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GEBIET DER
ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Arzneimittel-Abgabevorrichtung,
insbesondere auf eine implantierbare Vorrichtung, die zur subkutanen
Verabreichung eines Arzneimittels mit einer im Wesentlichen konstanten
Geschwindigkeit über
einen längeren
Zeitraum bestimmt ist.
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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Die
Publikationen und andere Materialien, die hierin zur Beleuchtung
des Hintergrunds der Erfindung verwendet werden, und insbesondere
Fälle zur
Bereitstellung zusätzlicher
Details für
die Praxis, werden hier durch Referenz aufgenommen.
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Es
gibt einen großen
Bedarf für
lang wirkende Arzneimittel-Abgabevorrichtungen, speziell für Kontrazeptiva,
die ein Minimum an medizinischer Anleitung erfordern. Dies gilt
insbesondere für
die unterentwickelten Länder
und die Entwicklungsländer,
in denen die medizinische Infrastruktur schwach ist und in denen
eine Familienplanung nur zu einem unzureichenden Grad organisiert
werden kann.
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Empfängsnisverhütende, subkutane
Implantate sind auf dem Fachgebiet bekannt. Als Beispiel kann das
im Handel erhältliche
Produkt Norplant® genannt werden, welches
ein Implantat ist, das einen Kern hat, welcher Levonorgestrel als
aktive Substanz enthält
und wobei der Kern von einer Membran aus einem Silikonelastomer
von Poly(dimethylsiloxan) (PDMS) umgeben ist. Ein spezielles Präparat dieser
Art ist Jadelle®,
in dem der Kern eine Matrix auf Poly(dimethylsiloxan)-Basis ist,
in der Levonorgestrel dispergiert ist. Die Membran ist ein Elastomer,
das aus PDMS und einem Siliciumdioxid-Füllstoff hergestellt ist, welcher,
außer
dass er der Membran die notwendigen Festigkeitseigenschaften verleiht,
auch die Permeation des aktiven Agenses durch die Membran verzögert. U.S.
3,854,480 beschreibt eine Arzneimittel-Abgabevorrichtung, z. B.
ein Implantat, zur Freisetzung eines Arzneimittels mit einer kontrollierten
Geschwindigkeit über
einen längeren
Zeitraum. Die Vorrichtung hat einen Kern aus einer Matrix, in der
das Arzneimittel dispergiert ist. Der Kern ist von einer Membran
umgeben, die in Körperflüssigkeiten
unlöslich
ist. Die Kernmatrix, wie auch die Membran, sind durch Diffusion
für das
Arzneimittel permeabel. Die Materialien des Kerns und der Membran
sind so gewählt, dass
das Arzneimittel mit einer geringeren Geschwindigkeit durch die
Membran als durch die Kernmatrix diffundiert. Auf diese Weise kontrolliert
die Membran die Freisetzungsgeschwindigkeit des Arzneimittels. Als
ein geeignetes Polymer für
die Kernmatrix ist Poly(dimethylsiloxan) (PDMS) genannt und als
geeignete Polymere für
die Membran werden Polyethylen und ein Copolymer aus Ethylen und
Vinylacetat (EVA) genannt.
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EP-B1-300306
beschreibt ein Implantat zur subkutanen oder lokalen Verwendung
und zur Freisetzung eines Kontrazeptivums über eine relativ lange Zeit.
Die empfängnisverhütend wirksame
Substanz ist in einer Kernmatrix dispergiert und der Kern ist von
einer Membran umgeben. Als aktive Substanzen werden hochaktive Progestine,
wie z. B. 3-Ketodesogestrel, Levonorgestrel und Gestoden, genannt.
Die Materialien der Kernmatrix und der Membran basieren beide auf
Copolymeren aus Ethylen und Vinylacetat. Die Vinylacetatkonzentration
des Matrixpolymers ist höher
als die des Membranpolymers. Daher ist die Arzneimittelpermeation
der Membran langsamer als die Permeation der Kernmatrix.
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Vorrichtungen,
die aus EVA hergestellt sind, leiden allerdings an bestimmten Nachteilen.
Die Materialien sind eher steif und nicht flexibel und sind daher
ziemlich unbequem als Implantate unter der Haut zu tragen.
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Polysiloxane,
z. B. PDMS, sind daher bevorzugte Polymere in Arzneimittel-Abgabevorrichtungen
für eine
große
Vielzahl verschiedener Arzneimittel. Diese Polymere sind in subkutanen
Implantaten, intrauterinen Vorrichtungen und vaginalen Ringen besonders
nützlich.
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In
EP-B1-300306, Beispiel 1, wird erwähnt, dass eine Polysiloxanschicht
um das Implantat die Freisetzungsgeschwindigkeit des Arzneimittels
nicht verzögert.
Der Verzögerungseffekt
auf die Arzneimittelpermeation, der durch Einmischen von Siliciumdioxid
in das PDMS erreicht werden kann, ist allerdings eher begrenzt. Wenn
Siliciumdioxid zu etwa 40 Gew.-% der End-Elastomerzusammensetzung
in das PDMS-Polymer eingemischt wird, wird typischerweise eine Abnahme
der Arzneimittelpenetrationsgeschwindigkeit bzw. -rate von etwa
20% erreicht. Im Allgemeinen wird eine Siliciumdioxid-Beladung nur
einen minimalen Einfluss auf die Arzneimittelpermeation haben. Der
einzige Weg, eine wesentlich stärkere
Verzögerung
zu erreichen, bestünde
in der Verwendung einer dickeren Membran. Dies würde allerdings zu Vorrichtungen
mit größerem Querschnitt führen und
dies wiederum würde
zu Vorrichtungen, z. B. Implantaten und dergleichen, führen, die
schwierig zu insertieren oder injizieren sind und unbequem zu tragen
sind.
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Der
Querschnitt eines zylindrischen Implantats sollte 3 mm nicht überschreiten.
Vorzugsweise sollte er im Bereich von 1,5 bis 2,7 mm liegen. Dieses
Merkmal stellt Forderungen an die maximale Membrandicke: die Dicke
sollte nicht größer als
0,4 mm sein. Die geeignete Länge
des Implantats sollte 50 mm nicht übersteigen.
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Gaginella
und Bass (Research Communications in Chemical Pathology and Pharmacology;
7, 1, 213–216)
offenbaren eine verzögerte
Freisetzung von Nicotin aus einem Silikonschlauch, der aus Trifluorpropylmethylpolysiloxan
hergestellt ist, im Vergleich zu einem Silikonschlauch, der aus
Dimethylpolysiloxan hergestellt ist.
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Friedman
et al. (Steroids; 15, 679–680)
liefern eine Vergleichsstudie über
die Permeabilität
von drei unterschiedlichen Typen an Silikonkautschukmembranen für Steroide.
Die drei getesteten Membranen sind Polydimethylsiloxan, Polymethylphenylsiloxan
und Polytrifluorpropylmethylsiloxan.
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AUFGABEN DER
ERFINDUNG UND ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Bereitstellung
einer Arzneimittel-Abgabevorrichtung, insbesondere einer implantierbaren
Vorrichtung, die zur subkutanen Verabreichung eines Arzneimittels
bei einer im Wesentlichen konstanten Rate bzw. Geschwindigkeit über einen
längeren
Zeitraum bestimmt ist.
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Die
Aufgabe besteht insbesondere in der Bereitstellung einer Vorrichtung,
mit welcher die Arzneimittel-Freisetzungsrate in einfacher Weise
auf einen wünschenswerten
Level eingestellt werden kann.
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Die
Aufgabe besteht insbesondere in der Bereitstellung einer flexiblen
und glatten Vorrichtung, die einen kleinen Querschnitt hat, und
die einfach zu insertieren oder zu injizieren ist und die bequem
zu tragen ist.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung wird durch eine Abgabevorrichtung,
wie sie in den Ansprüchen
definiert ist, gelöst.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 zeigt
die tägliche
in vitro-Freisetzungsrate von Gestoden aus zwei Implantaten, in
denen die Membran unterschiedliche Mengen an 3,3,3-Trifluorpropylsubstituenten
enthält.
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2 zeigt
die anfängliche
Freisetzungsrate in vitro von Gestoden aus einer Reihe von Implantaten, wobei
die Freisetzungsrate gegen den 3,3,3-Trifluorpropyl-Substitutionsgrad
aufgetragen ist.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Das Elastomer
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Das
Elastomer, das zur Verwendung in der Vorrichtung gemäß der vorliegenden
Erfindung, insbesondere zur Verwendung in der Membran der Vorrichtung,
geeignet ist, ist ein Elastomer auf Siloxanbasis, in dem 1 bis etwa
50% der Substituenten, die an die Si-Atome der Siloxaneinheiten
gebunden sind, 3,3,3-Trifluorpropylgruppen sind.
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Der
Ausdruck „Elastomer
auf Siloxanbasis" soll
so verstanden werden, dass er Elastomere abdeckt, die aus poly(disubstituierten
Siloxanen) hergestellt sind, wobei die Substituenten hauptsächlich Niedrigalkyl-, insbesondere
Alkylgruppen mit 1 bis 6 Kohlenstoffatomen, oder Phenylgruppen sind,
wobei das Alkyl oder Phenyl substituiert oder unsubstituiert sein
kann. Ein umfangreich verwendetes und bevorzugtes Polymer dieser
Art ist Poly(dimethylsiloxan) (PDMS).
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1
bis etwa 50% der Substituenten, die an die Si-Atome der Siloxaneinheiten
im Elastomer gebunden sind, sollen 3,3,3-Trifluorpropylgruppen sein. Ein derartiges
Elastomer kann auf verschiedenen Wegen erhalten werden. Nach einer
Aus führungsform
kann die Grundlage des Elastomers ein einzelnes vernetztes Polymer
aus Siloxanbasis sein, z. B. ein Poly(dialkylsiloxan), bei dem eine
bestimmte Menge der Alkylgruppen an den Si-Atomen durch 3,3,3-Trifluorpropylgruppen
ersetzt ist. Ein bevorzugtes Beispiel für solche Polymere ist Poly(3,3,3-trifluorpropylmethylsiloxan),
dessen Struktur durch die nachfolgende Verbindung I dargestellt
wird.
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Ein
Polymer dieser Art, in dem etwa 50% der Methylsubstituenten an den
Si-Atomen durch 3,3,3-Trifluorpropylgruppen ersetzt sind, ist im
Handel erhältlich.
Der Ausdruck „etwa
50%" bedeutet, dass
der Grad der 3,3,3-Trifluorpropyl-Substitution tatsächlich etwas unter 50% liegt,
da das Polymer eine bestimmte Menge (etwa 0,15% der Substituenten)
an vernetzbaren Gruppen, z. B. Vinyl- oder vinylterminierte Gruppen,
enthalten muss. Ähnliche
Polymere mit einem niedrigeren Substitutionsgrad an 3,3,3-Trifluorpropylgruppen
können leicht
synthetisiert werden.
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Der
Verzögerungseffekt
der 3,3,3-Trifluorpropylgruppen auf die Permeation von Arzneimitteln
durch eine Membran des Elastomers hängt von der Menge dieser Gruppen
ab. Darüber
hinaus ist der Effekt in hohem Maße von dem verwendeten Arzneimittel
abhängig.
Wenn das Elastomer nur aus einem einzelnen Polymer hergestellt ist,
wäre es
notwendig, Polymere mit unterschiedlichen Mengen an 3,3,3-Trifluorpropylgruppen für verschiedene
Arzneimittel herzustellen und zu verwenden.
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Nach
einer anderen Ausführungsform,
die besonders bevorzugt ist, wenn geeignete Elastomere für mehrere
unterschiedliche Arzneimittel benötigt werden, besteht darin,
ein Gemisch zu vernetzen, umfassend a) ein Polymer auf der Basis
von nicht-fluorsubstituiertem Siloxan und b) ein Polymer auf der
Basis von fluorsubstituiertem Siloxan, wobei das Polymer 3,3,3-Trifluorpropylgruppen
an die Si-Atome der Siloxaneinheiten gebunden umfasst. Der erste
Bestandteil des Gemisches, das nicht-fluorsubstituierte Polymer,
kann ein beliebiges poly(disubstituiertes Siloxan) sein, worin die
Substituenten hauptsächlich
Niedrigalkylgruppen, vorzugsweise Alkylgruppen mit 1 bis 6 Kohlenstoffatomen,
oder Phenylgruppen sind, wobei das Alkyl oder Phenyl substituiert
oder unsubstituiert sein kann. Ein bevorzugtes nicht-fluorsubstituiertes
Polymer ist PDMS. Der zweite Bestandteil des Gemisches, das fluorsubstituierte
Polymer, kann z. B. ein Poly(dialkylsiloxan) sein, worin eine bestimmte
Menge der Alkylgruppen an den Si-Atomen durch 3,3,3-Trifluorpropylgruppen
ersetzt ist. Ein bevorzugtes Beispiel für solche Polymere ist Poly(3,3,3-trifluorpropylmethylsiloxan),
wie es oben erwähnt
wurde. Ein besonders vorteilhaftes Polymer dieser Art ist ein Polymer,
das eine möglichst
hohe Menge an 3,3,3-Trifluorpropylsubstituenten hat, z. B. das im
Handel verfügbare
Polymer, in dem etwa 50% der Methylsubstituenten an den Si-Atomen durch 3,3,3-Trifluorpropylgruppen
ersetzt sind. Ein Elastomer mit starker Permeations-verzögernder
Wirkung kann erzielt werden, indem das vorstehend genannte Polymer
ausschließlich
oder hauptsächlich
verwendet wird. Elastomere mit einem geringeren Verzögerungseinfluss
auf die Permeation des Arzneimittels können erhalten werden, indem
Gemische mit steigenden Mengen des Polymers auf der Basis nicht-fluorsubstituierten
Siloxans eingesetzt werden.
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Das
Elastomer sollte vorzugsweise einen Füllstoff, z. B. amorphes Siliciumdioxid,
umfassen, um für die
aus dem Elastomer hergestellte Membran eine ausreichende Festigkeit
zu erhalten.
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Verfahren
zur Herstellung des Elastomers
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Nach
einer Ausführungsform
wird das Elastomer durch Vernetzung einer Vinyl-funktionellen Polysiloxankomponente
und eines Siliciumhydrid-funktionellen Vernetzungsmittels in Gegenwart
eines Katalysators hergestellt.
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Mit
Vernetzung ist die Additionsreaktion des Siliciumhydrid-funktionellen
Vernetzungsmittels mit der Kohlenstoff-Kohlenstoff-Doppelbindung
der Vinyl-funktionellen Polysiloxankomponente gemeint.
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Nach
einer anderen Ausführungsform
wird das Elastomer durch Vernetzung des Polymers in Gegenwart eines
Peroxid-Katalysators
hergestellt.
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Der
Ausdruck „Vinyl-funktionelles" Polysiloxan soll
so verstanden werden, dass er Polysiloxane abdeckt, die mit Vinylgruppen
oder mit Vinyl-terminierten Gruppen substituiert sind. Die „Vinyl-funktionelle
Polysiloxankomponente" und
die „Polysiloxankomponente", die zu vernetzen
sind, sollen so verstanden werden, dass sie Copolymere mit Polysiloxanen
abdecken, die Vinylsubstituenten oder Vinylterminierte Substituenten haben.
Zur Vernetzung werden die Mengen der Komponenten vorzugsweise so
ausgewählt,
dass das Verhältnis
der molaren Mengen der Siliciumhydride zu den Doppelbindungen mindestens
1 ist.
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Wie
oben angegeben wurde, kann das neue Elastomer hergestellt werden,
indem ein einzelnes Polymer auf der Basis eines fluorsubstituierten
Siloxans vernetzt wird oder indem ein Gemisch aus einem Polymer auf
der Basis von nicht-fluorsubstituiertem
Siloxan und einem Polymer auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan
vernetzt wird. Der Ausdruck „Vinyl-funktionelle
Polysiloxankomponente" kann
somit ein Gemisch sein, umfassend ein Polymer auf der Basis von
nicht-fluorsubstituiertem Siloxan und einem Polymer auf der Basis von
fluorsubstituiertem Siloxan, wobei das Polymer 3,3,3-Trifluorpropylgruppen
an die Si-Atome der Siloxaneinheiten gebunden umfasst. Alternativ
kann die „Vinyl-funktionelle
Polysiloxankomponente" ein
einzelnes Polymer auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan
sein, wobei das Polymer 3,3,3-Trifluorpropylgruppen an die Si-Atome
der Siloxaneinheiten gebunden umfasst.
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Zusätzlich kann
ein sogenanntes Kompatibilisierungsmittel mit den oben genannten
Komponenten vermischt werden. Das Kompatibilisierungsmittel ist
typischerweise ein Blockcopolymer aus einem nicht-fluorsubstituierten
Polymer und einem fluorsubstituierten Polymer.
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Das
Siliciumhydrid-funktionelle Vernetzungsmittel ist vorzugsweise ein
Hydrid-funktionelles Polysiloxan, das geradkettig, verzweigt oder
cyclisch sein kann. Das Hydrid-funktionelle
Siloxan-Vernetzungsmittel kann auch Trifluorpropylgruppen enthalten.
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Das
Polymer auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan ist vorzugsweise
ein PDMS-Polymer, in dem etwa 50% der Methylgruppen in PDMS durch
3,3,3-Trifluorpropylgruppen ersetzt wurden.
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Vorzugsweise
wird ein Füllstoff,
z. B. amorphes Siliciumdioxid, der Vinyl-funktionellen Komponente
vor der Vernetzung zugesetzt.
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Falls
das Elastomer durch Vernetzen einer Polymerkomponente in Gegenwart
eines Peroxid-Katalysators hergestellt wird, kann eine solche Polymerkomponente
ein Gemisch sein, das ein Polymer auf der Basis von nicht-fluorsubstituiertem
Siloxan und ein Polymer auf der Basis von fluorsubsti tuiertem Siloxan,
das 3,3,3-Trifluorpropylgruppen an die Si-Atome der Siloxaneinheiten
gebunden umfasst, umfasst. Alternativ kann diese Polymerkomponente
ein einzelnes Polymer auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan
sein, wobei das Polymer 3,3,3-Trifluorpropylgruppen an die Si-Atome der Siloxaneinheiten
gebunden umfasst.
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Der
bei der Vernetzung zu verwendende Katalysator ist vorzugsweise ein
Edelmetallkatalysator, am gängigsten
ein Platinkomplex in Alkohol, Xylol, Divinylsiloxan oder cyclischem
Vinylsiloxan. Ein besonders geeigneter Katalysator ist ein Pt(0)-Divinyltetramethyldisiloxan-Komplex.
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Verschiedene
Arten an Vorrichtungen
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Die
Vorrichtung kann eine beliebige Vorrichtung sein, die zur Abgabe
eines aktiven Agenses mit einer kontrollierten Geschwindigkeit über einen
längeren
Zeitraum geeignet ist. Somit kann die Vorrichtung eine weite Vielzahl
von Gestalten und Formen zur Verabreichung des aktiven Agenses mit
kontrollierten Geschwindigkeiten an verschiedene Bereiche des Körpers einnehmen.
Die Erfindung umfasst somit äußere und
innere Arzneimittel-Abgabevorrichtungen, z. B. transdermale Pflaster,
Implantate zur Freisetzung eines therapeutisch aktiven Agenses in
den Körpergeweben,
intravaginale Ringe und intrauterine Vorrichtungen.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
ist die Vorrichtung ein Implantat zur subkutanen Verwendung.
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Konstruktion
des Kerns
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Der
Kern der Vorrichtung kann aus dem aktiven Agens als solchem, z.
B. in flüssiger
oder kristallisierter Form, oder im Gemisch mit pharmazeutisch annehmbaren
Exzipientien bestehen.
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Der
Kern ist vorzugsweise eine Elastomermatrix, z. B. eine PDMS-Elastomermatrix,
in der das Arzneimittel dispergiert ist.
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Nach
einer anderen Alternative kann die Kernmatrix aus dem neuen Elastomer
hergestellt sein, welches ein Elastomer auf der Basis von Siloxan
ist, das 3,3,3-Trifluorpropylgruppen an die Si-Atome der Siloxaneinheiten
gebunden umfasst.
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Therapeutisch
aktive Agentien
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Das
therapeutische aktive Agens ist ein Hormon. Besonders bevorzugte
Hormone sind Progestine, z. B. Gestoden oder Levonorgestrel, und Östrogene
und ihre Derivate, z. B. Ester.
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Am
vorteilhaftesten ist die Vorrichtung ein Implantat zur subkutanen
Verwendung und zur Verabreichung von Progestinen mit einer kontrollierten
Rate bzw. Geschwindigkeit über
einen längeren
Zeitraum.
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Herstellung
von Implantaten
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Die
Implantate gemäß der vorliegenden
Erfindung können
gemäß Standardtechniken
hergestellt werden. Das therapeutisch aktive Agens wird mit dem
Kernmatrixpolymer, z. B. PDMS, vermischt, zu der gewünschten
Gestalt durch Formen, Gießen,
Extrudieren oder andere geeignete Verfahren verarbeitet. Die Membranschicht
kann nach bekannten Verfahren, wie z. B. mechanisches Dehnen, Quellen
oder Eintauchen, auf den Kern aufgebracht werden. Verwiesen wird
auf die U.S. Patente Nrn. 3,832,252, 3,854,480 und 4,957,119. Ein
besonders geeignetes Verfahren zur Herstellung der Implantate ist
im finnischen Patent FI 97947 offenbart. Dieses Patent offenbart
eine Extrudiertechnologie, bei der vorgefertigte Stäbe, die
den aktiven Bestandteil enthalten, mit einer äußeren Membran beschichtet werden.
Auf jeden derar tigen Stab folgt beispielsweise ein anderer Stab
ohne aktiven Bestandteil. Der geformte Strang wird bei den Stäben, die
keinen aktiven Bestandteil enthalten, geschnitten. Auf diese Weise
ist keine spezielle Versiegelung der Enden des Implantats notwendig.
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Die
Erfindung wird detaillierter durch die folgenden nicht-limitierenden
Beispiele beschrieben.
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EXPERIMENTELLER
ABSCHNITT
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Die
vorliegende Erfindung wird in den folgenden Beispielen detaillierter
beschrieben.
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Es
wurden Elastomermembranen verschiedenen Typs (A bis E) hergestellt.
Typ A stellt ein Elastomer dar, das aus einem Gemisch hergestellt
wird, welches Polymere auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan (3,3,3-Trifluorpropyl-Substitutionsgrad
49,5%) und nicht-fluorsubstituiertem Siloxan umfasst, wobei die
Vernetzung durch Peroxid-Katalysator
durchgeführt
wurde. Es wurden drei verschiedene Gemische mit variierenden Mengen
an fluorsubstituiertem Polymer hergestellt (Beispiel 1). Der B-Typ
(Beispiele 2 und 3) stellt ein Elastomer dar, das aus einem einzelnen
Polymer auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan hergestellt
wird, wobei die Vernetzung durch Peroxid-Katalysator durchgeführt wurde. Typ C (Beispiel
4) stellt ein Elastomer dar, das aus einem Gemisch hergestellt wird,
welches Polymere auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan (3,3,3-Trifluorpropyl-Substitutionsgrad
30%) und nicht-fluorsubstituiertem Siloxan umfasst, wobei die Vernetzung
durch Peroxid-Katalysator durchgeführt wurde. Der D-Typ (Beispiel
5) stellt ein Elastomer dar, das aus einem einzelnen Polymer auf
der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan hergestellt wird, wobei
die Vernetzung durch Hydrosilylierung durchgeführt wurde. Typ E (Beispiel
6) stellt ein Elastomer dar, das aus einem Gemisch herge stellt wird,
welches Polymere auf der Basis von fluorsubstituiertem Siloxan (3,3,3-Trifluorpropyl-Substitutionsgrad
49,5%) und nicht-fluorsubstituiertem Siloxan umfasst, wobei die
Vernetzung durch Hydrosilylierung durchgeführt wurde.
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BEISPIEL 1
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Typ A-Elastomere mit variierenden
Mengen an fluorsubstituierten Polymeren
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Eine
Reihe aus 50 [und außerdem
25 und 75] Gew.-Teilen mit Siliciumdioxid gefülltem Poly(trifluorpropylmethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan),
50 [und 75 bzw. 25] Gew.-Teilen mit Siliciumdioxid gefülltem Poly(dimethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan)
und 1,2 Gew.-Teilen Dibenzoylperoxidpolydimethylsiloxan-Paste wurden mit
einer 2-Walzen-Mühle
vermischt. Das Gemisch wurde für
5 Minuten bei +115°C
mit einer thermischen Presse gehärtet,
wobei 0,4 mm dicke Membranen erhalten wurden, welche für 2 Stunden
bei +150°C
nachgehärtet
wurden.
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BEISPIEL 2
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Elastomer, Typ-B
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100
Gew.-Teile mit Siliciumdioxid gefülltem Poly(trifluorpropylmethylsiloxan-co-dimethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan)
(Gehalt an Trifluorpropylmethyl-Siloxaneinheiten 60 Mol-%; d. h.
Substitutionsgrad mit Trifluorpropylgruppen ist 30%) und 1,2 Gew.-Teile
Dibenzoylperoxidpolydimethylsiloxan-Paste wurden mit einer 2-Walzen-Mühle vermischt.
Das Gemisch wurde bei +115°C
für 5 Minuten
mit einer thermischen Presse gehärtet,
wobei 0,4 mm dicke Membranen erhalten wurden, die für 2 Stunden
bei +150°C
nachgehärtet
wurden.
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BEISPIEL 3
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Elastomer, Typ B
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100
Gew.-Teile eines mit Siliciumdioxid gefüllten Poly(trifluorpropylmethylsiloxan-co-dimethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxans)
(Gehalt an Trifluorpropylmethyl-Siloxaneinheiten
99 Mol-%, d. h. Grad der Trifluorpropyl-Substitution 49,5%) und 1,2 Gew.-Teile
Dibenzoylperoxidpolydimethylsiloxan-Paste wurden mit einer 2-Walzen-Mühle vermischt.
Das Gemisch wurde bei +115°C
für 5 Minuten
mit einer thermischen Presse gehärtet,
wobei 0,4 mm dicke Membranen erhalten wurden, die für 2 Stunden
bei +150°C
nachgehärtet
wurden.
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BEISPIEL 4
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Elastomer, Typ C
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50
Gew.-Teile des mit Siliciumdioxid gefüllten fluorsubstituierten Polysiloxans
aus Beispiel 2, 50 Gew.-% mit Siliciumdioxid gefülltes Poly(dimethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan)
und 1,2 Gew.-Teile Dibenzoylperoxidpolydimethylsiloxan-Paste wurden
mit einer 2-Walzen-Mühle
vermischt. Das Gemisch wurde für
5 Minuten bei +115°C
mit einer thermischen Presse gehärtet,
wobei 0,4 mm dicke Membranen erhalten wurden, die für 2 Stunden
bei +150°C
nachgehärtet
wurden.
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BEISPIEL 5
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Elastomer, Typ D
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100
Gew.-Teile mit Siliciumdioxid gefülltes Poly(trifluorpropylmethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan) (Substitutionsgrad
mit 3,3,3-Trifluorpropylgruppen = 49,5%), 0,04 Gew.-Teile Pt(0)-Divinyltetramethylsiloxan- Komplex, 0,05 Gew.-Teile
1-Ethinyl-1-cyclohexanol und 1,0 Gew.-Teile Siliciumhydrid-Vernetzungsmittel wurden
mit einem Zwei-Kammer-Mischer vermischt. Das Gemisch wurde für 5 Minuten
bei +115°C
mit einer thermischen Presse gehärtet,
wobei 0,4 mm dicke Membranen erhalten wurden.
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BEISPIEL 6
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Elastomer, Typ E
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50
Gew.-Teile des mit Siliciumdioxid gefüllten fluorsubstituierten Polysiloxans
aus Beispiel 5, 50 Gew.-Teile mit Siliciumdioxid gefülltes Poly(dimethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan),
0,04 Gew.-Teile Pt(0)-Divinyltetramethylsiloxan-Komplex, 0,05 Gew.-Teile
1-Ethinyl-1-cyclohexanol und 1,0 Gew.-Teile Siliciumhydrid-Vernetzungsmittel
wurden mit einem Zwei-Kammer-Mischer vermischt. Das Gemisch wurde
für 5 Minuten bei
+115°C mit
einer thermischen Presse gehärtet,
wobei 0,4 mm dicke Membranen erhalten wurden.
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Membran-Permeations-Untersuchungen
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Es
wurde die Permeation verschiedener Arzneimittel durch Elastomere
des Typs A, B und C, die oben beschrieben wurden, getestet.
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In
den Permeationstests wurde die Testapparatur verwendet, die in der
Publikation Yie W. Chien, Transdermal Controlled Systemic Medications,
Marcel Dekker Inc., New York und Basel, 1987, Seite 173, beschrieben
worden ist.
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Die
Arzneimittelströme
(Permeationen) durch Membranen wurden mit einer Zwei-Kompartiment-Diffusionszelle
bei 37°C
(side-by-side-Diffusionszelle, Crown Glass Company) gemessen. Die
Apparatur bestand aus zwei konzentrischen Zellen (Donor- und Rezeptor-Kompartimente),
die durch die zu un tersuchende Elastomermembran getrennt waren.
Die Donor- und Rezeptor-Kompartimente
waren beide ummantelt und wurden mit Hilfe eines äußeren Zirkulationsbads
bezüglich
der Temperatur kontrolliert; außerdem
hatte jedes Kompartiment einen Magnetrührer. In die Donor- und Rezeptor-Kompartimente
wurden eine Arzneimittellösung
und ein Lösungsmittel
(ohne Arzneimittel) gegeben. Bei jedem vorbestimmten Zeitintervall
wurden Proben aus dem Rezeptor-Kompartiment entnommen und durch
dasselbe Volumen an Lösungsmittel
ersetzt. Die Menge des Arzneimittels, die durch die Membran permeierte,
wurde durch HPLC gemessen. In allen Messungen waren die Dicke (0,4
mm) der Membran und die Oberfläche
der Membranen konstant.
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In
den folgenden Tabellen wurde die relative Permeation durch verschiedene
Elastomermembranen für
verschiedene Arzneimittel untersucht. Die Referenzmembran besteht
aus einem Elastomer auf der Basis von Dimethylsiloxan-Vinylmethylsiloxan-Copolymer,
das Siliciumdioxid als Füllstoff
enthält.
In den folgenden Tabellen hat der Ausdruck „Trifluorpropyl-Substitutionsgrad,
%" dieselbe Bedeutung
wie voranstehend angegeben, und die Prozentangabe bezeichnet die
Substituenten an den Si-Atomen der Siloxaneinheiten im Elastomer,
d. h. der 3,3,3-Trifluorpropylsubstituenten.
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Arzneimittel
2: 17-β-Estradiol
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Arzneimittel
3: Nestoron
TM (16-Methylen-17-α-acetoxy-19-norprogesteron
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Arzneimittel
4: Levonorgestrel
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Das
oben beschriebene Elastomer liegt vorzugsweise entweder in Form
einer Membran oder einer Matrix zur Kontrolle der Arzneimittelpermeation
vor.
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Das
oben beschriebene Elastomer ist z. B. zur Kontrolle der Permeation
von Arzneimitteln mit hormoneller Wirkung in Implantaten und in
intrauterinen und intravaginalen Vorrichtungen in hohem Maße geeignet.
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Das
oben beschriebene Elastomer ist zur Freisetzung von hormonell aktiven
Arzneimitteln, wie z. B. Progestinen und Östrogenen, besonders geeignet.
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Herstellung von Implantaten,
die Gestoden als aktives Agens enthalten
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Die
hergestellten Implantate bestanden aus drei Teilen: einem Kern,
der Gestoden in einer Polymermatrix enthielt, eine Membran, die
den Kern bedeckte, und Silikonklebstoff-Endkappen.
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Membranherstellung
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Das
in den Implantattests, die im Folgenden beschrieben werden, verwendete
Poly(trifluorpropylmethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan) ist ein Copolymer,
in dem der Gehalt an 3,3,3-Trifluorpropylmethyl-Siloxaneinheit nahezu
100 Mol-% ist, d. h. einem Substitutionsgrad des Siliciums von nahezu
50% entspricht.
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[0,
5, 10, 15, 20, 25, 45, 50] 55 Teile (Gew.-Teile) mit Siliciumdioxid
gefülltes
Poly(trifluorpropylmethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan),
[100, 95, 90, 85, 80, 75, 55, 50 bzw.] 45 Teile mit Siliciumdioxid
gefülltes
Poly(dimethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan) und 1,2 Teile Dibenzoylperoxid-poly(dimethylsiloxan)-Paste
wurden mit einer 2-Walzen-Mühle
vermischt. Das Gemisch wurde zu einer schlauchartigen bzw. röhrenartigen
Form mit einer Wanddicke von 0,2 mm extrudiert und durch Wärme gehärtet. Die
Membran wurde für
2 Stunden bei +150°C
nachgehärtet
und in 50 mm-Stücke geschnitten.
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Kern-Herstellung
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50
Teile Poly(dimethylsiloxan-co-vinylmethylsiloxan), das Dichlorbenzoylperoxid
enthielt, und 50 Teile Gestoden wurden mit einem Zwei-Kammer-Mischer
vermischt. Das Gemisch wurde in eine PTFE-beschichtete Edelstahl-Form
gegossen, die für
30 Minuten bei +150°C
erwärmt
wurde. Die Kerne wurden entfernt, gekühlt und in 40 mm-Stücke geschnitten.
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Implantatherstellung
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50
mm-Membranstücke
wurden mit Cyclohexan aufgequollen und die Gestoden-enthaltenden
Kerne wurden eingesetzt. Cyclohexan ließ man verdampfen und die Enden
der Implantate wurden mit einem Silikon-Klebstoff verschlossen.
Nach 24 Stunden wurden die Enden geschnitten, wobei 2 mm-Endkappen
erhalten wurden.
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Arzneimittel-Freisetzungs-Test
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Die
Freisetzungsrate des Arzneimittels aus dem Implantat wurde in vitro
wie folgt gemessen:
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Die
Implantate wurden in einem Edelstahl-Halter in senkrechter Position
befestigt und die Halter mit den Implantaten wurden in Glasflaschen
gestellt, welche 75 ml eines Auflösungsmediums enthielten. Die
Glasflaschen wurden mit 100 UpM bei 37°C in einem Schüttelwasserbad
geschüttelt.
Das Auflösungsmedium
wurde entnommen und in vorbestimmten Zeitintervallen durch ein frisches
Auflösungsmedium
ersetzt; das freigesetzte Arzneimittel wurde durch HPLC analysiert.
Die Konzentration des Auflösungsmediums
und der Zeitpunkt des Austausches (Entnahme und Ersatz) des Mediums
wurden so gewählt,
dass während
des Tests die Absenkbedingungen aufrecht erhalten wurden.
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Resultate
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1 zeigt
die tägliche
in vitro-Freisetzungsrate von Gestoden aus zwei Implantaten, bei
denen die Membran unterschiedliche Mengen an 3,3,3-Trifluorpropyl-Substituenten
enthält.
Die durch Quadrate markierte Kurve bezieht sich auf eine Membran
mit einem Trifluorpropyl-Substitutionsgrad von 18,3 (d. h. 18,3
der Substituenten an den Si-Atomen der Siloxaneinheiten in dem Membranelastomer
sind 3,3,3-Trifluorpropylgruppen) und die durch Rhomben markierte
Kurve bezieht sich auf eine Membran mit einem Trifluorpropyl-Substitutionsgrad
von 16,1% (wie oben definiert). Somit beweisen die Experimente den
Verzögerungseffekt,
der durch die 3,3,3-Trifluorpropyl-Substitution des Membranpolymers
verursacht wird, deutlich.
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2 zeigt
die in vitro-Freisetzungsrate von Gestoden zu Beginn aus einer Reihe
von Implantaten, wobei die Freisetzungsrate gegen den 3,3,3-Trifluorpropyl-Substitutionsgrad
aufgetragen ist. Dieser Test zeigt die Verzögerungswirkung der Trifluorpropyl-Substitution
auf die Arzneimittels-Freisetzungsrate deutlich. Es gibt eine fast
lineare Beziehung zwischen der Freisetzungsrate und dem Trifluorpropyl-Substitutionsgrad
des Membranelastomers.