen repräsentative in vivo Freisetzungsprofile des humanen Wachstumsfaktors (”hGH”), das in Ratten aus verschiedenen Depotzusammensetzungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung, erhalten wurde. Die in vivo Freisetzungsprofile der Depotformulierungen mit Benzylalkohol (z. B. Formulierungen 18 und 19) sind vergleichbar mit den Kontrollformulierungen (ohne Benzylalkohol, z. B. Formulierungen 16 und 17). Daher reduzieren die Depotzusammensetzungen der vorliegenden Erfindung die Injektionskraft signifikant, ohne bei dem in vivo Freisetzungsprofil des nützlichen Mittels Kompromisse zu machen.
Am Ende der Untersuchung (d. h. an Tag 28) wurden die Depots aus den Ratten wieder entnommen. Im allgemeinen wurde ein einteiliges intaktes rundes Depot entsprechend jedem injizierten Depot in dem Tier wiedergefunden.
Beispiel 14 (nicht zur Erfindung)
Bupivacain in vivo Untersuchungen
In vivo Untersuchungen in Ratten (4 pro Gruppe) wurden einem offenen Protokoll folgend zur Bestimmung des Serumlevels an Bupivacain nach systemischer Verabreichung von Bupivacain über Implantatsysteme dieser Erfindung durchgeführt. Depotgel Bupivacain-Formulierungn wurden in herkömmliche 0,5 cm³ Einwegspritzen gefüllt. Einweg 18-gauge 1'' Nadeln wurden auf die Spritzen aufgebracht und auf 37°C in einem Zirkulationsbad erwärmt. Die Depotgel Bupivacain-Formulierungen wurden in Ratten injiziert und Blut wurde nach bestimmten Zeitintervallen (1 Std., 4 Std. und an den Tagen 1, 2, 5, 7, 9 und 14) entnommen und auf Bupivacain mit IC/MS untersucht. Am Ende der Untersuchung (d. h. an Tag 14) wurden die Ratten für eine grobe klinische Beobachtung getötet und das Depot wurde zur Beobachtung der Intaktheit entnommen.
Die 13, 14 & 15 zeigen repräsentative in vivo Freisetzungsprofile des Bupivacains, das in Ratten aus verschiedenen Depotzusammensetzungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung, erhalten wurde. Die in vivo Freisetzungsprofile der Depotformulierungen mit Benzylalkohol sind vergleichbar mit den Kontrollformulierungen. Daher reduzieren die Depotzusammensetzungen der vorliegenden Erfindung die Injektionskraft signifikant, ohne das in vivo Freisetzungsprofil des nützlichen Mittels zu beeinträchtigen.
Am Ende der Untersuchung (d. h. an Tag 14) wurden die Depots aus den Ratten wieder entnommen. Im allgemeinen wurde ein einteiliges intaktes rundes Depot entsprechend jedem injizierten Depot in dem Tier wiedergefunden.
Beispiel 15 (nicht zur Erfindung)
Stabilität von hGH in den Depotformulierungen
Die Depotgel-hGH-formulierungen wurden bei 5°C gelagert. Zu vorherbestimmten Zeitpunkten wurden die Depotgel-hGH-formulierungen (0,3 ml) mit einem kalten organischen Lösungsmittel (eine 50/50-Mischung aus Methylenchlorid/Acteon 5°C, 3×3 ml) behandelt, um den Polymer und die Lösungsmittel aus der Depotformulierung zu extrahieren. Das erhaltene restliche hGH wurde in einem PBS-Puffer (2 ml, pH 7,4) gelöst und die Reinheit des hGH wurde mittels einer Größenauschlußchromatographie (SEC) analysiert. 16 zeigt die Stabilität von hGH in verschiedenen Depotgel-hGH-formulierungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung, als eine Funktion der Zeit bei 5°C. Die Stabilität von hGH in den Depotformulierungen umfassend Benzylalkohol (z. B. Formulierungen 18 und 25) ist vergleichbar mit den Kontrollformulierungen ohne Benzylalkohol (z. B. Formulierungen 16 und 17). Daher reduzieren die Depotformulierungen der vorliegenden Erfindung die Injektionskraft signifikant ohne die Stabilität des nützlichen Mittels, z. B. hGH, zu beeinträchtigen.
Beispiel 16 (nicht zur Erfindung)
Parameter, die die Iniektionskraft beeinflussen

Die folgenden Parameter beeinflusssen die Injektionskraft für eine gegebene Formulierung bei einer vorgegeben Temperatur: der Radius der Spritze (r), der Innenradius der Nadel (R), die Nadellänge (L), die Injektionsgeschwindigkeit (Q). Die Effekte dieser vier Parameter auf die Injektionskraft wurden unter Verwendung einer partiellen faktoriellen Ausführungsvorgehens (8 Versuche) mit einem angenäherten Mittelpunkt zur Bestätigung bestimmmt. Die Details der Ausführung sind in Tabelle 6 (Versuche 1 bis 9) zusammengefaßt. Die Injektionskraft wurden unter Verwendung der folgenden Formulierung (n = 3) bestimmt: das Vehikel enthielt PLGA RG502/BB/BA/40/45/15 Gew.-%), beladen mit Lysozympartikeln (10 Gew.-% 30 μm). Die Korrelation zwischen der Injektionskraft und den Testparametern wurde unter Verwendung von JMP-Software (die sehr ähnlich der Vorhersage des Kraftgesetzes ist), wie folgt festgestellt:

Tabelle 6

Versuch	Nadel ID^a (mm)	Nadel Länge^b (mm)	Spritze ID^c (mm)	Injektionsgeschwindigkeit (ml/Min)	Injektionskraft (N)
Versuch	Nadel ID^a (mm)	Nadel Länge^b (mm)	Spritze ID^c (mm)	Injektionsgeschwindigkeit (ml/Min)	Avg	SD
1	0,191	12,7	2,3	0,05	14,6	0,8
2	0,292	50,8	3,25	0,5	172,2	5,3
3	0,292	12,7	3,25	0,05	8,6	0,2
4	0,191	12,7	3,25	0,5	176,0	2,6
5	0,292	50,8	2,3	0,05	13,4	0,3
6	0,292	12,7	2,3	0,5	30,0	2,5
7	0,191	50,8	3,25	0,05	127,0	2,3
8	0,191	50,8	2,3	0,5	161,4	4,5
9	0,241	25,4	2,3	0,25	48,8	0,5

^a Nadeln mit den folgenden gauge-Werten wurden verwendet: 24G (ID = 0,292 mm), 25G (ID = 0,241 mm) und 27G (ID = 0,191 mm)
^b Nadeln mit den folgenden Längen wurden verwendet: 0,5 Inch (12,7 mm), 1 Inch (25,4 mm), 2 Inch (50,8 mm)
c Zwei verschiedene Spritzen (Hamilton): 250 μl (ID = 2,30 mm); 500 μl (ID = 3,25 mm).

Beispiel 17 (nicht zur Erfindung)
Wirkung der Arzneimittelpartikelgröße auf die Injektionskraft der Depotformulierungen

Partikelgröße und Beladungsmenge des nützlichen Mittels, d. h. Arzneimittels, sind zusätzliche Faktoren, die potentiell die Injektionskraft der Depotformulierung beeinflussen. Depotlysozymformulierungen wurden verwendet, um die Wirkung der Arzneimittelpartikelgröße und -beladung auf die Injektionskraft der Depotformulierungen zu bestimmen. Verschiedene Depotlysozymformulierungen der vorliegenden Erfindung enthaltend unterschiedliche Mengen (5–30% Beladung) und Partikelgrößen (5–50 μm) von Lysozym wurden auf ihre Injektionskraft unter Verwendung von 27 gauge, 2'' Nadeln getestet. Die Injektionsgeschwindigkeit wurde auf 50 μl/Min eingestellt. Die getesteten Formulierungen sind in Tabelle 7 zusammengefaßt. Wie in 17 gezeigt, steigt die Injektionskraft der Depotformulierungn mit der Zunahme der Beladung mit Arzneimittelpartikeln. Mit 10% Partikelbeladung nimmt die Injektionskraft um etwa 50% zu verglichen mit den entsprechenden Gelformulierungen ungeachtet der Zusammensetzung der Gelformulierung. Die Injektionskraft scheint proportional zu der Menge des Benzylakohols in der Gelformulierung zu sein, was weiterhin darauf hindeutet, daß Benzylalkohol signifikant die Injektionskraft der Depotgelformulierungen der Erfindung reduziert. Tabelle 7

Formulierung	PLGA RG502 (Gew.-%)	Benzylbenzoat (BB, Gew.-%)	Benzylalkohol (BA, Gew.-%)	Partikelbeladung (Gew.-%)	Partikelgröße (μm)
25	38,0	42,8	14,2	5	5
26	34,0	38,3	12,8	15	5
27	38,0	42,8	14,2	5	50
28	34,0	38,3	12,8	15	50
29	36,0	40,5	13,5	10	20
30	38,0	-	57,0	5	5
31	34,0	-	51,0	15	5
32	38,0	-	57,0	5	50
33	34,0	-	51,0	15	50
34	36,0	-	54,0	10	20
35	30,8	34,7	11,6	23	50
36	28,0	31,5	10,5	30	50
37	30,8	-	46,2	23	50
38	28,0	-	42,0	30	50
39	40,0	45,0	15,0	0	-
40	40,0	-	60,0	0	-

Referenzbeispiel 18
Herstellung einer Vorstufe einer PDGF-Formulierung
Vorstufen von verschiedenen Platelet-Derived-Growth Faktoren (PDGF)-Formulierungen wurden wie folgt hergestellt:
Dialyse
Die folgenden Puffer wurden für die Dialyse hergestellt:
Der Histidinpuffer (10 mM, pH 6,2 l) wurde, wie folgt, hergestellt.
L-Histidin (3,10 g) wurde in einen Meßkolben (2 l) gewogen. Milli-Q-Wasser (1800 ml) wurden in den Kolben gegeben und die Mischung wurde gerührt bis die Feststoffe gelöst waren. HCl (0,1 N, 8 ml) wurde hinzugegeben, der pH-Wert wurde überprüft und auf 6 eingestellt. Die Lösung wurde mit Milli-Q-Wasser auf ein Volumen von 2 l verdünnt.
Der Succinatpuffer (10 mM, pH 6, 21) wurde, wie folgt, hergestellt. Bernsteinsäure (5,91 g) wurde in einen Meßkolben (250 ml) gewogen und Milli-Q-Wasser (250 ml) wurde zugegeben, um Bernsteinsäurelösung (0,2 M) zu erhalten.
NaOH-Lösung (4 g, 50% w/w) wurde in einem Meßkolben (250 ml) abgemessen und mit Milli-Q-Wasser verdünnt, um NaOH-Lösung (0,2 M) zu erhalten. Die Bernsteinsäurelösung (0,2 M, 100 ml) wurde mit der NaOH-Lösung (0,2 M, 165 ml) und Milli-Q-Wasser (1600 ml) in einem Meßkolben (21) gemischt, der pH-Wert wurde geprüft und auf 6 eingestellt. Die Lösung wurde mit Milli-Q-Wasser auf ein Volumen von 2 l verdünnt.
Die PDGF-BB-Stammlösung, d. h. die wässrige Lösung aus PDGF in Acetatpuffer, wurde bei Raumtemperatur aufgetaut. Verschiedene Aliquots der PDGF-BB-Stammlösung wurden entsprechend für eine UV-Absorptionsmessung verdünnt, wobei eine 1 cm Weglängenkuvette von 400 bis 250 nm verwendet wurde. Die Absorption wurde bei 280 nm aufgezeichnet und für die Lichtstreuung im 400 bis 330 nm Bereich unter Verwendung eines log(Absorption) gegen log(Wellenlänge) Extrapolation korrigiert. Die Konzentration des PDGF-BB wurde mit einem Extinktionskoeffizienten von 0,574 ml/mg·cm bestimmt. Die PDGF-BB-Lösung wurde mit einem Millipore Tangential Flow Filtration System (mit einem Reservoir (100 ml) und einer Pellicon XL PLCCC 5000 MWCO regenerierten Cellulosemembran) konzentriert und das Protein wurde in zwei Teile geteilt. Eine Hälfte des Proteins wurde gegen den Histidinpuffer (10 mM, pH 6) diafiltriert und die zweite Hälfte wurde gegen den Succinatpuffer (10 mM, pH 6) gemäß den Instruktionen des Herstellers diafiltriert. Nach der Diafiltration wurde ein Aliquot von jeder Hälfte entsprechend für eine Absorptionsmessung, wie oben beschrieben, verdünnt und durch Reverse Phasen- und Größenauschlußhochdruckflüssigchromatographie (HPLC) analysiert. Die Proteinlösung aus dem TFF-System wurde gemäß den Millipore-TFF-Instruktionen entfernt.
Vorstufe der PDGF-BB-Formulierung
Verschiedene Vorstufen von PDGF-BB-Formulierung wurden durch Zugabe unterschiedlicher Hilfsmittel, z. B. Saccharose, Tween 20, Zn-Acetat oder deren Kombinationen, zu der obigen diafiltrierten PDGF-BB-Lösung hergestellt; die Lösung wurde entweder mit Histidin oder Succinat gepuffert, um die endgültige PDGF-BB-Konzentration von ungefähr 5 mg/ml zu erhalten (wie in den Tabellen 8 und 9 gezeigt). Diese Lösungen wurden unter den unten beschriebenen Bedingungen lyophilisiert, um trockene PDGF-BB-Formulierungen zu erhalten.
Lyophilisierung
Der Lyphilisierungszyklus wurde mit einem Gleichgewicht der Gestelltemperatur von 4°C bei 2,5°C/Min gestartet und bei dieser Temperatur für 30 Minuten gehalten. Die Temperatur wurde dann auf –50°C bei 2,5°C/Min gebracht und für 3 Stunden gehalten. Für den Primärtrocknungszyklus wurde ein Vakuum angelegt und die Gestelltemperatur wurde wie folgt erhöht: (i) –20°C bei 0,14°C/Min für 24 Stunden; (ii) –15°C bei 0,14°C/Min für 24 Stunden; und (iii) 0°C bei 0,4°C/Min für 12 Stunden. Bei dem Sekundärtrocknungszyklus schließt die Gestelltemperatur die folgende Erhöhung ein: (i) 20°C bei 0,14°C/Mn für 12 Stunden; und 30°C bei 0,14°C/Min für 4 Stunden. Nach dem Trocknen wurde die Gestelltemperatur auf 0°C oder 4°C erniedrigt und bei dieser Temperatur gehalten, bis zur Entfernung von dem Gerät. Die Ampullen wurden mit einem Gestellverschluß gekapselt, der Lauf wurde beendet und die Ampullen verschlossen.
Beispiel 19 (nicht zur Erfindung)
Vorläufige Stabilität der Vorstufen von PDGF-Formulierungen in dem Gelvehikel

Alle in den Tabellen 8 und 9 aufgeführten lyophilisierten Proteinformulierungen wurden in ein Gelvehikel mit der Zusammensetzung PLGA RG502/Benzylbenzoat (BB)/Benzylalkohol (BA) mit 40/45/15 mit Beladung der Protein-Formulierung von etwa 10% gemischt. Nach Lagerung bei 5°C für 1 Tag wurden die Mischungen mit einer organischen Lösungsmittelmischung aus Methylenchlorid und Aceton (Verhältnis von 50/50), wie oben in Beispiel 15 beschrieben, extrahiert. Die Reinheit des PDGF-BB wurde sowohl mit Reverser Phasen- als auch Größenausschlußchromatographie (SEC) analysiert. Die Stabilitätsdaten der PDGF-BB-Formulierung nach dem Mischen mit dem Gelvehikel sind in Tabellen 8 und 9 zusammengefaßt. Im allgemeinen wurde kein erkennbarer Abbau des PDGF-BB in den PDGF-Formulierungen gefunden, in die Hilfsmittel, wie oben in Beispiel 18 beschrieben, eingebracht waren und die mit dem Gelvehikel der vorliegenden Erfindung gemischt waren. Tabelle 8

Formulierung	SA-1	SA-2	SA-3	SA-4	SA-5	Stamm-PDGF
PDGF (mg)	1	1	1	1	1
Saccharose (mg)	1	1	0	0	0
Tween 20 (mg)	0	0,2	0,2	0	0
Succinat (mg)	0,24	0,24	0,24	0,24	0,24
Zn-Acetat (mg)	0	0	0	0	0,02
Gelvehikel (mg)^a	20,16	21,96	12,96	11,16	11,34
% PDGF Monomer mit SEC	98,80	98,82	98,02	98,51	98,59	99,27
% PDGF Dimer mit SEC	1,10	1,18	1,98	1,49	1,41	0,73
% Peak bei RRT = 0,93 mit rp-HPLC	11,5	11,1	10,7	12,7	11,0	11,1
% Peak bei RRT = 0,93 mit rp-HPLC
Peak bei RRT = 1,00 mit rp-HPLC	87,3	87,6	87,6	86,2	87,8	87,8
Peak bei RRT = 1,00 mit rp-HPLC
% Peak bei RRT = 1,10 mit rp-HPLC	1,1	1,2	1,1	1,1	1,1	1,2
% Peak bei RRT = 1,10 mit rp-HPLC
% andere Peaks mit rp-HPLC	0,0	0,1	0,6	0,0	0,0	0,0

a = PLGA RG502/BB/BA – 40/45/15

Formulierung	HA-1	HA-2	HA-3	HA-4	hA-5	sTAMM-PDGF
PDGF (mg)	1	1	1	1	1
Saccharose (mg)	1	1	0	0	0
Tween 20 (mg)	0	0,2	0,2	0	0
Histidin (mg)	0,31	0,31	0,31	0,31	0,31
Zn-Acetat (mg)	0	0	0	0	0,02
Gelvehikel (mg)^a	20,79	22,59	13,59	11,79	11,97
% PDGF Monomer mit SEC	99,15	99,15	99,07	99,01	99,04	99,27
% PDGF Dimer mit SEC	0,85	0,85	0,93	0,99	0,96	0,73
% Peak bei RRT = 0,93 mit rp-HPLC	11,3	11,0	10,9	10,8	10,9	11,1
% Peak bei RRT = 0,93 mit rp-HPLC
% Peak bei RRT = 1,00 mit rp-HPLC	87,6	87,8	87,7	88,0	88,0	87,7
% Peak bei RRT = 1,00 mit rp-HPLC
% Peak bei RRT = 1,10 mit rp-HPLC	1,1	1,1	1,2	1,2	1,1	1,2
% Peak bei RRT = 1,10 mit rp-HPLC
% andere Peaks mit rp-HPLC	0,0	0,0	0,2	0,0	0,0	0,0

a = PLGA RG502/BB/BA – 40/45/15

Referenzbeispiel 20
Herstellung von PDGF-Partikeln
PDGF-BB-FormulierUngen mit Saccharose in Histidinpuffer und ohne Saccharose in Succinatpuffer wurden auf ähnliche Weise, wie oben in Beispiel 18 (Tabelle 10) hergestellt: AuftaueN der PDGF-BB-Stammlösung. Zusammengeben der Lösungen und Messung des Volumens in einem Meßzylinder gemessen. Ein Aliquot wird genommen und entsprechend für eine UV-Absorptionsmessung verdünnt. Die Absorption in einer 1 cm Weglängenküvette von 400 bis 250 nm aufgezeichnet. Die Absorption wird bei 280 nm aufgezeichnet und die Lichtstreuung in dem 400 bis 330 nm Bereich unter Verwendung eine log(Absorption) gegen log(Wellenlänge) Extrapolation korrigiert. Die Konzentration des PDGF-BB wurde mit einem Extinktionskoeffizienten von 0,574 ml/mg × cm bestimmt. Mit einem Millipore Tangential Flow Filtration System (mit einem Reservoir (100 ml) und einer Pellicon XL PLCCC 5000 MWCO regenerierten Cellulosemembran), konzentriere wenn nötig, Diafiltration einer Hälfte des Proteins gegen 10 mM Histidin, pH 6, konzentriere wenn nötig, und der zweiten Hälfte gegen 10 mM Succinat, pH 6, gemäß den TFF-Instruktionen. Nach der Diafiltration wurde ein Aliquot von jeder Hälfte entsprechend für eine UV-Absorptionsmessung verdünnt und durch Reverse Phasen- und Größenauschluß-HPLC analysiert. Das gesamte Protein wurde aus dem TFF-System gemäß den Millipore-TFF-Instruktionen entfernt. Zu dem PDGF-BB in 10 mM Histidin wurde Saccharose gegeben, um ein 1:1 Endverhältnis mit dem Protein zu ergeben. Das PDGF-BB in 10 mM Succinat pH 6 wurde mit 10 mM Succinat verdünnt, um eine Endproteinkonzentration von ungefähr 5 mg/ml zu ergeben.
Aliquotformulierungen wurden in Glaslyophilisationsampullen gegeben und unter den in Beispiel 18 beschriebenen Bedingungen lyophilisiert, um die lyophilisierten trockenen PDGF-BB-Formulierungen zu erhalten. Lyophilisierte PDGF-Formulierungen wurden in einem Achatmörser mit Pistill gemahlen. Die gemahlenen Partikel wurden durch ein US-#230 Mesh-Sieb (63 μm) gesiebt und auf einem US-#500 Mesh-Sieb gesammelt. Tabelle 10

Formulierung PDGF-BB Succinat Histidin Saccharose

(Gew.-%) (Gew.-%) (Gew.-%) (Gew.-%)

41 81 19 -

42 43 - 14 43
Beispiel 21 (nicht zur Erfindung)
Herstellung der PDGF-Depotformulierungen
Die PDGF-Depotformulierungen wurden in zwei Schritten hergestellt. Der erste Schritt war die Herstellung der Gelformulierungen, wobei das unten beschriebene Verfahren verwendet wurde. Geeignete Mengen des vorbestrahlten PLGA RG502 und Lösungsmittel wurden in eine Keyence-Hybrid-Mixer-Kugel (hergestellt aus hochviskosem Polyethylenglykol (HDPE)) verteilt. Die Mischkugel wurde dicht verschlossen, in den Hybridmixer (Modell HM-501, Keyence Corp. Japan) gegeben und bei der Mischgeschwindigkeit (Umdrehung 2000 Upm, Rotation 800 Upm) gemischt (5–10 Minuten).
Das Mischen der Partikel in das Gel wurde bei Raumtemperatur in einer Glasspritze (10 ml oder 25 ml) durchgeführt. Die PDGF-Partikel und das Gel wurde erst gewogen und in die Spritze überführt. Dann wurden die PDGF-Partikel und die Gelmischung gründlich mit einem mechanischen Rührer von Caframo mit einem angebrachten Metallspachtel mit rechteckiger Sptize gemischt. Die erhaltenen Formulierungen sind in Tabelle 11 aufgeführt. Tabelle 11

Formulierung Polymer (%) (PLGA RG502, MW = 16.000) Benzylbenzoat (%) Benzylalkohol (%)

43^a 31,5 43,9 14,6

44^b 31,5 43,9 14,6

45^a 31,5 29,3 29,2

46^b 31,5 29,3 29,2

a = 10% Formulierung 41
b = 10% Formulierung 42

Beispiel 22 (nicht zur Erfindung)
Stabilität von PDFG in den Depotformulierungen
Depotgel-PDFG-Formulierungen wurden für verschiedene Zeiträume bei 5, 25 beziehungsweise 40°C gelagert. Zu vorherbestimmten Zeitpunkten wurden die Depotgel-PDFG-BB-Formulierungen (0,3 ml) mit kaltem organischen Lösungsmittel (eine 50/50 Mischung aus Methylenchlorid/Aceton, bei 5°C, 3 × 3 ml) behandelt. Das erhaltene restliche PDGF-BB wurde in einem PBS-Puffer (ca. 2 ml, pH 7,4) gelöst und die Reinheit des PDGF wurde sowohl mit Reverser Phasen-HPLC (rpHPLC) und Größenausschlußchromatographie (SEC)-HPLC analysiert. Die 18-20 zeigen die Stabilität des PDGF (% Monomer mit SEC) in verschiedenen Depotformulierungen, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung, als eine Funktion der Zeit bei 5°C (18), 25°C (19) beziehungsweise 40°C (20). Tabelle 12 faßt die chemische Stabilität von PDGF, die mit rpHPLC in den verschiedenen Formulierungen getestet wurde, einschließlich denen der vorliegenden Erfindung, als eine Funktion der Zeit bei 5°C, 25°C beziehungsweise 40°C zusammen. Wie in den 18–20 und der Tabelle 12 gezeigt, haben die PDGF-Formulierungen, die Saccharose enthalten, eine überraschend gute Stabilität mit minimalem Verlust an Monomergehalt und chemischem Abbau, verglichen mit den Depotgel-PDGF-Formulierungen ohne Saccharose bei allen gemessenen Temperaturen. Saccharose hat einen signifikanten stabilisierenden Effekt auf die verschiedenen Depotformulierungen der vorliegenden Erfindung. Tabelle 12
Beispiel 23 (nicht zur Erfindung)
In vitro Freisetzung von PDGF aus den Depotformulierungen
Die in vitro Freisetzung von PDGF aus den Depotgel-PDGF-Formulierungen der vorliegenden Erfindung wurde, wie folgt, durchgeführt. Die Depotgel-PDGF-Formulierung (80–120 mg) wurde in einen Teebeutel gegeben und in eine 20 ml Szintillationsampulle gegeben und das Freisetzungsmedium (5 ml, Phosphatpuffersalz (PBS) + 0,1% Tween 20, pH 7,4) wurden zu der Ampulle zugefügt. Die Ampulle wurde bei 37°C in einem Wasserbad unter langsamen Schütteln inkubiert. Das Medium wurde täglich in den ersten 5 Tagen ersetzt, dann zweimal die Woche, danach bis zum Ende der Freisetzungsphase. Die Menge an PDGF, die aus dem Depot freigesetzt wurde, wurde mit einer Größenausschlußchromatographie (SEC)-HPLC gemessen. Wie in 21 gezeigt, wurde eine dauerhafte Freisetzung von PDGF aus den Depotformulierungen der vorliegenden Erfindung für über vier Monate erhalten.

Claims

Injizierbare Depotzusammensetzung umfassend: (a) 5 Gew.-% bis 90 Gew.-% eines biologisch abbaubaren, biokompatiblen auf Milchsäure basierenden Polymers mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht im Bereich von ungefähr 1000 bis ungefähr 120000; (b) einem Lösungsmittel umfassend eine Mischung aus einem aromatischen Alkohol und einem Ester einer aromatischen Säure, das Lösungsmittel hat eine Mischbarkeit in Wasser von weniger als oder gleich 7% bei 25°C und ist in einer Menge vorhanden, die wirksam ist, um das Polymer zu plastifizieren und ein Gel damit zu formen, wobei der aromatische Alkohol die Strukturformel (I) hat Ar-(L)_n-OH (I)wobei Ar eine substituierte oder nicht substituierte Aryl- oder Heteroarylgruppe ist, n ist Null oder 1 und L ist eine Verbindungskomponente; (c) eine thixotrope Menge eines thixotropen Mittels, die mit der Polymermischung vermischt ist, die wirksam ist, um eine thixotrope Zusammensetzung zu bilden, das thixotrope Mittel wird ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Alkoholen, die 2 bis 6 Kohlenstoffatome enthalten und hat eine gerade Kette oder eine verzweigte Kette und die Menge ist weniger als 15 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels; und (d) ein nützliches Mittel.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Polymer ein Copolymer mit wenigstens zwei der nachfolgenden Monomere: Milchsäure, Glykolsäure und Caprolacton ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Polymer 10 Gew.-% bis 85 Gew.-% der Zusammensetzung darstellt.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Polymer 20 Gew.-% bis 75 Gew.-% der Zusammensetzung darstellt.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Polymer ein Copolymer aus Milchsäure und Glykolsäure ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 5, bei der das Polymer ein Copolymer mit wenigstens zwei der nachfolgenden Monomere: Milchsäure, Glykolsäure und Caprolacton ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der Ar monocyclisches Aryl oder Heteroaryl ist, n ist 1 und L ist ein Alkylen mit 1 bis 6 Kohlenstoffatomen, das wahlweise wenigstens ein Heteroatom enthält.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der Ar monocyclisches Aryl und L ein Alkylen mit 1 bis 6 Kohlenstoffatomen ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der Ar Phenyl und L Methylen ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der der aromatische Alkohol Benzylalkohol ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach einem der vorherigen Ansprüche, bei der der aromatische Alkohol Benzylalkohol und der Ester einer aromatischen Säure ein niedriger Alkylester oder ein Aralkylester von Benzoesäure ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 11, bei der der aromatische Alkohol Benzylbenzoat und der niedrige Alkylester einer aromatischen Säure Ethylbenzoat ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach einem der vorherigen Ansprüche, bei der das Verhältnis des aromatischen Alkohols zu dem Ester einer aromatischen Säure im Bereich von 1 Gewichts-% bis 99 Gewichts-% liegt.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 13, bei der das Verhältnis des aromatischen Alkohols zu dem Ester einer aromatischen Säure im Bereich von 20 Gewichts-% bis 80 Gewichts-% liegt.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Polymer ein Poly(lactid-co-glykolid) (PLGA) Copolymer ist, das Lösungsmittel mit 5 Gew.-% bis 90 Gew.-% vorhanden ist und das thixotrope Mittel Ethanol ist und die Menge des Ethanols größer als das kombinierte Gewicht des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 15, bei der der aromatische Alkohol Benzylalkohol ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 15, bei der der aromatische Alkohol Benzylalkohol ist und der Ester einer aromatischen Säure Benzylbenzoat ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach einem der vorherigen Ansprüche, bei der das thixotrope Mittel Ethanol ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 19, bei der die Menge des Alkohols größer als oder gleich 0,01 Gewichtsprozent und weniger als oder gleich 15 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 19, bei der die Menge des Alkohols größer als oder gleich 0,1 Gewichtsprozent und weniger als oder gleich 5 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 19, bei der die Menge des Alkohols größer als oder gleich 0,5 Gewichtsprozent und weniger als oder gleich 5 Gewichtsprozent des kombinierten Gewichts des Lösungsmittels und des thixotropen Mittels ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach einem der vorherigen Ansprüche, des weiteren einschließend wenigstens eines der nachfolgend genannten: ein Porenbilder, ein Löslichkeitsmodulator für das nützliche Mittel; und ein osmotisches Mittel.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach einem der vorherigen Ansprüche, bei dem das nützliche Mittel ausgewählt wird aus einem Arzneimittel, Proteinen, Enzymen, Hormonen, Polynukleotiden, Nukleoproteinen, Polysacchariden, Glykoproteinen, Lipoproteinen, Polypeptiden, Steroiden, Analgetika, Lokalanästhetika, Antibiotika, chemotherapeutischen Mitteln, immunosuppressiven Mitteln, Antientzündungsmitteln, Antiproliferationsmitteln, antimitotischen Mitteln, angiogenen Mitteln, Antikoagulantien, fibrinolytischen Mitteln, Wachstumsfaktoren, Antikörpern, okulären Arzneimitteln, und Metaboliten, deren Analoge, Derivate und Fragmente.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 23, bei der das nützliche Mittel ein Wachstumshormon ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 23, bei der das nützliche Mittel ein Wachstumsfaktor ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 23, bei der das nützliche Mittel in einer Menge von 0,1 bis 50 Gewichts-% der kombinierten Menge des Polymers, des Lösungsmittels und des nützlichen Mittels vorhanden ist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 23, bei der das nützliche Mittel die Form von Partikeln aufweist, die in dem viskosen Gel dispergiert oder gelöst sind.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 27, bei der das nützliche Mittel in Form von Partikeln eine durchschnittliche Partikelgröße von 0,1 bis 250 Mikrometer aufweist.
Injizierbare Depotzusammensetzung nach Anspruch 27, bei der die Partikel des weiteren eine Komponente ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus einem Stabilisierungsmittel, Füllmittel, Chelatbildner und Puffermittel umfaßt.