DE69929278T2

DE69929278T2 - Hydrogelbildende, selbst-solvatisierende, absorbierbare Polyestercopolymere sowie Verfahren zu deren Verwendung

Info

Publication number: DE69929278T2
Application number: DE69929278T
Authority: DE
Inventors: Shalaby W. Anderson Shalaby
Original assignee: Poly Med Inc
Current assignee: Poly Med Inc
Priority date: 1998-01-29
Filing date: 1999-01-29
Publication date: 2006-09-14
Anticipated expiration: 2019-01-30
Also published as: EP0952171A2; JP3131195B2; EP0952171A3; EP0952171B1; US6413539B1; JP2000026582A; CA2260610A1; DE69929278D1; ATE315056T1

Description

Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft im Allgemeinen biomedizinische und/oder pharmazeutische Anwendungen absorbierbarer oder biologisch abbaubarer Hydrogele und biologisch aktive Mittel enthaltende Zusammensetzungen. Die vorliegende Erfindung betrifft insbesondere solche Zusammensetzungen, bei denen die Hydrogel bildenden, selbst-solvatisierenden, absorbierbaren Polyestercopolymere bei Kontakt mit einer wässrigen Umgebung zu selektiver, segmentweiser Assoziation zu anschmiegsamen Hydrogelen in der Lage sind. Sie liefern eine köntrollierte Freisetzung eines biologischen Wirkstoffs zum Modulieren zellulärer Ereignisse, wie Wundheilung und Geweberegenerierung, oder zur therapeutischen Behandlung von Erkrankungen wie Krebs und Infektion des Periodontiums, des Auges, der Alveolitis (trockene Zahnhöhle), Knochen-, Haut-, Vaginal- und der Nagelinfektionen.
Hintergrund der Erfindung
Hydrogele sind Materialien, die Lösungsmittel (wie Wasser) absorbieren, rasch aufquellen, ohne sich nennenswert aufzulösen, und dreidimensionale Netzwerke aufrechterhalten, die zu einer reversiblen Verformung in der Lage sind (Park et al., Biodegradable Hydrogels for Drug Delivery, Technomic Publishing Co., Lancaster, PA, 1993; W. Shalaby et al., J. Controlled Rel. 19, 131, 1992 und Silberberg, in Molecular Basis of Polymer Networks (A. Baumgartner & C. E. Picot, Herausgeber), Spring-Verlag, Berlin, 1989, S. 147).
Kovalent vernetzte Netzwerke hydrophiler Polymere einschließlich wasserlöslicher Polymere werden traditionell in ihrem hydratisierten Zustand als Hydrogele (oder Aquagele) bezeichnet. Hydrogele sind auf der Basis vernetzter polymerer Ketten von Methoxypoly(ethylenglykol)monomethacrylat mit variablen Längen der Polyoxyethylenseitenketten hergestellt worden, und ihre Wechselwirkung als Hydrogele mit Blutkomponenten sind untersucht worden (Nagaokai et al, in Polymers as Biomaterials (S. W. Shalaby et al., Herausgeber), Plenum Press, 1983, S. 381). Eine Reihe wässriger Hydrogele (Aquagele) ist in verschiedenen biomedizinischen Anwendungen verwendet worden, wie beispielsweise weichen Kontaktlinden, Wundmanagement und Arzneimittelabgabe. Zur Herstellung dieser Hydrogele verwendete Verfahren und ihre Umwandlung in brauchbare Gegenstände unterliegen jedoch den Einschränkungen, die mit der Natur ihrer dreidimensionalen duroplastischen Strukturen verbunden sind, und nehmen den Anwendern somit die Möglichkeit, die einfachen Verarbeitungstechniken zu verwenden, die zur Herstellung nicht-vernetzter thermoplastischer Materialien verwendet werden.
Dies und die geringe mechanische Festigkeit der hydratisierten Netzwerke hat dazu geführt, dass eine Reihe von Forschern das Konzept des Kombinierens von hydrophilen und hydrophoben polymeren Komponenten zu Blöcken (Okano et al., J. Biomed. Mat. Research. 15, 393, 1981) oder von Pfropfcopolymerstrukturen (Onishi et al., in Contemporary Topics in Polymer Science, (W. J. Bailey & T. Tsuruta, Herausgeber), Plenum Publ. Co., New York, 1984, S. 149) und Gemischen (Shah, Polymer, 28, 1212, 1987, und US-A-4 369 229) erforschten, um die "hydrophob-hydrophilen" Domänensysteme zu bilden, die für Verarbeitung von Thermoplasten geeignet sind (Shah, Kapitel 30, in Water Soluble Polymers (S. W. Shalaby, et al., Herausge ber), Band 467, ACS-Symp. Ser., Amer. Chem. Soc., Washington, 1991). Das "hydrophob-hydrophile" Domänensystem (HHDS) erfährt morphologische Veränderungen, die mit der Hydratisierung der hydrophilen Domänen und der Bildung von Pseudovernetzungen über die hydrophobe Komponente des Systems verbunden sind (Shah, 1991, bereits zitiert). Eine derartige Morphologie wurde als verantwortlich für die verbesserte Bioverträglichkeit und hervorragende mechanische Festigkeit des zweiphasigen HHDS angesehen, verglichen mit denjenigen kovalent vernetzter, hydrophiler Polymere. Der Mechanismus der Gelbildung in der vorliegenden Erfindung ähnelt demjenigen, der von Shah, 1991, bereits zitiert, für nicht-absorbierbare Gemische von hydrophilhydrophoben Domänensystemen (HHDS) beschrieben wurde. Es gibt jedoch Unterschiede zwischen den erfindungsgemäßen Copolymeren und insbesondere der Komponente "A" und HHDS. In dieser Hinsicht basiert Komponente A auf einer wasserlöslichen und wasserunlöslichen Blockstruktur (SIBS). Dies ist nicht nur eine physikalische Mischung von zwei Polymeren, wie die von Shah, 1991, bereits zitiert, beschriebenen Gemische. Infolge der Anwesenheit von kovalenten Bindungen zwischen den SIBS-Blöcken zeigt das resultierende Hydrogel höhere Elastizität, Anschmiegsamkeit und Zugfestigkeit, während es gleichzeitig absorbierbar ist. Die SIBS-Systeme sind in der Tat in gewisser Hinsicht analog zu thermoreversiblen Gelen (Shalaby, in Water-Soluble Polymers. (S. W. Shalaby et al., Herausgeber), Band 467, Kapitel 33, ACS Symp. Ser., Amer. Chem. Soc., Washington, DC, 1991a), da sie ein Hydratisierungs-/Dehydratisierungs-Gleichgewicht zeigen, welches die Systemtransformation steuert, d. h. das Gel/Flüssigkeits-Gleichgewicht wird durch den Wassergehalt des SIBS angetrieben. In Abwesenheit von Wasser gehen die Polyoxyalkylenblöcke somit intermolekulares, segmentweises Mischen mit den benachbarten hydrophoben Blöcken unter Bildung einer viskosen Flüssigkeit ein. In Gegenwart von Wasser forciert der Wettbewerb zwischen dem Wasser als äußerem Lösungsmittel und dem Polyesterblock um den Polyoxyalkylen-(POA)-Block die Hydratisierung des POA und Aggregation oder Assoziation der Polyesterblöcke, um Pseudovernetzungen zu erzeugen, die eine dreidimensionale Integrität aufrechterhalten. Da Gelbildung in einer wässrigen Umgebung stattfindet, migriert der POA-Block vorzugsweise an den Rand des Gels und bildet eine Grenzfläche zu den angrenzenden Geweben, um eine Adhäsionsbindung zu erzeugen, die Gelmigration von der Zielstelle verhindert und ihre vorgesehene Wirksamkeit länger anhalten lässt. Beispielsweise bei Periodontal- und Alveolitisanwendungen, postchirurgischer Adhäsionsprävention und Behandlung von Vaginal- und Knocheninfektionen und anderen Anwendungen, wobei das vorhersagbare Verweilen des Gels an der Stelle nicht gefährdet sein darf.
Synthese und biomedizinische und pharmazeutische Anwendungen von absorbierbaren oder bioabbaubaren Hydrogelen auf Basis kovalent vernetzter Netzwerke, die Polypeptid- oder Polyesterkomponenten als enzymatisch beziehungsweise hydrolytisch labile Komponenten umfassen, sind von zahlreichen Forschern beschrieben worden (Jarrett et al., Trans. Soc. Biomater., Band XVIII, 182, 1995; Pathak et al., Macromolecules, 26, 581, 1993; Park et al. Biodegradable Hydrogels for Drug Delivery, Technomic Publishing Co., Lancaster, PA, 1993; Park, Biomaterials, 9, 435, 1988; und W. Shalaby et al., 1992, hier an anderer Stelle zitiert). Die am häufigsten in der Literatur zitierten Hydrogele sind jene, die aus wasserlöslichen Polymeren hergestellt sind; wie Polyvinylpyrrolidon, die mit natürlich abgeleiteten, biologisch abbaubaren Komponenten vernetzt worden sind, wie jenen auf Basis von Albumin (Park et al., 1993, hier an anderer Stelle zitiert, und W. Shalaby et al., 1992, hier an anderer Stelle zitiert). Totalsynthetische Hydrogele, die für eine kontrollierte Arzneimittelfreisetzung und Membranen zur Behandlung von postchirurgischer Adhäsion untersucht worden sind, basieren auf kovalenten Netzwerken, die durch die Additionspolymerisation von wasserlöslichen Ketten von Polyether/dl-Polylactid-Blockcopolymeren mit endständigem Acryl gebildet sind (Jarrett et al., 1995, hier an anderer Stelle zitiert, und Pathak et al., 1993, hier an anderer Stelle zitiert).
Polymerlösungen, die durch Erhitzen oder Abkühlen auf bestimmte Temperaturen (untere kritische Lösungstemperatur, LOST) reversible Gelierung erfahren, sind als thermoreversible Gele bekannt. Theoretische und praktische Aspekte von Schlüsselformen thermoreversibler Gele sind von Shalaby, 1991a, hier an anderer Stelle zitiert, beschrieben worden. Zu den von Shalaby erörterten thermoreversiblen Gelen gehören jene von amorphen N-substituierten Acrylamiden in Wasser und amorphem Polystyrol und kristallinem Poly(4-methylpenten) in organischen Lösungsmitteln. Vorherrschende Gelbildungsmechanismen schließen Molekülclusterbildung von amorphen Polymeren und selektive Kristallisation von gemischten Phasen kristalliner Materialien ein. Thermodynamische Parameter (Enthalpie und Entropie), die die Gelbildung in Form von LCST begünstigen, sind von Shalaby nur in Bezug auf die Lösungsmittel-Polymer-Wechselwirkung diskutiert worden. Shalaby spricht jedoch keine selbstsolvatisierenden Ketten an.
Die US-A-4 911 926 offenbart wässrige und nicht-wässrige Zusammensetzungen, die aus Block-Polyoxyalkylencopolymeren zusammengesetzt sind, die in der biologischen Umgebung Gele bilden, um postchirurgische Adhäsion zu verhindern. Andere gelbildende Zusammensetzungen zur Verwendung zur Verhinderung von postchirurgischer Adhäsion beinhalten: (a) Chitinderivate (US-A-5 093 319); (b) wässrige Lösungen von Xanthangummi (US-A- 4 994 277); (c) Chitosan-Koagulum (US-A-4 532 134) und (d) Hyaluronsäure (US-A-4 141 973).
Absorbierbare Polymere, die auch oft als biologisch abbaubare Polymere bezeichnet werden, sind klinisch in Nahtmaterialien und damit verwandten chirurgischen Vergrößerungsvorrichtungen verwendet worden, um die Notwendigkeit eines zweiten chirurgischen Eingriffs zur Entfernung funktionell äquivalenter, nicht-absorbierbarer Vorrichtungen zu eliminieren (US-A-3 991 766, von Schmitt et al. und Shalaby, in Encyclopedia of Pharmaceutical Technology (J. C. Boylan & J. Swarbrick, Herausgeber), Band I, Dekker, New York; 1988, S. 465). Obwohl diese Vorrichtungen zur Reparatur weicher Gewebe entwickelt worden waren, nahm das Interesse an der Verwendung derartiger Übergangssysteme mit oder ohne biologisch aktiven Komponenten in Dental- und orthopädischen Anwendungen im Verlauf weniger Jahre erheblich zu. Solche Anwendungen sind in Bhatia et al., J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 6(5), 435, 1994; der US-A-5 198 220 von Damani; der US-A-5 198 220 von Wasserman et al. und der US-A-3 991 766 von Schmitt et al. offenbart.
Die US-A-3 991 766 von Schmitt et al. offenbart absorbierbare Gegenstände, die aus Polyglykolid hergestellt sind, wie Nahtmaterialien, Klemmen und Vorratspaletten mit darin eingebauten Medikamenten und können sowohl wegen ihrer eigenen mechanischen Eigenschaften als auch als verzögerte Freisetzungssysteme für Medikamente verwendet werden. Die US-A-5 171 148 von Wasserman et al. offenbart die Verwendung absorbierbarer Polymere, die aus o-Dioxanon oder L-Lactid und Glykolid hergestellt sind, als Dentaleinsätze zur Behandlung der Periodontalerkrankung. Hier wird ein semiporöses Maschenmaterial mit versiegelten Rändern zwischen dem Zahn und dem Zahnfleisch (der Gingiva) positioniert. Das Implantat wird mit einem absorbierbaren Ligaturmaterial an dem Zahn befestigt. Die US-A- 5 198 220 von Damani offenbart die Behandlung der Periodontalerkrankung durch die Verwendung einer Zusammensetzung/Vorrichtung mit verzögerter Freisetzung, die bioaktive Mittel umfasst. Die Zusammensetzung/Vorrichtung ist in einer flüssigen, halbfesten oder festen Form geeignet zum Einsatz in die oder um die Periodontaltasche. Damani lehrt auch die Bildung einer Gel- oder Pastenzusammensetzung, die aus Poly(lactyl-co-glykolid) in einem annehmbaren Lösungsmittel (wie Propylencarbonat) mit oder ohne Propylen- und/oder Polyethylenglykol und einem antibiotischen Mittel wie Tetracyclinhydrochlorid besteht.
Andere sich in-situ bildende, biologisch abbaubare Implan tate und Verfahren zur Bildung derselben sind in der US-A-5 278 201 ('201-Patent) und der US-A-5 077 049 ('049-Patent) von Dunn et al. beschrieben. Die Patente von Dunn et al. offenbaren Verfahren zur Unterstützung der Restauration von Periodontalgewebe in einer Periodontaltasche und zur Verzögerung der Migration von Epithelialzellen entlang der Wurzeloberfläche eines Zahns. Das '049-Patent offenbart Verfahren, die das Positionieren einer sich in-situ bildenden biologisch abbaubaren Barriere neben der Oberfläche des Zahns beinhalten. Die Barriere ist mikroporös und schließt Poren von definierter Größe ein und kann biologischen Wirkstoff einschließen. Die Barrierebildung wird erreicht, indem eine flüssige Lösung eines biologisch abbaubaren Polymers, wie wasserkoagulierbarem Poly(dl-lactid-co-glykolid)-Thermoplast, in einem wassermischbarem, nicht toxischem organischem Lösungsmittel, wie N-Methylpyrrolidon (d. h. um eine typische Polymerkonzentration von 50% zu erreichen), in der Periodontaltasche angeordnet wird. Das organische Lösungsmittel verteilt sich in den Periodontalflüssigkeiten, und das biologisch abbaubare, wasserkoagulierbare Polymer bildet in situ ein festes, biologisch ab baubares Implantat. Die Verteilung des Lösungsmittels führt zu Poren in dem festen, biologisch abbaubaren Implantat, wodurch das Einwachsen von Zellen gefördert wird. Das '859-Patent offenbart in ähnlicher Weise Verfahren für die gleichen Indikationen, die die Bildung der biologisch abbaubaren Barriere aus einer flüssigen Mischung eines biologisch abbaubaren, härtbaren, duroplastischen Präpolymers, Härtungsmittels und wasserlöslichen Materials, wie Salz, Zucker und wasserlöslichem Polymer, beinhalten. Das härtbare, duroplastische Präpolymer ist als absorbierbares Polymer mit endständigem Acrylester beschrieben.
Die '049- und '859-Patente sowie die US-A-4 938 763 von Dunn et al. offenbaren Polymerzusammensetzungen, die hauptsächlich aus absorbierbarem, thermoplastischem oder duroplastischem Polymer, gelöst in organischem Lösungsmittel, bestehen. Es wird auch beschrieben, dass diese Zusammensetzungen in einer wässrigen Umgebung Feststoffe erzeugen, die als Gewebebarriere (Fujita et. al., Trans. Soc. Biomater., Band XVII, 384, 1994), Substrat für Gewebegenerierung (Dunn et. al., Poly. Prepr. 35(2), 437, 1994a) oder Träger für die kontrollierte Abgabe von Arzneimitteln (Sherman et al., Pharm. Res. 11 (105-318, 1994) verwendet werden. Acrylat-endverkapptes Poly-(caprolacton)-Präpolymer wurde auch als verzweigter Vorläufer für die in-situ-Bildung eines vernetzten Systems für die potentielle Verwendung in der kontrollierten Arzneimittelfreisetzung verwendet (Moore et. al., Trans. Soc. Biomater., Band XVIII, 186, 1995).
In der Literatur sind auch eine Reihe kontrollierter Abgabesysteme zur Behandlung von Periodontalerkrankung beschrieben. Die US-A-4 919 939 von Baker offenbart beispielsweise ein Abgabesystem mit kontrollierter Freisetzung zur Anordnung in der Periodontaltasche, Gingivalsulcus, Zahnalveole, Wunde oder anderem Hohlraum innerhalb des Mundes. Das System baut Mikroteilchen in Fluidmedium ein und ist bis zu 30 Tage in der Verwendungsumgebung wirksam. Das Arzneimittel in 10-50 μm Polymerteilchen wird mit einer kontrollierten Geschwindigkeit durch eine Kombination von Diffusion des Arzneimittels durch das Polymer und Erosion des Polymers freigesetzt.
Die US-A-5 135 752 von Snipes offenbart eine Buccaldosierform, die in der Mundhöhle schmilzt, sich jedoch bei höheren Temperaturen, die bei Transport und Lagerung auftreten, nicht spontan verformt. Diese Zusammensetzung umfasst zwei Sorten Polyethylenglykol, Polyethylenoxid, langkettige gesättigte Fettsäure und kolloidales Siliciumdioxid.
Die US- A-5 366 733 von Brizzolars et al. offenbart eine oral anwendbare Zusammensetzung für die lokale Verabreichung eines therapeutischen Mittels an eine Periodontaltasche, die mindestens ein therapeutisches Mittel dispergiert in einer Matrix umfasst, die ein bioverträgliches und/oder biologisch abbaubares Polymer einschließt. Die Zusammensetzung wird in Form einer Vielzahl trockener diskreter Mikroteilchen verabreicht, wobei die Mikroteilchen nach einem Phasentrennverfahren hergestellt sind. Eine oral anwendbare Zusammensetzung ist auch beschrieben, bei der das Polymer ein Blockcopolymer von Polyglykolid, Trimethylencarbonat und Polyethylenoxid umfasst. Es werden auch eine Vorrichtung und Verfahren bereitgestellt, um die trockenen Mikroteilchen an die Periodontaltasche abzugeben, wodurch sie klebrig werden und an dem beteiligten Gewebe haften, um so therapeutische Langzeitwirkungen zu induzieren.
Außerdem sind zahlreiche Systeme für die kontrollierte Abgabe von biologisch aktiven Verbindungen an eine Vielfalt von Stellen in der Literatur offenbart. Die US-A-5 011 692 von Fujioka et al. offenbart beispielsweise eine pharmazeutische Zubereitung mit nachhaltiger, pulsweiser Freisetzung, die arz neimittelhaltige Polymermaterialschichten umfasst. Die Polymermaterialschichten enthalten das Arzneimittel nur in einer geringen Menge oder sind arzneimittelfrei. Die gesamte Oberfläche erstreckt sich in eine Richtung senkrecht zu der Schichtebene und ist mit einem Polymermaterial beschichtet, das in Wasser unlöslich ist. Diese Typen von pharmazeutischen Dosierungen mit pulsweiser Freisetzung sind zur Einbettung unter der Haut geeignet.
Die US-A-5 366 756 von Chesterfield et al. beschreibt ein Verfahren zur Herstellung poröser, bioabsorbierbarer, chirurgischer Implantationsmaterialien. Bei dem Verfahren wird eine Menge an Teilchen aus bioabsorbierbarem Implantationsmaterial bereitgestellt und die Teilchen des bioabsorbierbaren Implantationsmaterials mit mindestens einem Wachstumsfaktor beschichtet. Das Implantat kann auch antimikrobielle Mittel enthalten.
Die US-A-5 385 738 von Yamahira et al. offenbart ein Injektionssystem mit nachhaltiger Freisetzung, das eine Suspension eines Pulvers umfasst, das aus einem aktiven Bestandteil und einem pharmazeutisch annehmbaren, biologisch abbaubaren Träger (z. B. Proteine, Polysaccharide und synthetische Verbindungen mit hohem Molekulargewicht, vorzugsweise Collagen, Atelokollagen, Gelatine und einer Mischung davon) in einem viskosen Lösungsmittel (z. B. Pflanzenölen, Polyethylenglykol, Propylenglykol, Silikonöl und mittelkettigen Fettsäuretriglyceriden) zur Injektion zusammengesetzt ist. Der aktive Bestandteil in der pharmazeutischen Formulierung wird in dem folgenden Zustand in den biologisch abbaubaren Träger eingebaut: (i) der aktive Bestandteil wird chemisch an die Trägermatrix gebunden; (ii) der aktive Bestandteil wird durch intermolekulare Aktion an die Trägermatrix gebunden oder (iii) der aktive Bestandteil wird physikalisch in die Trägermatrix eingebettet.
Eine übliche Komplikation, die bei vielen Chirurgen nach Zahnextraktion auftritt, ist die Alveolitis. Alveolitis tritt nach drei bis vier Prozent der Routineextraktionen auf (Field et al., J. Oral Maxillofac. Surg. 23(6), 419, 1985), und ihre Ätiologie scheint multifaktoriell zu sein (Westerholm, Gen. Dent. Juli-Aug., 306, 1988). Im Verlauf der Jahre ist die Alveolitis als Alveoloalgie, Alveolitis sicca dolorosa, avaskuläre Zahnhöhle, lokalisierte Osteitis, fibrinolytische Alveolitis und lokalisierte, akute Alveolarosteomyelitis bezeichnet worden (Shafer et al., A Textbook of Oral Pathology. 4. Auflage, W. B. Saunders Co., Philadelphia, 1974, S. 605, 1974, und Birn, Int. J. Oral Surg, 2, 211, 1973). Obwohl viele chemotherapeutische Präventionsmaßnahmen. oder Management versucht wurden, hat keines davon das Auftreten der Alveolitis signifikant reduziert (Birn, 1973, bereits zitiert; Field et al., 1985, bereits zitiert). Zu solchen Ansätzen der therapeutischen Behandlung der Alveolitis gehörten mit begrenztem Erfolg jene auf Basis der systemischen Verabreichung von Antibiotika (Westerholm, 1988, bereits zitiert) oder direkte Anordnung von pulverisiertem Sulfadiazin oder Sulfethiazol in der Zahnhöhle (Elwell, J. Amer. Dent. Assoc. 31, 615, 1944).
Bisher können die bekannten HHDS und thermoreversiblen Gele als nicht-absorbierbare Materialien klassifiziert werden, und es wird erwartet, dass sie in der biologischen Umgebung durch Kettendissoziation nicht absorbiert werden. Es gibt mittlerweile ein zunehmendes Interesse an der Entwicklung absorbierbarer Nahtmaterialien und damit verbundener chirurgischer Vorrichtungen, wie Übergangsimplantaten, die zu bioabsorbierbaren sicheren Nebenprodukten abgebaut werden und keine Restmasse an der Operationsstelle zurücklassen, häufig zitier te klinische Vorteile (Shalaby, Kapitel 3 in High Technology Fibers (M. Lewin & J. Preston, Herausgeber), Dekker, New York, 1985; Shalaby, 1988, hier an anderer Stelle zitiert; Shalaby Polym. News. 16, 238, 1991; Shalaby, J. Appl. Biomater. 3, 73, 1992; Shalaby, Biomedical Polymers: Designed to Degrade Systems, Hanser Publ. New York, 1994, und Shalaby, et al., Herausgeber Polymers of Biological & Biomedical Significance. Vol. 520, ACS-Symp. Ser., Amer. Chem. Soc., Washington, 1993) haben den Bedarf an neuen absorbierbaren Hydrogelformulierungen gerechtfertigt.
Solche Systeme, wie sie zuvor in der Literatur beschrieben wurden, beispielsweise von Dunn et al. (US-A-4 938 763), lehren zudem in-situ-Bildungen biologisch abbaubarer, mikroporöser, fester Implantate in einem lebenden Körper durch Koagulierung einer Lösung eines Polymers in einem organischen Lösungsmittel, wie N-Methyl-2-pyrrolidin. Die Verwendung von Lösungsmitteln einschließlich der niedermolekularen organischen Lösungsmittel erleichtert die Migration der Lösung von der Aufbringungsstelle, wodurch Schäden an lebendem Gewebe hervorgerufen werden, einschließlich Zelldehydratisierung und Nekrose. Verlust der Lösungsmittelmasse kann zu Schrumpfung des Koagulums und Trennung von umgebendem Gewebe führen.
Derzeit erhältliche Arzneimittelabgabesysteme behandeln zudem feste Implantate, die mechanische Unverträglichkeit und somit Unbehagen für den Patienten mit sich bringen können. Die EP-A-0 737 703 liefert Hydrogel bildende Copolymere, die im Unterschied zu den zuvor beschriebenen Systemen absorbierbar sind, nicht die Verwendung von Lösungsmitteln erfordern und anschmiegsame, gequollene, mechanisch verträgliche Gele sind, die an umgebendem Gewebe haften. Diese Copolymere sind die erfindungsgemäß als Komponente (A) verwendeten, Hydrogel bildenden Copolymere.
Zusammenfassung der Erfindung
Das Hauptziel der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung einer Hydrogel bildenden, selbst-solvatisierenden, absorbierbaren Polyestercopolymerzusammensetzung, die bei Kontakt mit einer wässrigen Umgebung zu selektiver, segmentweiser Assoziation zu einer anschmiegsamen Hydrogelmasse in der Lage ist, die eine verbesserte kontrollierte Freisetzung eines darin enthaltenen, biologischen Wirkstoffs liefert.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung einer derartigen Copolymerzusammensetzung, die gegebenenfalls eine Komponente mit niedrigem Molekulargewicht umfasst.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung einer Copolymerzusammensetzung, die zur kontrollierten Freisetzung eines biologischen Wirkstoffs/Arzneimittels zum Modulieren zellulärer Ereignisse in der Lage ist, wie Wundheilung und Geweberegenerierung.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Copolymers, das zur kontrollierten Freisetzung eines biologischen Wirkstoffs/Arzneimittels zur therapeutischen Behandlung von Erkrankungen in der Lage ist, wie Krebs und Infektion des Auges, der Mundhöhle, Alveolitis, Knochen-, Haut-, Vaginal- und Nagelinfektionen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Copolymers, dass in lebendes Gewebe oder dessen Oberfläche extrudiert oder injiziert werden kann, um eine Schutzbarriere mit einem entzündungshemmenden Mittel oder einem Mittel zu liefern, das die Produktion von fibrotischem Gewebe hemmt, um Zustände wie postchirurgische Adhäsion zu behandeln.
Eine weitere Aufgabe dieser Erfindung ist die Bereitstellung einer derartigen Copolymerzusammensetzung, um einen Träger für Peptide oder Proteine, Vakzine, lebende Zellen oder lebensfähiges Gewebe für nachhaltige biologische Funktionen sowohl in vitro als auch in vivo zu bilden oder aufzubauen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines solchen Copolymers, das als Blockiermittel oder Siegelmittel zur Behandlung von Defekten in Gefäßen wirken kann.
Die vorliegende Erfindung liefert somit:
Eine Hydrogel bildende, selbst-solvatisierende, absorbierbare Polyestercopolymerzusammensetzung, die bei Kontakt mit einer wässrigen Umgebung zu selektiver, segmentweiser Assoziation zu einer anschmiegsamen Hydrogelmasse in der Lage ist, wobei das Copolymer (Komponente A) umfasst:

(i) einen hydrophoben Polyesterblock X und einen hydrophilen Block Y, wobei die Blöcke X und Y kovalent in einer Anordnung ausgewählt aus der Gruppe umfassend X-Y-X, (X-Y)_n und verzweigten Strukturen davon miteinander verbunden sind; wobei der hydrophobe Block mehr als 50% der Masse des Copolymers ausmacht und von einem Verfahren abgeleitet ist, das Ringöffnung von einem oder mehreren cyclischen Monomer(en) ausgewählt aus der Gruppe umfasst, die durch Glykolid, Lactid, Trimethylencarbonat, ε-Caprolacton und p-Dioxanon dargestellt wird;
(ii) biologischen Wirkstoff oder Mischungen biologischer Wirkstoffe, die in dem Copolymer (Komponente A) in Form von (1) Mikroteilchendispersion, (2) einer auf der Oberfläche abgelagerten Beschichtung auf absorbierbaren, mikroporösen Teilchen, oder (3) auf der Oberfläche von absorbierbaren Mikroteilchen ionisch gebundenen Molekülen, vorliegt bzw. vorliegen, die unter Bildung von Mikrokapseln in einem absorbierbaren Polymer ausgewählt aus kristallinem oder nicht-kristallinem Lactid/Glykolid-Copolymer, amorphem l-Lactid/d,l-Lactid-Copolymer, Caprolacton/Glykolid-Copolymer oder Trimethylencarbonat/Glykolid-Copolymer, das in Chloroform, Methylenchlorid, Aceton, Acetonitril, Ethylacetat oder Ethylformiat lösbar ist, eingekapselt sind.

Die Copolymerzusammensetzung umfasst eine Basiskomponente, die hier als "Komponente A" bezeichnet wird. Die Begriffe "Komponente A" und "Copolymer(e)" sind hier austauschbar und beziehen sich auf die grundlegende Struktur der erfindungsgemäßen Copolymere. Die Komponente A umfasst eine Molekülkette mit einem hydrophilen Block, hier als "Y" bezeichnet, und einem relativ hydrophoben Polyesterblock, hier als "X"-bezeichnet. Der hydrophobe Block X und der hydrophile Block Y umfassen eine Molekülstruktur mit der folgenden Formel: X-Y-X oder (X-Y)_n und verzweigte Strukturen davon. Der hydrophobe Block X umfasst einen Polyester, der durch Pfropfen von Glykolid, Lactid, ε-Caprolacton, p-Dioxanon, Trimethylencarbonat oder Kombinationen davon auf die Hydroxyl- oder Aminogruppen eines hydrophilen Polymervorläufers, d. h. Y, gebildet werden; der hydrophile Block Y umfasst ein Polyoxyethylen, Poly(oxyethylenb-oxypropylen), Polypeptidpolyalkylenoxamat, Polysaccharid und Derivate davon; oder ein flüssiges Polyetherglykol mit hohem Molekulargewicht, das mit Oxalat- oder Succinatfunktionalitäten in linearer oder verzweigter Form miteinander verbunden ist.
Die Komponente A umfasst gegebenenfalls Carboxylendgruppen, die nach irgendeiner in der Technik bekannten Technik gebildet worden sind, wie beispielsweise Endgruppensuccinylie rung oder -glutarylierung. Des erleichtert das ionische Binden eines biologisch Wirkstoffs oder Arzneimittels an die Komponente A, so dass eine Arzneimittelfreisetzung moduliert werden kann. Der biologisch Wirkstoff oder das Arzneimittel ist auf der Komponente A in einer unlöslichen Form ausgewählt aus (a) einer mikropartikulären Dispersion, (2) einer auf der Oberfläche abgelagerten Beschichtung auf absorbierbaren mikroporösen Mikroteilchen und/oder (3) ionisch gebundenen Molekülen auf den Oberflächen absorbierbarer Mikroteilchen vorhanden, die vorzugsweise mikroporös sind, welche unter Bildung von Mikrokapseln in einem absorbierbaren Polymer verkapselt sind, um ihre Freisetzung weiter zu modulieren. Die Verkapselung kann erreicht werden, indem eine Dispersion von aktiven Mikroteilchen in Lösung auf einem absorbierbaren Polymer durch (a) Lösungsmittelverdampfen mit oder ohne Emulsion, (b) Lösungsmittelaustausch vernebelter Mikrotröpfchen auf einem vorgekühlten organischen Lösungsmittel wie 2-Propanol, das für das Polymer ein Nicht-Lösungsmittel ist, (c) Ersetzen des Nicht-Lösungsmittels in (b) durch überkritisches Fluid oder (d) Ersetzen von 2-Propanol durch eine Lösung von Wasser in organischem Lösungsmittel eine Phasentrennung eingehen gelassen wird.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung umfasst die Komponente A gegebenenfalls einen damit assoziierten absorbierbaren Träger, der hier als "Komponente B" bezeichnet wird. Der Begriff "damit assoziiert" bezieht sich hier auf irgendein chemisches und/oder physikalisches Mittel, das in der Technik zum Kombinieren von Komponenten miteinander bekannt ist. Die Funktion von Komponente B liegt im Tragen des biologischen Wirkstoffs. Dies ist für Medikamente besonders erwünscht, die einen anfänglich hohen Arzneimittelschub und danach verlängerte Freisetzung und somit sehr stark geregelte Verfügbarkeit von Arzneimitteln an der biologischen Stelle erfordern, um die Freisetzung des an die Komponente B gebundenen Biowirkstoffs zu modulieren, wobei letzterer dann in dem absorbierbaren Polymer verkapselt ist. Das eingekapselte System kann dann als solches zur Injektion in einer wässrigen Dispersion verwendet werden. Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird die eingekapselte Komponente B mit einem gebundenen biologisch aktiven Mittel, wie einem Peptid oder Protein, in einem absorbierbaren Polymer als Teil einer wässrigen pharmazeutischen Formulierung zur Verwendung in parenteralen Anwendungen umhüllt.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung umfasst die Komponente A mit oder ohne Komponente B gegebenenfalls einen damit assoziierten, ähnlich aufgebauten Blockcopolyester mit niedrigem Molekulargewicht. Der Copolyester mit niedrigem Molekulargewicht ist vorzugsweise ein Weichmacher, und der Weichmacher wird hier insbesondere als "Komponente C" bezeichnet.
Es sei darauf hingewiesen, dass Komponente A und/oder Zusammensetzungen von Komponenten A, B, C, des biologischen Wirkstoffs und Varianten davon einen weiten Bereich von Eigenschaften liefern können, um verschiedene Erkrankungen zu behandeln, einschließlich, aber nicht eingeschränkt auf Dental-, ophthalmische, orthopädische und Gefäßanwendungen. Die erfindungsgemäßen Copolymerzusammensetzungen können beispielsweise (1) in lebendes Gewebe oder auf die Oberfläche von lebenden Geweben extrudiert oder injiziert werden, um eine Schutzbarriere zur Verhinderung postchirurgischer Adhäsion zu liefern; (2) als Blockiermittel oder Siegelmittel zur Behandlung von Defekten in Gefäßen dienen, wie Blutgefäßen; (3) die kontrollierte Freisetzung eines biologischen Wirkstoffs/Arzneimittels zum Modulieren zellulärer Ereignisse erleichtern, wie Wundhei lung und Geweberegenerierung, oder therapeutische Behandlung von Krebs und Erkrankungen wie Infektion des Periodonts, des Auges, Alveolitis, Knochen-, Haut-, Vaginal- und Nagelinfektionen; (4) das nachhaltige in vitro- oder in vivo-Wachstum lebensfähiger Zellen und/oder lebender Gewebe zum Zweck des Gewebe-Engineering erleichtern; (5) Wundheilung und Vergrößerung unterstützen; (6) Hämostase erleichtern; (7) die Leistung von Gewebeklebern modulieren und (8) für die Heilung von Verbrennungen und Geschwüren (Ulcer) verwendet werden.
Ausführliche Beschreibung der Erfindung
Der Begriff "hydrophober Block" bzw. "hydrophobe Blöcke" beziehen sich, so wie sie hierin verwendet werden, auf absorbierbaren Polyesterkettenblock bzw. absorbierbare Polyesterkettenblöcke oder Segment(e) mit variabler Länge, der bzw. die in isolierter Form vorliegen, praktisch amorphes (mit weniger als 5% Kristallinität) oder vollständig amorphes Material mit einer T_g unter 25°C produzieren und vorzugsweise bei Raumtemperatur eine viskose Flüssigkeit ist bzw. sind. Der hydrophobe Block bzw. hydrophobe Blöcke X umfasst bzw. umfassen Copolymersegmente mit im Stand der Technik bekannten Chemien, wie jene, die aus cyclischen Lactonen, Glykolid, l-Lactid, dl-Lactid, ε-Caprolacton, p-Dioxanon und/oder Trimethylencarbonat zusammengesetzt sind, wie von Shalaby, 1988, hier an anderer Stelle zitiert, beschrieben ist, auf dessen Offenbarung hier Bezug genommen wird. Insbesondere umfasst bzw. umfassen hydrophobe(s) Sgment(e) oder Block (Blöcke) X Lactid/Glykolid-Copolymer (mit 51 bis 80% l- oder dl-Lactid).
Der Begriff "hydrophiler Block" bzw. "hydrophile Blöcke" bezieht sich, so wie er hier verwendet wird, auf polymere Blöcke oder Segmente, die, wenn sie in isolierter Form vorliegen, wasserlöslich sind. Hydrophiler Block bzw. hydrophile Blöcke oder Segment(e) Y umfasst bzw. umfassen Poly(oxyethylen) mit oder ohne Nebenkomponente eines höheren Homologen, wie Poly(oxypropylen)polypeptid, Polyalkylenoxamat (Shalaby et al., 1980, hier an anderer Stelle zitiert, wobei auf die Offenbarung hier Bezug genommen wird), Polysaccharid oder Derivaten davon. Die Länge des hydrophilen Blocks und seine Gewichtsfraktionen können variiert werden, um die Rate der Gelbildung, seinen Modul, seinen Wassergehalt, Diffusionsfähigkeit des bioaktiven Arzneimittels durch das Gel hindurch, sein Haftvermögen an umgebendem Gewebe und Bioabsorbierfähigkeit zu modulieren.
Der Begriff "Hydrogel" oder "Hydrogelmasse" bezieht sich, so wie er hier verwendet wird, auf Materialien, die eine hohe Neigung zur Wasserabsorption und/oder -retention aufweisen und mechanische Integrität durch physikalische Vernetzungen beibehalten, die von reversibler Natur sind.
Der Begriff "physikalische Vernetzungen" bezieht sich, so wie er hier verwendet wird, auf eine dreidimensionale Struktur, die durch physikalische Quasi- oder Pseudovernetzungen oder ionische Bindungen, verglichen mit kovalenter Vernetzung, zusammengehalten wird. Diese physikalischen Vernetzungen erleichtern die Reversibilität des Hydrogels. Diese Eigenschaft der Reversibilität kann durch äußere Faktoren wie Lösungsmittel oder Wärme beeinflusst werden.
Der Begriff "selbst-solvatisierend" bezieht sich, so wie er hier verwendet wird, auf Komponenten von Ketten, die in Abwesenheit externer Faktoren, d. h. Lösungsmitteln, eine größere Affinität für physikalische Wechselwirkung haben, so dass die Komponenten in der Lage sind, praktisch ein Einphasensystem zu bilden.
Der Begriff "anschmiegsam" bezieht sich, so wie er hier verwendet wird, auf ein Material mit niedrigem Modul, das leicht verformbar ist.
Der Begriff "biologischer Wirkstoff" schließt hier im Allgemeinen irgendeine Zusammensetzung oder Stoffzusammensetzung ein, die, wenn sie in die gewählte Gebrauchsumgebung abgegeben wird, ein festgelegtes, günstiges und brauchbares Ergebnis herbeiführt.
Der Begriff "Arzneimittel" oder "Mittel" schließt, so wie er hier verwendet wird, im Allgemeinen physiologisch oder pharmakologisch aktive Substanzen ein, um eine lokalisierte Wirkung an der Verabreichungsstelle oder eine systemische Wirkung an einer Stelle entfernt von der Verabreichungsstelle hervorzurufen.
Der Begriff "Weichmacher" bezieht sich, so wie er hier verwendet wird, auf eine absorbierbare Polyesterzusammensetzung mit hydrophilen und hydrophoben Komponenten ähnlich oder identisch zu/mit jenen der Komponente A, außer dass sie in Komponente C ein höheres hydrophil/hydrophobes Verhältnis als in Komponente A haben.
Der Begriff "absorbierbar" bedeutet ein wasserunlösliches Material wie ein Polymer, das Kettendissoziation in der biologischen Umgebung zu wasserlöslichen Nebenprodukten eingeht.
Der Begriff "Mikroteilchen" bezieht sich auf die Teilchen von absorbierbarem Polyester, die vorzugsweise in im Wesentlichen Kugelform vorliegen.
Der Begriff "gebundenes Mikroteilchen" bezieht sich auf ein Mikroteilchen mit einem oder mehreren biologischen Wirkstoff(en)/Arzneimittel(n), wie Peptid und/oder einem oder mehreren Protein(en), das bzw. die ionisch auf dem Mikroteilchen immobilisiert ist bzw. sind.
Der Begriff "eingekapseltes Mikroteilchen" bezieht sich auf ein gebundenes Mikroteilchen mit einer Polymerbeschichtung, wobei die Polymerbeschichtung nicht notwendigerweise vollständig okklusiv ist.
Der Begriff "Polymerkern" ist eine andere Bezeichnungsweise für Mikroteilchen.
Der Begriff "Einkapselungspolymer" bezieht sich auf das Polymer, das zum Einkapseln (Umhüllen) eines gebundenen Mikroteilchens verwendet wird.
Der Begriff "gelbildender flüssiger Polyester" bezieht sich auf Materialien, die Lösungsmittels wie Wasser absorbieren, Phasentransformation eingehen und dreidimensionale Netzwerke aufrechterhalten, die zu reversibler Verformung in der Lage sind.
Die vorliegende Erfindung umfasst Hydrogel bildende, selbst-solvatisierende, absorbierbare Polyestercopolymere, die nach Hydratisierung zu einer Hydrogelmasse führen. Die Hydrogelmasse wird durch Pseudovernetzungen stabilisiert, die durch eine hydrophobe Polyesterkomponente, wie jene, die aus cyclischen Estern zusammengesetzt ist, z. B. Glykolid, l-Lactid, dl-Lactid, ε-Caprolacton, p-Dioxanon, Trimethylencarbonat, gebunden an eine hydrophile Komponente geliefert werden, die aus Blöcken zusammengesetzt ist, wie jene, die von Polyethylenglykol, Polypeptid, Polyalkylenoxamat (US-A-4 209 607 und US-A-4 226 243 von Shalaby et al., hier zitiert zum Zweck der Bezugnahme) oder Polysaccharid und Derivaten davon abgeleitet sind. Die Polyestercopolymere mit oder ohne Modifizierungsmittel gehen in der biologischen Umgebung Hydratisierung ein, die zu selektiver segmentweiser Assoziation führt, wodurch an der Aufbringungsstelle anschmiegsame Hydrogele gebildet werden.
Die erfindungsgemäßen Copolymerzusammensetzungen sind für die lokalisierte kontrollierte Abgabe von biologischen Wirkstoffen/Arzneimitteln und zum Schutz oder Vergrößern von beschädigten, geschwächten und/oder traumatisierten Geweben besonders brauchbar. Zu besonderen Anwendungen der erfindungsgemäßen Copolymerzusammensetzungen gehören: (a) die Behandlung der Periodontalerkrankung, wobei ein Tetracyclin-, Doxycyclin- oder Chlorhexidin-enthaltender Hydrogelbildner in die Periodontaltasche injiziert wird, um ein haftendes Gel oder eine halbfeste Masse in der Tasche zur kontrollierten Freisetzung dieser antimikrobiellen Arzneimittel über einen Zeitraum von 2 bis 45 Tagen zu liefern. Nahe der praktischen Erschöpfung des Arzneimittels wird das Polymer beginnen, im Wesentlichen zu absorbieren und/oder zu zerfallen, wenn es die fortgeschrittenen Stadien des Abbaus durchläuft; (b) die Prävention und Behandlung der Alveolitis mit ähnlichen Formulierungen wie Komponente A; (c) Bereitstellung einer Hydrogelbarriere mit oder ohne nicht-steroidale, entzündungshemmende Arzneimittel oder Mittel, die Produktion von fibrotischem Gewebe auf traumatisiertem Gewebe verhindern, um postchirurgische Adhäsion zu verhindern; (d) Anwendungen als antimikrobielles Hydrogel zur Behandlung von Vaginalinfektionen; (e) Behandlung von Knochenerkrankungen wie Osteomyelitis mit injizierbaren Formulierungen, die Antibiotika einschließlich Gentamicin und Vancomycin umfassen; (f) Beschleunigen der Geweberegenerierung in geschwächtem weichem und hartem Gewebe, z. B. gebrochenen Knochen, Ulcer, Verbrennungen, durch Verwendung von Formulierungen, die Wachstumspromotoren umfassen, wie Wachstumsfaktoren oder ihren oligomeren Analogen und (g) Behandlung von Erkrankungen wie Psoriasis und infizierten Nägeln unter Verwendung von Formulierungen, die antimikrobielle Mittel umfassen. Andere Anwendungen der erfindungsgemäßen Hydrogel bildenden Copolymerzusammensetzungen schließen (a) Siegelmittel für Blutge fäße; (b) Vaskularblockiermittel; (c) Träger für injizierbare entzündungshemmende Formulierungen zur Behandlung von Gelenkerkrankungen; (d) aktiven Träger für lebensfähige Zellen oder lebendes Gewebe; (e) Träger zur Abgabe von Antikrebsmitteln, die ein Peptid oder Protein oder Mischungen davon sein können; (f) hämostatisches Mittel; (g) Hilfsmittel für Ligiervorrichtungen, wie chirurgische Klammern und Nahtmaterialien, und (h) Gewebekleber ein.
Die erfindungsgemäßen Copolymerzusammensetzungen umfassen eine Primär- oder Basiskomponente, die hier als "Komponente A" bezeichnet wird. Die Komponente A umfasst Molekülketten mit einem hydrophilen Block, hier als "Y" bezeichnet, und einem relativ hydrophoben Polyesterblock, hier als "X" bezeichnet. Die Molekülstruktur des hydrophoben Blocks X und des hydrophilen Blocks Y umfasst eine der folgenden Formeln: X-Y-X oder (X-Y)_n und verzweigte Strukturen davon. Der hydrophobe Block X umfasst einen Polyester, der durch Pfropfen von Glykolid, Lactid, ε-Caprolacton, p-Dioxanon, Trimethylencarbonat oder Kombinationen davon auf die Hydroxyl- oder Amino-Endgruppen eines hydrophilen Polymervorläufers, d. h. Y, gebildet wird. Der hydrophile Block Y umfasst vorzugsweise ein Polyoxyethylen, Poly(oxyethylen-b-oxypropylen), Polypeptid, Polyalkylenoxamat, Polysaccharid und Derivate davon oder ein flüssiges Polyetherglykol mit hohem Molekulargewicht, das mit Oxalat- oder Succinatfunktionalitäten in linearer oder verzweigter Form miteinander verbunden ist.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform umfasst die Komponente A ein Polyethylenglykol mit einem Molekulargewicht von etwa 400 Dalton, das mit Succinat- oder Oxalatbrücken vorab miteinander verbunden worden ist, um die Länge des hydrophilen Blocks und somit das Molekulargewicht von A zu erhöhen, ohne seine Kristallisation zu begünstigen. Das hydrophile Präpoly mer "Y" mit Hydroxyl-Endgruppen wird mit einer Mischung 60/40 dl-Lactid/Glykolid endgepfropft, um ein Blockcopolymer mit einer hydrophilen Blockfraktion "Y" von etwa 0,25 zu produzieren. Um Komponente A aufnahmefähiger für basische Arzneimittel zu machen, können seine Endgruppen gegebenenfalls carboxyliert sein, beispielsweise durch ihre Acylierung mit Bernsteinsäureanhydrid. Die Komponente A wird mit konventionellen Mitteln in eine biologische Zielstelle eingeführt und geht danach selektiv segmentweise Segregation ein, um ein flexibles, anschmiegsames, reversibles Gel zu bilden, das an den umgebenden Geweben haftet und die Konfiguration der Stelle annimmt. Die erfindungsgemäße Komponente A weist besonders bevorzugt eine Eigenviskosität bei 25°C in Chloroform im Bereich zwischen 0,03 und 0,80 dl/g auf und kann bei Raumtemperatur als Flüssigkeit oder praktisch amorphes Material (mit weniger als 5% Kristallinität) mit einer T_g von weniger als 25°C vorliegen, die durch eine Düse extrudiert oder durch eine Spritzennadel verabreicht werden kann.
Die Komponente A umfasst Copolymerketten mit selbst-solvatisierenden Komponenten (analog zu Phasenmischen von mischbaren Zweikomponentengemischen), damit es als viskoses, extrudierbares Material bei Raumtemperatur vorliegen kann und bei Verabreichung an eine biologische Stelle sich in ein flexibles reversibles Hydrogel umwandeln kann. Diese Hydrogene haften hartnäckig an angrenzenden Geweben und nehmen die Form der Stelle an. Die vorliegenden Copolymere sind an sehr empfindlichen Stellen mechanisch verträglich und können auch äußere mechanische Beanspruchungen oder Schocks abmildern. Die erfindungsgemäßen Copolymere können leicht angewendet werden, ohne ein größeres, äußeres, wasserlösliches, potentiell cytotoxisches, organisches Lösungsmittel einzubauen, um nach Verabrei chung in-situ-Koagulation zu einer festen Masse zu erleichtern.
Die Komponente A kann mit ihrem biologischen Wirkstoff/Arzneimittel, wie einem nicht-steroidalen entzündungshemmenden Arzneimittel (MSAID) oder aktivem Polypeptid, als Schutzbarriere, Blockiermittel von Vaskulardefekten, die durch Nadelstiche verursacht wurden, Siegelmittel für beschädigte Oberflächen zur Verhinderung der postchirurgischen Adhäsion oder als Träger für Immunstimulantien oder lebensfähige Zellen verwendet werden. Die mit einem antimikrobiellen Mittel/Arzneimittel gemischte Komponente A kann injiziert oder mit einem geeigneten bekannten Applikator topisch aufgebracht werden, um Knochen-, Knorpel-, Nagel-, Haut- und Vaginalinfektionen zu behandeln.
Die Komponente A schließt biologischen Wirkstoff/Arzneimittel ein, wie ein antimikrobielles Mittel, anästhetisches Mittel, Antibiotikum und/oder Peptid oder Protein, um zelluläre Ereignisse zu regulieren. Der biologische Wirkstoff/Arzneimittel kann beispielsweise Antipilzmittel, antibakterielle Mittel, Antibiotika, entzündungshemmende Mittel, Antikrebsmittel, Immunsuppressiva, Immunostimulantien, Dentaldesensibilisierungsmittel, Geruchsmaskiermittel, Immunreagentien, Anästhetika, Antiseptika, Nährstoffe, Antioxidantien, Lipopolysaccharid-Komplexiermittel, Prostaglandinanaloga, Cisplatin, Peroxide, Gewebewachstumsfaktoren, eine Mischung von beliebigen der vorhergehenden und dergleichen umfassen. Das Mittel/Arzneimittel kann ganz oder teilweise auf der Komponente A mit oder ohne Carboxy-terminalen Enden abgelagert werden. Gemäß einer alternativen Ausführungsform kann der biologische Wirkstoff/Arzneimittel ganz oder teilweise auf einem festen Träger abgelagert werden, hier als "Komponente B" bezeichnet. Die Komponente B ist vorzugsweise vor dem Mischen mit der Kom ponente A ein absorbierbares Pulver. Die Komponente B ist insbesondere ein absorbierbarer, mikroporöser Polyester mit niedrigem Molekulargewicht, der hochkristallin und in der Komponente A praktisch unlöslich ist, oder die Komponente B mit dem aktiven Mittel wird mit einem weniger absorbierbaren Polymer umhüllt, um die Freisetzung des Biowirkstoffs zu modulieren.
Eine bevorzugte Formulierung der Komponenten A/B umfasst eine Mischung von 20/80 B/A, wobei B ein niedermolekulares, mikroporöses Polyglykolid mit 0,70 bis 0,95 Feststofffraktion, einer durchschnittlichen Teilchengröße von 0,5 bis 200 μm und carboxyltragenden Ketten ist. Eine hohe Konzentration der Carboxylgruppen an den Ketten kann erreicht werden, indem die Komponente B mit Di- oder Polycarbonsäure als Initiatoren hergestellt wird, wie Äpfel-, Citronen- und Weinsäure. Das auf der Komponente B abgelagerten Mittel kann ein Freisetzungsprofil zeigen, das mehrphasig sein kann, einschließlich: (a) einfacher rascher Diffusion von löslichem freiem Arzneimittel durch das Gel A; (b) langsame Diffusion von löslichem freiem Arzneimittel, das in den Poren von B untergebracht ist; und (c) Arzneimittelfreisetzung an der Oberfläche (sowohl außen als auch Poren) von B oder den Kettenenden von carboxylierten A-Ketten durch Ionenaustausch von ionisch gebundenen Molekülen. Um die Freisetzung von Wirkstoffen wie Aminosäuren, Peptiden oder Proteinen zu modulieren, die an die Komponente B gebunden sind, wird das gesamte System in einem absorbierbaren Polymer umhüllt. Dies wird zusammen mit der Komponente A verwendet. Bei anionischen Arzneimitteln kann die Komponente B chemisch modifiziert werden, um seine verfügbare Ladung umzukehren, um als Anionenaustauscher zum Binden von carboxyltragenden Biowirkstoffen zu wirken. Ähnlich den Kationen austauschenden Mikroteilchen wird der Anionenaustauscher in einer umhüllten Form in einer wässrigen Dispersion oder einem nichtwässrigen Gelbildner verwendet.
Durch Variieren der Konzentration der Komponente B in der Komponente A können die Fließcharakteristika und das Freisetzungsprofil des Mittels moduliert werden. Dies ist wichtig, weil die Fließcharakteristika oder Eigenschaften von Komponente A/B-Formulierungen in bestimmten Anwendungen die klinische Wirksamkeit bestimmen können, insbesondere in Fällen der Behandlung von Periodontalerkrankung, Nagelinfektion und Knocheninfektion, wo eine hohe Viskoelastizität (wegen der hohen Gewichtsfraktion der mikropartikulären dispergierten Phase und ihrer physikomechanischen Verriegelung mit der viskosen flüssigen kontinuierlichen Phase A) des Gelverbunds geeignet ist, um mechanische Stabilität an der Zielstelle zu gewährleisten.
Die Komponente A schließt gegebenenfalls eine absorbierbare Komponente mit niedrigem Molekulargewicht ein. Diese Komponente kann die rheologischen Eigenschaften, Gelbildungszeit und mechanische Anordnung von Komponente A an der Zielstelle modulieren. Die Komponente mit niedrigem Molekulargewicht ist ein Weichmacher, und der Weichmacher wird hier insbesondere als "Komponente C" bezeichnet. Die Komponente C kann (a) die Dispersion der Komponente B in der Komponente A unterstützen, (b) die Viskosität des Gesamtsystems der Komponente A/B-Formulierung reduzieren, (c) zur Herabsetzung der Viskosität und Erleichterung der Injizierbarkeit von Komponente B beitragen, wenn sie allein oder mit einer biologisch aktiven Verbindung verwendet wird, und/oder (d) die Hydratisierungsrate oder Gelbildungsrate erhöhen. Der absorbierbare Weichmacher, wie Komponente C, kann die Viskosität und/oder Gelbildungsrate der Komponente A mit oder ohne eine Komponente B modulieren, wodurch ihre Anwendbarkeit erweitert wird. Hochviskose Formen der Komponente A können leicht mit einer Polyestercopolymer komponente C mit niedrigem Molekulargewicht (Eigenviskosität von 0,03 bis 0,15) weichgemacht werden, die aus den gleichen oder physikalisch verträglichen chemischen Einheiten wie die Komponente A, jedoch einer anderen hydrophilen Gewichtsfraktion aufgebaut ist, um leicht injizierbare flüssige Systeme herzustellen.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird die Komponente A durch Endpfropfen eines Polyethylenglykols mit einem Molekulargewicht von etwa 400 bis 900 Dalton mit einer Mischung aus Glykolid und l- oder dl-Lactid in Gegenwart von Zinn(II)octoat als Katalysator gebildet, um ein Blockcopolymer mit (a) Ether/Ester-Massenverhältnissen von 20-49/80-51, vorzugsweise 25-40/75-55 und am meisten bevorzugt. 30-40/70-60 zu erzeugen, (b) mit einer Eigenviskosität in Chloroform bei 25°C von etwa 0,03 bis 0,80, vorzugsweise etwa 0,1 bis 0,6, insbesondere etwa 0,15 bis 0,5 und am meisten bevorzugt etwa 0,2 bis 0,4 dl/g und (c) in Form eines extrudierbaren, im Wesentlichen amorphen Halbfeststoffs mit einer T_g von weniger als 25°C, vorzugsweise einem amorphen Material mit einer T_g von weniger als 37°C und insbesondere einer viskosen Flüssigkeit bei Raumtemperatur, die durch eine Spritzennadel leicht verabreicht werden kann.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird die Komponente A durch Endpfropfen eines miteinander mittels Oxalat, Succinat oder Glutarat verbundenen flüssigen Polyethylenglykols mit einem Molekulargewicht von mehr als 1200 Dalton mit einer Mischung aus Glykolid und l- oder dl-Lactid in Gegenwart von Zinn(II)octoat als Katalysator gebildet, um ein Blockcopolymer mit (a) Ether/Ester-Massenverhältnissen von 20-49/80-51, vorzugsweise 25-40/75-55 und am meisten bevorzugt 30-40/70-60 zu erzeugen, (b) mit einer Eigenviskosität in Chloroform bei 25°C von etwa 0,03 bis 0,80, vorzugsweise etwa 0,1 bis 0,60, insbesondere etwa 0,15 bis 0,50 und am meisten bevorzugt etwa 0,2 bis 0,4 dl/g und (c) in Form eines extrudierbaren, im Wesentlichen amorphen Halbfeststoffs mit einer T_g von weniger als 25°C, vorzugsweise einem amorphen Material mit einer T_g von weniger als 25°C und insbesondere einer viskosen Flüssigkeit bei Raumtemperatur, die durch eine Spritzennadel leicht verabreicht werden kann.
Formulierungen, die aus den erfindungsgemäßen Polyester-Alkylencarbonat-Copolymeren zusammengesetzt sind, sind geeignete Träger für biologische Wirkstoffe/Arzneimittel bei typischen Beladungsniveaus von etwa 0,02 bis 20%. Die Kette von Komponente A oder Komponente C kann succinyliert werden, um saure Endgruppen für ionische Bindung der Mittel/Arzneimittel zu liefern. Aus der Komponente A oder den Komponenten A/C hergestellte flüssige Zusammensetzungen können beim Kontaktieren einer flüssigen Umgebung Hydrogele bilden. Dies wird durch die Hydratisierung des hydrophilen Blocks der Copolymerketten erreicht, die zu intramolekularen Konformationsänderungen und Assoziation der hydrophoben Blöcke (oder Segmente) als Pseudovernetzungen in einem reversiblen hydrophil/hydrophoben Hydrogelsystem führt.
Bei Copolymerformulierungen, die das Mittel umfassen, liefert eine derartige Morphologie eine geeignete Umgebung für die kontrollierte Freisetzung des Mittels. Das Mittel kann in dispergierter Form vorhanden sein. Das Mittel wird vorzugsweise auf einem mikronisierten Pulver abgelagert, insbesondere einem mikroporösen, absorbierbaren Pulver und am meisten bevorzugt einem Pulver (Komponente B), das eine Ionen bindende, hohe Oberfläche zum ionischen Immobilisieren eines Teils des löslichen Mittels bietet, um seine Freisetzung zu steuern und somit Copolymere mit einem mehrphasigen Freisetzungsprofil über einen Zeitraum von 2 bis 60 Tagen zu produzieren. Um die Freisetzung ferner bis auf 3 oder 6 Monate zu verlängern, wird das Mikroteilchenmaterial mit dem imobilisierten aktiven Mittel mit einem langsam absorbierenden Polymer beschichtet oder umhüllt. Dies kann in einem nicht-wässrigen, gelbildenden System verwendet werden (z. B. Komponente A).
Die biologischen Wirkstoffe können insbesondere als (a) dispergierter Feststoff in Komponente A; (b) Beschichtung auf Komponente B; (c) ionisch gebundene Moleküle auf Komponenten A und/oder B und/oder (d) mechanisch in den Poren von Komponente B gehalten vorliegen. Jede dieser Formen von Arzneimittel hat ihren eigenen Freisetzungsweg und somit Bioverfügbarkeit an der Stelle. In Abhängigkeit von der Konzentration von Komponente B kann die Hydrogel bildende Formulierung mit einem breiten Bereich von Eigenschaften und Gelbildungskinetiken hergestellt werden, um ihre Verwendung in vielen Anwendungen zu ermöglichen.
Die Komponente A mit einem biologischen Wirkstoff und/oder Komponenten B und/oder C wird zur Behandlung von Periodontalerkrankung, Osteomylitis und Alveolitis verwendet. Wenngleich eine Diskussion der Verwendung der erfindungsgemäßen Copolymere zur Behandlung der Periodontalerkrankung folgt, sei darauf hingewiesen, dass diese Diskussion nur der Veranschaulichung, nicht aber der Einschränkung dient und die erfindungsgemäßen Copolymere breite Anwendungsgebiete haben. Periodontalerkrankung ist, so wie er hier verwendet wird, ein allgemeiner Begriff für eine Anzahl von Erkrankungen, die das Periodontalgewebe betreffen. Diese Erkrankungen sind durch einen Symptomenbereich gekennzeichnet, zu dem Entzündung, Bluten, Absonderung von Eiter aus dem Gingivalsulcus, Vertiefung des Sulcus unter Bildung von Periodontaltaschen, Gewebeläsionen, Verlust von Verbindungsgewebe, Alveolarknochenverlust und schließlich lokkere Zähne und Zahnverlust gehören. Die Hauptursache der Pe riodontalerkrankung ist, wie mittlerweile vermutet wird, eine bakterielle Infektion des Plaques, der sich an Zahnoberflächen unterhalb des Zahnfleischrands bildet. Die erfindungsgemäßen Copolymerformulierungen sind für eine verlängerte kontrollierte Abgabe eines Bereichs von Arzneimitteln und Mitteln brauchbar, wie beispielsweise: (a) eine prophylaktische verlängerte Aufbringung von Mineralien und Ionen, wie Calcium- und Fluoridion, (b) eine verlängerte kontrollierte Einwirkung von lokalen Antiseptika einschließlich Chlorhexidin und Tibezoniumiodid; (c) eine kontrollierte Antibiotikaabgabe einschließlich solcher Antibiotika wie Aminoglykosiden, Makroliden wie Erythromycin, Penicillinen, Cephalosporinen und dergleichen; (d) eine Abgabe von Anästhetika/Analgetika vor oder nach chirurgischen Eingriffen oder zur Behandlung anderer Schmerzen im Mund unter Verwendung von Mitteln wie Lokalanästhetika vom Amidtyp, wie Lidocain, Mepivacain, Pyrrocain, Bupivacain, Prilocain, Etidocain oder dergleichen; (e) eine lokal kontrollierte Abgabe von nicht-steroidalen entzündungshemmenden Arzneimitteln, wie Ketorolac, Naproxen, Diclofenac-Natrium und Fluribiprofen; und (f) eine lokale kontrollierte Freisetzung von antiviralen Mitteln (z. B. Aciclovir und Ganciclovir), Immunsuppressiva (z. B. Cyclosporin), Antiglaukom-Arzneimitteln und Antikrebsmitteln (Interferon und Somatostatinanaloga). Es ist bekannt, dass in bestimmten Therapieformen Kombinationen von Mitteln/Arzneimitteln in demselben Abgabesystem, d. h. erfindungsgemäßem Copolymer, brauchbar sein können, um eine optimale Wirkung zu erhalten. Ein antibakterielles Mittel und ein entzündungshemmendes Mittel können beispielsweise in einem einzigen Copolymer kombiniert werden, um eine kombinierte Wirksamkeit zu liefern.
Es ist in letzter Zeit auch gezeigt worden, dass ein Nachwachsen und eine Reparatur von Periodontalverbindungs-gewebe mit Hilfe von Polypeptid-Mitogenesewachstumsfaktoren begünstigt werden kann. Siehe beispielsweise V.P. Terranova et al., Biochemically Medicated Periodontal Regeneration, J. Periodont. Res., 22, Seiten 248-251, worauf hier Bezug genommen wird. Die erfindungsgemäßen Copolymere können so entworfen werden, dass sie geeignet verkapselte oder nicht-verkapselte Wachstumsfaktoren einschließlich Epidermalwachstumsfaktoren, von menschlichen Thrombozyten abgeleitetem TGF-B, Endothelialzellwachstumsfaktoren, Thymozyten aktivierende Faktoren, von Thrombozyten abgeleitete Wachstumsfaktoren, Fibroblastwachstumsfaktoren, Fibronectin oder Laminin freisetzen.
Das Arzneimittel/Mittel kann in einer Menge von etwa 0,1 bis etwa 70%, vorzugsweise etwa 1% bis etwa 50%, am meisten bevorzugt etwa 2% bis etwa 30% verwendet werden. Die erfindungsgemäßen Copolymere können so entworfen werden, dass sie Arzneimittel freisetzen, um zahlengemittelte Konzentrationen im stationären Zustand von etwa 1 µg bis etwa 2000 µg, vorzugsweise etwa 20 µg bis etwa 1200 µg, am meisten bevorzugt. etwa 50 µg bis etwa 800 µg pro Milliliter der Zahnfleischspaltflüssigkeit einer behandelten Periodontaltasche zu liefern. Die Freisetzungsraten im stationären Zustand können durch Variieren von Komponentenverhältnissen der Copolymerformulierungen geändert werden. Die Bedingungen im stationären Zustand werden vorzugsweise verwendet, da anfänglich hohe Konzentrationen sowie verzögerte Freisetzungen berücksichtigt werden. Im Fall einer zehn(10)-tägigen Therapie wird der stationäre Zustand beispielsweise im Allgemeinen in etwa einem bis zwei Tagen erreicht. Eine Formulierung zur Behandlung der Periodontalerkrankung umfasst insbesondere 20/80 Komponenten B/A, die 1 bis 3% eines aktiven Arzneimittels wie Chlorhexidin oder Tetracyclin enthalten.
Zusätzlich zu dem Mittel/Arzneimittel können die erfindungsgemäßen Copolymerformulierungen eine Vielfalt optionaler Komponenten einschließen. Solche Komponenten schließen Tenside, Viskositätssteuerungsmittel, medizinische Mittel, Zellwachstumsmodulatoren, Farbstoffe, Komplexiermittel, Antioxidantien, andere Polymere wie Carboxymethylcellulose, Gummis wie Guargummi, Wachse/Öle wie Castoröl, Glycerin, Dibutylphthalat und Di(2-ethylhexyl)phthalat sowie viele andere ein. Diese optionalen Komponenten umfassen, falls sie verwendet werden, etwa 0,1% bis etwa 20%, vorzugsweise etwa 0,5 bis etwa 5% der gesamten Copolymerformulierung.
Die erfindungsgemäßen Copolymere können in die Periodontaltasche oder den Gingivalbereich eingeschoben werden und in Form eines Teilchens, Films oder einer Lage verabreicht werden. Die Größe, Gestalt und Dicke kann entsprechend dem Zustand der zu behandelnden Erkrankung verändert werden. Die Größe, Gestalt und Dicke werden üblicherweise entsprechend der Größe der Periodontaltasche des Patienten oder dem Zustand der Gingiva geändert.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung sind pharmazeutische Formulierungen vorgesehen, die die erfindungsgemäßen Copolymere umfassen. Eine bevorzugte pharmazeutische Formulierung umfasst beispielsweise ein injizierbares viskoses Fluid aus der Komponente A, den Komponenten A/B, den Komponenten A/B/C und/oder den Komponenten A/C, die etwa 0,01% bis 10% Mittel/Arzneimittel und insbesondere etwa 0,2% bis 5 Mittel/Arzneimittel enthalten. Die Freisetzung des Mittels/Arzneimittels erfolgt über einen Zeitraum von 1 bis 60 Tagen und insbesondere 7 bis 45 Tagen. Das Arzneimittel/Mittel kann antimikrobielle Mittel wie Chlorhexidin, Tetracyclin, Doxycyclin und Metronidazol, Antibiotika wie Gentamicin und Vancomycin und Verbindungen, die die Wundheilung oder Geweberege neration beschleunigen können, postchirurgische Adhäsion, Neoplastikbildung verhindern und Blutgerinnung verhindern oder beschleunigen können, enthalten.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der pharmazeutischen Formulierung umfasst das Copolymer einen Teil oder alles des Biowirkstoffs abgelagert auf einem mikroporösen und/oder feinteiligen, absorbierbaren Pulver, wie jenen, die aus kristallinem Polyglykolid oder Copolyglykolid mit niedrigem Molekulargewicht bestehen. Das Pulver wird durch geringe bis mäßige Umwandlung (das heißt 60 bis 95%) Ringöffnungspolymerisation von Glykolid oder einer Mischung gebildet, die vorwiegend aus Glykolid und geringen Mengen anderer Lactone hergestellt ist. Die Polymerisation wird in Gegenwart von Zinn(II)octoat als Katalysator und ausreichender Konzentration von Glykolsäure als Initiator durchgeführt, um eine Masse herzustellen. Nach Abschrecken, Mahlen, Walzmahlen in einem inerten Medium und Extraktion mit Wasser, 2-Propanol, werden mikroporöse Teilchen mit (1) 1 bis 200 µm und insbesondere 5 bis 75 µm Durchmesser, (b) einer Eigenviskosität in Hexafluor-2-propanol bei 25°C von <0,03 bis 0,3 und insbesondere <0,05 bis 0,2 dl/g gebildet, die (c) weniger als 2% Restmonomer enthalten und (d) 0,03 bis 0,35, insbesondere 0,05 bis 0,25 Porenfraktion haben. Zum Umhüllen der Mikroteilchen mit einem absorbierbaren Polymer kann ein Lactidpolymer auf Basis von 60 bis 100 Lactidresten verwendet werden.
Gemäß einer anderen Ausführungsform besteht die pharmazeutische Formulierung aus der Komponente A mit oder ohne einer Komponente C und vorgebildeten Mikrokugeln (oder Mikrokapseln) des Biowirkstoffs/Arzneimittels in einem absorbierbaren Polymer.
Ein wichtiger Unterschied zwischen konventionellen Formulierungen des Standes der Technik und den neuen erfindungsge mäßen Copolymeren liegt darin, dass die erfindungsgemäßen Copolymere nicht die Verwendung organischer Lösungsmittel beinhalten. Solche Lösungsmittel können die Lagerbeständigkeit der Copolymere gefährden, wie im Fall eines Polyesters in einem basischen Lösungsmittel wie N-Methylpyrrolidin, das Kettendissoziation in Gegenwart von Spurenmengen Feuchtigkeit katalysieren kann. Die Formulierungen des Standes der Technik lehren auch die Verwendung anderer reaktiver Lösungsmittel, wie Propylenglykol (das die Polyesterkette durch Alkoholyse abbaut) oder Trimethylencarbonat (das mit der Polyesterkette copolymerisieren kann). Wenn die Formulierungen des Standes der Technik mit Strahlung sterilisiert werden sollen, kann die Anwesenheit eines Lösungsmittels zudem zur Erzeugung neuer chemischer Spezies führen, die aus dem Lösungsmittel sowie der Kombination mit dem bioaktiven Bestandteil entspringen. In der Tat können organische Lösungsmittel, die im Stand der Technik beschrieben sind, die Reinheit und Wirksamkeit sowohl des Arzneimittels (optional) als auch des Polymers gefährden, was wiederum mit unsicherem Gebrauch verbunden sein kann.
Ein weiteres Merkmal der erfindungsgemäßen neuen Copolymere ist, dass die Copolymere bei Verabreichung an eine biologische Stelle keine erkennbare Reduktion der organischen Masse zeigen, wie es bei Zusammensetzungen des Standes der Technik der Fall ist, die in situ durch Auslaugen einer wesentlichen wasserlöslichen Komponente koagulieren. Auslaugen von wesentlichen wasserlöslichen Komponenten kann mit Schrumpfung und Trennung von dem umgebenden Gewebe und in einigen Fällen unkontrollierter Bildung von mikroporöser Masse assoziiert sein. Weil die erfindungsgemäßen Copolymere aus Copolymerketten zusammengesetzt sind, können die Copolymere leicht maßgeschneidert werden, um ihre Viskosität ohne Intervention einer neuen chemischen Spezies wie eines organischen Lösungsmittels zu modulieren.
Ein weiteres Merkmal der erfindungsgemäßen neuen Copolymere ist, dass die Umwandlung der Copolymere, da sie aus selbstsolvatisierenden Molekülen zusammengesetzt sind, in ein Hydrogel um, ein Arzneimittel herum eine gleichförmige Verteilung des therapeutischen Mittels und somit ein reproduzierbareres Freisetzungsprofil liefern, im Unterschied zu Systemen des Standes der Technik, in denen wegen der Anwesenheit auslaugbarer Lösungsmittel komplexe physikalische Ereignisse vorherrschen.
Ein erfindungsgemäßes Mikroteilchen ist kristallin und aus absorbierbarem Polyester hergestellt, wie Polyglykolid mit einer oder mehreren Carboxylgruppen an den individuellen Ketten, die zu einer ausreichenden Konzentration an Carboxylgruppen an der Oberfläche des Mikroteilchens und der unmittelbaren Suboberfläche des Mikroteilchens führen, um Peptid(e) und/oder Protein(e) mit einer oder mehreren basischen Gruppen zu komplexieren und ionisch zu immobilisieren. Die Carboxylatgruppen des Polyglykolids können auch amidiert sein, beispielsweise mit einem Diamin, vorzugsweise einem primären oder sekundären Amin oder einer Mischung davon, wobei das Amin einen Komplex bildet, der Peptid(e) und/oder Protein(e) mit einer oder mehreren sauren Gruppen ionisch immobilisiert. Da die Oberfläche der Mikroteilchen nicht notwendigerweise homogen ist, bezieht sich der Begriff "Suboberfläche" auf die Spalten und dergleichen, die sich auf der Oberfläche der Mikroteilchen befinden. Das gebundene Mikroteilchen liefert ein Mittel zur kontrollierten Freisetzung von Peptid(en) und/oder Protein(en) bei einem Patienten. Um die Freisetzung des immobilisierten Peptids/der immobilisierten Peptide und/oder des immobilisierten Proteins/der immobilisierten Proteine weiter zu steuern, wer den die gebundenen Mikroteilchen individuell oder in Gruppen mit einer absorbierbaren Polymerbeschichtung umhüllt. Die gebundenen Mikroteilchen setzen das Peptid/die Peptide und/oder Protein(e) über einen Zeitraum von etwa zwei Tagen bis etwa drei Monaten, vorzugsweise etwa einer Woche bis etwa drei Monaten bei einem Patienten frei. Die umhüllten Mikroteilchen setzen das Peptid/die Peptide und/oder Protein(e) über einen Zeitraum von etwa drei Tagen bis etwa sechs Monaten, vorzugsweise etwa zwei Wochen bis fünf Monaten bei einem Patienten frei.
Ein Mikroteilchen kann aus einem Polymer auf Lactidbasis oder einem festen halbkristallinen Polylacton wie Polyglykolid hergestellt sein, das durch Ringöffnungspolymerisation säuretragender, hydroxylischer Initiatoren gebildet werden kann, wie Glykol-, Milch-, Äpfel-, Wein- und Citronensäure. Ein erfindungsgemäßes Mikroteilchen kann nach dem folgenden Verfahren hergestellt werden. In einem Reaktionsgefäß werden ein Monomer auf Lactidbasis und/oder Lacton wie Glykolid und ein Säureinitiator wie Weinsäure, Äpfelsäure oder Citronensäure gemischt. Das Reaktionsgefäß wird auf etwa 35-45°C, vorzugsweise 40°C erwärmt und etwa 20-60 Minuten lang, vorzugsweise 30 Minuten lang unter Vakuum gesetzt. Die Temperatur des Reaktionsgefäßes wird auf etwa 105-115°C, vorzugsweise 110°C erhöht. Nachdem diese Temperatur erreicht worden ist, wird das Gefäß unter einer Atmosphäre aus sauerstofffreiem Stickstoff angeordnet und die Mischung gerührt. Wenn die Mischung schmilzt, wird eine katalytische Menge eines organometallischen Katalysators, der für Ringöffnungspolymerisation geeignet ist, wie Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung in einem aprotischen Lösungsmittel, wie Toluol, zugegeben. Es wird wieder 30 bis 90 Sekunden lang Vakuum angelegt, um ohne signifikante Entfernung von Monomer Toluol zu entfernen. Die Temperatur der Mischung wurde etwa 5 bis 10 Minuten lang auf etwa 115 bis 125°C, vorzugsweise 120°C erhöht, bevor sie weiter auf etwa 145 bis 150°C erhöht wurde. Sie wurde etwa 3 bis 5 Stunden lang, vorzugsweise 4 Stunden lang, unter konstantem mechanischen Rühren gehalten, soweit möglich.
Das resultierende Polymer wurde durch anfängliches Mahlen desselben mit einer Schneidmühle mikronisiert. Das Polymer wurde danach in einem Aljet Mikronisierer mit einem unter Druck stehenden, trockenen Stickstoffstrom mikronisiert. Die mittlere Teilchendurchmessergröße wurde in einem Malvern Mastersizer/E mit einem Volumenverteilungsmodell und 200/5 cS Silikonöl als Dispergiermittel analysiert.
Das Polymer wurde gereinigt, und sein Natriumsalz wurde gebildet, indem das mikronisierte Polymer zuerst in Aceton dispergiert und in ein Schallbehandlungsgerät getan wurde, vorzugsweise etwa 30 Minuten lang. Während dieser Zeit wurde die Dispersion auch mit etwa 8000 bis 24000 UpM, vorzugsweise 9500 UpM mit einem Homogenisierer homogenisiert. Nach dieser Schallbehandlungs/Homogenisierungsstufe wurde die Dispersion mit etwa 3000 bis 7000 UpM, vorzugsweise 5000 UpM, vorzugsweise etwa 30 Minuten lang in einer Zentrifuge zentrifugiert. Der Überstand wurde verworfen, die Zentrifugenkuchen erneut in frischem Aceton suspendiert und die Schallbehandlungs/Homogenisierungsstufe wiederholt. Nachdem die zweite Zentrifugation abgeschlossen war, wurde der Überstand verworfen und die Kuchen erneut in entionisiertem Wasser suspendiert. Eine letzte Schallbehandlungs/Homogenisierungsstufe wurde dann durchgeführt, um jegliches verbleibende Aceton zu entfernen, und die Dispersion wurde erneut etwa 30 Minuten lang mit etwa 5000 UpM zentrifugiert.
Die Zentrifugenkuchen wurden erneut in frischem entionisiertem Wasser suspendiert und der pH-Wert der Dispersion überwacht. Ausreichende Volumina einer schwachen Base, wie beispielsweise 0,2 M Natriumcarbonatlösung, wurden unter Rühren zugegeben, um den pH-Wert auf zwischen etwa pH 8 und etwa pH 9 zu erhöhen. Die Dispersionen wurden etwa 30 Minuten lang rühren gelassen, bevor sie über Filterpapier vakuumfiltriert wurden. Die Filterkuchen wurden mit weiterem entionisiertem Wasser gespült, gefroren und lyophilisiert.
Die Reinigung wurde mittels Differentialscanningkalorimetrie (DSC) mit einer Heizrate von etwa 5°C/Minute bis 15°C/Min, vorzugsweise 10°C/Min überwacht.
Ein Anionaustauscher-Mikroteilchen wurde erhalten, indem die Kationenaustauscher-Mikroteilchen genommen und in heißer verdünnter Lösung (~80°C bis 100°C) eines Diamins inkubiert wurde. Es ist bevorzugt, dass die Amine sowohl primäres Amin oder sowohl sekundäres Amin oder eine Mischung von primärem und sekundärem Amin mit bekannter Konzentration in Dioxan oder Toluol unter einem Inertgas wie Argon sein können. Die Konzentration des Diamins in Dioxan oder Toluol wird durch Acidimetrie bestimmt. Wenn die Reaktion praktisch aufhört, werden die amidierten Mikroteilchen durch Filtration getrennt, mit Dioxan oder Toluol gespült und unter vermindertem Druck getrocknet.
Peptid(e) und/oder Protein(e) kann bzw. können auf einem Mikroteilchen nach dem folgenden Verfahren immobilisiert werden. Das Natriumsalz eines Mikroteilchens wird in Lösungen dispergiert, die die kationische Form von Peptid(en) und/oder Protein(en) in Wasser gelöst enthalten. Die Dispersionen werden bei Raumtemperatur unter Rühren etwa zwei Stunden lang inkubiert, bevor die gebundenen Mikroteilchen abfiltriert werden. Die Filterkuchen werden mit weiterem entionisiertem Wasser gespült, gefroren und lyophilisiert. Proben werden danach durch Elementaranalyse auf Stickstoff analysiert, um die Menge des immobilisierten Peptids/der immobilisierten Peptide und/oder des immobilisierten Proteins/der immobilisierten Proteine zu bestimmen.
Die Größe eines Mikroteilchens spielt bei der Menge von Peptid und/oder Protein eine Rolle, die ein erfindungsgemäßes Mikroteilchen immobilisieren kann. Je kleiner die Größe eines Mikroteilchens ist, um so mehr Oberfläche besitzt eine Masse von Mikroteilchen und um so mehr Peptid und/oder Protein kann bzw. können pro Masseneinheit der Mikroteilchen somit immobilisiert werden. Größenreduktion der Mikroteilchen auf Mikrometer- oder Submikrometerdimensionen kann wie oben beschrieben erreicht werden. Der Durchmesser der Mikroteilchen kann im Größenbereich von etwa 0,5 µm bis 100 µm, vorzugsweise 10 µm bis 80 µm und insbesondere 20 µm bis 70 µm liegen.
Das absorbierbare Einkapselungspolymer (Umhüllungspolymer) ist ausgewählt aus einem kristallinen oder nicht-kristallinen Lactid/Glykolid-Copolymer, amorphem l-Lactide, d,l-Lactid-copolymer, Caprolacton/Glykolid-Copolymer oder Trimethylencarbonat/Glykolid-Copolymer, das in konventionellen organischen Lösungsmitteln löslich ist, wie Chloroform, Methylenchlorid, Aceton, Acetonitril, Ethylacetat und Ethylformiat. Nicht-Lösungsmittel von solchem absorbierbaren Umhüllungspolymer schließen Wasser, wässrige oder nicht-wässrige Alkohole mit niedriger Siedetemperatur und superkritische Fluids ein. Die absorbierbaren Umhüllungspolymere können durch katalysierende Ringöffnungspolymerisation von cyclischen oder heterocyclischen Monomeren wie ε-Caprolacton, p-Dioxanon, Trimethylencarbonat, 1,5-Dioxepan-2-on oder 1,4-Dioxepan-2-on oder Mischungen davon in Gegenwart von Ketteninitiator wie hydroxylischen Verbindungen, wie Propandiol, synthetisiert werden.
Die Umhüllung der gebundenen Mikroteilchen kann durch Phasentrennung einer Emulsion erreicht werden. Ein alternatives Umhüllungsverfahren beinhaltet die Verwendung eines Ultra schallzerstäubers, wobei eine Dispersion der gebundenen Mikroteilchen in einer absorbierbaren Umhüllungspolymerlösung als Mikrotröpfchen in ein gekühltes Nicht-Lösungsmittelmedium eingebracht wird. Gebundene Mikroteilchen werden mit einem absorbierbaren Umhüllungscopolymer aus Lactid und Glykolid unter Verwendung traditioneller Mikroverkapselungs- oder Beschichtungstechniken von festen Teilchen umhüllt, wie dem Emulsionsverdampfungsverfahren, das von H. Demian und S. W. Shalaby zur Verkapselung von Bariumsulfatmikroteilchen verwendet wurde, wie in der US-Patentanmeldung USSN 08/467 361 offenbart ist, auf deren Inhalt hier Bezug genommen wird, oder durch Koagulierung fester Mikroteilchen, die in einer Polymerlösung umhüllt und mit einem Ultraschallzerstäuber (Vernebler) in ein flüssiges Medium abgegeben werden, das für das umhüllende Polymer ein Nicht-Lösungsmittel ist, wobei das flüssige Nicht-Lösungsmittelmedium jedoch das Lösungsmittel der Lösung des umhüllenden Polymers um die umhüllten festen Mikroteilchen herum extrahieren kann. In Abhängigkeit von der Konzentration der Polymerlösung zum Umhüllen der Mikroteilchen kann die Anzahl der ursprünglich gebundenen Mikroteilchen in den umhüllten Mikroteilchen von 1 bis mehreren Hundert variieren, wobei der durchschnittliche Durchmesser eines umhüllten Mikroteilchens im Bereich von 0,5 µm bis 100 µm liegt.
Das folgende Verfahren betrifft die Herstellung von umhüllten peptid- und/oder proteinbeladenen (im Folgenden: peptidbeladenen) Kationenaustauschern durch Vernebelung. Das interessierende umhüllende Copolymer wird in einem Lösungsmittel, wie Acetonitril, Ethylacetat oder Ethylformiat, in einer Konzentration zwischen 10 und 30% (Gew./Gew.) gelöst. Zur Dispersion des peptidbeladenen CE wird ein ausreichendes Gewicht dieser Lösung verwendet, so dass das Gewichtsverhältnis von peptidbeladenem CE zu umhüllendem Copolymer im Bereich von etwa 30:70 bis etwa 80:20 liegt. Dispersion wird durch Hochgeschwindigkeitshomogenisierung erreicht. Die Dispersion wird mit einer Durchflussgeschwindigkeit zwischen 1 ml/Min und 10 ml/Min in eine Ultraschallzerstäubungsdüse mit variabler Frequenz eingespeist – diese Frequenz kann von 12 kHz bis 35 kHz verändert werden – wobei höhere Frequenz höhere Durchflussgeschwindigkeiten ermöglicht, während die Teilchencharakteristika erhalten bleiben. Die Dispersion wird somit in eine Aufnahmesenke vernebelt, die aus mindestens dem 1- bis 10-fachen Überschuss Isopropylalkohol (IPA) oder Ethanol (verglichen mit dem Volumen des Umhüllungspolymerlösungsmittels) zusammengesetzt ist, die ausreichend Trockeneis enthält, so dass die Temperatur der Aufschlämmung während der Vernebelung zwischen –77°C und –80°C bleibt. Die Aufschlämmung wird in Abhängigkeit von ihrem Volumen mit mehr als 100 UpM gerührt. Im Fall von Acetonitril als Lösungsmittel gefrieren die Vernebelungströpfchen unmittelbar bei Kontakt mit der Aufschlämmung. Nachdem die Vernebelung abgeschlossen ist, wird die gesamte Dispersion von selbst zwischen 10°C und Raumtemperatur tauen gelassen, bevor sie vakuumfiltriert wird. Die Filterkuchen werden mit entionisiertem Wasser gespült, um überschüssiges Nicht-Lösungsmittel zu entfernen. Die erhaltenen Teilchen haben das Aussehen von glatten Mikrokugeln im Fall eines vorwiegenden d,l-Lactid-Umhüllungscopolymers, sie erscheinen etwas faltig, wenn das Umhüllungspolymer vorwiegend auf l-Lacidbasis ist. In einem alternativen Verfahren wird die Umhüllung mit einem überkritischen Fluid, wie CO₂, als Nicht-Lösungsmittel erreicht.
Die Bindungskapazität eines Mikroteilchenionenaustauschers kann wie folgt bestimmt werden. Bei einem Kationenaustauschermikroteilchen werden verfügbare Carboxylgruppen in einer festgelegten Masse der Mikroteilchen mit kalter verdünnter wässri ger Natriumcarbonatlösung mit bekannter Normalität neutralisiert. Die neutralisierten Mikroteilchen werden durch Filtration isoliert und gründlich mit kaltem entionisiertem Wasser gespült und danach luftgetrocknet. Die festen Mikroteilchen werden danach in verdünnter Lösung von Pilocarbinhydrochlorid mit bekannter Konzentration inkubiert, um so einen leichten Überschuss des basischen Arzneimittels gegenüber demjenigen zu liefern, der aus den Neutralisierungsdaten vorhergesagt wurde. Die Konzentration des restlichen Pilocarbin·HCl in dem wässrigen Medium wird für einen Zeitraum überwacht, bis keine weitere signifikante Änderung der Basenaufnahme durch die Mikroteilchen aufgezeichnet werden kann. Der Prozentsatz der immobilisierten Base auf den Mikroteilchen wird aus den Erschöpfungsdaten bestimmt und danach durch Elementaranalyse auf Stickstoff verifiziert.
Die Bindungskapazität des Anionaustauschers (amidierte Teilchen) wird durch (1) Elementaranalyse auf Stickstoff und (2) Ausmaß der Bindung an Naproxen durch Messen des aus einer verdünnten Lösung entfernten Ausmaßes an Naproxen mittels HPLC bestimmt. Letztere wird durch Freisetzung des immobilisierten Naproxens mit einer verdünnten Natriumhydroxidlösung mit bekannter Konzentration bestätigt.
Die erfindungsgemäßen umhüllten Mikroteilchen können einem Patienten durch Verabreichungswege verabreicht werden, die Fachleuten wohl bekannt sind, wie parenteraler Verabreichung oder oraler Verabreichung. Vorzugsweise werden sie als Pulver oder Suspension auf intranasalem Weg oder als Inhalationsmittel durch das pulmonare System verabreicht. Es ist bei parenteraler Verabreichung bevorzugt, dass es als Dispersion in einem isotonen wässrigen Medium oder in einem nicht-wässrigen, absorbierbaren, gelbildenden flüssigen Polyester verabreicht wird.
Die effektiven Dosierungen umhüllter Mikroteilchen, die einem Patienten verabreicht werden, können durch den behandelnden Arzt oder Tierarzt bestimmt werden und hängen von den richtigen Dosierungen, die für das Peptid/die Peptide und/oder das Protein/die Proteine vorgesehen sind, und der Menge des Peptids/der Peptide und/oder Protein(e) ab, das bzw. die auf den Mikroteilchen immobilisiert sind. Solche Dosierungen sind entweder bekannt oder können durch Fachleute bestimmt werden.
Die Herstellung von Gelbildnern ist in der US-A-5 612 052 offenbart, auf deren Inhalt hier Bezug genommen wird. Spezielle Beispiele für Gelbildner sind im Folgenden beschrieben.
Herstellung von 80/20 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymeren aus 60/40 Trimethylencarbonat/Glykolid und Polyethylenglykol-400 (GF-1): Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und Stickstoffeinlass ausgestattet war, wurde mit Polyethylenglykol-400 (0,299 Mol, 119,5 g), Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 4,700 ml, 0,946 mmol), Glykolid (1,78 Mol, 206,5 g) und Trimethylencarbonat (2, 65 Mol, 270 g) gefüllt. Der Reaktor wurde mehrfach mit Argon gespült und danach bis zum Schmelzen erhitzt und danach etwa 12 Stunden lang auf etwa 150°C erhitzt und gerührt. Am Ende der Reaktion wurde die Temperatur abgesenkt, während die Fließfähigkeit aufrechterhalten wurde, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Das resultierende Polymer wurde durch Infrarot und NMR auf die Zusammensetzung und durch Gelpermeationschromatographie auf das Molekulargewicht analysiert.
Herstellung von 15/85 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 Trimethylencarbonat/Glykolid und Polyethylenglykol-400 (GF-2): Das Titelcopolymer wurde nach dem für GF-1 beschriebenen Verfahren synthetisiert, wobei jedoch Polyethylenglykol-400 (1,063 Mol, 425 g), Zinn(II)octoat (0,2 Mol, 1760 ml, 0,35 mmol), Glykolid (0,279 Mol, 32,4 g) und Trimethylencarbonat (0,418 Mol, 42,6 g) verwendet wurden und etwa 9 Stunden lang gerührt wurde.
Herstellung von 80/20 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 90/10 Trimethylencarbonat/Glykolid und Polyethylenglykol-1500 (GF-3): Das Titelcopolymer wurde nach dem für GF-1 beschriebenen Verfahren synthetisiert, wobei jedoch Polyethylenglykol-1500 (0,267 Mol, 400 g), Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 1200 ml, 0,247 mmol), Glykolid (0,097 Mol, 11,2 g) und Trimethylencarbonat (0,87 Mol, 88,7 g) verwendet wurden und etwa 13 Stunden lang gerührt wurde.
Die folgenden Beispiele werden zur weiteren Veranschaulichung der vorliegenden Erfindung gegeben und sollten nicht als deren Einschränkungen angesehen werden.
Beispiel 2
Herstellung von Komponente "A"
1. Herstellung von 79/21 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400
Ein geeigneter Kolben wurde gründlich gereinigt, flammengetrocknet und trocken mit Polyethylenglykol (MW 400, 5 g, 0,0125 Mol), dl-Lactid (12 g, 0,083 Mol), Glykolid (6,4 g, 0,056 Mol), Zinn(II)octoatkatalysator (0,4 M in Toluol, 34,7 μl, 0,014 mmol) und einem Magnetrührer unter Stickstoffbedingungen gefüllt. Der Reaktor wurde in ein Ölbad gestellt und unter positivem Stickstoffdruck 16 Stunden lang auf 170°C erhitzt. Der Kolben wurde entfernt und offen in einem Vakuumofen aufbewahrt. Die Eigenviskosität (IV) der Zusammensetzung wurde mit einem 50 Kapillarviskosimeter (Ostwald-Typ) mit einer Konzentration von 0,1 g/100 ml in Chloroform bestimmt. Bei einer konstanten Temperaturbadeinstellung von 30°C wurde die IV mit 0,13 dl/g bestimmt. Zur Bestimmung des Glasübergangs (T_g) des Materials wurde ein DuPont 990 Differentialscanningkalorimeter (DSC) verwendet. Ungefähr 4 mg der Probe wurden von –50°C in einer Stickstoffumgebung mit 10°C/Min erwärmt. T_g = –41°C.
2. Herstellung von 60/40 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400, miteinander durch Oxalatfunktionalität verbunden
Polyethylenglykol (MW 400, 4,1 g, 0,01 Mol), Dimethyloxalat (3,1 g, 0,025 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,4 M in Toluol, 883 μl, 0,035 mmol) wurden in einem trockenen Glasreaktor gemischt, der einen Magnetrührer enthielt, und wurde unter einer Stickstoffatmosphäre 4 Stunden lang auf 140°C erhitzt. Es wurde ein Vakuum von weniger als 0,1 mm Hg angelegt, um das Kondensat (Methanol) und überschüssiges Dimethyloxalat zu entfernen. Der Reaktor wurde dann auf ungefähr 50°C abgekühlt und PEG (MW 400, 8,3 g, 0,021 Mol) zugefügt. Die Reaktanten wurden 3 Stunden lang auf 150°C erhitzt, bevor Vakuum angelegt und auf Raumtemperatur abgekühlt wurde. Unter trockenen Bedingungen wurden dl-Lactid (13,3 g, 0,093 Mol), Glykolid (7,2 g, 0,062 Mol) dem Reaktor zugefügt. Der Kolben wurde unter einem positiven Stickstoffdruck 12 Stunden lang auf 150°C erhitzt. Als nächstes wurde die Temperatur 3,5 Stunden lang auf 170°C erhöht und zwei Stunden lang Vakuum angelegt, als der Kolben auf Raumtemperatur abkühlte. Das Polymer wurde isoliert und unter Vakuum aufbewahrt. IV in CHCl₃ = 0,11 dL/g.
3. Herstellung von 78/22 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400, miteinander durch Oxalatfunktionalität verbunden
Polyethylenglykol (MW 400, 2,0 g, 0,005 Mol), Dimethyloxalat (1,77 g, 0,015 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol, 90,5 μl, 0,036 mmol) wurden in einem trockenen Glasreaktor gemischt, der einen Magnetrührer enthielt, und wurde unter einer Stickstoffatmosphäre 2 Stunden lang auf 140°C erhitzt. Es wurde ein Vakuum von weniger als 0,1 mm Hg angelegt, um das Kondensat (Methanol) und überschüssiges Dimethyloxalat zu entfernen. Der Reaktor wurde dann auf ungefähr 50°C abgekühlt und PEG (MW 400, 4,2 g, 0,011 Mol) zugefügt. Die Reaktionen wurden eine Stunde lang unter leichtem Vakuum auf 155°C erhitzt, bevor die Temperatur zwei Stunden lang unter stärkerem Vakuum auf 160°C erhöht wurde. Unter trockenen Bedingungen wurden l-Lactid (14,4 g, 0,1 Mol), Glykolid (7,7 g, 0,066 Mol) dem Reaktor zugefügt. Der Kolben wurde unter einem positiven Stickstoffdruck 15 Stunden lang auf 150°C erhitzt. Als nächstes wurde die Temperatur auf 130°C abgesenkt und Vakuum angelegt. Das Material blubberte kräftig, wodurch die Anwesenheit von Monomer gezeigt wird. Es wurde starkes Vakuum angelegt, als das Material auf Raumtemperatur abkühlte. Das Endprodukt wurde bei 40°C etwa 20 Minuten lang mit 2-Propanol gewaschen, um überschüssiges Monomer zu entfernen, bevor unter Vakuum bei Raumtemperatur getrocknet wurde.
Das durchschnittliches Molekulargewicht (Gewichtsmittel; M_w) und der Polydispersitätsindex (PDI) des Materials wurden mit einem Waters Gelpermeationschromatographie-(GPC)-Gerät bestimmt. Das Instrument bestand aus 600E Kontrollmodul und Lösungsmittelabgabesystem, einem U6K-Injektor, drei lineare Syragel-HT-Säulen in Reihe, einem 401 Differentialrefraktometerdetektor und einem 746 Datenmodul. Als mobile Phase wurde Chloroform mit einer Durchflussgeschwindigkeit von 1 ml/Min verwendet, und Polystyrol-Molekulargewichtsstandards wurden zum Kalibrieren des Systems verwendet. MW_w 5723; PDI: 2,42.
4. Herstellung von 68/32 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400
Polyethylenglykol (MW = 400; 15 g, 0,0375 Mol), dl-Lactid (21 g, 0,146 Mol), Glykolid (11,3 g, 0,097 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol; 243 μl, 0,049 mmol) wurden unter trockenen Bedingungen in einen Glasreaktor gegeben, der einen Magnetrührer enthielt. Der Reaktor wurde in ein Ölbad gestellt und unter positivem Stickstoffdruck eine Stunde lang auf 150°C erhitzt, danach 6 Stunden lang auf 160°C. Der Kolben wurde unter Vakuum auf weniger als 0,1 mm Hg abgekühlt und in einen Vakuumofen gestellt. MW_w 1670; PDI: 1,46.
5. Herstellung von 68/32 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400, miteinander durch Oxalatfunktionalität verbunden
Polyethylenglykol (MW 400, 160 g, 0,4 Mol), Dimethyloxalat (47,2 g, 0,4 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol, 200 μl, 0,04 mmol) wurden unter einer trockenen Stickstoffatmosphäre gemischt und eine Stunde lang auf 150°C erhitzt. Die Temperatur wurde vor Anlegen eines Vakuums von 1 mm Hg zwei Stunden lang auf 160°C erhitzt und auf ungefähr 50°C abkühlen gelassen. Danach wurden 5 g PEG 400 zugefügt und die Reaktion bei 160°C 0,5 Stunden lang weiterlaufen gelassen. Schließlich wurden 15 g des verbundenen PEGs mit dl-Lactid (21g, 0,146 Mol), Glykolid (11,3 g, 0,097 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol, 243 μl, 0,049 mmol) unter trockenen Bedingungen einem Glasreaktor zugegeben, der einen Magnetrührer enthält. Der Reaktor wurde unter einem positiven Stickstoffdruck eine Stunde lang auf 150°C erhitzt, danach 6 Stunden lang auf 160°C, der Kolben wurde unter Vakuum von weniger als 0,1 mm Hg abgekühlt und in einem Vakuumofen aufbewahrt. MW_w 4713; PDI: 2,41.
6. Herstellung von 73/27 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400
Polyethylenglykol (MW 400, 12,5 g), dl-Lactid (22,5 g, 0,156 Mol), Glykolid (12,1 g, 0,104 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol, 260 μl, 0,052 mmol) wurden in einen trockenen Glasreaktor gegeben, der einen Magnetrührer enthielt. Der Reaktor wurde unter einem positiven Stickstoffdruck 18 Stunden lang auf 150°C erhitzt. Der Kolben wurde unter Vakuum von weniger als 0,1 mm Hg 0,5 Stunden lang abgekühlt und in einem Vakuumofen aufbewahrt. MW_w 2172; PDI: 1,53.
7. Herstellung von 73/27 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400, miteinander durch Oxalatfunktionalitäten verbunden
Verbundenes PEG (12,5 g, beschrieben in Beispiel 5), dl-Lactid (22,5 g, 0,156 Mol), Glykolid (12,1 g, 0,104 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol, 260 μl, 0,052 mmol) wurden in einen trockenen Glasreaktor gegeben, der einen Magnetrührer enthielt. Der Reaktor wurde unter einem positiven Stickstoffdruck 18 Stunden lang auf 150°C erhitzt. Der Kolben wurde unter Vakuum von weniger als 0,1 mm Hg 0,5 Stunden lang abgekühlt und in einem Vakuumofen aufbewahrt. MW_w 5723; PDI: 2,41.
8. Herstellung von 68/32 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400, miteinander durch Oxalatfunktionalitäten verbunden
Verbundenes PEG (15 g, beschrieben in Beispiel 5), dl-Lactid (21 g, 0,146 Mol), Glykolid (11,3 g, 0,097 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol, 243 µl, 0,049 mmol) wurden in einen trockenen Glasreaktor gegeben, der einen Magnetrührer enthielt. Der Reaktor wurde unter einem positiven Stickstoffdruck 3 Stunden lang auf 150°C erhitzt und danach 3 Stunden lang auf 160°C. Der Kolben wurde unter Vakuum von weniger als 0,1 mm Hg 0,5 Stunden lang abgekühlt und in einem Vakuumofen aufbewahrt. MW_w 3582; PDI: 2,08.
Beispiel II
Herstellung von Komponente "B"
1. Herstellung von Polyglykolid-(PG)-Arzneimittelträger
Glykolsäure (0,46 g, 0,036 Mol), Glykolid (34,8 g, 0,30 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,4 M in Toluol; 150 µl, 0,06 mmol) wurden in einem trockenen Kolben, der mit einem Magnetrührer ausgerüstet war, unter einer trockenen Stickstoffatmosphäre gemischt. Die Reaktanten wurden unter Durchmischen langsam auf 170°C (ungefähr 20 Minuten lang) erhitzt. Zu dieser Zeit bildeten die Reaktanten eine trübe Mischung, und die Temperatur wurde wieder auf 200°C erhöht. Als die Temperatur 176°C erreichte, war das Material durchscheinend und die Viskosität war sehr hoch. Der Kolben wurde dann von der Wärmequelle entfernt und etwa 2 Minuten lang mit flüssigem Stickstoff abgeschreckt. Das Glas wurde zerbrochen und entfernt und die Reaktanten in den flüssigen Stickstoff fallen gelassen, um die Reaktion abzuschließen. Der resultierende PG-Feststoff wurde über Nacht im Vakuumofen bei 35°C getrocknet. Mit einer Wiley-Mühle mit einem 60 mesh-Sieb wurde das PG zu einem feinen Pulver gemahlen. Das eingeschlossene Monomer wurde mit wasserfreiem Aceton bei 35°C extrahiert, was zu porösen PG-Teilchen führte.
2. Zugabe von Chlorhexidindiacetat zu PG-Träger
Chlorhexidindiacetat (8,7 g) wurde in ungefähr 500 ml Isopropylalkohol in einem Rotationsverdampfer bei 38°C gelöst. Das extrahierte PG-Pulver (25,6 g) (Beispiel II-1) wurde zu der Lösung gegeben und die Mischung 6 Stunden lang unter leichtem Vakuum bewegt. Die Temperatur wurde auf 40°C erhöht und stärkeres Vakuum angelegt, um 2-Propanol und Essigsäure zu destillieren. Als das gesamte 2-Propanol verdrängt worden war, wurde die Temperatur auf 35°C abgesenkt und das Bewegen weitere 2 Stunden lang fortgesetzt. Das resultierende weiße Pulver wurde aus dem Kolben gekratzt, der es enthielt, und über Nacht bei 35°C in einen Vakuumofen gestellt. Das Pulver wurde danach mit Mineralöl (1:2) gemischt und in einer Dreiwalzenmühle etwa 5 Minuten lang behandelt. Das Öl wurde mit Heptan entfernt, und es wurde gezeigt, dass die trockenen Teilchen einen durchschnittlichen Durchmesser von 16 µm hatten.
3. Herstellung des Arzneimittelträgers B – Polyglkolid
Wie in Beispiel II-1, außer dass die folgende Polymerisationscharge und das folgende Schema verwendet wurden: Charge:

Glykolid 34,8g (0,3 Mol)

Glykolsäure 2,28g (0,03 Mol)

Zinn(II)octoat 0,06 mmol
Schema:
Die Polymerisationscharge wurde auf 160°C erhitzt und unter Rühren 15 Minuten lang auf dieser Temperatur gehalten, als das Polymer kristallisierte. Das Produkt wurde gekühlt, isoliert, in kleine Stücke gebrochen und mit einer Wiley-Mühle gemahlen. Das gemahlene Polymer wurde mit etwa 2 Teilen Mineralöl gemischt und auf der Walzmühle gemahlen, um die gewünschte Teilchengröße zu erreichen (etwa 5 Min lang). Die Teilchen wurden wie in Beispiel 10 beschrieben von dem Mineralöl isoliert, und es wurde gezeigt, dass sie einen durchschnittlichen Durchmesser von 50 µm hatten. Das mikronisierte Polymer wurde danach wie in Beispiel II-1 beschrieben mit 2-Propanol extrahiert. Trockengewichtsdaten zeigten einen Gewichtsverlust von 7%. Titration der zugänglichen Carboxylgruppen des Teilchens ergab einen Wert von 0,03 mmol/g.
4. Beladung von Träger B mit Chlorhexidin
Ein Gramm Träger B aus Beispiel II-3 wurde 20 Minuten lang mit entionisiertem Wasser gerührt, filtriert und an der Luft getrocknet. Feste B-Teilchen wurden bei 25°C eine Stunde lang und 40°C eine Stunde lang mit 150 mg Chlorhexidindiacetat in 80% wässrigem Aceton gemischt, abgekühlt und danach filtriert. Die Analyse des Filtrats (mit UV-Spektrophotometrie) zeigte, dass 80% des Arzneimittels von dem Träger festgehalten wurden.
Beispiel III
Herstellung von Komponente "C"
1. Herstellung von 14/86 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400
Polyethylenglykol (MW 400, 20 g, 0,05 Mol), dl-Lactid (2,12 g, 0,015 Mol), Glykolid (1,14 g, 0,010 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,4 M in Toluol, 25 µl, 0,05 mmol) wurden unter trockenen Bedingungen in einen Glasreaktor gegeben, der einen Magnetrührer enthielt. Der Reaktor wurde auf 130°C erhitzt, um die Reaktanten zu schmelzen, und danach auf 170°C erhitzt, um die Reaktion zu starten. Das System wurde nach 5 Stunden lang abgekühlt und in einem Vakuumofen aufbewahrt. MW_w 503; PDI: 1,23.
2. Herstellung von 14/86 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 dl-Lactid/Glykolid und Polyethylenglykol 400, miteinander durch Oxalatfunktionalitäten verbunden
PEG 400 wurde mit Dimethyloxalat (wie in Beispiel 5 beschrieben) vor der Zugabe von dl-Lactid und Glykolid miteinander verbunden. Verbundenes PEG (85 g), dl-Lactid (9,0 g, 0,0625 Mol), Glykolid (4,83 g, 0,0417 Mol) und Zinn(II)octoatkatalysator (0,2 M in Toluol, 105 µl, 0,05 mmol) wurden in einen trockenen Glasreaktor gegeben und eine Stunde lang auf 150°C erhitzt. Die Temperatur wurde 4 weitere Stunden lang auf 160°C erhöht, bevor die Reaktanten von der Wärmequelle entfernt wurden, und es wurde Vakuum von weniger als 0,1 mm Hg angelegt, als das Material auf Raumtemperatur abkühlte. Das Polymer wurde isoliert und unter Vakuum aufbewahrt.
Beispiel IV
Herstellung von 80/20 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymeren aus 60/40 Trimethylencarbonat/Glykolid und Polyethylenglykol-400 (GF-1)
Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und Stickstoffeinlass ausgestattet war, wurde mit Polyethylenglykol-400 (0,299 Mol, 119,5 g), Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 4,700 ml, 0,946 mmol), Glykolid (1,78 Mol, 206,5 g) und Trimethylencarbonat (2,65 Mol, 270 g) gefüllt. Der Reaktor wurde mehrfach mit Argon gespült und danach bis zum Schmelzen erhitzt und danach 12 Stunden lang auf 150°C erhitzt und gerührt. Am Ende der Reaktion wurde die Temperatur abgesenkt, während die Fließfähigkeit aufrechterhalten wurde, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Das resultierende Polymer wurde durch Infrarot und NMR auf Zusammensetzung und durch Gelpermeationschromatographie auf Molekulargewicht analysiert.
Beispiel V
Herstellung von 15/85 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 60/40 Trimethylencarbonat/Glykolid und Polyethylenglykol-400 (GF-2)
Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und Stickstoffeinlass ausgestattet war, wurde mit Polyethylenglykol-400 (1,063 Mol, 425 g), Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 1,760 ml, 0,35 mmol), Glykolid (0,279 Mol, 32,4 g) und Trimethylencarbonat (0,418 Mol, 42,6 g) gefüllt. Der Reaktor wurde mehrfach mit Argon gespült und danach bis zum Schmelzen erhitzt und danach 9 Stunden lang auf 150°C erhitzt und gerührt. Am Ende der Reaktion wurde die Temperatur abge senkt, während die Fließfähigkeit aufrechterhalten wurde, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Das resultierende Polymer wurde durch Infrarot und NMR auf Zusammensetzung und durch Gelpermeationschromatographie auf Molekulargewicht analysiert.
Beispiel VI
Herstellung von 80/20 (bezogen auf das Gewicht) Blockcopolymer aus 90/10 Trimethylencarbonat/Glykolid und Polyethylenglykol-1500 (GF-3)
Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und Stickstoffeinlass ausgestattet war, wurde mit Polyethylenglykol-1500 (0,267 Mol, 400 g), Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 1.200 ml, 0,247 mmol), Glykolid (0,097 Mol, 11,2 g) und Trimethylencarbonat (0,87 Mol, 88,7 g) gefüllt. Der Reaktor wurde mehrfach mit Argon gespült und danach bis zum Schmelzen erhitzt und danach 13 Stunden lang auf 150°C erhitzt und gerührt. Am Ende der Reaktion wurde die Temperatur abgesenkt, während die Fließfähigkeit aufrechterhalten wurde, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Das resultierende Polymer wurde durch Infrarot und NMR auf Zusammensetzung und durch Gelpermeationschromatographie auf Molekulargewicht analysiert.
Beispiel VII
Herstellung von mikroteilchenförmigem Kationenaustauscher aus Glykolid und Citronensäurecopolymer (CE-1)
Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und einem Argoneinlass ausgestattet war, wurde mit Glykolid (2,586 Mol, 300 g), wasserfreier Citronensäure (0,172 Mol, 33 g) und Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 862 ml, 0,172 mmol) gefüllt. Der Polymerisationsreaktor und sein Inhalt wurden mehrfach mit trockenem Argon gespült. Nachdem die Polymerisationscharge geschmolzen war, wurden die Reaktanten erwärmt und bei 160°C gerührt, bis das Polymer aus der Schmelze auszufallen begann. Kurz nach der partiellen Ausfällung wurde das Rühren beendet und die Reaktion bei 160°C zwei Stunden lang fortgesetzt. Am Ende der Polymerisation wurde die Temperatur unter 120°C abgesenkt, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Die Zusammensetzung des isolierten Polymers wurde mit Infrarot- und NMR-Spektroskopie verifiziert. Differentialscanningkalorimetrie wurde zur Bestimmung der Schmelztemperatur des Polymers verwendet (T_m = 205°C). Das feste Polymer wurde mit einer Wiley-Mühle gemahlen, um einen durchschnittlichen Teilchendurchmesser von etwa 125 µm zu erreichen. Weitere Reduktion der Teilchengröße auf 5-10 µm Durchmesser wurde mit einer Strahlmühle bewirkt, die unter Druck stehenden, trockenen Stickstoff erhielt. Die resultierenden Mikroteilchen wurden mit Aceton gespült, um Spurenmengen an Monomer und Oligomeren mit niedrigem Molekulargewicht zu entfernen. Das Produkt wurde dann bis zum Gebrauch unter vermindertem Druck bei 40°C getrocknet. Der durchschnittliche Durchmesser des trockenen Mikroteilchens wurde durch ein Teilchengrößenanalysegerät bestimmt.
Beispiel VIII
Herstellung von mikroteilchenförmigem Kationenaustauscher aus Glykolid/Äpfelsäurecopolymer (CE-2)
Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und einem Argoneinlass ausgestattet war, wurde mit Glykolid (2,586 Mol, 300 g), wasserfreier Äpfelsäure (0,172 Mol, 23 g) und Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 862 ml, 0,172 mmol) gefüllt. Der Polymerisationsreaktor und sein Inhalt wurden mehrfach mit trockenem Argon gespült. Nachdem die Polymerisationscharge geschmolzen war, wurden die Reaktanten erwärmt und bei 160°C gerührt, bis das Polymer aus der Schmelze auszufallen begann. Kurz nach der partiellen Ausfällung wurde das Rühren beendet und die Reaktion bei 160°C zwei Stunden lang fortgesetzt. Am Ende der Polymerisation wurde die Temperatur unter 120°C abgesenkt, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Die Zusammensetzung des isolierten Polymers wurde mit Infrarot- und NMR-Spektroskopie verifiziert. Differentialscanningkalorimetrie wurde zur Bestimmung der Schmelztemperatur des Polymers verwendet (T_m = 206°C). Das feste Polymer wurde mit einer Wiley-Mühle gemahlen, um einen durchschnittlichen Teilchendurchmesser von etwa 125 µm zu erreichen. Weitere Reduktion der Teilchengröße auf 5-10 µm Durchmesser wurde mit einer Strahlmühle bewirkt, die unter Druck stehenden, trockenen Stickstoff erhielt. Die resultierenden Mikroteilchen wurden mit Aceton gespült, um Spuren von Monomer und Oligomeren mit niedrigem Molekulargewicht zu entfernen. Das Produkt wurde dann bis zum Gebrauch unter vermindertem Druck bei 40°C getrocknet. Der durchschnittliche Durchmesser des trockenen Mikroteilchens wurde durch ein Teilchengrößenanalysegerät bestimmt.
Beispiel IX
Herstellung von mikroteilchenförmigem Kationenaustauscher aus Glykolid/Weinsäurecopolymer (CE-3)
Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und einem Argoneinlass ausgestattet war, wurde mit Glykolid (2,586 Mol, 300 g), wasserfreier Weinsäure (0,172 Mol, 26,8 g) und Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 862 ml, 0,0172 mmol) gefüllt. Der Polymerisationsreaktor und sein Inhalt wurden mehrfach mit trockenem Argon gespült. Nachdem die Polymerisationscharge geschmolzen war, wurden die Reaktanten erwärmt und bei 160°C gerührt, bis das Polymer aus der Schmelze auszufallen begann. Kurz nach der partiellen Ausfällung wurde das Rühren beendet und die Reaktion bei 160°C zwei Stunden lang fortgesetzt. Am Ende der Polymerisation wurde die Temperatur unter 120°C abgesenkt, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Die Zusammensetzung des isolierten Polymers wurde mit Infrarot- und NMR-Spektroskopie verifiziert. Differentialscanningkalorimetrie wurde zur Bestimmung der Schmelztemperatur des Polymers verwendet (T_m = 204°C). Das feste Polymer wurde mit einer Wiley-Mühle gemahlen, um einen durchschnittlichen Teilchendurchmesser von etwa 125 µm zu erreichen. Weitere Reduktion der Teilchengröße auf 5-10 µm Durchmesser wurde mit einer Strahlmühle bewirkt, die unter Druck stehenden, trockenen Stickstoff erhielt. Die resultierenden Mikroteilchen wurden mit Aceton gespült, um Spurenmengen an Monomer und Oligomeren mit niedrigem Molekulargewicht zu entfernen. Das Produkt wurde dann bis zum Gebrauch unter vermindertem Druck bei 40°C getrocknet. Der durchschnittliche Durchmesser des trockenen Mikroteilchens wurde durch ein Teilchengrößenanalysegerät bestimmt.
Beispiel X
Bestimmung der Bindungskapazität des Kationenaustauschers
Die Bindungskapazität des mikroteilchenförmigen Kationenaustauschers wurde wie folgt bestimmt. Verfügbare Carboxylgruppen in einer festgelegten Masse des Mikroteilchenmaterials wurden mit kalter verdünnter wässriger Natriumcarbonatlösung mit bekannter Normalität neutralisiert. Die neutralisierten Mikroteilchen wurden durch Filtration isoliert und gründlich mit kaltem entionisiertem Wasser gespült und danach luftgetrocknet. Die festen Teilchen wurden danach in verdünnter Lösung von Pilocarpinhydrochlorid mit bekannter Konzentration inkubiert, um so einen leichten Überschuss des basischen Arzneimittels gegenüber demjenigen zu liefern, der aus den Neutralisierungsdaten vorhergesagt wurde. Die Konzentration des restlichen Pilocarpinsalzes in dem wässrigen Medium wurde für einen Zeitraum überwacht, bis keine weitere signifikante Änderung der Basenaufnahme durch die Mikroteilchen aufgezeichnet werden konnte. Der Prozentsatz der immobilisierten Base auf den Mikroteilchen wurde aus den Erschöpfungsdaten bestimmt und danach durch Elementaranalyse auf Stickstoff verifiziert.
Beispiel XI
Herstellung von mikroteilchenförmigem Anionenaustauscher (AE-1) auf Polyglykolidbasis
Die Herstellung des Anionenaustauschers wurde in zwei Stufen erreicht. Polyglykolid mit niedrigem Molekulargewicht wurden nach einem ähnlichen Polymerisationsschema wie in Beispiel VII hergestellt, jedoch unter Verwendung der folgenden Polymerisationscharge: Glykolid (1 Mol, 116 g), 1,3-Propandiol als Initiator (30 mmol, 2,22 g) und Zinn(II)octoat (0,03 mmol). Die Größenreduktion und Reinigung des Polymers wurden wie in Beispiel VII beschrieben durchgeführt. In der zweiten Stufe wurden die praktisch nicht-ionischen Mikroteilchen in heißer verdünnter Lösung (~ 80°C) von Hexandiamin mit bekannter Konzentration in Dioxan unter Argon 2 bis 4 Stunden lang inkubiert. Die Konzentration des Diamins in Dioxan wurde durch Acidimetrie bestimmt. Als die Reaktion praktisch aufhörte, wurden die amidierten Mikroteilchen durch Filtration getrennt, mit Dioxan gespült und unter vermindertem Druck getrocknet. Die Bindekapazität des Anionaustauschers (amidierte Teilchen) wurden durch (1) Elementaranalyse auf Stickstoff und (2) Ausmaß der Bindung an Naproxen durch Messen des aus einer verdünnten Lösung entfernten Ausmaßes an Arzneimittel mittels HPLC bestimmt. Letztere wurde durch Freisetzung des immobilisierten Naproxens mit einer verdünnten Natriumhydroxidlösung mit bekannter Konzentration bestätigt.
Beispiel XII
Bindung von basischem organischem Arzneimittel an Kationenaustauscher
Typische Beispiele für die basischen organischen Arzneimittel, die als Salze von organischer oder anorganischer Säure erhältlich sind, schließen Doxycyclin·HCl, Gentamicinsulfat und Pilocarpin·HCl ein. In typischen Experimenten wurden die genannten Arzneimittel an die Kationenaustauscher der Beispiele VII, VIII und IX nach einem ähnlichen Schema gebunden, wie in Beispiel X zur Bestimmung der Bindungskapazität der Kationenaustauscher für Pilocarpin beschrieben ist. Tabelle I zeigt den Gehalt der drei Arzneimittel, die an verschiedene Kationenaustauscher gebunden wurden.
Tabelle I Bindung basischer organischer Arzneimittel
Beispiel XIII
Binden von sauren organischen Arzneimitteln an Anionenaustauscher
sTypische Beispiele für saure organische Arzneimittel, die als Natriumsalz erhältlich sind, sind Ganciclovir, Naproxen und Ibuprofen. In typischen Experimenten wurden die genannten Arzneimittel nach einem ähnlichen Schema an den Anionenaustauscher von Beispiel XI gebunden, wie in demselben Beispiel verwendet wurde, das die Bindung von Naproxen beschreibt. Tabelle II illustriert den Gehalt an Arzneimittelbindung an den Anionenaustauscher von Beispiel XI.
Tabelle II Bindung saurer organischer Arzneimittel
Beispiel XIV Bindung von Insulin an Kationenaustauscher
In einem typischen Versuch wurde Rinderinsulin mit verdünnter Salzsäure mit bekannter Normalität behandelt, um die basischen Aminosäuresequenzen zu neutralisieren. Die Insulinlösung wurde danach mit Kationenaustauschern der Beispiele VII und VIII inkubiert. In ähnliches Schema wie in Beispiel XII beschrieben wurde verwendet. Es wurde gefunden, dass der Prozentsatz der Insulinbindung an die saure Oberfläche für die Kationenaustauscher der Beispiele VII beziehungsweise VIII 18 beziehungsweise 12% betrug.
Beispiel XV
Verkapselung mikroteilchenförmiger Ionenaustauscher, die gebundene Wirkstoffe aufweisen, mit absorbierbaren Polymeren
Typische Beispiele für die Kationen- und Anionenaustauscher, an die ein oder mehrere Wirkstoffe gebunden sind, wie in den Beispielen X bis XII beschrieben ist, wurden mit einem absorbierbaren Copolymer von Lactid und Glykolid unter Verwendung von traditionellen Mikroverkapselungs- oder Beschichtungstechniken von festen Teilchen beschichtet, wie (1) dem Emulsionsverdampfungsverfahren, das von H. Demian und S. W. Shalaby für die Verkapselung von Bariumsulfatmikroteilchen beschrieben wurde, wie in der US-Patentanmeldung USSN 08/467 361 beschrieben ist, eingereicht am 6. Juni 1995, und (2) der Koagulierung von festen Mikroteilchen, die in Polymerlösung umhüllt und durch einen Ultraschallzerstäuber (Vernebler) in ein flüssiges Medium abgegeben werden, das ein Nicht-Lösungsmittel für das Polymer ist, jedoch das Lösungsmittel (der Polymerlösung) um die umhüllten festen Mikroteilchen herum extrahieren kann. In Abhängigkeit von der Konzentration der Polymerlösung zum Umhüllen der Mikroteilchen kann die Anzahl der ursprünglich gebundenen Mikroteilchen in den umhüllten Mikroteilchen von 1 bis mehreren Hundert variieren, wobei der durchschnittliche Durchmesser eines umhüllten Mikroteilchens im Bereich von wenigen Mikrometern bis 100 µm liegt.
Ein alternatives Verfahren zur Herstellung umhüllter Mikroteilchen mit einem Durchmesser von 15 bis 50 µm beinhaltet die Verwendung von überkritischem Fluid, wie flüssigem Kohlendioxid, als Nicht-Lösungsmittel für das zerstäubte System, das oben für die Vernebelung verwendet wurde.
Beispiel XVI
Herstellung von Doxycyclin (DC) kontrollierten Abgabesystemen 1. Herstellung von Formulierung F-1 mit DC und CE-3 in GF-1 und GF-2 (Vergleich)
Doxycyclinhydrochlorid (14 g) und Kationenaustauscher CE-3 von Beispiel IX (24 g) wurden mit einer Mischung des Gelbildners GF-1 von Beispiel IV (45 g) und GF-2 von Beispiel V (17 g) bei etwa 50°C unter einer trockenen inerten Atmosphäre gemischt, um eine gleichförmige Verteilung aller Komponenten zu erreichen.
2. Herstellung von Formulierung F-2 mit DC und CE-3 in GF-2 und GF-3 (Vergleich)
Doxycyclinhydrochlorid (14 g) und Kationenaustauscher CE3 von Beispiel IX (45 g) wurden mit GF-3 aus Beispiel VI (17 g) bei etwa 40°C unter einer trockenen inerten Atmosphäre gemischt, um eine gleichförmige Verteilung aller Komponenten zu erreichen.
3. Herstellung von Formulierung F-3 mit umhülltem, DC-tragenden CE-1 in einer Mischung von GF-1 und GF-2
Doxycyclin wurde an CE-1, das nach dem Verfahren von Beispiel XII hergestellt und mit 90/10 Lactid/Glykolid-Copolymer beschichtet war (PLG-1, hergestellt bei Poly-Med nach einem Standard-Ringöffnungspolymerisationsschema), nach dem Verfahren von Beispiel XV gebunden, um Mikroteilchen mit einem durchschnittlichen Durchmesser von 75 µm herzustellen, die DC, CE-1 und PLG-1 in einem Verhältnis von 1,5:6,5:2 umfassten. Die beschichteten arzneimittelbeladenen Mikroteilchen (30 g) und Doxycyclinhydrochlorid (8 g) wurden mit einer Mischung des Gelbildners GF-1 von Beispiel IV (40 g) und GF-2 von Beispiel V (12 g) bei etwa 40°C unter einer trockenen inerten Atmosphäre gemischt, um gleichförmige Verteilung aller Komponenten zu erreichen.
4. Herstellung von Formulierung F-4 mit umhülltem und nichtumhülltem (Vergleich) Doxycyclinhydrochlorid in GF-1 und GF-2
Mikroteilchen aus Doxycyclinhydrochlorid mit einem durchschnittlichen Durchmesser von 20 µm wurden in einer 90/10 Lactid/Glykolid-Copolymerlösung in Methylenchlorid (PLG-1, hergestellt bei Poly-Med mit einem Standard-Ringöffnungspolymerisationsschema) unter Verwendung eines Ultraschallzerstäubers nach dem in Beispiel XV beschriebenen Verfahren hergestellt. Die resultierenden Mikroteilchen hatten einen durchschnittlichen Durchmesser von etwa 50 µm und bestanden aus etwa 50 Doxycyclinhydrochlorid und 50% PLG-1. Das umhüllte Arzneimittel (10 g), unbeschichtetes Doxycyclinhydrochlorid (7 g) wurden mit einer Mischung des Gelbildners GF-1 von Beispiel IV (70 g) und GF-2 von Beispiel V (12 g) bei 40°C unter einer trockenen inerten Atmosphäre gemischt, um gleichförmige Verteilung aller Komponenten zu erreichen.
Beispiel XVII
Herstellung von Formulierung F-5 mit umhülltem, Insulin-tragenden CE-1 in einer Mischung von GF-1 und GF-2
An CE-1-Mikroteilchen mit einem durchschnittlichen Durchmesser von etwa 10 µm gebundenes Insulin wurde nach dem Verfahren von Beispiel XII hergestellt und mit 90/10 Lactid/Glykolid-Copolymer (PLG-1, hergestellt nach einem Standard-Ringöffnungspolymerisationsschema bei Poly-Med) unter Verwendung eines Ultraschallzerstäubers nach dem Verfahren von Beispiel XV umhüllt. Die resultierenden Mikroteilchen hatten einen durchschnittlichen Durchmesser von etwa 75 µm und umfassten Insulin, CE-1 und PLG-1 in einem Verhältnis von 1:0:7,2. Die umhüllten Insulin-beladenen Mikroteilchen (20 g) wurden mit einer Mischung des Gelbildners GF-1 von Beispiel IV (60 g) und GF-2 von Beispiel V (20 g) bei etwa 37°C unter einer trockenen inerten Atmosphäre gemischt, um gleichförmige Verteilung aller Komponenten zu erreichen.
Beispiel XVIII
Herstellung von Formulierung F-6 mit umhülltem, Gentamicintragenden CE-1 und Gentamicin in einer Mischung von GF-1 und GF-2
An CE-1-Mikroteilchen mit einem durchschnittlichen Durchmesser von etwa 10 µm gebundenes Gentamicin wurde nach dem Verfahren von Beispiel XII hergestellt und mit 90/10 Lactid/Glykolid-Copolymer (PLG-1, hergestellt nach einem Stan dard-Ringöffnungspolymerisationsschema bei Poly-Med) unter Verwendung eines Ultraschallzerstäubers (Verneblers) nach dem Verfahren von Beispiel XV umhüllt. Die resultierenden Mikroteilchen hatten einen durchschnittlichen Durchmesser von 75 µm und umfassten Gentamicin, CE-1 und PLG-1 in einem Verhältnis von 1:7:2. Die umhüllten Mikroteilchen (20 g) und Gentamicinsulfat (3 g) wurden mit einer Mischung des Gelbildners GF-1 von Beispiel IV (45 g) und GF-2 von Beispiel V (32 g) bei etwa 40°C gemischt, um gleichförmige Verteilung aller Komponenten zu erreichen.
Beispiel XIX
Vergleichsbewertung des In Vitro-Freisetzungsprofils von Arzneimittelformulierungen
Ein Aliquot einer gelbildenden Formulierung mit einer Masse von 50 mg wurde in einem kontinuierlichen Durchflusszellsystem angeordnet, wobei eine gepufferte Phosphatlösung bei pH 7,2 und 37°C mit einer Rate von etwa 45 ml/h tangential an der Oberfläche der Gelmasse entlang floss. Bei festen umhüllten Mikroteilchen (kein Gelbildner) wurde eine Modifizierung der Durchflusszelle verwendet, die das Fließen des Puffers über die gesamte Masse zuließ. Proben des Puffers, der das freigesetzte Arzneimittel enthielt, wurden bei 4°C aufgefangen und in 1- oder 2-Tagesintervallen auf Arzneimittelkonzentrationen analysiert. Das Freisetzungsprofil der individuellen Formulierungen wurde über einen Zeitraum von 2 Wochen bestimmt. Die relative kumulative Prozentuale Freisetzung nach 2 Wochen wird in Tabelle III in einer Skala von 1 bis 10 abgebildet, wobei 1 und 10 für eine sehr langsame beziehungsweise sehr schnelle Freisetzung stehen. Tabelle III Profil der relativen Freisetzung von festen und gelbildenden Arzneimittelfreisetzungssystemen

(a) A = beschichtete feste Mikroteilchen; B = gelbildendes System
(b) wie bei XVII, jedoch ohne die flüssigen Gelbildner

Beispiel XX (Vergleich)
Herstellung und Bewertung von intravitrealer Formulierung von Ganciclovir
Ganciclovir-Natrium (1.0 g), ein antivirales Arzneimittel zur Behandlung von Megalovirus-Retinitis, wurde mit einer Mischung der Gelbildner GF-1L (4,5 g) und GF-2L (4,5 g) (den auf dl-Lactid basierenden Analoga von GF-1 und GF-2 von Beispielen I beziehungsweise II, d. h. dl-Lactid wurde anstelle von Trimethylencarbonat bei der Herstellung des Copolymers verwendet) in einer inerten trockenen Atmosphäre bei etwa 40°C gemischt, um gleichförmige Verteilung aller Komponenten zu erreichen. Das in vitro-Freisetzungsprofil der gelbildenden Formulierung wurde mit dem kontinuierlichen Durchflusszellensystem von Beispiel XIX bewertet. Die Arzneimittelkonzentration wurde mit HPLC bestimmt. Die Ergebnisse zeigen, dass das System mindestens 2 Wochen lang Freisetzung zeigte. Mit einer Spritze mit kleiner Nadelstärke wurde die Formulierung leicht intravitreal in das Auge des Kaninchens verabreicht. Während des Untersuchungszeitraums konnte keine nachteilige Reaktion nachgewiesen werden.
Beispiel XXI
Herstellung und Bewertung von Ricin A-Ketten-Vakzinformulierungen (F-7 und F-8), die CE-RG und GF-3L enthielten
1. Herstellung von Formulierung F-7 (Vergleich)
Ein Gelbildner (GF-3L), der auf einer 62:19:19-Mischung von drei Copolymeren von Polyethylenglykol-400 und 60/40 dl-Lactid/Glykolid-Copolymeren mit einem PEG-Polyesterverhältnis von 20/80, 30/70 beziehungsweise 85/15 basierte, wurde als flüssiger Träger verwendet. Die Copolymere wurden nach dem in der US-A-5 612 052 beschriebenen Verfahren hergestellt, worauf hier Bezug genommen wird. Zur Herstellung von Formulierung F-7 wurde Ricin A-Kette (20 µg) (aus einer wässrigen Lösung mit anschließender Lyophilisierung) auf der Oberfläche des Kationenaustauschers CE-G (10 mg) (hergestellt wie nachfolgend beschrieben) immobilisiert und danach unter aseptischen trockenen Bedingungen in GF-3L (190 µl) dispergiert.
Der Kationenaustauscher CE-G wurde nach dem gleichen Verfahren hergestellt, das für CE-2 verwendet worden war, außer dass Äpfelsäure als Initiator durch Glykolsäure ersetzt wurde. Die Gelbildner GF-1L und GF-2L sind die Lactid-Analoga von GF-1 und GF-2, die unter Verwendung von dl-Lactid anstelle von Trimethylencarbonat hergestellt sind.
2. Herstellung von Formulierung F-8
In diesem Beispiel wurde Formulierung F-8 in der gleichen Weise wie F-7, beschrieben in Beispiel XXI, hergestellt, außer dass der Kationenaustauscher mit dem immobilisierten Vakzin mit PLG-1 wie in Beispiel XVI beschrieben umhüllt wurde und das Mischen mit den Komponenten bei 25°C durchgeführt wurde.
3. In Vivo-Bewertung der Formulierung F-7
Um die Antikörperreaktion auf F-7 zu bewerten, wurde die Formulierung Mäusen subkutan injiziert und die Tiere wurden periodisch über einen Zeitraum von 21 Wochen zur Ader gelassen. Die Mäuseseren wurden mittels ELISA untersucht. Ergebnisse zeigten, dass die Antikörperreaktion wegen der kontrollierten Freisetzung des Vakzins über den gesamten Untersuchungszeitraum bestehen blieb.
Beispiel XXII
Herstellung, Mikronisierung und Reinigung von Poly(glykolsäure)polymeren, initiiert mit Citronensäure (PGCA), zur Verwendung als Kationenaustauscher (CE)
1. 7/1 PGCA
Ein 500 ml Glasreaktor wurde mit 242,63 g Glykolid (Purac Biochem, Arkelsedijk, Niederlande) und 57,37 g Citronensäure (Aldrich, Gillingham, Dorset, GB) beladen. Die Citronensäure war in einer Abderhalden-Apparatur (Aldrich, St. Louis, Missouri, USA) über Silikagel (Fisher Scientific, Loughborough, Leics., GB) weiter getrocknet. Der Reaktor wurde bei etwa 40°C in ein Ölbad getaucht und etwa 30 Minuten lang unter Vakuum (0,04 mbar) gesetzt. Das Bad wurde dann abgesenkt und seine Temperatur auf etwa 110°C erhöht. Nachdem diese Temperatur er reicht war, wurde der Reaktor unter eine Atmosphäre von sauerstofffreiem Stickstoff gesetzt und erneut eingetaucht. Der Inhalt wurde mit etwa 100 UpM mit einem Heidolph-Rührer gerührt (Heidolph Elektro GmbH, Kelheim, Deutschland). Nachdem der Reaktorinhalt geschmolzen war, wurden 1,09 ml 0,1 M Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung (Sigma, St. Louis, Missouri, USA) in Toluol (Riedel de-Haen, Seelze, Deutschland) zugeführt (stöchiometrisches Verhältnis von 50 ppm). Über eine Falle mit flüssigem Stickstoff wurde etwa 30 Sekunden lang erneut Vakuum angelegt, um Toluol ohne signifikante Entfernung von Monomer zu entfernen. Die Ölbadtemperatur wurde danach etwa 5 Minuten lang auf etwa 120°C erhöht, bevor sie weiter auf etwa 150°C erhöht wurde. Sie wurde etwa 4 Stunden lang unter konstantem mechanischem Rühren mit etwa 100 UpM auf dieser Temperatur gehalten. Das Titelpolymer wurde erhalten.
2. 10/1 PGCA
Das Titelpolymer wurde nach dem Verfahren von Beispiel Ia erhalten, wobei jedoch 257,40 g Glykolid, 42,60 g Citronensäure und 1,10 ml 0,1 M Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung in Toluol verwendet wurden (stöchiometrisches Verhältnis von 50 ppm).
3. 15/1 PGCA und 15/1 PGCA
Ein flammengetrockneter Harzkessel, der mit einem mechanischen Rührer und einem Argoneinlass ausgestattet war, wurde mit Glykolid (2,586 Mol, 300 g), wasserfreier Citronensäure (0,172 Mol, 33 g) und Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 862 ml, 0,172 mmol) gefüllt. Der Polymerisationsreaktor und sein Inhalt wurden mehrfach mit trockenem Argon gespült. Nachdem die Polymerisationscharge geschmolzen war, wurden die Reaktanten erwärmt und bei etwa 160°C gerührt, bis das Polymer aus der Schmelze auszufallen begann. Kurz nach der partiellen Ausfällung wurde das Rühren beendet und die Reaktion bei etwa 160°C etwa zwei Stunden lang fortgesetzt. Am Ende der Polymerisation wurde die Temperatur unter 120°C abgesenkt, und der Monomerüberschuss wurde unter vermindertem Druck entfernt. Die Zusammensetzung des isolierten Polymers wurde mittels Infrarot- und NMR-Spektroskopie verifiziert.
4. Mikronisierung
Jedes der Polymere der Beispiele XXII (1), (2) und (3) wurde zuerst mit einer Schneidmühle (IKA, Staufen, Deutschland) gemahlen. Sie wurden danach in einem Aljet Mikronisierer (Fluid Energy Aljet, Plumsteadsville, Pennsylvania, USA) mit einem unter Druck stehenden trockenen Stickstoffstrom mikronisiert. Beispiel XXII(1) hatte eine mittlere Teilchendurchmessergröße von 24,84 µm gemäß Analyse in einem Malvern Mastersizer/E (Malvern, Worcs., GB) unter Verwendung eines Volumenverteilungsmodells und 200/5 cS Silikonöl (Dow Corning, Seneffe, Belgien) als Dispergiermittel. Beispiele XXII(2) und (3) hatten mittlere Teilchendurchmessergrößen von 4,69 µm beziehungsweise 6,31 µm nach der Mikronisierung.
5. Reinigung/Natriumsalzbildung
50 g-Chargen der Beispiele XXII(1), (2) und (3) wurden in 2 L Aceton (Riedel de-Haen, Seelze, Deutschland) dispergiert und etwa 30 Minuten lang in ein Schallbehandlungsgerät (Branson Ultrasonics BY, Soest, Niederlande) gestellt. Während dieser Zeit wurde die Dispersion auch mit etwa 9500 UpM unter Verwendung eines Ultra-turrax T25-Homogenisierers (IKA, Staufen, Deutschland) homogenisiert. Nach dieser Schallbehandlungs-/Homogenisierungsstufe wurde die Dispersion mit etwa 5000 UpM etwa 30 Minuten lang in einer Sorvall-Zentrifuge (Sorvall, Wilmington, Delaware, USA) zentrifugiert. Der Überstand wurde verworfen, die Zentrifugenkuchen erneut in frischem Aceton suspendiert und die Schallbehandlungs-/Homogenisierungsstufe wiederholt. Nachdem die zweite Zentrifugation abgeschlossen war, wurde der Überstand verworfen und die Kuchen erneut in entionisiertem Wasser suspendiert. Eine letzte Schallbehandlungs-/Homogenisierungsstufe wurde dann durchgeführt, um jegliches verbleibende Aceton zu entfernen, und die Dispersion wurde erneut etwa 30 Minuten lang mit etwa 5000 UpM zentrifugiert.
Die Zentrifugenkuchen wurden erneut in frischem entionisiertem Wasser suspendiert und der pH-Wert der Dispersion wurde überwacht. Ausreichende Volumina von 0,2 M Natriumcarbonatlösung wurden in jedem Fall (unter Rühren) zugesetzt, um den pH-Wert auf zwischen etwa pH 8 und etwa pH 9 zu erhöhen. Die Dispersionen wurden etwa 30 Minuten lang rühren gelassen, bevor sie über einem Whatman Nr. 1 (24 cm Durchmesser) Filterpapier (Whatman Intl. Ltd., Maidstone, Kent, GB) vakuumfiltriert wurden. Die Filterkuchen wurden mit weiterem entionisiertem Wasser gespült, gefroren und in einem Edwards SuperModulyo Lyophilisierer (Edwards, Crawley, West Sussex, GB) lyophilisiert.
Die Reinigung wurde durch Differentialscanningkalorimetrie (DSC) unter Verwendung eines TA DSC912S (TA Instruments, New Castle, Delaware, USA) mit einer Heizgeschwindigkeit von 10°C/Min überwacht.
Die in jedem der Fälle erhaltenen DSC-Thermogramme zeigten keinen endothermen Peak für monomeres Glykolid, sondern Endothermen bei 176°C, 178°C und 180°C für die Beispiele I(a), I(b) beziehungsweise I(c).
Beispiel XXIII
Herstellung, Mikronisierung und Reinigung eines Poly(glykolsäure)polymers, initiiert mit Weinsäure (PGTA) zur Verwendung als Kationenaustauscher (CE)
1. 10/1 PGTA
Ein 500 ml Glasreaktor wurde mit 264,65 g Glykolid (Purac Biochem, Arkelsedijk, Niederlande) und 34,22 g L-Weinsäure (Riedel de-Haen, Seelze, Deutschland) beladen. Die Weinsäure war in einer Abderhalden-Apparatur (Aldrich, St. Louis, MO, USA) über Silikagel (Fisher Scientific, Loughborough, Leics., GB) weiter getrocknet worden. Der Reaktor wurde bei etwa 40°C in ein Ölbad getaucht und etwa 30 Minuten lang unter Vakuum (0,04 mbar) gesetzt. Das Bad wurde dann abgesenkt und seine Temperatur auf etwa 110°C erhöht. Nachdem diese Temperatur erreicht war, wurde der Reaktor unter eine Atmosphäre von sauerstofffreiem Stickstoff gesetzt und erneut eingetaucht. Der Inhalt wurde mit etwa 100 UpM mit einem Heidoplh-Rührer gerührt (Heidolph Elektro GmbH, Kelheim, Deutschland). Nachdem der Reaktorinhalt geschmolzen war, wurden 1,14 ml 0,1 M Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung (Sigma, St. Louis, Missouri, USA) in Toluol (Riedel de-Haen, Seelze, Deutschland) zugefügt (stöchiometrisches Verhältnis von 50 ppm). Über eine Falle mit flüssigem Stickstoff wurde etwa 30 Sekunden lang erneut Vakuum angelegt, um Toluol ohne signifikante Entfernung von Monomer zu entfernen. Die Ölbadtemperatur wurde danach etwa 5 Minuten lang auf etwa 120°C erhöht, bevor sie weiter auf etwa 150°C erhöht wurde. Sie wurde etwa 4 Stunden lang unter konstantem mechanischem Rühren mit etwa 100 UpM auf dieser Temperatur gehalten. Das Titelpolymer wurde erhalten und wie im Folgenden gezeigt weitverarbeitet.
2. Mikronisierung
Beispiel XXIII(1) wurde zuerst mit einer Schneidmühle (IKA, Staufen, Deutschland) gemahlen. Es wurde danach in einem Aljet Mikronisierer (Fluid Energy Aljet, Plumsteadsville, Pennsylvania, USA) mit einem unter Druck stehenden trockenen Stickstoffstrom mikronisiert. Dies ergab einen mittleren Teilchendurchmesser von 12,42 µm gemäß Analyse in einem Malvern Mastersizer/E (Malvern, Worcs., GB) unter Verwendung eines Volumenverteilungsmodells und 200/5 cS Silikonöl (Dow Corning, Seneffe, Belgien) als Dispergiermittel.
3. Reinigung/Natriumsalzbildung
Eine 50 g-Charge von Beispiel XXIII(1) wurde in 2 L Aceton (Riedel de-Haen, Seelze, Deutschland) dispergiert und etwa 30 Minuten lang in ein Schallbehandlungsgerät (Branson Ultrasonics BY, Soest, Niederlande) gestellt. Während dieser Zeit wurde die Dispersion auch mit etwa 9500 UpM unter Verwendung eines Ultra-turrax T25-Homogenisierers (IKA, Staufen, Deutschland) homogenisiert. Nach dieser Schallbehandlungs/Homogenisierungsstufe wurde die Dispersion mit etwa 5000 UpM etwa 30 Minuten lang in einer Sorvall-Zentrifuge (Sorvall, Wilmington, Delaware, USA) zentrifugiert. Der Überstand wurde verworfen, die Zentrifugenkuchen erneut in frischem Aceton suspendiert und die Schallbehandlungs/Homogenisierungsstufe wiederholt. Nachdem die zweite Zentrifugation abgeschlossen war, wurde der Überstand verworfen und die Kuchen erneut in entionisiertem Wasser suspendiert. Eine letzte Schallbehandlungs-/Homogenisierungsstufe wurde dann durchgeführt, um jegliches verbleibende Aceton zu entfernen, und die Dispersion wurde erneut etwa 30 Minuten lang mit etwa 5000 UpM zentrifugiert.
Die Zentrifugenkuchen wurden erneut in frischem entionisiertem Wasser suspendiert und der pH-Wert der Dispersion wurde überwacht. Es wurde ein ausreichendes Volumen 0,2 M Natriumcarbonatlösung zugefügt, um den pH-Wert auf zwischen etwa pH 8 und etwa pH 9 zu erhöhen. Die Dispersionen wurden etwa 30 Minuten lang rühren gelassen, bevor sie über einem Whatman Nr. 1 (24 cm Durchmesser) Filterpapier. (Whatman Intl. Ltd., Maidstone, Kent, GB) vakuumfiltriert wurden. Die Filterkuchen wurden mit weiterem entionisiertem Wasser gespült, gefroren und in einem Edwards SuperModulyo Lyophilisierer (Edwards, Crawley, West Sussex, GB) lyophilisiert.
Die Reinigung wurde durch DSC unter Verwendung eines TA DSC912S (TA Instruments, New Castle, Delaware, USA) mit einer Heizgeschwindigkeit von 10°C/Min überwacht. Das erhaltene DSC-Thermogramm zeigte keinen endothermen Peak für monomeres Glykolid, sondern eine Endotherme bei 181°C.
4. 15/1 PGTA
Das Titelpolymer wurde nach dem für Beispiel XXII(3) beschriebenen Verfahren hergestellt, wobei jedoch Glykolid (2,586 Mol, 300 g), wasserfreie Weinsäure (0,172 Mol, 26,8 g) und Zinn(II)octoat (0,2 M in Toluol, 862 ml, 0,172 mmol) verwendet wurden. Differentialscanningkalorimetrie wurde zur Bestimmung der Schmelztemperatur des Polymers verwendet (T_m = 204°C).
Das feste Polymer wurde mit einer Wiley-Mühle gemahlen, um einen durchschnittlichen Teilchendurchmesser von etwa 125 µm zu erreichen. Weitere Reduktion der Teilchengröße auf 5-10 µm Durchmesser wurde mit einer Strahlmühle bewirkt, die unter Druck stehenden, trockenen Stickstoff erhielt. Die resultierenden Mikroteilchen wurden mit Aceton gespült, um Spurenmen gen an Monomer und Oligomeren mit niedrigem Molekulargewicht zu entfernen. Das Produkt wurde dann bis zum Gebrauch unter vermindertem Druck bei etwa 40°C getrocknet. Der durchschnittliche Durchmesser des trockenen Mikroteilchens wurde durch ein Teilchengrößenanalysegerät bestimmt.
Beispiel XXIV
Herstellung von Poly(lactid-co-glykolid)-Copolymeren, initiiert mit Propandiol (PLGPD), zur Verwendung als Umhüllungsmaterialien
1. 75/25 P(1)LGPD
Ein 500 ml Glasreaktor wurde mit 235,01 g l-Lactid (Purac Biochem, Arkelsedijk, Niederlande), 63,09 g Glykolid (Purac Biochem, Arkelsedijk, Niederlande) und 1,90 g Propandiol (Riedel de-Haen, Seelze, Deutschland) und danach 3,96 ml einer 0,1 M Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung (Sigma, St. Louis, Missouri, USA) in Toluol (Riedel de-Haen, Seelze, Deutschland) beladen. Nachdem etwa eine Stunde lang unter Vakuum getrocknet wurde, um das Toluol zu entfernen, wurde der Reaktor unter einer Atmosphäre aus sauerstofffreiem Stickstoff angeordnet und in ein Ölbad getaucht, das auf etwa 160°C vorgeheizt worden war. Der Reaktorinhalt wurde mit etwa 100 UpM mit einem Heidolph-Rührer gerührt (Heidolph Elektro GmbH, Kelheim, Deutschland). Nachdem der Inhalt geschmolzen war, wurde die Temperatur auf etwa 180°C erhöht und auf dieser Höhe etwa 3 Stunden lang gehalten. Es wurde ein amorphes Copolymer erhalten. Es wurde durch Gelpermeationschromatographie (GPC) mit einem Waters 510 Pump, Waters 410 Differentialrefraktometer (Waters, Milford, Massachusetts, USA) mit Lichtstreuungsdetektion mit einem Wyatt Minidawn Lichtstreuungsdetektor (Wyatt Technology Corporation, Santa Barbara, California, USA) gefunden, dass das Copolymer ein Molekulargewicht (M_w) von etwa 12.500 g/Mol hatte.
2. 90/10 P(1) LGPD
Das Titelprodukt wurde nach dem Verfahren von Beispiel XXIV(1) synthetisiert, wobei jedoch 274,31 g l-Lactid, 24,55 g Glykolid, 1,14 g Propandiol und 3,89 ml einer 0,1 M Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung in Toluol verwendet wurden (stöchiometrisches Verhältnis von 200 ppm). Es wurde ein kristallines Copolymer erhalten. Es wurde mittels GPC gefunden, dass das Copolymer ein Molekulargewicht von etwa 20.780 g/Mol hatte.
3. 90/10 P(d,l) LGPD
Das Titelprodukt wurde nach dem Verfahren von Beispiel XXIV(1) erhalten, wobei jedoch 274,31 g d,l-Lactid, 24,55 g Glykolid, 1,14 g Propandiol und 3, 86 ml einer 0,1 M Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung in Toluol verwendet wurden (stöchiometrisches Verhältnis von 200 ppm). Es wurde ein amorphes Copolymer erhalten. Es wurde mittels GPC gefunden, dass das Copolymer ein Molekulargewicht von etwa 20.650 g/Mol hatte.
4. Poly(l-lactid-co-d,l-lactid)-Copolymer, initiiert mit Propandiol (PLGPD) zur Verwendung als Beschichtungsmaterial 80/20 P(l)L(d,l)LPD
Das Titelprodukt wurde nach dem Verfahren von Beispiel XXIV(1) erhalten, wobei jedoch 239,09 g l-Lactid, 59,77 g d,l-Lactid (Purac Biochem, Arkelsedijk, Niederlande), 1,14 g Propandiol und 3,96 ml einer 0,1 M Zinn(II)-2-ethylhexanoatlösung in Toluol verwendet wurden (stöchiometrisches Verhältnis von 200 ppm). Es wurde ein amorphes Copolymer erhalten. Es wurde mittels GPC gefunden, dass das Copolymer ein Molekulargewicht (M_w) von 22.320 g/Mol hatte. Es zeigte einen Glasübergang bei 48°C mittels DSC.
5. Reinigung
Die Beispiele XXIV(1), (2) und (3) wurden jeweils durch Vernebelung einer 30% (Gew./Gew.) Lösung in Acetonitril (Labscan, Dublin, Irland) mit 8 ml/Min in entionisiertes Wasser, das auf etwa 2°C abgekühlt worden war, in einem 6 L ummantelten Reaktor gewaschen, der mit einem Zirkulationsbad verbunden war, und mit etwa 350 UpM mit einem Heidolph-Rührer (Heidolph Elektro GmbH, Kelheim, Deutschland gerührt. Die Lösungen wurden mit einer Masterflex-Pumpe (Cole Parmer Instrument Co., Niles. Illinois, USA) in eine Vibra-Cell VC 50 Zerstäuberdüse (Bioblock, Illkirch, Frankreich) eingeführt und die Verneblung mit einer Schallfrequenz von 12 kHz erreicht. Die erhaltenen Dispersionen wurden über Whatman Nr. 1 (24 cm Durchmesser) Filterpapieren filtriert und die Filterkuchen mit entionisiertem Wasser gespült, gefroren und in einem Edwards SuperModulyo Lyophilisierer (Edwards, Crawley, West Sussex, GB) lyophilisiert.
Die Reinheit wurde mittels DSC mit einem TA DSC912S (TA Instruments, New Castle, Delaware, USA) mit einer Heizrate von 10°C/Min bestätigt, die Glasübergänge (T_g) für die Beispiele V(a), V(b) und V(c) von 44°C, 49°C beziehungsweise 45°C zeigte.
Es sei darauf hingewiesen, dass die hier beschriebenen Beispiele nur der Veranschaulichung, nicht aber der Einschränkung dienen und verschiedene Modifikationen und/oder Änderungen, die sich dem Fachmann ergeben, in den Geist dieser Anmel dung und den Geltungsbereich der angefügten Ansprüche eingeschlossen sein sollen.

Claims

Hydrogel bildende, selbst-solvatisierende, absorbierbare Polyestercopolymerzusammensetzung, die bei Kontakt mit einer wässrigen Umgebung zu selektiver segmentweiser Assoziation zu einer anschmiegsamen Hydrogelmasse in der Lage ist, wobei das Copolymer (Komponente A) umfasst: (i) einen hydrophoben Polyesterblock X und einen hydrophilen Block Y, wobei die Blöcke X und Y kovalent in einer Anordnung ausgewählt aus der Gruppe umfassend X-Y-X, (X-Y)_n und verzweigten Strukturen davon miteinander verbunden sind; wobei der hydrophobe Block mehr als 50% der Masse des Copolymers ausmacht und von einem Verfahren abgeleitet ist, das Ringöffnung von einem oder mehreren cyclischen Monomer(en) ausgewählt aus der Gruppe umfasst, die durch Glykolid, Lactid, Trimethylencarbonat, ε-Caprolacton und p-Dioxanon dargestellt wird; (ii) biologisch wirksames Mittel oder Mischungen von biologisch wirksamen Mitteln, die in dem Copolymer (Komponente A) in Form von (1) Mikroteilchendispersion, (2) einer auf der Oberfläche abgelagerten Beschichtung auf absorbierbaren, mikroporösen Teilchen, oder (3) auf der Oberfläche von absorbierbaren Mikroteilchen ionisch gebundenen Molekülen vorliegt bzw. vorliegen, die unter Bildung von Mikrokapseln in einem absorbierbaren Polymer ausgewählt aus kristallinem oder nichtkristallinem Lactid/Glycolid-Copolymer, amorphem l-Lactid/d,l-Lactid-Copolymer, Caprolacton/Glycolid-Copolymer oder Trimethylencarbonat/Glycolid-Copolymer, das in Chloroform, Methylenchlorid, Aceton, Acetonitril, Ethylacetat oder Ethylformiat löslich ist, eingekapselt sind.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 1, die Mikroteilchen aus Hydroxyprolin umfasst, die in dem absorbierbaren Polymer eingekapselt sind.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 1 gemischt mit Alkoxyalkylcyanacrylat oder wasserfreiem Eisen(III)chlorid.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 3, bei der das Alkoxyalkylcyanacrylat Methoxypropylcyanacrylat ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 4, bei der das Alkoxyalkylcyanacrylat 5 bis 50 Gew.-% des Gemisches ausmacht.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 5, bei der das Gemisch ein hämostatisches Mittel ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 1, die ferner eine endständige Hydroxygruppe umfasst, die mit einem cyclischen Anhydrid acyliert ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 7, bei der das cyclische Anhydrid Glutaranhydrid ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 2, die ferner Mikroteilchen der freien Säure von Naproxin-Natrium umfasst.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das biologisch wirksame Mittel auf einem absorbierbaren festen Mikroteilchenträger abgelagert ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 10, bei der das wirksame Mittel Doxycyclin ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 11, bei der das Polymer ein Lactid/Glykolid-Copolymer ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 1, die eine Komponente mit niedrigem Molekulargewicht umfasst, die mit dem Copolymer assoziiert ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 13, bei der der mikroporöse Mikroteilchenträger Oberflächen- oder Gesamtmassenmikroporosität aufweist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 14, bei der die Oberfläche ionisierbare funktionelle Gruppen umfasst, die eine anionische oder kationische stationäre Phase erzeugen können.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 15, bei der die anionische Phase einen Komplex mit einem immobilisierten biologisch wirksamen Mittel oder einer immobilisierten Mischung von Mitteln bildet, der eine oder mehrere basische, ionogene Gruppen trägt.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 15, bei der die kationische stationäre Phase einen Komplex mit einem immobilisierten biologisch wirksamen Mitel bildet, der eine oder mehrere saure Gruppen trägt.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 16, bei der das wirksame Mittel ein Antibiotikum ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 18, bei der das Antibiotikum ein Doxycyclin ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 19, bei der das Mikroteilchen individuell oder in Gruppen in dem Polymer eingekapselt ist.
Copolymerzusammensetzung nach einem der Ansprüche 13 bis 20 in Form einer pharmazeutischen Formulierung, bei der der Träger ein pharmazeutisch akzeptabler Träger zur Behandlung von Augenerkrankungen oder -befindlichkeitsstörungen ist, wie viralen Infektionen, Glaukom, Entzündung und Immunogenität bei einem Patienten, der an derartigen Erkrankungen leidet, vorzugsweise in Form einer intraokular injizierbaren Formulierung, oder eines pharmazeutisch akzeptablen Trägers zur Beschleunigung der Schnittwundenheilung und zur Verringerung der Narbenbildung bei einem Patienten mittels eines Verfahrens, bei dem die Formulierung an der Erkrankungsstelle angeordnet wird.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 13, bei der der Träger in einer sterilen wässrigen Formulierung zur parenteralen Verabreichung dispergiert ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 13, bei der das wirksame Mittel ein Polypeptid ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 13, bei der das wirksame Mittel ein Protein ist.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 24, bei der das Protein ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Insulin, Interferon, Wachstumshormon, Erythropoietin und Ricin-A-Kette.
Copolymerzusammensetzung nach Anspruch 24, bei der das wirksame Mittel ein Vakzin ist.
Verfahren zur Herstellung eines eingekapselten Mikroteilchens unter Bildung von Mikrokapseln, bei dem ein gebundenes Mikroteilchen in Copolymeren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 26 mit einem absorbierbaren Polymer ausgewählt aus kristallinem oder nicht-kristallinem Lactid/-Glykolid-Copolymer, amorphem l-Lactid/d,l-Lactid-Copolymer, Caprolacton/Glykolid-Copolymer oder Trimethylencarbonat/Glykolid-Copolymer, das in Chloroform, Methylenchlorid, Aceton, Acetonitril, Ethylacetat oder Ethylformiat lösbar ist, eingekapselt wird.