DE69521688T2

DE69521688T2 - Pharmazeutische brausepräparate enthaltend bioabbaubare mikrokapseln zur kontrolierten wirkstofffreisetzung

Info

Publication number: DE69521688T2
Application number: DE69521688T
Authority: DE
Inventors: Virginia Freeman; Zebunnissa Ramtoola
Original assignee: Elan Corp PLC
Current assignee: Elan Corp PLC
Priority date: 1994-04-06
Filing date: 1995-04-06
Publication date: 2002-05-02
Anticipated expiration: 2015-04-07
Also published as: EP0754034B1; WO1995027482A1; JPH09511517A; EP0754034A1; ES2158101T3; ATE202926T1; AU2223095A; DK0754034T3; DE69521688D1; PT754034E; GR3036798T3; IE940292A1

Description

Fachgebiet

Die Erfindung betrifft pharmazeutische Brauseformulierungen, die biologisch abbaubare, kontrolliert freisetzende arzneimittelgefüllte Mikrokapseln enthalten. Insbesondere betrifft die Erfindung Pulver- oder Tablettenformulierungen, insbesondere Einmal-täglich-Formulierungen, die einen Calciumantagonisten, beispielsweise Nifedipin, ein Narkoanalgetikum, beispielsweise Hydromorphon, oder einen ACE-Inhibitor, beispielsweise Captopril, und dergleichen und Analoga oder Gemische oder Kombinationen hiervon enthalten.
Calciumantagonisten und Angiotensin-Umwandlungsenzym(ACE)-Inhibitoren werden bei Patienten mit kardiovaskulärer Krankheit breit eingesetzt, und es wird angenommen, daß sie bei Verabreichung in Monotherapie oder in Kombination antihypertensive und gefäßschützende Wirkungen besitzen. Typischerweise werden Calciumantagonisten bei der Behandlung von Bluthochdruck und chronisch stabiler Angina eingesetzt; es wird angenommen, daß ACE-Inhibitoren die Entwicklung von Arteriosklerose verhindern und die Anzahl von kardial ischämischen Vorfällen bei Patienten mit Koronararterienerkrankung und linker Ventrikelfehlfunktion vermindern. Narkoanalgetika werden zur Breitstellung einer starken Linderung von postoperativen und chronischen Schmerzen breit eingesetzt. Allerdings ist ihre klinische Brauchbarkeit durch die Entwicklung einer Abhängigkeit von ihrer Wirkung im Laufe einer chronischen Behandlung begrenzt. Unlängst wurde gezeigt, daß die gleichzeitige Verabreichung von sublingualen Calciumantagonisten und epiduralen Narkoanalgetika die analgetische Wirkung des Narkoanalgetikums potenziert, und vorgeschlagen, daß die gleichzeitige Verabreichung die Entwicklung einer physischen Abhängigkeit von Narkotika verhindern könnte (Pereira, Pain, 53: 341-355 (1993: Antkiewicz-Michaluk, Psychopharmacology, 111: 457-64 (1993)). Typischerweise werden diese Arzneimittel oral in Tabletten/Kapselformulierungen und im Falle von Narkoanalgetika auch parenteral verabreicht.
Die Wirksamkeit dieser Arzneimittel verbessert sich bei kontrollierter Verabreichung an ein Individuum. Eine reguläre Arzneimitteldosierung kann einem Profil von übergroßen, unwirksamen Plasmakonzentrationen folgen, wobei die Dosis anfangs die erwünschte therapeutische Konzentration überschreitet und dann auf subklinische Konzentrationen abfällt. Die kontrollierte/lang anhaltende Arzneimittelabgabe kann allerdings unerwünschte Schwankungen in der Arzneimittelkonzentrationen vermindern, therapeutische Vorteile unterstützen und toxische Wirkungen minimieren. Zusätzlich kann die vorprogrammierte Abgabe eines Arzneimittels in der Nähe seiner Zielzellen oder an ihre Resorptionsstellen systemische Wirkungen oder andere Gewebe betreffende Nebenwirkungen verhindern.
Somit besteht Bedarf an pharmazeutisch wirksamen, kontrolliert freisetzenden, zielgerichteten Formulierungen, die diese Arzneimittel oder Kombinationen dieser Arzneimittel enthalten.
Mikrodisperse Arzneimittelabgabesysteme auf der Grundlage von biologisch abbaubaren Polymeren, wie diejenigen, die aus Milch- und Glycolsäure gebildet sind, wurden bereits im Hinblick auf die kontrollierte/lang anhaltende Abgabe verschiedener Arzneimittel eingehend studiert. Die Auswahl des (der) bestimmten Polymeren angesichts der bestimmtem Arzneimitteleigenschaften sowie die Herstellungsverfahren und Verfahrensvariablen bestimmen die Morphologie und Größe der Mikroglobuli, die ihrerseits die Freisetzungseigenschaften der Formulierung beeinflussen. Diese Faktoren, die sich manchmal gegenseitig aufheben können, schränken die möglichen Formulierungen und die Verfahren zur Herstellung der zur kontrollierten/lang anhaltenden Freisetzung geeigneten Formulierungen, einschließlich einer einmal täglichen oralen Verabreichung, ein.
Mikroteilchen enthaltende Brause-Dosierungsformen, die zur Bereitstellung einer im wesentlichen sofortigen Freisetzung des pharmazeutischen, in den Mikroglobuli enthaltenen Bestandteils ausgelegt sind, sind in der U.S. 5 178 878 und in der U.S. 5 223 264 offenbart.
Die EP-A-0257310 offenbart eine Tablettenformulierung, insbesondere eine durch Kompression von Mikrokapseln mit einer Größe zwischen etwa 5 Micron und etwa 400 Micron, vorzugsweise zwischen etwa 30 und 250 Micron, gebildete Kautablette. Die Mikrokapseln enthalten Teilchen eines Wirkstoffes, die mit einer dünnen Schicht eines lang anhaltend freisetzenden Überzuges, beispielsweise eines biologisch abbaubaren Cellulosederivats, überzogen sind, die so gewählt ist, daß das Brechen des Überzugs während des Kompressionsverfahrens minimiert wird. Es wurde festgestellt, daß nur langkettige polymere Ethylcellulose, auch mit kleinen Mengen Weichmacher, während der Kompression in keiner Weise bricht.
Die EP-A-0145240 offenbart Mikrokapseln mit Langzeit-Freisetzung und ein Verfahren zur Herstellung derselben. Die Dosierungsformen können oral oder parenteral verabreicht werden, und wenn sie zur oralen Verabreichung beabsichtigt sind, können sie beispielsweise als Pulver oder Tablette dargereicht werden. Eine Brauseformulierung wird nicht offenbart.
Die EP-A-0330180 offenbart Mikroglobuli, die Polymilchsäure und eine wasserlösliche physiologisch wirksame Substanz enthalten und eine mittlere Teilchengröße von etwa 0.01 um bis 300 um aufweisen. Die Größe der Mikroglobuli erleichtert die Verabreichung auf parenteralem Weg, beispielsweise durch intravenöse oder intramuskuläre Injektion.

Offenbarung der Erfindung

Erfindungsgemäß wird eine pharmazeutische Brauseformulierung zur lang anhaltenden und kontrollierten oralen Verabreichung einer pharmazeutisch wirksamen Menge eines Arzneimittels bereitgestellt, das ausgewählt ist aus einem Calciumkanalblocker, einem ACE-Inhibitor, einem Narkoanalgetikum oder Analogen oder Kombinationen hiervon, wobei die Formulierung Mikrokapseln mit einer D 50% zwischen 100 nm und 900 nm enthält, in denen das Arzneimittel in einem biologisch abbaubaren Polymeren eingeschlossen ist und in denen der pH-Wert der Formulierung zur optimalen Abgabe des Arzneimittels eingestellt ist, wobei die Formulierung bei Zugabe von Wasser zur Dispersion unter Bildung eines Brausegetränks ausgelegt ist.
Der hier verwendete Begriff Mikrokapsel umfaßt die Begriffe "Mikroglobuli", "Mikroteilchen", "Nanoglobuli" und "Nanoteilchen". Diese Begriffe beziehen sich nicht notwendigerweise auf eine strukturelle Beziehung zwischen Arzneimittel und einkapselndem Polymeren (z.B. ein in eine Polymermembran eingekapseltes Arzneimittel oder ein Arzneimittel und ein einkapselndes Polymeres in einer Matrixstruktur). Statt dessen bezeichnen diese Begriffe einfach ein Teilchen (Micronengröße oder kleiner), in dem das Arzneimittel in einem Polymeren eingeschlossen ist.
Wie hier verwendet, bezieht sich der Begriff "lang anhaltende/kontrollierte Freisetzung" auf ein Arzneimittel-Freisetzungsprofil, das zur optimalen Abgabe des Arzneimittels an (einen) bestimmte Resorptionsort(e), wie Magen und/oder Dünndarm, ausgelegt ist, während immer noch eine wirksame Behandlung über einen zuvor festgelegten längeren Zeitraum, wie 1 mal täglich, bereitgestellt ist.
Die erfindungsgemäßen oralen Formulierungen sind zur zweckmäßigen Kombination sowohl der Vorteile einer Brausetablette oder wasserdispergierbaren Tablette mit den Vorteilen eines mikroeingekapselten Systems ausgelegt. Da beispielsweise orale Brauseformulierungen leicht zu verabreichen sind, werden durch sie die mit dem Kauen oder Schlucken von Tabletten verbundenen Schwierigkeiten vermieden. Somit wird die Patienten-Compliance erhöht. Die Einarbeitung von Mikrokapseln in die orale Formulierung gestattet nicht nur die zielgerichtete Freisetzung des Arzneimittels an dem (den) Resorptionsort(en) für das Arzneimittel, sondern stellt auch einen Hilfsstoff zur zeitabhängigen Kontrolle des Freisetzungsgrades des Arzneimittels bereit.
Zudem ist (sind) das (die) Arzneimittel unter Bildung von Mikrokapseln eingekapselt, die bei Zugabe von Wasser zu der Brauseformulierung unter Herstellung einer feinen Suspension dispergiert werden. Da diese gleichmäßige Suspension vor der Aufnahme des Brausegetränks durch das Individuum gebildet wird, wird die Wirkung von Nahrung, des Vorliegens von Gallensäure, die Wirkung des pH- Wertes etc. bei der Auflösung der Dosierungsform minimiert. Dies ist besonders für wenig wasserlösliche Arzneimittel wie Nifedipin oder Diltiazem-Base geeignet. Somit kann die Reproduzierbarkeit der Dosierung verbessert werden.
Bei Arzneimitteln, die vor Erreichen des Magen-Darm-Traktes nicht gut resorbiert werden, schützen die üblichen sofort freisetzenden Brauseformulierungen ferner das Arzneimittel vor seiner Resorption nicht gut und führen somit zu einer verminderten Bioverfügbarkeit. Das Hinzufügen einer Mikroeinkapselung zu der Formel kann jedoch genügend Flexibilität zur Verhinderung einer unerwünschten Freisetzung, beispielsweise in der Mundhöhle, gestatten, während die Abgabe des Arzneimittels an den Zielbereich zur kontrollierten/lang anhaltenden Freisetzung gefördert wird.
Bei vielen Mikrokapseln ist ein Explosionseffekt üblich. Falls dieser Effekt in der Mundhöhle unerwünscht ist, können die erfindungsgemäßen Formulierungen wiederum zur Minimierung dieses Explosionseffektes (oder falls gewünscht zur Maximierung) ausgelegt sein. Ein besonders wirksamer Weg zur Minimierung des Explosionseffektes besteht in der Kontrolle des pH-Wertes der Brausegetränklösung unter Optimierung der Abgabe des oder jedes eingekapselten Arzneimittels an die Resorptionszielorte.
Die Formulierung wird zweckmäßigerweise zur einmal täglichen Abgabe des Arzneimittels an einen Patienten eingesetzt, so daß eine therapeutische Wirkung praktisch über einen Zeitraum von 24 h erzielt wird.
Die Mikrokapseln besitzen eine D 50% zwischen 100 nm und 900 nm, mehr bevorzugt zwischen etwa 200 nm und 400 nm.
Außerdem reicht die Arzneimittel-Füllkonzentration der Mikrokapseln von etwa 10 bis 70 Gew.-%. mehr bevorzugt von 20 bis 50 Gew.-%.
Die Erfindung stellt auch eine pharmazeutische Brauseformulierung zur Verabreichung eines Arzneimittels bereit, das aus einem Calciumkanalblocker, einem ACE-Inhibitor, einem Narkoanalgetikum oder einer Kombination hiervon ausgewählt ist, wobei die Formulierung arzneimittelgefüllte biologisch abbaubare Mikrokapseln mit einer D 50% zwischen 100 nm und 900 nm und einer Arzneimittel- Füllkonzentration im Bereich von etwa 10 bis 70 Gew.-% enthält.
Somit können die Formulierungen zur einmal täglichen Verabreichung eines ausgewählten Arzneimittels an einen Patienten unter Erzielung einer therapeutischen Wirkung über einen Zeitraum von im wesentlichen 24 h verwendet werden.
Geeignete Calciumantagonisten umfassen Diltiazem, Verpamil, Nifedipin, Nimodipin und Nicardipin.
Geeignete Narkoanalgetika umfassen Hydromorphon, Codeinsulfat, Oxycodon, Dihydrocodeintartrat, Oxycodeinon, Morphin, Fentanyl, Sufentanil, Oxymorphon und Buprenorphin.
Geeignete ACE-Inhibitoren umfassen Captopril, Enalapril und Lisinopril.
Die Formulierungen könne auch eine Kombination von zwei oder mehreren Arzneimitteln, wie hier zuvor ausgeführt, enthalten. Besonders bevorzugte Kombinationen sind eine Kombination eines Calciumantagonisten und eines Narkoanalgetikums. Solche Kombinationen zeigen einen Synergismus. Eine geeignete Kombination enthält Nifedipin und Hydromorphon.
Die Polymermatrix umfaßt zweckmäßigerweise Polylactid; Polyglycolid; Poly(milchsäure-coglycolsäure); Poly(&epsi;-caprolacton); Poly(hydroxybuttersäure); Polyorthoester; Polyacetale; Polydihydropyrane; Polycyanoacrylate; Polypeptide; vernetzte Polypeptide; und Stereoisomere, racemische Gemische, Copolymere und Polymergemische hiervon.
Eine besonders geeignete Polymermatrix enthält Poly-D,L-lactid.
Ein geeignetes Freisetzungsprofil (Anflutungsbedingungen, wie eine wäßrige Lösung mit pH 6 für Diltiazem), gemessen nach der Paddle-Methode der U.S.- Pharmacopoe XX bei 37ºC und 75 U/min. ist für das oder jedes Arzneimittel im wesentlichen wie folgt:
a) 10-30% Freisetzung innerhalb 2 h nach Verabreichung;
b) 30-60% Freisetzung innerhalb 4 h nach Verabreichung;
c) 60-80% Freisetzung innerhalb 8 h nach Verabreichung; und,
d) ≥80% Freisetzung innerhalb 24 h nach Verabreichung.
Ein weiteres geeignetes Freisetzungsprofil (Anflutungsbedingungen beispielsweise ein simuliertes gastrisches Fluid für Captopril), gemessen nach der Paddle- Methode der U.S. Pharmacopoe XX bei 37ºC und 75 U/min. für das oder jedes Arzneimittel ist im wesentlichen wie folgt:
a) 10-40% Freisetzung innerhalb 1 h nach Verabreichung;
b) 20-60% Freisetzung innerhalb 4 h nach Verabreichung;
c) 40-80% Freisetzung innerhalb 8 h nach Verabreichung; und
d) ≥80% Freisetzung innerhalb 16 h nach Verabreichung.
Ein weiteres geeignetes Freisetzungsprofil (Anflutungsbedingungen beispielsweise ein simuliertes gastrisches Fluid für Hydromorphon), gemessen nach der Paddle-Methode der U.S. Pharmacopoe XX bei 37ºC und 75 U/min. für das oder jedes Arzneimittel ist im wesentlichen wie folgt:
10-50% Freisetzung innerhalb 1 h nach Verabreichung;
b) 40-90% Freisetzung innerhalb 4 h nach Verabreichung; und
c) > 90% Freisetzung innerhalb 8 h nach Verabreichung.
Die erfindungsgemäßen Brauseformulierungen sind zweckmäßigerweise als Kapseln, Tabletten oder Pulver formuliert.
Zur zweckmäßigen und wirksamen oralen Brause-Verabreichung können somit wirksame Mengen der erfindungsgemäßen Mikrokapseln mit einem oder mehreren Hilfsstoff(en) tablettiert oder in Kapseln wie Gelkapseln und dergleichen eingekapselt sein.
Es wird geschätzt, daß die erfindungsgemäßen pharmazeutischen Formulierungen inter alia bei einem Verfahren zur Behandlung von Angina, Bluthochdruck, Schmerzen oder dergleichen durch Verabreichung einer Formulierung, die biologisch wirksame Mengen von wenigstens einem erfindungsgemäß mikroeingekapselten Arzneimittel enthält, an ein Tier, vorzugsweise einen Menschen, verwendet werden, so daß klinisch wirksame Plasmaspiegel des Arzneimittels über einen Zeitraum von im wesentlichen 24 h aufrechterhalten werden.
Die Erfindung stellt auch ein Verfahren zur Herstellung von Mikrokapseln, wie hier zuvor definiert, bereit, das die Schritte umfaßt:
a) Auflösen oder Dispergieren eines Arzneimittels und eines biologisch abbaubaren Polymeren in einem Lösungsmittel unter Bildung eines Gemisches;
b) Mikrofluidisieren des Gemisches in eine externe Phase unter Bildung einer Emulsion, in der die Emulsionströpfchen einen mittleren Durchmesser von weniger als 1 mm aufweisen; und
c) Rühren der Emulsion unter Bildung von Mikrokapseln einer Größe (D 50%) zwischen etwa 100 um und 900 nm.
Wie hier verwendet, bezeichnet der Begriff "biologisch abbaubar" bei Anwendung auf Polymere synthetische oder natürliche Polymere, die in vivo entweder enzymatisch oder nicht enzymatisch unter Produktion biologisch verträglicher oder nicht toxischer Nebenprodukte abbaubar sind, die weiter metabolisiert oder über die normalen physiologischen Wege ausgeschieden werden können. Beispielsweise können eine Reihe von natürlichen und synthetischen biologisch abbaubaren Polymeren zur Bildung von Mikrokapseln, die eine große Vielzahl von Arzneimittel enthalten, unter Erhalt einer langen Arzneimittelfreisetzung oder Arzneimittel-Zielausrichtung verwendet werden. Humanserumalbumin (HSA), Rinderserumalbumin (RSA), Kollagen und Gelatine können zur Mikroeinkapselung der Arzneimittel verwendet werden. Allerdings schränken die Kosten und die unsichere Reinheit natürlicher Polymere ihre Verwendung ein, und somit richtet sich die Aufmerksamkeit auf synthetische biologisch abbaubare Polymere, bei denen die Verarbeitungsbedingungen und die Verfügbarkeit kontrolliert werden können. Beispiele für synthetische biologisch abbaubare Polymere sind die hier zuvor ausgeführten, die folgende umfassen: Polymilchsäure (Polylactid; PLA); Polyglycolsäure (Polyglycolid; PGA); Poly(milchsäure-coglycolsäure)(PLGA); Poly(&epsi;-caprolacton); Poly(hydroxybuttersäure); Polyorthoester; Polyacetale; Polydihydropyrane; Polycyanoacrylate; Polypeptide, vernetzte Polypeptide; und Stereoisomere (d.h. D, L); racemische Gemische, Copolymere und Polymergemische hiervon. PLA ist das besonders bevorzugte biologisch abbaubare Polymere.
Die Lösungsmittel-Verdampfungsmethode ist eine der gebräuchlichsten Techniken zur Herstellung von PLA/PLGA-Mikroglobuli. Der erste Schritt bei diesem Verfahren erfordert die Bildung einer Öl-in-Wasser-Emulsion (O/W-Emulsion). Das Polymere wird in einem flüchtigen organischen Lösungsmittel gelöst, und anschließend wird das Arzneimittel in der Polymerlösung gelöst oder dispergiert. Dieses Verfahren ist als Bilden der organische Phase bekannt. Die resultierende Polymer/Arzneimittellösung wird in einem geeigneten Suspensionsmedium unter Bildung einer Tröpfchensuspension (O/W-Emulsion) gerührt. Das Suspensionsmedium, das das Polymere nicht solubilisieren sollte, enthält zur Verhinderung der Tröpfchen-Koaleszenz in der Regel ein Dispergiermittel. Das Suspensionsmedium kann auch als kontinuierliche oder externe wäßrige Phase bezeichnet werden, wobei letzterer Begriff hier verwendet wird.
Es kann eine Modifikation dieses Lösungsmittel-Extraktionsverfahrens angewandt werden, wobei das Polymere und das Arzneimittel zuerst in einem wassermischbaren organischen Lösungsmittel wie Acetonitril gelöst und anschließend in Mineralöl oder leichtem, flüssigem Paraffin unter Bildung einer "W"-in-Öl("W"/O)- Emulsion homogenisiert werden. Eine weitere Modifikation dieses Verfahrens wird angewandt, wobei eine Wasser-Öl-Wasser(W/O/W)-Emulsion hergestellt wird. Das Arzneimittel wird in einer kleinen Menge Wasser gelöst, und diese Arzneimittellösung in einer Lösung von Polymer/organischem Lösungsmittel (z.B. Dichlormethan) homogenisiert. Sodann wird diese erste Wasser-in-Öl- Emulsion mit der externen Phase unter Herstellung der W/O/W-Emulsion emulgiert.
Nach Bildung der Emulsion (O/W, W/O oder W/O/W) erfolgt damit eine Lösungsmittelverdampfung, die zum "Aushärten" der Tröpfchen (Polymerverfestigung) und zu ihrer Umwandlung in Mikroglobuli führt. Die Emulsion wird während des gesamten Verdampfungsprozesses kontinuierlich gerührt. Während des Tröpfchen-Aushärtungsprozesses verlieren die Tröpfchen zuerst ihr Lösungsmittel durch Diffusion des Lösungsmittels in die externe Phase und anschließend durch Verdampfung des Lösungsmittels von der Oberfläche. Die Verdampfung des Lösungsmittels kann entweder unter Atmosphärendruck oder unter vermindertem Druck stattfinden. Die Verdampfungstemperatur kann auch geändert werden. Die Lösungsmittelverdampfung kann auf zwei Wegen erzielt werden: (1) unterbrochene Verdampfung, wobei die Verdampfung vor Abschluß der vollständigen Beseitigung des organischen Lösungsmittels unterbrochen wird und halbfeste Mikroglobuli in ein emulgatorfreies Medium übergeführt werden, wo die Verdampfung beendet wird, oder (2) kontinuierliche Verdampfung, wobei das System bis zur vollständigen Verdampfung des gesamten organischen Lösungsmittels kontinuierlich gerührt wird. Die festen Mikroglobuli werden durch Filtration oder Zentrifugation gesammelt, gewaschen und unter Vakuum getrocknet.
Mit dem Lösungsmittel-Verdampfungsverfahren verbundene Probleme sind Agglomeration der Teilchen, Abgehen von Arzneimittel an die wäßrige Phase und Bildung von Arzneimittelkristallen auf den Teilchenoberflächen. Faktoren, die die Qualität (d.h. Arzneimittel-Füllkonzentration, Größe, Oberflächenmorphologie) der durch das Lösungsmittel-Verdampfungsverfahren hergestellten Mikroglobuli beeinflussen, sind nachstehend ausgeführt.
Bei dem Lösungsmittel-Verdampfungsverfahren muß das eingesetzte organische Lösungsmittel, abgesehen davon, daß es das Arzneimittel und das Polymere aufzulösen vermag, mit der externen Phase unmischbar sein, und sein Siedepunkt muß möglichst niedrig sein, so daß es während des Tröpfchen-Aushärtungsverfahrens leicht verdampft. Wird ein O/W-System eingesetzt, so funktioniert die Lösungsmittel-Verdampfungstechnik am besten für Kernmaterialien, die in der wäßrigen externen Phase unlöslich sind. Ist das Kernmaterial in der externen Phase löslich, so wird es aus den Mikrotröpfchen extrahiert, bevor sich die Mikroglobuliwände bilden können, was zu einer geringeren Arzneimittel-Füllkonzentration führt. Beispielsweise berichten Bodmeier und McGinity, J. Microencap., 4: 279- 288 (1987), daß wasserlösliche Arzneimittel wie Theophyllin, Coffein und Salicylsäure durch das O/W-Emulsionslösungsmittel-Verdampfungsverfahren nicht eingeschlossen werden konnten. Die Minimierung des Abgehens von Arzneimittel an die wäßrige externe Phase kann auf zahlreichen Wegen erreicht werden, wie durch (1) Variation des pH-Wertes der wäßrigen Phase bis zu dem pH-Wert der minimalen Arzneimittellöslichkeit; (2) Sättigung der wäßrigen Phase mit dem Arzneimittel; und (3) Umwandlung der Emulsionsbildungsphase O/W in W/O.
Die Wirkung der Verwendung verschiedener Molekulargewichte für ein bestimmtes Polymeres beeinflußt die Oberflächeneigenschaften und Morphologie der Mikroglobuli. Beispielsweise erzeugen hochmolekulare Poly-L-lactid- Polymere größere Teilchen, die auf Grund der natürlichen Klebrigkeit und thermoplastischen Natur des Polymeren zur Aggregation neigen. Ferner werden aus hochmolekularen Polymeren sehr poröse Mikroglobuli hergestellt, wohingegen mit niedermolekularen Polymeren hergestellte Mikroglobuli glatt und nicht porös sein können.
Der Durchmesser der Mikroglobuli kann durch die Größe der in der Emulsion gebildeten Mikrotröpfchen bestimmt werden. Die Größe der Mikrotröpfchen kann über mehrere Wege gesteuert werden, wie durch Einstellen von Rührgeschwindigkeit, Typ und Menge des Emulgators, Menge der wäßrigen Phase, und Konfiguration von Gefäß und Rührer. Eine allgemein erhöhte Rührgeschwindigkeit führt zu einer feineren Emulsion, die kleinere Mikroglobuli erzeugt und die Koaleszenz von kleineren, unreifen Mikroglobuli verhindert.
Wir haben festgestellt, daß unter Verwendung eines Mikrofluidisers (Warenzeichen; Mikrofluidics Corp.) sehr feine Emulsionströpfchen hergestellt werden können. Ein Mikrofluidiser ist ein Hochdruckhomogenisator, mit dem sehr kleine Emulsionströpfchen (mittlerer Tröpfchendurchmesser unter 1 um) hergestellt werden können. Während der Mikrofluidisation wird die Emulsion unter hohen Betriebsdrücken durch Mikrokanäle zu einem Aufprallbereich gepumpt. Die Kavitation und Scherung und der Aufprall, die damit einhergehen, sind für die Teilchengrößenverminderung in der "Interaktionskammer" verantwortlich.
Die Arzneimittelfreisetzung aus biologisch abbaubaren Systemen kann von einer rein diffusionskontrollierten Auflösung aus einem Matrixsystem in den Fällen, in denen das Polymere eine langsame Zerfallsgeschwindigkeit besitzt und das Arzneimittelmolekül klein ist, bis zur zerfallskontrollierten Freisetzung, wenn das Arzneimittelmolekül groß und sein Durchdringungsvermögen in dem Polymeren gering ist, reichen. Bei den schneller zerfallenden Polymeren kann die Arzneimittelfreisetzung durch eine Kombination von Diffusion und Abbau des Polymeren erfolgen. Die möglichen Mechanismen der Arzneimittelfreisetzung aus biologisch abbaubaren Mikroglobulisystemen können wie folgt zusammengefaßt werden: (1) Arzneimittel, das locker an die Mikroglobuli-Oberfläche gebunden oder in sie eingebettet ist, wird freigesetzt und verursacht zunächst einen "Explosionseffekt"; (2) Arzneimittel kann in Abhängigkeit von der Mikroglobulistruktur über die Mikroglobuliporen freigesetzt werden; (3) Arzneimittel kann in Abhängigkeit von der Löslichkeit des Arzneimittels in der Polymermembran und den natürlichen Eigenschaften des Polymeren durch die Polymermembran diffundieren; (4) Arzneimittel kann in Abhängigkeit von der Hydrophilie und wiederum vom Molekulargewicht des Polymeren durch die Wasser-gequollene Polymerbarriere diffundieren; und (5) Erosion und Hydrolyse der Polymerketten führen zur Porenbildung in der Mikroglobulistruktur, und beeinflussen daher die Geschwindigkeit der Arzneimittelfreisetzung. Alle diese möglichen Mechanismen können in Abhängigkeit von der Morphologie der Mikroglobulisysteme (die wiederum durch die Herstellungstechniken beeinflußt wird), der Polymerzusammensetzung und den physikalisch-chemischen Eigenschaften des Arzneimittels bei dem Freisetzungsprozeß insgesamt eine Rolle spielen.
Die Arzneimittelabgabe aus Mikroglobulisystemen ist abhängig von der Diffusionsfähigkeit des Arzneimittels durch die Polymerbarriere, der Löslichkeit des Arzneimittels in der Volumenphase, der Größe des Arzneimittelmoleküls und seiner Verteilung in der Mikroglobulimatrix. Die Natur des Polymeren, insbesondere das Molekulargewicht des Polymeren, spielt bei der Bestimmung der Freisetzungscharakteristika eine Hauptrolle. Beispielsweise wurde die Auswirkung des Polymer-Molekulargewichts auf die In-vitro-Freisetzung von Chlorpromazin aus Chlorpromazin-gefüllten Poly-DL-lactid-Mikroglobuli unter Verwendung von Poly-DL-lactid in einem Molekulargewichtsbereich von 11000 bis 21000 in wäßrigem Phosphatpuffer mit pH 7,0 studiert. Ein erhöhtes Polymer- Molekulargewicht erhöhte die für eine Freisetzung von 50% erforderliche Zeit. Die aus den höhermolekularen Polymeren hergestellten Mikroglobuli zeigten eine Latenzzeit von ≥24 h, wonach die Freisetzungsrate schnell auf eine Freisetzung von ungefähr ≤40% anstieg.
Außerdem sind zwei der wichtigsten Mikroglobuli-Merkmale, die die Arzneimittelfreisetzung beeinflussen, die Arzneimittel-Füllkonzentration und die Mikroglobuligröße.
Frühe Theorien, die zur Beschreibung des Lösungsprozesses aus den Matrixsystemen zur Diskussion gestellt wurden, basierten sehr oft auf den Fickschen Diffusionsgesetzen. Das erste. Ficksche Diffusionsgesetz besagt, daß der Fluß (J) einer Verbindung durch eine Flächeneinheit einer zuvor festgelegten Referenzebene zu dem Konzentrationsdifferenzial über diese Fläche proportional ist, wobei die Proportionalitätskonstante die Diffusionsfähigkeit (D) darstellt. Auf der Grundlage des ersten Fickschen Diffusionsgesetzes entwickelte Higuchi eine Gleichung zur Freisetzung von festem Arzneimittel aus einer Salbengrundlage und wandte es später folgendermaßen auf die Diffusion von festen, in homogenen und granulären Matrix-Dosierungssystemen dispergierten Arzneimitteln an:
Q = (D(2A - Cs)Cs T)1/&sub2; (Gleichung 1)
worin
D = Diffusionsfähigkeit des Arzneimittels in der Matrix;
A = Gesamtmenge von Arzneimittel pro Volumeneinheit Matrix;
Cs = Löslichkeit des Arzneimittels in der Polymermatrix
Q = Menge des Arzneimittels pro Flächeneinheit Matrix;
T = Zeit
bedeuten.
Später präsentierten Cobby et al. unter Anwendung des gleichen Diffusionsprinzipes wie Higuchi Gleichungen, die die Arzneimittel-Freisetzung aus Matrixtabletten von entweder kugeliger, zylindrischer oder bikonvexer Form beschreiben. In jedem Fall besaß die dreidimensionale Gleichung die kubische Form:
F = G&sub1;(KT1/&sub2;) - (G&sub2;(KT1/&sub2;)² + G&sub3;(KT1/&sub2;)³ - (Gleichung 2)
worin
F = Bruchteil des freigesetzten Arzneimittels;
T = verstrichene Zeit;
K = Freisetzungsgeschwindigkeitskonstante bedeuten;
G&sub1;-G&sub3; Formfaktoren sind.
Für eine kugelige Form bedeuten G&sub1; und G&sub2; = 3 und G&sub3; = 1.
Die grundlegenden Parameter der Freisetzungsgeschwindigkeitskonstante werden folgendermaßen beschrieben
K = 1/A. r : D Cs(2A - &epsi;Cs)&epsi;/τ,
worin
r = Tabletten-Anfangsradius
&epsi; = Porosität; und
τ = Verwindung bedeuten.
Die Prout-Tomkin-Gleichung wurde auf die autokatalytische Zersetzung von Feststoff, d.h. das Arzneimittel wirkt als Marker für die Polymerzersetzung, angewandt:
In(χ/1 - χ) = K · t + c (Gleichung 3)
worin
χ = Bruchteil des zur Zeit t freigesetzten Arzneimittels
K = Geschwindigkeitskonstante; und
c = K · tmax (tmax bedeutet die Zeit bei 50% Arzneimittelfreisetzung) bedeuten.
Die Prout-Tomkin-Gleichung wurde auf die Freisetzung von Diltiazem-Base aus DL-PGLA-Mikroglobuli in Phosphatpuffer, pH 4, übertragen (Fitzgerald et al., Polymeric Delivery Systems, Properties and Applications, Kap. 23 (ACS Symposium Series 520) (1992)). Die studierten Systeme wiesen Arzneimittel- Füllkonzentrationen von 4,45%, 10,06% und 20,22% auf und lagen in einem Größenbereich von < 125 um. In sämtlichen Fällen paßten die erhaltenen Überfragungswerte gut und legten nahe, daß die Freisetzung aus diesen Systemen von der Polymerzersetzung und der Auflösung abhängig war.
Zum Erhalt von Mikrokapseln können verschiedene Methoden wie folgt angewandt werden:
Mit Lösungsmittelmethode gelöstes Arzneimittel (Methode A) Dieses Verfahren entspricht den Öl-in-Wasser(O/W)-Emulsionslösungsmittel- Verdampfungstechniken. Arzneimittel und Polymeres werden in einem geeigneten Lösungsmittel (wie Dichlormethan) unter Bildung der Ölphase gelöst. Als externe Phase wird zweckmäßigerweise eine wäßrige 0,27%ige (Gew./Vol.) PVA-Lösung verwendet. Die Ölphase wird in der externen Phase unter Bildung einer Tröpfchensuspension, beispielsweise durch eines der folgenden Verfahren, emulgiert:
(i) Unter Verwendung eines IKA-Ultra Turrax T 25 (Warenzeichen) für 2 min. bei 8000, 9500, 13500 oder 24000 U/min;
(ii) Unter Verwendung eines M120E-Mikrofluidisers (Mikrofluidics Corp.) bei 10000 psi für eine festgelegte Zyklenzahl.
Die resultierende Emulsion kann beispielsweise mit einem IKA-R25-Motor und einem 4-Klingenrührer bei 14000 U/min. 1 h gerührt werden, wobei die Polymertröpfchen ihr Lösungsmittel zu Beginn durch Diffusion des Lösungsmittels in die wäßrige externe Phase und anschließend durch Verdampfung verlieren. Auf diese Weise werden die Polymertröpfchen in die entsprechenden festen Mikroglobuli übergeführt.
Die Mikroglobuli werden zweckmäßigerweise durch Zentrifugation (Heraeus Sepatech Biofuge 28RS) unter Verwendung eines HFA-13,5-Rotors bei 13000 U/min. 15 min. gesammelt und anschließend in einem Vakuumofen (Gallenkamp) bei 1000 mbar 24 h getrocknet. Die Mikroglobuli werden in luftdichten Behältern bei Raumtemperatur aufbewahrt.

Dispersionsverfahren (Verfahren B)

Die Ölphase wird durch Dispergieren des Arzneimittels in der Polymer/Lösungsmittellösung unter Anwendung von Ultraschall dispergiert. Die Ölphase wird in der externen Phase durch Methode A (i) oder (ii) emulgiert. Auf diesen Schritt folgen die Lösungsmittelverdampfung, das Sammeln, Trocknen und Aufbewahren, wie bei Methode A ausgeführt. Die Mikroglobuli-Endgröße hängt von der Arzneimittelkristallgröße ab. Die Einschränkung kann durch Auflösen des Arzneimittels in einem Cosolvens, wie bei Methode C nachstehend ausgeführt, umgangen werden.

Cosolvens-Verfahren (Methode C)

Das Arzneimittel wird zuerst in einer möglichst geringen Menge eines geeigneten Lösungsmittels (wie Methanol) gelöst. Die Polymer/Lösungsmittellösung wird anschließend der Arzneimittellösung zugesetzt und unter Bildung der Ölphase mit Ultraschall behandelt. Die Ölphase wird in der externen wäßrigen Phase durch Methode A (i) oder (ii) emulgiert. Auf diesen Schritt folgen Lösungsmittelverdampfen, Sammeln, Trocknen und Aufbewahren, wie bei Methode A ausgeführt. Wie nachstehend beschrieben, wurde Diltiazen-HCl unter Anwendung von Methode C in Mikroglobuli, gebildet aus PLA eines mittleren Molekulargewichts von 109000 (PLA 109K), eingeschlossen. Die für eine Ausgangskonzentration von 10% Gew./Gew. verwendete Formulierung lautete wie folgt:
PLA 109K : Dichlormethan 0,9 g : 10 ml
Diltiazem-HCl : Methanol 0,1 g : 0,50 ml
Dichlormethan : 0,27% PVA 1 ml : 10 ml
Für sämtliche Methoden zum Einschluß von Diltiazem wird die PVA-Lösung zweckmäßigerweise auf pH 10,0 (pH der geringsten Löslichkeit von Diltiazem in einer wäßrigen Lösung) zweckmäßigerweise unter Verwendung eines Carbonatpuffers, der wie folgt hergestellt wird, gepuffert:
NaHCO&sub3; 3,915 g/l
Na&sub2;CO&sub3; 5,660 g/l

Doppelemulsionsverfahren (Methode D)

Dieses Verfahren stellt eine Anpassung einer (Wasser-in-Öl)-in-Wasser (W/O/W)-Lösungsmittel-Verdampfungstechnik dar, von der bereits festgestellt wurde, daß mit ihr der Einschluß von hydrophilen Mitteln in Polylactid- Coglycolid-Mikroglobuli (Ogawa et al., Chem. Pharm Bull., 36: 1502-107 (1988)) gelang. Bei einer von uns durchgeführten Modifikation dieses Verfahrens wurde das Arzneimittel in einer 5%igen Gew./Vol. Gelatinelösung (interne wäßrige Phase) gelöst. Die Polymer/Dichlormethanphase wurde der Arzneimittellösung zugesetzt und bei 24000 U/min. 1 min unter Verwendung eines IKA Ultra Turrax T10 emulgiert. Die resultierende W/O-Emulsion wurde anschließend in der externen wäßrigen 0,27%igen Gew.Nol. PVA-Phase durch eines der folgenden Verfahren unter Herstellung der W/O/W-Emulsionen emulgiert:
(i) Unter Verwendung eines IKA Ultra Turrax T18 bei 8000 U/min. für 2 min.;
(ii) Unter Verwendung eines M120E-Mikrofluidisers (Mikrofluidics Corp.) bei 10000 psi für eine festgelegte Anzahl von Zyklen.
Der Tröpfchen-Aushärtungsprozeß wurde unter Rühren der W/O/W-Emulsion bei 14000 U/min. 30 min. - 1 h (in Abhängigkeit von der verwendeten Lösungsmittelmenge) mit einem IKA-RW25- und einem 4-Klingenrührer durchgeführt. Die Mikroglobuli wurden gesammelt, getrocknet und, wie bei Methode A ausgefuhrt, aufbewahrt. Für Diltiazem-HCl betrug das Verhältnis Arzneimittel : Gelatinelösung 0,1 g : 0,1 ml; das Verhältnis Polymeres : Lösungsmittel betrug PLA 109K 1g : 4 ml; und die externe Phase betrug 100 ml/2 g Chargen-Gesamtgewicht.

In-vitro-Lösungsstudien

Hier wurden Lösungsstudien in den folgenden Lösungsmedien durchgeführt:
(i) isotonischer Phosphatpuffer pH 7,4
NaCl 4,4 g/l
NaH&sub2;PO&sub4; (wasserfrei) 1,615 g/l
Na&sub2;HPO&sub4; (wasserfrei) 7,571 g/l
(ii) simuliertes Gastrointestinalfluid (SGF) pH 1,2
NaCl 2,0 g/l
konz. HCl 7,0 ml/l
Mit Stopfen verschlossene Auflösungskolben wurden mit einem abgemessenen Volumen des gewünschten Auflösungsmediums gefüllt und bei konstanter Temperatur von 37ºC in ein Wasserbad gegeben. Nach Einstellen des Gleichgewichtes in der Lösung wurde eine gewünschte Menge an Probe in den Kolben gegeben. Das Probengewicht wurde zuvor bestimmt, um zu verhindern, daß die Arzneimittelkonzentration in dem Medium 10% über ihrer Löslichkeit lag, und um somit Anflutungsbedingungen beizubehalten. Die Proben wurden entweder in den Auflösungsmedien dispergiert oder, wenn die Proben im Submicron- Größenbereich lagen, waren sie in einem 14 cm langen, an beiden Enden verschlossenen Visking-Schlauch enthalten. Die Auflösungskolben wurden bei 60 s/min. geschüttelt.

Kurze Beschreibung der Zeichnung

Fig. 1 zeigt die Freisetzungsprofile in Phosphatpuffer pH 7,4 von Diltiazem-HCl aus 10% Gew./Gew. gefüllten PLA-109K-Mikroglobulisystemen, hergestellt durch Methode C, D&sub1; (D 50% von 12,56 um), D&sub2; (D 50% von 5,76 um); D&sub3; (D 50% von 2,86 um) und D&sub4; (D 50% von 1,41 um);
Fig. 2 zeigt ein Freisetzungsprofil von Diltiazem-HCl in simuliertem gastrischem Fluid (SGF) pH 1,2 aus 10% Gew./Gew. gefüllten PLA-109K-Mikroglobulisystemen, hergestellt durch Methode C, D&sub1; (D 50% von 12,56 um), D&sub2; (D 50% von 5,76 um), D&sub3; (D 50% von 2,86 um), und D&sub4; (D 50% von 1,41 um);
Fig. 3 zeigt die Freisetzungsprofile in Phosphatpuffer pH 7,4 von Diltiazem-Base aus PLA-109K-Mikroglobulisystemen, hergestellt durch Methode A mit dem Ultra Turrax (Db&sub2;-Db&sub5;) 10%, 20%, 30% bzw. 50% Gew./Gew.;
Fig. 4 zeigt die Freisetzungsprofile in SGF, pH 1,2, von Diltiazem-Base aus PLA- 109K-Mikroglobulisystemen, hergestellt durch Methode A mit dem Ultra Turrax (Db&sub2;-Db&sub5; 10 bzw. 50% Gew./Gew.); und
die Fig. 5, 6 bzw. 7 zeigen die Freisetzung von 20%, 30% und 50% Diltiazem- Base-gefüllten PLA-109K-Nanoglobuli bei pH 1,2, pH 6,0 und pH 7,4 (wie in Beispiel 8 hergestellt).
Fig. 8 zeigt die Diltiazem-Plasmaspiegel über einen Zeitraum von 36 h in Menschen nach Verabreichung von 20%, 30% und 50 % Diltiazem-Base-gefüllten PLA-109K-Nanoglobuli (als Referenz dient Cardiazem CD).
Fig. 9 zeigt die Freisetzung aus Hydromorphon-gefüllten, in Gelkapseln eingeschlossenen Mikroglobuli, in simuliertes gastrisches Fluid (0,01 M HCl).
Fig. 10 zeigt die Freisetzung aus Nifedipin-gefüllten Mikrokapseln (50% gefüllte R203- und 50% gefüllte RG504-Mikroglobuli) und Nifedipin-gefüllten Mikroglobuli, die mit Lactose vermischt und vor dem Lösen tablettiert wurden (30% gefüllte R203- und 50% gefüllte RG504-Mikroglobuli); die Nifedipin- Latenz ist als Kontrolle gezeigt.
Diltiazem-HCl wurde, falls erforderlich, durch Herstellen einer gesättigten, wäßrigen Diltiazem-HCl-Lösung und Zugabe von 1 M NaOH im Überschuß bis zum Beginn der Fällung des Niederschlages in die Basenform umgewandelt. Nach der Gewinnung der Diltiazem-Base erfolgte das Trocknen in einem Exsikkator unter Vakuum für 2 Tage.

Möglichkeiten zur Durchführung der Erfindung

Die Erfindung wird durch die folgenden Beispiele weiter erläutert.

BEISPIEL 1

Es wurde ein Versuch der Herstellung von Diltiazem-gefüllten Mikroglobuli unter Anwendung von Methode A unternommen, einem Verfahren, das wie vorstehend beschrieben die Verdampfung von Lösungsmittel aus einer O/W-Emulsion umfaßte, wobei die Ölphase durch Auflösung des Arzneimittel und Polymeren in Dichlormethan gebildet wurde. Dieses Verfahren war nicht geeignet, da Diltiazem-HCl sich in Dichlormethan nicht löste.

BEISPIEL 2

Versuche der Herstellung von Diltiazem-HCl-gefüllten PLA-Mikroglobuli durch Verfahren B waren nicht erfolgreich. Verfahren B umfaßte ebenfalls das Eindampfen von Lösungsmittel aus einer O/W-Emulsion, wobei die Ölphase durch Dispergieren des Arzneimittels in der Polymer/Lösungsmittellösung unter Verwendung von Ultraschall gebildet wurde. Diltiazem-HCl-Kristalle, die unter dem Lichtmikroskop festgestellt wurden, erschienen zum Einschluß durch dieses Verfahren zu groß und unregelmäßig geformt. Diese Feststellung wurde durch die Teilchengrößeanalyse gestützt. Diltiazem-HCl besaß eine D 10% von 19,01 um, D 50% von 41,83 um und eine D 90% von 72,61 um.

BEISPIEL 3

Diltiazem-HCl-gefüllte PLA-109K-Mikroglobuli wurden unter Anwendung von Methode C hergestellt, wobei das Arzneimittel zuerst in einer möglichst geringen Menge eines geeigneten Lösungsmittels (Methanol) gelöst wurde. Anschließend wurde die Polymer/Lösungsmittellösung der Arzneimittellösung zugesetzt und unter Bildung der Ölphase mit Ultraschall behandelt. Die Ölphase wurde in der externen wäßrigen Phase (gepuffert auf pH 10,0) unter Verwendung des 1KA Ultra Turrax bei vier verschiedenen Homogenisierungsgeschwindigkeiten emulgiert. Alle diese, durch Methode C hergestellten Systeme besaßen eine Anfangs- Füllkonzentration von 10% Gew./Gew.. Mikroglobulisystem D&sub1; wurde bei der niedrigsten Homogenisierungsgeschwindigkeit, die auf dem Ultra Turrax eingestellt war, d.h. 8000 U/min., hergestellt, wobei die hergestellten Mikroglobuli eine Arzneimittel-Einschlußeffizienz von 86,0% aufwiesen. Zur Herstellung der Mikroglobulisysteme D&sub2;, D&sub3; und D&sub4; mit Arzneimittel-Einschlußeffizienzen von 98,7%, 89,4% bzw. 63,8%, wie in Tabelle 1 gezeigt, wurde die Homogenisierungsgeschwindigkeit anschließend auf 9500, 13500 und 24500 U/min. erhöht. Tabelle 1
Mit zunehmender Homogenisierungsgeschwindigkeit erfolgte eine deutliche Abnahme in der Größe der Mikroglobuli. Die D 50% der Mikroglobuli nahm von 12,85 um auf 1,41 um ab, wenn die Homogenisierungsgeschwindigkeit von 8000 U/min. auf 24000 U/min. erhöht wurde. Es erfolgte eine entsprechende Abnahme der D 90% von 67,61 um auf 3,59 um und der D 10% von 3,76 um auf 0,65 um. Diese Beziehung war beim Auftragen in einer log-log-Skala nicht linear.
Es wurde festgestellt, daß die Einschlußeffizienz der Mikroglobuli von der eingesetzten Homogenisierungsgeschwindigkeit abhängig ist. Mit zunehmender Homogenisierungsgeschwindigkeit ergab sich zu Beginn eine leichte Zunahme und · anschließend eine Abnahme der Wirksamkeit mit einer weiteren Größenabnahme. Dies kann auf der Tatsache beruhen, daß die kleineren Teilchen ein größeres Verhältnis von spezifischer Oberfläche/Volumen aufweisen, was während der Verarbeitung zu einem größeren Arzneimittelabgang in die wäßrige externe Phase führt. Der Prozentsatz der Einschlußeffizienz reichte von 63,8% bis 98,7%. Es war nicht möglich, eine Anfangs-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. zu überschreiten, da die als Anfangs-Füllkonzentration benötigte Menge an Diltiazem, die größer war als 10% Gew./Gew., sich nicht in 0,5 ml Methanol löste, und in dieser Formulierung das Verhältnis von Methanol : Dichlormethan 0,5 ml : 10 ml nicht überschreiten sollte.
Die SEM-Mikrofotografien von sämtlichen, durch Methode C hergestellten Mikroglobulisysteme zeigen glatte, kugelige Mikroglobuli. Die mit der niedrigsten Homogenisierungsgeschwindigkeit, 8000 U/min., hergestellten Mikroglobuli waren groß mit einem D-50%-Wert von 12,56 um und besaßen eine breite Größenverteilung, wie durch den Bereichswert von 4,97 angegeben. Im Vergleich waren mit der höchsten Homogenisierungsgeschwindigkeit, 24000 U/min., hergestellte Mikroglobuli kleiner, mit einem D-50-%-Wert von 1,41 um und besaßen eine engere Größenverteilung, was durch den Bereichswert von 2,09 angegeben wurde. Bei 9500 und 13500 U/min. hergestellte Mikroglobuli waren auch in der Größe gleichmäßiger als D&sub1;, mit Bereichswerten von 2,44 bzw. 1,73.
Die durch Methode C hergestellten Diltiazem-HCl-gefüllten PLA-109K- Mikroglobuli wurden durch die Differential Scanning Calorimetrie (DCS) analysiert. Das verwendete Diltiazem-HCl war kristallin, mit einer thermischen Reaktion bei 217ºC. PLA-109K zeigte eine thermische Reaktion bei 65,6ºC. Die DSC- Thermogramme der durch Methode C hergestellten Mikroglobuli zeigten kein nachweisbares kristallines Diltiazem-HCl. Physikalische Gemische, die 10% Gew./Gew. und 5% Gew./Gew. Diltiazem-HCl in PLA-109K enthielten, wiesen thermische Reaktionen bei 215,2ºC, 65,5ºC bzw. 214,0ºC, 63,9ºC auf. Ein DSC-Scanning eines physikalischen Gemisches von 3% Diltiazem in PLA-109K zeigte eine thermische Reaktion nur bei 65,9ºC, was anzeigte, daß 3% bis 5% die Nachweisgrenze für ein Diltiazem-HCl/PLA-109K-System sind.
Die Röntgenbeugungsmuster zeigen das Fehlen von kristallinem Diltiazem-HCl in den durch Methode C hergestellten Systemen, was bedeutet, daß Diltiazem-HCl in einem amorphen oder solubilisierten Zustand vorhanden ist.

BEISPIEL 4

Durch Methode D, eine Methode, die die Verdampfung von Lösungsmittel aus einer Doppelemulsion (W/O/W-Emulsion) umfaßte, wurden Diltiazem-HCl- gefüllte PLA-109K-Mikroglobulisysteme hergestellt. Das Arzneimittel wurde zunächst unter Bildung der internen wäßrigen Phase in einer 5%igen Gew./Vol. Gelatinelösung gelöst. Die Polymer/Dichlormethanlösung wurde der Arzneimittellösung zugesetzt und unter Verwendung des Ultra Turrax bei 24000 U/min. I min emulgiert. Die resultierende W/O-Emulsion wurde anschließend in der externen Phase (gepuffert auf pH 10,0) unter Verwendung des Ultra Turrax bei 8000 U/min. für 2 min. emulgiert. Mikroglobuli mit einer Anfangs-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. (D&sub5;) wurden hergestellt und besaßen eine Einschlußeffizienz von 96,8%. Die Anfangs-Füllkonzentration wurde anschließend auf 20% Gew./Gew. (D&sub6;) erhöht; die hergestellten Mikroglobuli besaßen eine Einschlußeffizienz von 85,5%; schließlich besaßen die Mikroglobuli mit einer Anfangs- Füllkonzentration von 30% Gew./Gew. (D&sub7;) eine Einschlußeffizienz von 71,5%. Bei Erhöhung der Ausgangskonzentration von 10% Gew./Gew. auf 30% Gew./Gew. nahm die Einschlußeffizienz von 96,8% auf 71,5% ab.
Unter Anwendung des Verfahrens D war die Herstellung von Mikroglobuli mit einer Anfangs-Füllkonzentration von bis zu 30% Gew./Gew. möglich, wohingegen es mit Methode C aufgrund der eingeschränkten Löslichkeit des Diltiazem- HCl in dem Cosolvens (Methanol) nicht möglich war, eine Anfangs- Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. zu überschreiten. Für Methode D wurde das Arzneimittel-zu-Gelatineverhältnis zur Kontrolle der Viskosität der Hauptemulsion bei 0,1 g : 0,1 ml gehalten. Darum war eine Überschreitung einer Ausgangskonzentration von 30 Gew./Gew. nicht möglich, da das zum Erreichen einer Arzneimittel-Füllkonzentration von mehr als 30% Gew./Gew, notwendige Diltiazem-HCl sich in der Gelatinelösung nicht löste.
Methode D ergab Chargen mit einer niedrigeren prozentualen Ausbeute (54,0% bis 63,5%) als unter Anwendung von Methode C erhalten (79,5% bis 86,0%). Dies kann auf dem größeren Produktverlust an den Gefäßoberflächen und Homogenisatorköpfen etc. während des in Methode D eingeschlossenen 2-Stufen- Verfahrens beruhen. Die Einschlußeffizienz-Ergebnisse, die in Tabelle 2 für Methode C und D gezeigt sind, waren vergleichbar und reichten von 62,8-98,7% für Methode C, bis 71,5 - bis 96,8% für Methode D. Tabelle 2
SEM-Mikrofotografien der durch Methode D hergestellten Systeme zeigten, daß die Teilchen kugelig waren, allerdings zeigten die Oberflächen dieser Teilchen einige Unregelmäßigkeiten. In System D&sub7;, 30% Gew./Gew. Anfangs-Füllkonzentration, waren einige Arzneimittelkristalle zwischen den Mikroglobuli und auf den Mikroglobuli-Oberflächen vorhanden. Die graphischen Darstellungen der Teilchengrößeverteilung für Mikroglobulisystem D&sub5; zeigten eine zweigipflige Verteilung von Teilchen, wohingegen die graphischen Darstellungen der Teilchengrößeverteilung für Mikroglobulisystem D&sub7; eine mehrgipflige Verteilung zeigten, was auf dem Vorliegen von Arzneimittelkristallen, Polymerabfall oder sehr kleinen Teilchen beruhen kann. Es wurde festgestellt, daß die Mikroglobuligröße mit zunehmender Arzneimittel-Füllkonzentration ansteigt. Mikroglobulisystem D&sub5;, 10% Gew./Gew. Anfangs-Füllkonzentration, besaß eine D 10% von 1,37 um und eine D 90% von 15,81 um, im Vergleich zu einer D 10% von 2,99 um und einer D 90% von 60,65 um für (D&sub5;), 30% Gew./Gew. Anfangs- Füllkonzentration.

BEISPIEL 5

In-vitro-Freisetzungsstudien: Die Wirkung der Teilchengröße auf die Freisetzung von Diltiazem-HCl aus 10% gefüllten PLA-109K-Mikroglobuli.
Vor Durchführung der In-vitro-Freisetzungsstudien wurde zur Erstellung der Anflutungsbedingungen die Sättigungslöslichkeit von Diltiazem-HCl gemessen. Es wurde gefunden, daß Diltiazem-HCl Cs-Werte von 2,39 g/l in Phosphatpuffer von pH 7,4 und von über 1 g/ml bei pH 1, 2 aufwies. Die studierten Mikroglobulisysteme besaßen eine Diltiazem-HC&sub1;-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. und wurden durch Methode C hergestellt.
Die in isotonischem Phosphatpuffer pH 7,4 erhaltenen Freisetzungsprofile von Diltiazem-HCl aus PLA-109K-Mikroglobuli zeigten, daß die Freisetzung im Vergleich zur Freisetzung von reinem Diltiazem-HCl lang anhaltend war. Zweitens wurde festgestellt, daß die Freisetzung mit der Größe der Teilchen zusammenhängt. Für eine gegebene Masse von Teilchen setzten die größeren Mikroglobuli Diltiazem mit geringerer Geschwindigkeit frei als die kleineren Teilchen. Die Freisetzungsprofile befinden sich in einer Rangordnung vom größten Mikroglobuli, D&sub1;, hergestellt bei 8000 U/min. mit einer D 50 % von 12,56 um, bis D&sub4;, hergestellt bei 24000 U/min. mit einer D 50% von 1,41 um (Fig. 1).
Die Freisetzungsprofile von Diltiazem-HCl aus PLA-109K-Mikroglobuli, erhalten in SGF pH 1,2, zeigten ebenfalls, daß die Freisetzung im Vergleich zur Freisetzung von reinem Diltiazem-HCl lang anhaltend war. In SGF war zu Beginn ein starker "Explosions"-Effekt vorhanden, kleinere Teilchen setzen in den ersten 24 h bis zu 60% Arzneimittel frei. Dies beruhte wahrscheinlich darauf, daß die Löslichkeit des Arzneimittels in SGF größer war als in Phosphatpuffer. Die Freisetzungsprofile der größeren Mikroglobulisysteme D&sub1; (D 50 % von 12,56 um) und D&sub2; (D 50% von 5,76 um) waren ähnlich: die Arzneimittelfreisetzung aus diesen Systemen war sehr langsam. Die kleineren Systeme D&sub3; (D 50% von 2,86 um) und D&sub4; (D 50% von 1,41 um) wiesen ebenfalls ähnliche Freisetzungsprofile auf und setzten Diltiazem mit schnellerer Geschwindigkeit frei (Fig. 2).
Die Freisetzungsprofile wurden auf Gleichung 2 übertragen, die die Freisetzung von Arzneimittel aus einer kugeligen Matrix beschreibt. Die Geschwindigkeitskonstante K ist durch die Gleichung vom Higuchi-Typ definiert. Die besten Schätzungen für K durch das- nicht lineare kleinste Quadrat und durch die Werte des Korrelationskoeffizienten sind nachstehend in Tabelle 3 angegeben. Die Übertragungen, gemessen durch die Korrelationskoeffizienten, wurden in Phosphatpuffer pH 7,4 als relativ gut angesehen. Die Freisetzung ist offenbar hauptsächlich diffusionskontrolliert. Tabelle 3
Die Korrelationskoeffizienten für die Freisetzungsdaten in pH 1,2 waren schlecht. Wurden die Freisetzungsdaten für die ersten fünf Stunden der Diltiazem- Freisetzung in SGF auf Gleichung 2 übertragen, so waren die Korrealtionskoeffizienten viel besser, was anzeigte, daß die Freisetzung zu den früheren Zeitpunkten diffusionskontrolliert war. Es wurde festgestellt, daß die Werte für K umgekehrt proportional zur Teilchengröße waren. Bei Abnahme der D 50% von 12,85 um (D&sub1;) auf 1,41 um (D&sub4;) nahm der Wert für K von 0,00382 auf 0,29023 in Phosphatpuffer und von 0,00783 auf 0,03586 für die Freisetzung in den ersten fünf Stunden in SGF ab.
Die Freisetzungsstudien wurden nach 500 h beendet. Die Mikroglobuli wurden gesammelt, getrocknet und nach der Auflösung in SGF geprüft. Der Arzneimittelgehalt der Mikroglobuli war wie folgt: D&sub1;: 6,70% Gew./Gew.; D&sub2;: 7,42% Gew./Gew.; D&sub3;: 3,06% Gew./Gew.; D&sub4;: 2,35% Gew./Gew., d.h. das Arzneimittel hat sich in den Mikroglobuli nicht zersetzt. Die anschließende Freisetzung aus diesen Systemen könnte durch den Abbau des Polymeren kontrolliert worden sein.

BEISPIEL 6

Diltiazem-Base ist in Dichlormethan löslich, darum war Methode A zur Herstellung von Diltiazem-Base-gefüllten PLA-109K-Mikroglobuli geeignet, eine Methode, die die Verdampfung des Lösungsmittels aus einer O/W-Emulsion umfaßte, wobei die Ölphase durch Lösen des Arzneimittels und des Polymeren in Dichlormethan gebildet wurde. Sämtliche Chargen wurden unter Anwendung eines Verhältnisses von 1 : 11 von PLA 109K : Dichlormethan hergestellt. Es wurden Mikroglobuli mit einer Anfangs-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. bis 80% Gew./Gew. hergestellt. Die Ölphase wurde in der externen wäßrigen Phase (gepuffert auf pH 10,0) unter Verwendung des 1KA Ultra Turrax bei 8000 U/min. für sämtliche Systeme, außer Db&sub1;, homogenisiert. Wie in Tabelle 4 gezeigt, wurden Einschlußeffizienzen im Bereich von 61,85-88,5% erreicht. Die Produktausbeute war bei allen Füllkonzentrationen hoch und reichte von 83,0% bis 97,0%. Tabelle 4
Unter Einsatz einer Anfangs-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. wurde unter Verwendung des 1KA Ultra Turrax das Mikroglobulisystem Db&sub2; bei der niedrigsten Geschwindigkeitseinstellung von 8000 U/min. unter Emulgation der Ölphase in der externen wäßrigen Phase hergestellt. Es wurden Mikroglobuli mit einer D 50% von 3,27 um hergestellt (Diltiazem-HCl-gefüllte Mikroglobuli, hergestellt mit der gleichen Homogenisierungsgeschwindigkeit unter Anwendung von Methode C, besaßen eine größere D 50% von 12,56 um).
Das Mikroglobulisystem Db&sub1; wurde unter Verwendung eines T25-Rührers bei einer viel geringeren Geschwindigkeitseinstellung von 1400 U/min. unter Emulgation der Ölphase in der externen wäßrigen Phase hergestellt. Die Mikroglobuli waren größer als erwartet, mit einer D 50% von 18,58 um. Die mit dem IKA Ultra Turrax hergestellten Mikroglobuli besaßen eine höhere Einschlußeffizienz als die mit dem T25-Rührer hergestellten Mikroglobuli. Da festgestellt wurde, daß mit dem IKA Ultra Turrax bei 8000 U/min. unter Anwendung von Methode A kleine Globuli effektiv hergestellt werden konnten, wurde diese Geschwindigkeitseinstellung für die folgenden Chargen Db&sub3; bis Db&sub7; angewandt.
Diltiazem-Base ist in Wasser weniger löslich als Diltiazem-HCl, und darum konnte eine wesentlich höhere Arzneimittel-Füllkonzentration erreicht werden (bis zu 80% Gew./Gew. Anfangs-Füllkonzentration), da ein sehr geringer Abgang von Arzneimittel an die wäßrige Phase auftrat. Es war nicht möglich, eine Anfangs-Füllkonzentration von 80% Gew./Gew. zu überschreiten, da die Menge an Diltiazem-Base, die zum Erreichen einer höheren Füllkonzentration notwendig war, sich in der gegebenen Dichlormethan-Menge nicht löste. Unter Anwendung von Methode A, mit dem Ultra Turrax, wurden Mikroglobuli mit Einschlußeffizienzen im Bereich von 61,8% bis 88,5% hergestellt. Die Einschlußeffizienz war unabhängig von der Anfangs-Füllkonzentration. Die Produktausbeute reichte von 83,0% bis 97,0% und war ebenfalls von der Anfangs-Füllkonzentration unabhängig.
Diltiazem-Base-gefüllte PLA-109K-Mikroglobulisysteme, hergestellt durch Methode A, mit Arzneimittel-Füllkonzentrationen von 10, 20, 50 und 80% Gew./Gew. wurden durch DSC analysiert. Das verwendete Diltiazem-Base- Ausgangsmaterial zeigte bei 105ºC eine thermische Reaktion. PLA 109K zeigte bei 65,6ºC eine thermische Reaktion. Physikalische Gemische, die 10% und 30 % Gew./Gew. Diltiazem-Base enthielten, zeigten bei. 64,8ºC, 104,4ºC, 64,6ºC bzw. 104,7ºC thermische Reaktionen. Die Nachweisgrenzen für ein Diltiazem- Base/PLA-109K-System beträgt 10% Gew./Gew.. Die DSC-Thermogramme der Systeme Db&sub2;, Db&sub3; und Db&sub5; zeigten keine nachweisbare kristalline Diltiazem-Base, wohingegen Db&sub7; bei 105,4ºC eine thermische Reaktion zeigte, was das Vorliegen von kristalliner Diltiazem-Base anzeigt.
SEM-Mikrofotografien von Diltiazem-Base-gefüllten PLA-109K-Systemen, hergestellt durch Methode A unter Verwendung des Ultra Turrax, zeigten kugelige Teilchen. Die Oberfläche der Teilchen war glatt. Allerdings war bei einer Füllkonzentration von 50% Gew./Gew. etwas Abfall auf den Mikroglobuli- Oberflächen und zwischen dem Mikroglobuli vorhanden, wobei es sich um Polymeres oder Arzneimittelkristalle handeln könnte. Bei einer Füllkonzentration von 80% Gew./Gew. war eine beträchtliche Menge an Arzneimittelkristallen vorhanden.
Mit Ausnahme von Db&sub7; waren die Teilchengröße-Ergebnisse von sämtlichen, mit dem Ultra Turrax hergestellten Mikroglobulisysteme sehr reproduzierbar, wobei die D 10% von 1,19 bis 1,69 um, die D 50% von 3,27 bis 5,86 um und die D 90 von 6,10 bis 8,90 um reichte. Die Mikroglobuli des Systems Db&sub7; waren größer, mit einer D 50 % von 13,07 um. Die mit dem Ultra Turrax tergestellten Mikroglobulisysteme (Db&sub2; bis Db&sub6;) waren ebenfalls in der Größe recht gleichmäßig, mit Bereichswerten, die von 1,23 bis 1,82 reichten. Im Gegensatz dazu waren die Mikroglobuli des Mikroglobulisystems Db&sub1;, hergestellt bei 1400 U/min. mit dem T25-Rührer, viel größer (D 50% von 18,58 um) und hatten eine breitere Größenverteilung, was durch einen Bereichswert von 4,00 und die graphischen Auftragungen der Teilchengrößeverteilung angezeigt wurde.

BEISPIEL 7

In-vitro-Freisetzungsstudien: Die Wirkung der Arzneimittel-Füllkonzentration auf die Freisetzung von Diltiazem-Base aus PLA-109K-Mikroglobuli

Vor Durchführung der In-vitro-Freisetzungsstudien wurde die Sättigungslöslichkeit von Diltiazem-Base bestimmt, um die Anflutungsbedingungen zu erstellen. Es wurde festgestellt, daß Diltiazem-Base Cs-Werte von 227,47 g/l in SGF pH 1,2 und von 1,06 g/l in Phosphatpuffer pH 7,4 aufwies. Die studierten Mikroglobuli- Systeme besaßen Diltiazem-Base-Anfangs-Füllkonzentrationen von 10% Gew./Gew., 20% Gew./Gew., 30% Gew./Gew. bzw. 50% Gew./Gew., eine D 50 von 3,27 um, 3,45 um bzw. 4,02 um und wurden durch Methode A unter Verwendung des Ultra Turrax hergestellt.
Die Freisetzungsprofile von Diltiazem-Base aus PLA-109K-Mikroglobuli in isotonischem Phosphatpuffer pH 7,4 zeigten, daß die Freisetzung von der prozentualen Arzneimittel-Füllkonzentration abhängig war. Mikroglobuli mit der niedrigeren Arzneimittel-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. setzten Diltiazem-Base mit einer langsameren Geschwindigkeit frei. Die Freisetzungsprofile folgten einer Rangordnung von der geringsten Arzneimittel-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. bis zur höchsten Arzneimittel-Füllkonzentration von 50% Gew./Gew.. Zwischen den Freisetzungsprofilen der Mikroglobuli bei 30% und 50 % Gew./Gew. bestand nur ein geringer Unterschied (Fig. 3). Die Freisetzungsprofile von Diltiazem-Base aus PLA-109K-Mikroglobuli in SGF pH 1,2 zeigten ebenfalls, daß die Freisetzung von der prozentualen Arzneimittel-Füllkonzentration abhängig war. Die Freisetzungsprofile folgten wiederum einer Rangordnung (Fig. 4). Es bestand ein deutlicher Unterschied zwischen den Freisetzungsprofilen der Mikroglobuli bei einer Füllkonzentration von 30% und 50% Gew./Gew.. Mikroglobuli bei einer Füllkonzentration von 50 % Gew./Gew. setzten Diltiazem- Base sehr schnell frei. Die Diltiazem-Base besaß in SFG eine hohe Löslichkeit. Zusätzlich kann bei hohen Arzneimittel-Füllkonzentrationen Arzneimittel an oder nahe an der Oberfläche der Mikroglobuli vorhanden sein. Dies könnte die sehr schnelle Freisetzungsgeschwindigkeit aus den Mikroglobuli bei einer Füllkonzentrationen von 50% Gew./Gew. erklären. Die Freisetzungsprofile in Phosphatpuffer und in SFG wurden auf Gleichung 2 übertragen.
Diese Übertragungen, gemessen durch die Korrelationskoeffizienten, können als relativ gut angesehen werden. Die Freisetzung in Phosphatpuffer ist offenbar hauptsächlich diffusionskontrolliert. Die Freisetzung aus Mikroglobuli mit einer hohen Arzneimittel-Füllkonzentration in SGF ist offenbar ebenfalls hauptsächlich diffusionskontrolliert. Bei geringeren Arzneimittel-Füllkonzentrationen (20% Gew./Gew.) war die Freisetzung zu den früheren Zeitpunkten diffusionskontrolliert. Eine spätere Freisetzung könnte nach der Auflösung durch eine Kombination von Diffusion und Polymerabbau kontrolliert worden sein, wie durch SEM- Mikrofotografien gezeigt. Es wurde festgestellt, daß die K-Werte proportional zu A, der Masse des ursprünglich vorhandenen Arzneimittels waren. Bei Zunahme der Arzneimittel-Anfangs-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. (Db&sub2;) auf 50% Gew./Gew. (Db&sub5;) stieg der K-Wert von 0,00378 auf 0,02130 in Phosphatpuffer und von 0,00229 auf 0,22015 in SGF.
Die nach Auflösung des Mikroglobulisystems Db&sub3;, 20% Gew./Gew. Arzneimittel-Füllkonzentration, aufgenommenen SEM-Mikrofotografien zeigten einen vollständigen Zerfall der Mikroglobuli sowohl in Phosphatpuffer als auch in SGF, was nahelegt, daß die Freisetzung zu den späteren Zeitpunkten durch eine Kombination von Diffusion des Arzneimittels in das Auflösungsmedium und Abbau des Polymeren kontrolliert wurde. Mikroglobuli mit einer Arzneimittel- Füllkonzentration von 50% Gew./Gew., Db&sub5;, blieben in SGF intakt, was nahelegt, daß bei einer höheren Arzneimittel-Füllkonzentration die Freisetzung in SGF aufgrund der hohen Löslichkeit des Arzneimittels in SGF vollständig diffusionsabhängig war. Diese Mikroglobuli zersetzten sich in Phosphatpuffer, da die Freisetzung in Phosphatpuffer aufgrund der geringeren Löslichkeit des Arzneimittels und der schnelleren Zersetzung des Polymeren bei pH 7,4 langsamer war.

BEISPIEL 8

Diltiazem-Base-geflullten PLA-109K-Mikroglobuli wurden durch Methode A unter Verwendung des Mikrofluidisers (Warenzeichen), eines Hochdruckhomogenisators, zur Homogenisierung der Ölphase in der externen wäßrigen Phase (gepuffert auf pH 10,0) hergestellt. Der Mikrofluidiser wurde einen Zyklus lang bei 10000 psi betrieben. Sämtliche Chargen wurden unter Verwendung eines Verhältnisses von 1,11 von PLA 109K : Dichlormethan hergestellt. Wie in Tabelle 5 gezeigt, wurden Mikroglobuli mit Anfangs-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. hergestellt. Es wurde eine Einschlußeffizienz von 53,7% erreicht. Folgesysteme mit Anfangs-Füllkonzentrationen von 20%, 30% und 50% Gew./Gew. wurden hergestellt. Einschlußeffizienzen von 68,1%, 65,2% bzw. 84,5% wurden erreicht und Produktausbeuten im Bereich von 56,0% bis 67,5% erhalten. Tabelle 5
Ohne Rücksicht darauf, ob der Ultra Turrax oder der Mikrofluidiser zur Homogenisierung verwendet würde, wurde der Bereich der Einschlußeffizienz nicht beeinflußt; der Ultra Turrax erzeugte Chargen mit Einschlußeffizienzen im Bereich von 61,8% bis 88,5% her, während der Mikrofluidiser Chargen mit. Einschlußeffizienzen im Bereich von 53,7% bis 84,2% erzeugte. Allerdings waren die prozentualen Ausbeuten bei Verwendung des Mikrofluidisers zur Homogenisierung niedriger. D.h. es wurden mit dem Mikrofluidiser Ausbeuten von 56,0 % bis 67, % im Vergleich zu 83,0% bis 97,0% mit dem Ultra Turrax erzielt. Dies kann auf der Schwierigkeit der vollständigen Produkt-Rückgewinnung aus dem Mikrofluidiser beruhen.
Durch Methode A unter Verwendung des Mikrofluidisers hergestellte Mikroglobulisysteme, Db&sub9;-Db&sub1;&sub2;, besaßen durschnittliche mittlere Teilchengröße-Werte Z im Bereich von 294 bis 310 nm, was zeigt, daß der Mikrofluidiser ein sehr wirksamer Homogenisator ist, der sehr feine Emulsionströpfchen herzustellen vermag. Die Teilchengröße war von der Arzneimittel-Füllkonzentration unabhängig. Systeme mit einer Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. besaßen einen durchschnittlichen mittleren Größenwert Z von 302,5 nm, während Systeme mit einer Füllkonzentration von 50% Gew./Gew. einen durchschnittlichen mittleren Größenwert Z von 310,0 nm besaßen. Die durch dieses Verfahren hergestellten. Teilchen wiesen glatte Oberflächen auf und waren von kugeliger Form. Diese Systeme waren auch in der Größe gleichmäßig, was aus den SEM-Mikrofotografien der Systeme hervorgeht.

BEISPIEL 9

Die Wirkung der Arzneimittel-Füllkonzentration und des pH-Wertes auf die In-vitro-Freisetzung von Diltiazem-Base aus PLA-109K-Mikroglobuli, hergestellt mit dem Mikrofluidiser

Die studierten Mikroglobulisysteme besaßen Diltiazem-Base-Ausgangsfüllkonzentrationen von 10% Gew./Gew., 20% Gew./Gew., 30% Gew./Gew. und 50% Gew./Gew., durchschnittliche mittlere Größendurchmesser Z (D 50%) von 302,5 nm, 294,0 nm, 307,5 nm bzw. 310,0 nm und wurden unter Verwendung des Mikrofluidisers durch Methode A hergestellt. Die Freisetzungsprofile von Diltiazem-Base aus PLA-109K-Mikroglobuli, erhalten in isotonischem Phosphatpuffer pH 7,4, zeigten, daß die Freisetzung zu den früheren Zeitpunkten (d.h. von 1 bis 25 h) von der Arzneimittel-Füllkonzentration abhängig ist. Die Freisetzungsprofile überlagerten sich während des 200-stündigen Beobachtungsraumes, die Wirkung der Arzneimittel-Füllkonzentration auf die Freisetzung wurde nicht festgestellt. Im Gegensatz dazu wurde festgestellt, daß die Freisetzung von Diltiazem- Base aus PLA-109K-Mikroglobuli in SGF von der Arzneimittel-Füllkonzentration abhängig war. Die Freisetzungsprofile folgten der Rangordnung, Mikroglobuli mit einer Anfangs-Füllkonzentration von 10% Gew./Gew. setzten Diltiazem-Base mit der niedrigsten Geschwindigkeit frei, Mikroglobuli mit einer Anfangs- Füllkonzentration von 50% Gew./Gew. setzten Diltiazem-Base nahezu sofort frei. Die Fig. 5-7 zeigen die Freisetzung von zu 20%, 30% bzw. 50% mit Diltiazem-Base gefüllten PLA-109K-Nanoglobuli bei pH 1,2, pH 6,0 bzw. pH 7,4 (hergestellt nach Beispiel 8). Aufgrund der Freisetzungscharakteristika dieser Mikrokapseln während eines 24-stündigen Zeitraums sind diese Formulierungen zur einmal täglichen Verabreichung von Diltiazem geeignet.
In beiden Medien war die Freisetzung von Diltiazem-Base aus mit dem Mikrofluidiser hergestellten Mikroglobulisystemen im Vergleich zur Freisetzung aus mit dem Ultra Turrax hergestellten Mikroglobulisystemen viel schneller. Nach 168 h hatten die Db&sub9;-Mikroglobuli (10% Gew./Gew. Füllkonzentration, hergestellt mit dem Mikrofluidiser) 100% Diltiazem-Base in Phosphatpuffer pH 7,4 freigesetzt, im Vergleich zu nur 16,06% aus Db&sub2; (in 10% Gew./Gew. Füllkonzentration, hergestellt mit dem Ultra Turrax).
Die Freisetzungsprofile wurden auf Gleichung 2 übertragen. Die besten Abschätzungen für K durch die nicht linearen kleinsten Quadrate und die Werte für die Korrelationskoeffizienten sind nachstehend angegeben. Gemessen durch die Korrelationskoeffizienten, können die Übertragungen als relativ gut betrachtet werden. Die Freisetzung war offenbar diffusionskontrolliert. Tabelle 6: Die optimalen Schätzungen für K durch die nicht linearen kleinsten Quadrate und die Korrelationskoeffizientenwerte für die Diltiazem-Basen- Freisetzung in Phosphatpuffer pH 7,4
Die Korrelationskoeffizienten der Freisetzungsdaten in SGF pH 1,2 waren beim Auftragen über den gesamten Verlauf der Freisetzungsstudie schlecht, insbesondere bei der niedrigeren Arzneimittel-Füllkonzentration von 10% und 20% Gew./Gew.. Die Übertragungen wurden als für die Diltiazem-Freisetzung bei der höheren Arzneimittel-Füllkonzentration von 50% Gew./Gew, als relativ gut betrachtet, was anzeigt, daß die Freisetzung diffusionskontrolliert war. Wenn die Freisetzungsdaten für die ersten 5 h der Diltiazem-Freisetzung in SGF auf Gleichung 2 übertragen wurden, waren die Korrelationskoeffizienten sehr viel besser, was anzeigt, daß die Freisetzung zu den früheren Zeitpunkten diffusionskontrolliert und anschließend durch den Abbau des Polymeren kontrolliert war. Dies kann auf der Tatsache beruhen, daß bei den geringeren Arzneimittel- Füllkonzentrationen weniger Arzneimittel an oder nahe an der Oberfläche der Mikroglobuli vorhanden war; darum war für das Auflösungsmedium weniger Arzneimittel zugänglich. Es muß eine Polymerzersetzung eingetreten sein, damit sich Arzneimittel freisetzen läßt. Es wurde festgestellt, daß die K-Werte proportional zur Arzneimittel-Füllkonzentration waren. Bei einer Zunahme der Füllkonzentration von 5,37% Gew./Gew. (Dbg) auf 42,08% Gew./Gew. (Db&sub1;&sub2;) nahm der K-Wert von 0,03572 auf 0,04358 in Phosphatpuffer und von 0,07678 auf 0,44293 für die Freisetzung während der ersten 5 h in SGF zu. Tabelle 7: Die optimalen Schätzungen für K durch das nichtlineare kleinste Quadrat und die Korrelationskoeffizienten-Werte für die Freisetzung von Diltiazem- Base in SGF pH 1,2

BEISPIEL 10

Diltiazem-in-vivo-Studien

Diltiazem-Nanoteilchen wurden gemäß den Beispielen 8 und 9 mit Arzneimittel- Anfangs-Füllkonzentrationen von 20%, 30% und 50% zum Einschluß in eine Kapsel (z.B. Gelatinekapsel) hergestellt. Diltiazem-HCl (USP-Qualität) wurde als Wirkstoff verwendet. Poly-D,L-lactid (R206 Boehringer Ingelheim), Molekulargewicht 109000, Eigenviskosität 1,0, wurde als biologisch abbaubares Polymeres eingesetzt. Die Potenz der Kapseln wurde unter Verwendung von Hochleistungsflüssigkeitschromatographie nach der in der USP aufgeführten Methode bestimmt.
Die Freisetzungsmerkmale des Testprodukts wurden vor der Studie nach der Paddle-Methode Der U.S. Pharmacopoeia XX bei 37ºC und 75 U/min. bestimmt. Es hat sich gezeigt, daß das Testprodukt das folgende In-vitro-Freisetzungsprofil aufweist:

Zeit (h) % Freisetzung

2 10-30
4 30-60
8 60-80
24 ≥80
180 mg der drei Testprodukte wurden freiwilligen Versuchspersonen verabreicht. Cardiazem CD 180 mg (Warenzeichen, Marion Merrel Dow) wurde bei dieser Studie als Referenz verwendet. Mikrofluidisierte Mikrokapseln/Nanoteilchen, hergestellt nach Beispiel 8, wurden vorzugsweise verwendet, da die durchschnittlichen mittleren Durchmesserbereiche Z (294-310 nm) und die Anfangs- Füllkonzentration (10% bis 50% Gew./Gew.) Merkmale bereitstellen, die zur Verwendung bei diesen Präparationen sehr bevorzugt sind. Die Diltiazem- Plasmaspiegel wurden während eines Zeitraumes von 36 h, wie in Fig. 8 gezeigt, gemessen. Sowohl die Präparationen mit 20% als auch mit 50% Anfangs- Füllkonzentration zeigten mindestens während eines 24-stündigen Zeitraumes die gewünschten kontrollierten Freisetzungs- und Bioverfügbarkeitsmerkmale.

BEISPIEL 11

Captopril-in-vivo-Studien

Captopril-Nanoteilchen-Kapseln werden unter Anwendung der Sprühtrocknungstechnik hergestellt. Captopril (USP-Qualität) wird als Wirkstoff verwendet. Poly- D,L-lactid (R203 Boehringer Ingelheim) Molekulargewicht 16000, wird als biologisch abbaubares Polymeres verwendet.
Die Potenz des Testproduktes wird durch HPLC auf die in der USP aufgeführten Weise bestimmt. Die Freisetzungsmerkmale des Testproduktes werden vor Beginn der Studie unter Verwendung des in Beispiel 10 beschriebenen In-vitro- Testverfahrens bestimmt. Es hat sich gezeigt, daß das Testprodukt das folgende In-vitro-Freisetzungsprofil aufweist:

Zeit (h) % Freisetzung

1 10-40
4 20-60
8 40-80
16 ≥80
2 · 37,5 mg Captopril, das Mengen der Formulierung enthält, werden Freiwilligen (Menschen) verabreicht. Bei dieser Studie wird Capoten (Warenzeichen)(Squibb) als Referenz eingesetzt. Mikrofluidisierte Captopril-Mikrokapseln/Nanoteilchen, hergestellt nach Beispiel 8, wie vorstehend ausgeführt, sind für eine Einmaltäglich-Präparation geeignet.

BEISPIEL 12

In-vitro-Freisetzung von Hydromorphon-gefüllten Mikrokapseln

Hydromorphon-Mikroglobuli wurden unter Anwendung der Doppelemulsionstechnik wie folgt hergestellt: Tabelle 8
Das Polymere R206 wurde in dem Lösungsmittel Methylenchlorid gelöst, und Hydromorphon wurde in Gelatine gelöst. Das Arzneimittel/Gelatine-Gemisch wurde in dem Polymeren/Lösungsmittel (Homogenisierschafigröße S10/13500 für 2 min für Hm32 und 2 min für H30) emulgiert. Die resultierende Emulsion wurde ihrerseits in dem wäßrigen Tris-Puffer (Homogenisierschaftgröße S25/13500 für 3 min für Hm32 und 3 min für Hm30) unter Bildung von Mikrokapseln emulgiert. Die Hm32-Mikrokapseln wurden zum Aushärten der Mikrokapseln bei 1000 U/min. 1 h gerührt. Die Hm30-Mikrokapseln wurden 15 min bei 1200 U/min. gerührt, das Aceton wurde zugesetzt und das Gemisch wiederum für eine weitere Stunde bei 1200 U/min. gerührt. Die Mikrokapseln wurden durch Zentrifugation 15 min bei 13500 U/min. gewonnen und unter Vakuum getrocknet. Die Mikrokapseln besaßen Durchmesser von 20-30 um. Fig. 9 zeigt die Auflösung von Hydromorphon aus diesen in Gelatinekapseln eingeschlossenen Hydromorphorz- Mikroglobuli in simuliertem gastrischem Fluid (0,1 M HCl).

BEISPIEL 13

In-vitro-Freisetzung von Nifedipin-gefüllten Mikrokapseln

Nifedipin-gefliulte Mikroglobuli mit Arzneimittel-Füllkonzentrationen bis zu 50% Gew./Gew. unter Verwendung von entweder R203 (Poly-D,L-Iactid/MG 16000) oder RG504 (Poly-D,L-lactid-coglycolid; 50 : 50) wurden unter Anwendung eines Verfahrens, das dem Verfahren von Beispiel 8 für Diltiazem-Base-gefüllte Mikroglobuli entsprach, hergestellt. Die Mikroglobuli waren im Durchmesser ≤5 um, mit Einschlußeffizienzen von über 90% in allen Fällen. Wie in Fig. 10 gezeigt, wird die Freisetzung unter Anflutungsbedingungen für Nifedipin aus 50% gefüllten R203- und 50% gefüllten RG504-Mikroglobuli mit der Freisetzung von Nifedipin aus 30% gefüllten R203- und 50% gefüllten RG504-Mikroglobuli, die mit Lactose vermischt und vor den Auflösungsversuchen tablettiert wurden (Nifed retard, Rowa Pharmaceutical, als Kontrolle), während eines Zeitraums von 24 h verglichen.

BEISPIEL 14

Brauseformulierungen

Die folgenden Diltiazem-Brauseformulierungen wurden aus den erfindungsgemäßen Mikrokapselpräparationen entsprechend Beispiel 8 hergestellt: Tabelle 9
Die Mikroglobuli der Formulierung Eff6 wurden zunächst durch Besprühen der Mikrokapseln mit 1% Natriumdocusat-Lösung überzogen. Die überzogenen Mikroglobuli wurden in einem Vakuumofen über Nacht getrocknet und mit den anderen aufgeführten Hilfsstoffen gemischt und tablettiert.
Die Bestandteile der Formulierung EFF9, EFF16 und EFF19 wurden miteinander trocken gemischt und tablettiert.
Die Mikroglobuli von EFF10 wurden mit der Säure- und der Basenphase gemischt, und ein nasses Granulat wurde unter Verwendung einer 1%igen Natriumdocusat-Lösung hergestellt. Das Granulat wurde über Nacht getrocknet im Vakuumofen und zu einem Pulver gemahlen. Das Granulat wurde mit den verbleibenden trockenen Hilfsstoffen gemischt und tablettiert.
Unter Verwendung einer 5%igen heißen Natriumdocusat-Lösung als Granulierungsmittel in EFF24 wurde aus den Mikroglobuli, Methocel und den Säure- und Basebestandteilen ein Naß-Granulat hergestellt. Das Granulat wurde unter Vakuum getrocknet und zur Pulverform gemahlen. Das Granulat wurde mit den restlichen trockenen Hilfsstoffen gemischt und tablettiert.
Die Brauseformulierungen enthalten Diltiazem-Base-gefüllte Mikrokapseln, entsprechend den in Beispiel 8 angegebenen Mikrokapseln, deren allgemeine Freisetzungseigenschaften in diversen pH-Umgebungen in den Fig. 5-7 und im Begleittext angegeben sind und deren Bioverfügbarkeitsergebnisse in Fig. 8 und dem Begleittext erläutert sind. Wie in den Fig. 5-7 gezeigt (z.B. Freisetzungsprofile bei pH 7,4 und pH 1,2), steigt die Wasser-Löslichkeit des Diltiazem bei pH- Werten unter seinem pKa-Wert (ca. 8), wobei eine deutliche Zunahme der Löslichkeit und Freisetzung bei pH-Werten ≤7 festgestellt wurde. Somit werden die Brauseformulierungen, die Diltiazem-Base enthalten, wünschenswerter Weise so eingestellt, daß sie einen Suspensions-pH von 7 oder größer aufweisen, um die explosionsartige Freisetzung von Diltiazem in der Suspension oder in dem Subjekt vor Erreichen der viel saureren Umgebung des Magens zu verhindern. Durch Kontrolle des pH-Wertes der suspendierten Brauseformulierung wird die Freisetzung von Diltiazem minimiert, bis Diltiazem an die Resorptionsstellen für Diltiazem abgegeben wird (z.B. Magen, Dünndarm). Auf diese Weise kann die Abgabe von Diltiazem optimiert werden, während immer noch eine gewünschte kontrollierte lang anhaltende Freisetzung mit einer Formulierung aufrecht erhalten wird, die die Vorteile aufweist, die in einer Brause-Dosierungsform natürlicherweise vorhanden sind.
Der pH-Wert der Brauseformulierungen kann von etwa pH 5 bis pH 8 verändert werden, beispielsweise durch Steigerung der relativen Menge von Natriumbicarboant (zur Erhöhung des pH-Wertes) oder durch Erhöhung des Citronensäurebestandteils (zur Absenkung des pH-Wertes). Beispielsweise können die Diltiazemformulierungen von Tabelle 9 zur Minimierung des Explosionseffektes der Mikrokapseln in der Brausegetränklösung auf ca. pH 7,4 eingestellt werden.
Bei geeigneten pH-Werten können auch für Nifedipin, Captopril, Hydromorphon etc. entsprechende Brauseformulierungen formuliert werden, um zweckmäßigerweise ihre Bioverfügbarkeit bei oraler Verabreichung an das Subjekt zu optimieren. Da beispielsweise Nifedipin sehr schlecht wasserlöslich ist, wobei seine Löslichkeit nur bei pH-Werten ≤2-3 ansteigt, sollte die Einarbeitung von Nifedipingefüllten Mikrokapseln in eine Brausematrix seine Freisetzungseigenschaften nicht negativ beeinflussen. D.h. in das Brausegetränk wird vor der oralen Aufnahme vernachlässigbares Arzneimittel abgegeben (Explosionseffekt), und somit wird die Mehrheit des Nifedipins kontrolliert an die Resorptionsstelle(n) abgegeben. Andererseits besitzt Hydropmorphon in den Brauselösungen von ca. neutralem pH eine hohe Wasserlöslichkeit, und darum beginnt die Freisetzung bis zu einem gewissen Ausmaß vor der Aufnahme. Alternativ kann der pH-W ert der Hydromorphon-Brauseformulierungen zur Verminderung des Explosionseffektes auf ca. pH 8 erhöht werden, oder der pH der Formulierung kann unter ca. pH 6 abgesenkt werden, und die Mikrokapseln können mit einem enterischen Überzug zur Verhinderung der Arzneimittelfreisetzung bis nach Passieren des Magens überzogen werden.
Brauseformulierungen, die mehr als einen Typ von Arzneimittel-gefüllten Mikrokapseln enthalten, werden ebenfalls erfindungsgemäß betrachtet. D.h. Mikrokapseln, die das gleiche Arzneimittel enthalten, beispielsweise schneller oder langsamer freisetzende Diltiazem-Mikrokapseln, können in einer Brauseformulierung unter Verbesserung des kontrollierten, lang anhaltenden Freisetzungsprofils für Diltiazem kombiniert werden. Alternativ können Mikrokapseln, die verschiedene Arzneimittel enthalten, wie einen Calciumkanalblocker (z.B. Diltiazem, Nifedipin) und ein Narkoanalgetikum (z.B. Hydromorphon), in einer Brauseformulierung unter gleichzeitiger Bereitstellung einer optimierten Abgabe beider Arzneimittel in einer Patienten-freundlichen Brause-Dosierungsform formuliert werden. D.h. unter Verwendung von Diltiazem/Hydromorphon als Beispiel können Mikrokapseln mit dem gewünschten Freisetzungsprofil für Diltiazem (z.B. In-vitro- Freisetzung in simuliertem gastrischem Fluid) hergestellt und mit Hydromorphongefüllten Mikrokapseln in einer Brauseformulierung mit einem pH nahe oder über pH 7, beispielsweise bei pH 7,4, formuliert werden. Durch Wahl dieses relativ hohen pH-Wertes für eine Brausegetränklösung kann die Abgabe von Diltiazem ohne Beeinträchtigung des Abgabeproflis von Hydromorphon optimiert werden.

Claims

1. Pharmazeutische Brauseformulierung zur lang anhaltenden und kontrollierten oralen Verabreichung einer pharmazeutisch wirksamen Menge eines Arzneimittels, ausgewählt aus einem Calciumkanalblocker, einem ACE- Inhibitor, einem Narkoanalgetikum oder Analogen oder Kombinationen hiervon, wobei die Formulierung Mikrokapseln mit einer D 50% zwischen 100 nm und 900 nm enthält, in denen das Arzneimittel in einem biologisch abbaubaren Polymeren eingeschlossen ist und in denen der pH-Wert der Formulierung zur optimalen Abgabe des Arzneimittels eingestellt ist, wobei die Formulierung bei Zugabe von Wasser zur Dispersion unter Bildung eines sprudelnden Getränkes ausgelegt ist.

2. Brauseformulierung nach Anspruch 1, wobei das Arzneimittel Diltiazem oder eine Kombination von Diltiazem und einem Narkoanalgetikum ist und wobei der pH-Wert der Formulierung größer ist als 7.

3. Pharmazeutische Brauseformulierung nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Formulierung zur einmal täglichen Abgabe des Arzneimittels an einen Patienten unter Erzielung einer therapeutischen Wirkung über einen Zeitraum von im wesentlichen 24 h eingesetzt wird.

4. Brauseformulierung nach Anspruch 1, wobei das Arzneimittel Hydromorphon oder eine Kombination von Hydromorphon und einem Calciumkanalblocker ist und wobei der pH-Wert der Formulierung kleiner als 6 oder größer als 7 ist.

5. Pharmazeutische Brauseformulierung nach einem vorhergehenden Anspruch, wobei die Arzneimittelkonzentration der Mikrokapseln von etwa 10 bis 70 Gew.-% reicht.

6. Pharmazeutische Brauseformulierung nach einem vorhergehenden Anspruch, wobei die Mikrokapseln eine D 50% zwischen etwa 200 nm und 400 nm aufweisen.

7. Pharmazeutische Brauseformulierung nach einem vorhergehenden Anspruch, wobei die Arzneimittelkonzentration der Mikrokapseln von etwa 20 bis 50 Gew.-% reicht.

8. Pharmazeutische Brauseformulierung nach einem vorhergehenden Anspruch, wobei das Arzneimittel ausgewählt ist aus Diltiazem, Verapamil, Nifedipin, Nimodipin, Nicardipin, Hydromorphon, Codeinsulfat, Oxycodon, Dihydrocodeintartrat, Oxycodeinon, Morphin, Fentanyl, Sufentanil, Oxymorphon, Buprenorphin, Captopril, Enalapril, Lisonopril und Gemischen hiervon.

9. Pharmazeutische Brauseformulierung nach Anspruch 8, wobei das Arzneimittel ein Gemisch von Nifedipin und Hydromorphon ist.

10. Pharmazeutische Formulierung nach einem vorhergehenden Anspruch, wobei die Polymermatrix Polylactid; Polyglycolid; Poly(milchsäure- coglycolsäure); Poly(&epsi;-caprolacton); Poly(hydroxybuttersäure); Polyorthoester; Polyacetale; Polydihydropyrane; Polycyanoacrylate; Polypeptide; vernetzte Polypeptide; und Stereoisomere, racemische Gemische, Copolymere und Polymergemische hiervon umfaßt.

11. Pharmazeutische Formulierung nach Anspruch 10, wobei die Polymermatrix Poly-D,L-lactid enthält.

12. Pharmazeutische Formulierung nach einem vorhergehenden Anspruch, wobei das Freisetzungsprofil, gemessen nach der Paddle-Methode der U.S.- Pharmacopoe XX bei 37ºC und 75 U/min. für das oder jedes Arzneimittel im wesentlichen wie folgt ist:

a) 10-30% Freisetzung innerhalb 2 h nach Verabreichung;

b) 30-60% Freisetzung innerhalb 4 h nach Verabreichung;

c) 60-80% Freisetzung innerhalb 8 h nach Verabreichung; und

d) ≥80% Freisetzung innerhalb 24 h nach Verabreichung.

13. Pharmazeutische Formulierung nach einem der Ansprüche 1-11, wobei das Freisetzungsprofil, gemessen nach der Paddle-Methode der U.S. Pharmacopoe XX bei 37ºC und 75 U/min. für das oder jedes Arzneimittel im wesentlichen wie folgt ist:

a) 10-40% Freisetzung innerhalb 1 h nach Verabreichung;

b) 20-60% Freisetzung innerhalb 4 h nach Verabreichung;

c) 40-80% Freisetzung innerhalb 8 h nach Verabreichung; und

e) ≥80% Freisetzung innerhalb 16 h nach Verabreichung.

14. Verfahren zur Herstellung von Mikrokapseln nach einem der Ansprüche 1- 13, das die Schritte umfaßt:

a) Auflösen oder Dispergieren eines Arzneimittels und eines biologisch abbaubaren Polymeren in einem Lösungsmittel unter Bildung eines Gemisches;

b) Mikrofluidisieren des Gemisches in eine externe Phase unter Bildung einer Emulsion, in der die Emulsionströpfchen einen mittleren Durchmesser von weniger als 1 mm aufweisen; und

c) Rühren der Emulsion unter Bildung von Mikrokapseln einer Größe (D 50%) zwischen etwa 100 nm und 900 nm.