ES2202382T3 - Material de implantes quirurgicos o vendajes que libera un farmaco. - Google Patents
Material de implantes quirurgicos o vendajes que libera un farmaco.Info
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Abstract
SE MUESTRA UN IMPLANTE QUIRURGUICO O VENDAJE DE HERIDA EXTERNA QUE FUNCIONAN EN AMBOS CASOS COMO HEMOSTATICOS Y DISPOSITIVO PARA SUMINISTRAR DE FORMA EFECTIVA Y SEGURA CUALQUIER TIPO DE MEDICAMENTOS A UN TEJIDO DE DESTINO CON UNA TASA CONTROLADA. EL DISPOSITIVO GENERALMENTE INCLUYE UN VEHICULO EN LA FORMA DE FIBRAS, SUTURAS, MATERIALES, ESPUMAS SOLIDAS O VENDAJES , UN MEDICAMENTO EN FORMA DE MICROPARTICULADO SOLIDO INCORPORADO DE FORMA LIBERABLE A LAS FIBRAS DE TRANSPORTE, Y UN ADYUVANTE LIPIDICO QUE AYUDA A UNIR LAS MICROPARTICULAS A LAS FIBRAS ASI COMO A SU FUNCIONAMIENTO EN EL CUERPO.
Description
Material de implantes quirúrgicos o vendajes que
libera un fármaco.
Con el propósito de mejorar la efectividad y la
funcionalidad de los vendajes para heridas y los implantes
quirúrgicos, se han llevado a cabo varios intentos de incorporarles
una variedad de medicamentos tales como antibióticos, analgésicos y
similares.
Ejemplos de vendajes antibacterianos para heridas
se dan a conocer en la patente U.S. nº 4.191.743 de Klemm et
al., la patente U.S. nº 2.804.424 de Stirn et al. y la
patente U.S. nº 2.809.149 de Cusumano. Similarmente, la patente U.S.
nº 3.987.797 de Stephenson da a conocer una sutura que presenta
propiedades antimicrobianas.
Los vendajes que pretenden impulsar la curación
de las heridas se dan a conocer en la patente U.S. nº. 5.124. 155
de Reich. La mayoría de las técnicas anteriores de las gasas
quirúrgicas y los vendajes que incorporan medicamentos se realizan
impregnando el material en una solución acuosa del medicamento.
Dicho proceso puede transformar el vehículo en frágil e inflexible
con el secado. Por otra parte, es difícil controlar la tasa de
liberación del medicamento, o su efecto en tejidos periféricos,
cuando se aplica al vehículo disuelto en un estado líquido.
También, muchos medicamentos importantes son insolubles en agua y
no se pueden aplicar utilizando dicha técnica. Alternativamente, el
medicamento se aplica en la gasa o en el implante como un polvo o
polvillo que se libera rápidamente y presenta el peligro de que
grandes partículas de fármaco puedan irritar el tejido o penetrar en
el sistema circulatorio donde pueden bloquear los capilares.
Además, en adición a los vendajes de aplicación
externa, también es conocida la impregnación de un material
quirúrgico implantable con un medicamento. Por ejemplo, la patente
U.S. Nº. 5.197.977 de Hoffman Jr. et al. da a conocer un
injerto vascular sintético que se impregna con colágeno y un
medicamento.
Adicionalmente, Boyes-Varley
et al. en Int. J. Maxillafac. Surg. 1988;
17:138-141, describe la utilización en un estudio
animal de una esponja de la marca Gelfoam® con una solución salina
de medicamentos. Sin embargo, la edición de 1992 del Physicians'
Desk Reference, (Medical Economics, Co., Oradell, N.J.) advierte que
"no es recomendable que el Gelfoam® se sature con una solución
antibiótica o se espolvoree con un antibiótico en polvo." Una
advertencia similar se proporciona con la entrada de otro popular
implante quirúrgico - el hemostato absorbible de la marca Surgicel®
- que pone de manifiesto que "el hemostato Surgicel® no debería
impregnarse con agentes antiinfecciosos."
Sería deseable poseer un método para impregnar de
forma segura y eficaz los vendajes de aplicación externa así como
las esponjas implantables y los hemostatos, especialmente las
populares marcas Gelfoam® y Surgicel®. Más particularmente, sería
deseable impregnar los vendajes o implantes con medicamento, no en
una forma soluble ni en una forma de polvo sino de forma que
permitiera controlar la tasa de concentración y liberación del
fármaco.
El documento WO 89/11850-A da a
conocer un método para formar unas vesículas denominadas
microvehículos de solvente de dilución, o SDMCs, utilizados para
encapsular moléculas acompañantes asociadas, o disueltas, en la
vesícula bicapa. El procedimiento permite la formación inmediata o
retardada de las SDMCs siguiendo a la formación de una solución de
estructura estable para el almacenaje mediante la disolución de unos
materiales precursores de las bicapas anfóteras, un solvente, la
molécula acompañante, la adición de una solución acuosa y la
adición suplementaria de un solvente. Las SDMCs se forman a partir
de la solución de estructura estable por dilución en un medio
acuoso, la pulverización o la evaporación y rehidratación in
situ. También se dan a conocer unos métodos de utilización de
las SDMCs para el tratamiento de las heridas.
El documento U.S. 5.091.187-A da
a conocer que los fármacos insolubles en agua se pueden convertir
en inyectables mediante la formulación como suspensiones acuosas de
microcristales recubiertos de fosfolípidos. El fármaco cristalino se
reduce a unas dimensiones de 50 nm a 10 \mum mediante sonicación
u otros procesos que inducen a una alta rotura en presencia de
fosfolípidos u otro lípido anfipático formador de membranas. El
lípido formador de membranas estabiliza el microcristal mediante las
interacciones tanto hidrofóbicas como hidrofílicas, recubriéndolo y
envolviéndolo y protegiéndolo de este modo de la coalescencia y
transformando la sustancia farmacológica en forma sólida menos
irritante para el tejido. Una protección adicional contra la
coalescencia se obtiene mediante un recubrimiento secundario con un
lípido adicional formador de membranas en forma vesicular asociado y
rodeando pero no envolviendo las partículas de fármaco encapsuladas
en un lípido. Se definen unos preparados compatibles con el tejido
conteniendo un fármaco a unas concentraciones de hasta 40% (p/v).
Los preparados se pueden inyectar en el interior de la herida o en
muchos otros lugares, incluyendo la vía intravenosa, intraarterial,
intramuscular, intradérmica, etc. La exposición describe unos
ejemplos de preparados y resultados farmacocinéticos con
antibióticos, fármacos antihelmínticos, fármacos antiinflamatorios,
anestésicos locales y generales, y biológicos.
La invención proporciona un material de
liberación de fármacos mejorado tal como se define en la
reivindicación 1. Las formas de realización preferidas del material
según la invención son tal como se define en las reivindicaciones 2
a 17. Un método para producir el material suministrador de fármaco
tal como se define en la reivindicación 18 mientras que la
utilización del material suministrador de fármacos es tal como se
define en la reivindicación 19.
Los tipos de fármacos que se pueden utilizar
incluyen, por ejemplo, antisépticos, antibióticos,
antiinflamatorios, anestésicos locales, analgésicos, promotores de
crecimiento del tejido e inhibidores de la destrucción del tejido.
La composición farmacéutica representa preferentemente un fármaco,
cristalino o micropartícula, insoluble en agua reducido a unas
dimensiones microscópicas (20 nm-30 \mum) por
sonication, micro fluidización (Ejemplo 1) y otros métodos de
homogeneización de elevada fragmentación tales como los
Homogeneizadores Gaulin o Rannie (APV Gaulin/Rannie, St. Paul, MN) u
otros procedimientos. Los microcristales se suspenden en una
solución acuosa mediante el recubrimiento de los cristales con un
lípido formador de membranas anfipático. Dicho lípido actúa también
como un adyuvante permitiendo que las micropartículas de fármaco se
adhieran al material del vehículo de forma no covalente. El material
del vehículo saturado comprende preferentemente un espacio vacío
dimensionado microscópicamente, permitiendo la hidratación, el flujo
del fármaco y el crecimiento hacia adentro del tejido. Asimismo el
almacenamiento del fármaco en forma de micropartícula o
microcristalina le protege de la oxidación y la posible reacción
con el material del vendaje.
La invención proporciona un material quirúrgico
flexible, implantable, así como aplicable externamente, que
contiene un fármaco, a una concentración elevada. En la aplicación
en una zona quirúrgica o herida, el material libera el fármaco en el
tejido circundante a unas tasas y unas duraciones seleccionas para
tener un efecto terapéutico óptimo. Algunas formas de realización
de la invención producen un material semi-sólido
adecuado para la implantación en el hueso.
El implante de la presente invención puede
utilizarse en procesos quirúrgicos o dentales en los que es
deseable controlar simultáneamente el sangrado y la liberación de
un fármaco en el tejido adyacente de forma sostenida. En particular,
las utilizaciones contempladas incluyen la implantación de
composiciones conteniendo un fármaco y factores apropiados para
proporcionar un alivio del dolor, para controlar la inflamación,
para acelerar la regeneración de tejido o hueso y controlar la
infección.
La presente invención proporciona una manera de
suministrar un tratamiento continuado a una herida o una zona
quirúrgica con un fármaco. Cuando se utiliza con un material
vehículo resorbible, nuestra invención proporciona un mecanismo
continuado implantable de liberación sostenida para el fármaco,
consiguiendo unos beneficios terapéuticos locales así como
proporcionando una hemostasia y un entorno controlado para la
regeneración del tejido. Proporciona una amplia acumulación de
fármaco en el lugar en el que se requiere, pero en forma de fármaco
en micropartícula en una asociación controlada con el material de
la matriz del vehículo. La presente invención es claramente
ventajosa frente a los preparados extemporáneos en los que el
fármaco en macropartículas se espolvorea dentro de unos vendajes
para heridas o materiales quirúrgicos. Dicha práctica está
acompañada por el peligro de que grandes partículas del fármaco
pueden liberarse e irritar el tejido o penetrar en la circulación
donde pueden bloquear los capilares.
La Fig. 1 es un dibujo esquematizado realizado a
partir de las observaciones microscópicas de la
Lecitina-Oxitetraciclina-Matriz de
Colágeno y la
Lecitina-Oxitetraciclina-Matriz de
Celulosa a 10x y 40x aumentos.
La Fig. 2 presenta unas reproducciones
microfotográficas a 800x de una fibra del colágeno diseccionada a
partir de Oxitetraciclina-Matriz de Colágeno. El
panel A es de una microfotografía de transmisión. El panel B reseña
la fluorescencia amarilla-verde (representada en
blanco) que emerge de los microcristales de oxitetraciclina
asociados en una muestra idéntica cuando se ilumina con luz
ultravioleta. Los paneles C y D son de una microfotografía y de una
micrografía de fluorescencia (respectivamente) de otra muestra
después de la hidratación con un tampón acuoso.
La Fig. 3 representa la curva de tiempo de
liberación de oxitetraciclina de cuatro formas de impregnación de
la Matriz Colágeno con oxitetraciclina. En los Ejemplos
10-12 se dan detalles de los experimentos.
El vehículo de la presente invención puede
preparase a partir de cualquiera de las variedades de materiales
que son farmacéuticamente aceptables (no tóxicos y no alérgicos),
que pueden adherirse o implantarse dentro del tejido diana y que
pueden crearse para incorporar la composición farmacéutica. El
vehículo es fibroso. Los ejemplos de materiales incluyen, pero no
se limitan a, colágeno, colágeno químicamente entrecruzado o
gelatina, celulosa, celulosa oxidada, acetato de celulosa en forma
fibrosa, especialmente las que presentan un grado bajo de
acetilación; etilcelulosa, metilcelulosa, éter de
etilhidroxietilcelulosa en forma fibrosa; poli-D,
L-lactato; polímeros de pirrolidona en forma
fibrosa; resinas acrílicas, incluyendo poliacrilato,
polimetracrilato, y sus copolímeros, polihidroxibutirato,
polihidroxivalerato y sus copolímeros, en forma fibrosa; ácido
poliglicólico (Dexon®), poli (D, ácido
L-láctico-co-glicólico);
y poliglactin (Vicryl®). El material del vehículo preferido
contiene un espacio vacío dimensionado microscópicamente,
permitiendo la hidratación, el flujo del fármaco y crecimiento
hacia adentro del tejido.
Tal como se utiliza en la presente memoria, el
término "matriz" o "material de matriz" describe el
material del vehículo fibroso en una configuración tridimensional
(tejido, fibras acumuladas, espumas sólidas, etc.). La matriz de la
presente invención funciona no sólo como un vehículo para el
fármaco sino también como un vendaje para heridas, un hemostato
implantable o similares. Consecuentemente, es preferible utilizar
como matriz vehículo un vendaje para heridas o un hemostato
implantable que esté disponible comercialmente y definido para ser
cargado segura y eficientemente con antibióticos y otros
fármacos.
Un ejemplo de un material fibroso quirúrgicamente
implantable que puede utilizarse es el Hemostato Absorbible
Surgicel® (Johnson & Johnson Medical, Inc., Arlington TX).
Dicho producto comprende unas cintas de tela anudada de celulosa
oxidada regenerada, estérilmente empaquetada en varios tamaños,
descrita en el Physician's Desk Reference, 1992 ed. en la página
1151 que presenta unas propiedades tanto hemostáticas como
bactericidas. Se proporcionan unas instrucciones para la
utilización como un vendaje removible y como un material
implantable cuando se aplica en pequeñas cantidades. Bajo el término
"Advertencias", se indica que "el hemostato Surgicel® no
debería impregnarse con unos agentes antiinfecciosos o con otros
materiales como tampones o sustancias hemostáticas." Sin embargo,
el método de la presente invención modifica dicho aspecto y los
productos afines elaborados con fibras de celulosa para
suministrar fármacos.
Otros materiales quirúrgicos basados en fibra en
los que se aplica la presente invención, incluyendo el alginato
cálcico en forma fibrosa (Lubet-Moncla, Pat.
U.S. nº 3.431.907, 1969), materiales que incorporan gelatina
entrecruzada, carboximetilcelulosa o pectina, Pawelchak et
al., Pat. U.S. nº 4.292.972, 1981 y la discusión de la técnica
anterior en la memoria y fibronectina floculada o químicamente
entrecruzada (Reich, Pat. U.S. nº 5.124155, 1992).
El vehículo puede presentar cualquier tamaño y
forma que sean adecuados para adaptarse a una determinada cavidad
en el cuerpo o tejido en la que se aplicará. La densidad aparente
de la matriz vehículo debería ser suficientemente baja como para
permitir la incorporación de cantidades apropiadas de fármaco,
manteniendo su estructura íntegra. Para la implantación, la matriz
vehículo debería ser biodegradable y no alérgica. El tamaño
microscópico del material del vehículo se limita tan solo por el
tamaño de la cavidad a cubrir y la carga del material a resorber.
El límite inferior del tamaño se determina asimismo por
consideraciones sobre la retención en la cavidad. El tamaño y la
densidad de las fibras individuales en una espuma sólida o de tela
se limita por consideraciones sobre la fuerza mecánica y la
porosidad. Generalmente, cuanto mayor sea el tamaño microscópico y
menor sea la porosidad, más lentamente se liberará el fármaco.
El componente farmacológico (o fármaco) de la
presente invención puede ser cualquiera de entre una variedad de
sustancias que incluyen antisépticos, antibióticos,
antiinflamatorios, anestésicos locales, promotores del crecimiento
del tejido e inhibidores de la destrucción del tejido que son
sólidos en estado puro y a una temperatura inferior a 37ºC. Más
preferentemente, la sustancia farmacológica se reduce a \leq 10
\mum o a dimensiones por debajo de la micra en un medio acuoso
mediante un proceso de sonicación, microfluidización u
homogeneización descrito en las Patentes U.S nº
5.091.187 y nº 5.091.188 de Haynes. En el procedimiento de Haynes,
los fármacos insolubles en agua se transforman en inyectables por
su formulación como suspensiones acuosas de microcristales
recubiertos de fosfolípidos. El fármaco cristalino se reduce a unas
dimensiones de 50 nm a 10 \mum mediante sonicación u otros
procesos que inducen a una alta rotura en presencia de
fosfolípidos u otro lípido anfipático formador de membranas. El
lípido formador de membranas estabiliza el microcristal mediante las
interacciones tanto hidrofóbicas como hidrofílicas, recubriéndolo y
envolviéndolo y, de este modo, protegiéndolo de la coalescencia y
transformando la sustancia farmacológica sólida en menos irritante
para el tejido.
La composición farmacéutica es preferentemente un
fármaco cristalino o micropartícula de fármaco insoluble en agua
reducido a unas dimensiones microscópicas (20 nm-30
\mum) mediante sonicación, microfluidización, homogeneización,
moltura húmeda o impacto de aire u otros procedimientos. Los
microcristales, que pueden ser insolubles en agua, se suspenden en
una solución acuosa mediante el recubrimiento de los cristales con
un lípido anfipático formador de membranas. Las micropartículas del
fármaco están unidas al material del vehículo de forma no
covalente, utilizando un material adyuvante. Preferentemente, el
material del vehículo saturado comprende un espacio vacío
dimensionado microscópicamente, permitiendo la hidratación, la
confluencia del fármaco y el crecimiento hacia adentro del
tejido.
En las formas de realización preferidas de la
invención el fármaco seleccionado será sustancialmente insoluble en
agua (\leq 20mg/ml en pH fisiológico). De este modo, los
monómeros difusibles del fármaco solo estarán presentes a una
concentración baja cuando la matriz del vehículo se hidrate. La
insolubilidad en agua está asociada también con unas tasas bajas de
disolución. La liberación lenta resultante es deseable en la
mayoría de los usos terapéuticos.
En los casos en los que se requiere la
incorporación y la liberación lenta de un fármaco soluble en agua,
el fármaco puede transformarse en insoluble en agua mediante la
formación de complejos con un catión o un anión cargado con una
carga contraria como se describe en el siguiente párrafo.
Alternativamente, la liberación de los fármacos solubles en agua se
puede ralentizar mediante el recubrimiento de las micropartículas
del fármaco con lecitina u otros lípidos formadores de
membranas.
Tal como está descrito por Haynes (Patente U.S.
N^{os} 5.091.187; 5.091.188) muchos fármacos solubles en agua
pueden presentarse en forma de microcristales del fármaco mediante
la formación de complejos con aniones y cationes. Estos incluyen
2-naftalensulfanato (napsilato), gluconato, ácido
1.1' metileno bis
(2-hidroxi-3-naftalen)
carboxílico (pamoato), tolilsulfonato (tosilato), metanosulfonato
(mersilato), glucoheptanoato (gluceptato), bitartrato, ácido
poliglutámico, succinato, ácidos carboxílicos de diversas
longitudes de cadena desde acetato a behenato, bromuro, yoduro,
fosfato, nitrato, calcio, magnesio, sus complejos 1:1 ácido graso o
de fosfato y con varias aminas que incluyen dibenciletilendiamina
(benzatino), N,N' (dihidroabietilo)etilendiamina
(hidrabamina) o polímeras tales como polilisina. La elección de
dichos contraiones se ha realizado en gran medida sobre unas bases
empíricas, siendo la estabilidad de los cristales derivados y su
compatibilidad con el agua el criterio principal. Tal como está
descrito por Haynes (Patente U.S. Nº 5.246.707), dichos principios
también se pueden utilizar para transformar moléculas biológicas en
insolubles. Dicho principio se puede aplicar también en fármacos
solubles en agua, particularmente los que se pueden transformar en
insolubles en agua o que no atraviesan la membrana bicapa
lípidica.
Tal como se ha indicado previamente en las
Patentes U.S. nº 5.091.187, nº 5.091.188 y nº 5.246.707 de Haynes,
el tamaño de las micropartículas del fármaco pueden variar dentro
de los limites fijados por las tasas de liberación del fármaco
deseadas y por la estabilidad física y las propiedades mecánicas del
producto final. El tamaño de las micropartículas del fármaco se
puede seleccionar para optimizar la tasa de liberación del fármaco.
Generalmente las partículas más pequeñas proporcionan una liberación
más rápida. Las dimensiones de las micropartículas del fármaco
peden variar entre 30 \mum y 20 nm. Es preferible que el límite
superior del tamaño de las micropartículas del fármaco sea de 10
\mum de manera que el bloqueo de los capilares no tendrá lugar en
el caso en que las micropartículas del fármaco se liberen en la
circulación. Un intervalo más preferible se encuentra entre 2
\mum y 100 nm, que se determina principalmente por la relación de
tamaño entre las micropartículas del fármaco y las fibras del
material del vehículo y el deseo de una flexibilidad en el producto
final. Generalmente, cuanto más pequeñas son las micropartículas
del fármaco, menor será la tasa de liberación. En la práctica
actual, el tamaño óptimo de las partículas se determina
empíricamente mediante el ensayo de un intervalo de tamaños y la
anotación de las características físicas y de la liberación del
producto.
Si el fármaco incorporado no es bacteriostático o
bactericida, se deben incorporar unos agentes adicionales. Se puede
incorporar una amplia variedad de conservantes. Dichos conservantes
incluyen, pero no se limitan, cloruro de benzalconio, cloruro de
bencetonio, propilparaben, butilparaben, clorobutanol, alcohol
bencílico, fenol, benzoato sódico, EDTA, etc. El producto se puede
esterilizar al final mediante radiación gama o, en algunos casos,
mediante óxido de etileno o calor.
Una característica particular de la presente
invención es su utilización de materiales adyuvantes para controlar
el modo de asociación entre las micropartículas del fármaco y el
material del vehículo. El adyuvante facilita la incorporación de las
micropartículas del fármaco en el material del vehículo mediante
por lo menos uno de los dos mecanismos: (a) mediante el
recubrimiento, simultáneamente, de las micropartículas del fármaco y
las fibras del material del vehículo para promover su asociación,
y/o (b) mediante la facilitación de la captura de las
micropartículas del fármaco entre las fibras del material del
vehículo mientras ambos están sometidos a unas manipulaciones
físicas o físico-químicas (sin formar enlaces
químicos covalentes). Es posible que un adyuvante emplee ambos
mecanismos. Los fosfolípidos formadores de membranas tal como la
lecitina pueden envolver simultáneamente las micropartículas del
fármaco y las fibras del material del vehículo. Los materiales
formadores de fibras como el colágeno solubilizado envolverían tanto
las micropartículas del fármaco como las fibras del material del
vehículo.
El modo de asociación entre la micropartícula del
fármaco y el material del vehículo puede ser:
- (a)
- por la unión de la micropartícula del fármaco al material del vehículo por medio del adyuvante, que presenta una afinidad química para ambos,
- (b)
- por la captura de la micropartícula del fármaco entre las fibras del material del vehículo, facilitado mediante manipulaciones físicas o químicas no covalentes del material del vehículo junto con la micropartícula del fármaco en presencia o ausencia de adyuvante.
- (c)
- por afinidad química que se puede dar de forma natural entre las superficies de las micropartículas del fármaco y las fibras del material del vehículo en los casos seleccionados. Esto se puede determinar mediante la adición de micropartículas del fármaco a fibras individuales del material del vehículo y observando sus interacciones al microscopio. Dichas fuerzas pueden incluir la interacción hidrofóbica, la unión de hidrógeno y las interacciones iónicas. Cuando están presentes unas fuerzas de enlace potentes y no se necesitará un adyuvante
Los adyuvantes formadores de membranas que se
pueden utilizar incluyen los fosfolípidos, que incluye lecitina
(fosfatidilcolina), fosfatidilglicerol, ácido fosfatídico,
fosfatidilserina, fosfatidilinositol, cardiolipina
(difosfatidilglicerol), fosfatidiletanolamina, esfingomielina, y
monoglicéridos, que incluye monopalmitina, monoestearina,
monocaprilina y monooleina. Tal como describe la Patente U.S. Nº
5.091.188, se pueden incluir con ellos otros materiales lipídicos
para modificar las propiedades de las membranas resultantes.
También, los adyuvantes solubles en agua y suspendibles en agua
incluyen colágeno (varios tipos); gelatina; carboximetilcelulosa,
hidroxietilcelulosa, hidroxipropilcelulosa,
hidroxipropilmetilcelulosa, povidona, cloruro de benzalconio y
cloruro de bencetonio. Se pueden asimismo utilizar los surfactantes
no iónicos como adyuvantes para facilitar la carga y la liberación
de las micropartículas del fármaco y por sus propiedades
antibacterianas. Estos incluyen polioxámeros tales como el polioxil
10 oleiléter, polioxil 20 cetoestearil éter, polioxil 35 aceite
ricino; polioxil estearatos, polisorbatos; polipropilenglicol;
monolaurato sorbitán, monooleato sorbitán, monopalmitato y
monoestearato sorbitán. Los adyuvantes heterogéneos incluyen
colesterol, estearato de calcio, estearato de magnesio; sales
sódicas de ácidos grasos como el estearato sódico; laurilsulfato
sódico y monoestearato de glicerol.
Se pueden incorporar en la preparación las
macromoléculas solubles en agua capaces de enlazar los monómeros de
un fármaco para aumentar la concentración total del fármaco en la
microfase acuosa y acelerar la liberación del fármaco. Éstos
incluyen albúmina sérica ciclodextranos (alfa, beta y gama).
Alternativamente, la carboximetilcelulosa, los dextranos y otros
polímeros solubles en agua se pueden añadir a la preparación para
aumentar la viscosidad de la fase acuosa y, de este modo, reducir la
tasa de difusión de los monómeros del fármaco y las micropartículas
del fármaco en la microfase acuosa.
Se cree que la presente invención es superior a
los métodos de asociación de las técnicas anteriores de asociación
de la partícula del fármaco que ni implican adyuvantes ni se basan
en la interacción específica entre la partícula de fármaco y las
fibras del material del vehículo tal como una simple retención de
las partículas del fármaco en los intersticios de una imperturbable
esponja sólida o de tela del material vehículo mediante un sencillo
"espolvoreado" o por flujo de aire (como en el método de
captura de las partículas de polvo en los filtros de aire). Los
materiales que se pueden "insuflar" pueden asimismo
despegarse durante el transporte y la manipulación. Además, nuestra
invención no se basa en la unión de moléculas monoméricas de
fármaco al material del vehículo o al adyuvante, aunque dichas
técnicas puedan desacelerar o acelerar la liberación del fármaco
(respectivamente).
De este modo, una característica particular de la
presente invención es que se basa en una asociación física
específica entre la micropartícula del fármaco y la matriz del
vehículo sólida. Dicha asociación se ha conseguido mediante la
utilización del adyuvante o mediante unas manipulaciones
específicas del material del vehículo en presencia de las
micropartículas del fármaco. Esto proporciona un material quirúrgico
en el que las micropartículas del fármaco permanecen distribuidas
homogéneamente durante el almacenaje, durante el transporte y
cuando el material se corta y se aplica.
La elaboración de la presente invención se inicia
con la selección de un material del vehículo fibroso, como una
esponja absorbible implantable o hemostato, la selección de un
fármaco y la selección del adyuvante (formador de membranas, soluble
en agua, etc.).
Existen dos métodos preferidos para introducir el
fármaco y el adyuvante en el interior del material del vehículo:
(a) mediante la impregnación del material del vehículo con una
suspensión de micropartículas del fármaco insoluble en agua en
presencia del adyuvante o (b) mediante la impregnación del material
del vehículo en una solución del fármaco en presencia del
adyuvante, seguido de la extracción del solvente, produciendo en
consecuencia unas micropartículas. El método (a) se aplica
particularmente cuando el fármaco es muy poco soluble en el
solvente seleccionado y cuando se desean unos elevados grados de
carga del fármaco y flexibilidad del producto final.
En el Método (a), cuando el solvente es agua, el
método preferido para la extracción del solvente es
congelación-secado (liofilización), particularmente
para un solvente acuoso (Ejemplos 2-3). La
extracción de agua en estado de congelación evita la reordenación
de las micropartículas del fármaco y la deposición del fármaco
solubilizado como una fase continua entre las micropartículas que
resulta en un endurecimiento de la gasa o el implante.
El Método (b) se aplica cuando se requieren unas
proporciones bajas de carga y cuando es importante simplificar la
elaboración. En dicho caso el congelado - secado generalmente no es
ventajoso frente a la simple evaporación del solvente. Es posible
realizar el recubrimiento mediante diversas etapas de impregnación
y evaporación (Ejemplo 8).
La elección entre dichos dos métodos se puede
basar en la investigación sistemática de la combinación deseada del
fármaco y el adyuvante. Nuestros experimentos han proporcionado
indicios de que la adición de micropartículas de fármaco para
hidratar el material del vehículo incrementa su consecuente captura
entre las fibras. También, la interacción de las micropartículas de
fármaco con las fibras del material del vehículo se fortalece
mediante la subsiguiente deshidratación, particularmente en
presencia de un adyuvante adecuado. Los adyuvantes que presentan
afinidad tanto para la micropartícula del fármaco como para el
material del vehículo son más convenientes para producir una fuerte
asociación de dichos dos últimos.
Cuando se desean materiales flexibles, es
importante que las micropartículas del fármaco o el fármaco
disuelto no forme una fase continua del fármaco en la elaboración.
Esto puede suceder cuando la extracción del solvente es a partir de
un estado líquido y cuando el material del vehículo actúa como una
mecha.
También es posible introducir el fármaco en el
material del vehículo mediante la atomización de una solución o una
suspensión del fármaco en presencia o ausencia del adyuvante. Dicho
método es particularmente aplicable cuando no se requieren unas
grandes proporciones de carga del fármaco y cuando es importante
simplificar la elaboración.
Los mecanismos por los que el fármaco se puede
liberar del vehículo incluyen: (a) difusión o flujo de monómeros
del fármaco y (b) difusión o flujo de micropartículas del fármaco
desde la matriz del vehículo. El mecanismo (a) es más importante
cuando las micropartículas del fármaco están firmemente unidas al
material del vehículo o están apresadas en su interior. Dicho
aspecto se ilustra en los ejemplos 5, 11 y 17 en los que la
oxitetraciclina (OTC), un fármaco insoluble en agua, se liberaba muy
lentamente. Cuanto mayor sea el número de gramos de fármaco
insoluble en agua por litro de volumen de la matriz, más lenta será
su tasa de liberación en términos de fracción por hora.
Las tasas de liberación mediante el mecanismo (a)
serán menores para los fármacos que son específicamente insolubles
en agua. Sin embargo, también se pueden conseguir unas tasas bajas
de liberación de fármacos solubles en agua si se transforman en
insolubles en agua mediante la formación de complejos con unos
agentes catiónicos o aniónicos adecuados o mediante adyuvantes
secundarios (descritos anteriormente) para crear microcristales del
fármaco. También, las tasas de liberación de los fármacos solubles
en agua se pueden disminuir si poseen específicamente una membrana
impermeable y se encapsulan en el interior de las vesículas de la
membrana de lecitina u otros lípidos formadores de membrana unidos
firmemente al material del vehículo.
La tasa de liberación de un fármaco insoluble en
agua mediante el mecanismo (a) se puede incrementar mediante la
inclusión de macromoléculas solubles en agua tales como albúmina
sérica o ciclodextrina que presentan una notable facilidad para
unir los monómeros del fármaco (adyuvantes secundarios). Después de
que se implante la matriz en el interior del cuerpo y se hidrate,
dichas moléculas unirán los monómeros del fármaco, incrementando de
este modo, su concentración total en las vías de difusión acuosa en
el interior de la matriz inactiva. Esto permitirá una mayor rapidez
en la distribución del fármaco desde el interior de la matriz al
límite del tejido.
Cuando el mecanismo (b) es operativo, la tasa de
pérdida del fármaco depende de la tasa de liberación de las
micropartículas del fármaco, del material del vehículo. En los
ejemplos 13, 14, 15 y 16, las micropartículas de oxitetraciclina se
liberaron mediante dicho mecanismo. La tasa de liberación de las
micropartículas depende de la firmeza de la unión con (o la captura
en el interior) el material del vehículo, que puede controlarse
mediante la selección de materiales adyuvantes primarios. Ya que la
difusión de partículas grandes es lenta, la tasa de liberación
depende de la cantidad de flujo y reflujo resultante de la
constricción y liberación del preparado en el medio en el que se
sitúe. De este modo la inclusión de adyuvantes secundarios que
aumentan la viscosidad de las microfases acuosas en el interior de
la matriz hidratada se puede utilizar para disminuir la tasa de
liberación mediante el mecanismo (b).
El diseño de un producto determinado se iniciará
con la decisión de la cantidad de fármaco a cargar y de la tasa a
la que se liberará. Después se tendrán en consideración las
características físico-químicas y de solubilidad
del compuesto farmacológico. Después se seleccionará una combinación
del material del vehículo y de los adyuvantes para favorecer o
desfavorecer los mecanismos (a) y (b) para obtener la tasa de
liberación deseada. Por ejemplo, si el fármaco es específicamente
insoluble en agua y se desean unas tasas bajas de liberación,
entonces se seleccionará una combinación de material del vehículo /
adyuvante que favorezca la adhesión y la liberación mediante el
mecanismo (a), (ejemplos 5, 11 y 17). Pero en el caso en el que se
desee liberar el mismo fármaco más rápidamente, se seleccionará una
combinación de material del vehículo / adyuvante que favorezca la
unión mediante el recubrimiento y la liberación mediante el
mecanismo (b), (ejemplos 13, 14, 15 y 16).
Si se utiliza un fármaco soluble en agua, los
principios son diferentes. En dicho caso los adyuvantes que se
seleccionan son los que encapsularán el fármaco y/o lo
transformarán en insoluble. A modo de ejemplo, hidrofílico, los
fármacos solubles en agua que soportan la carga neta a un pH neutro
se pueden capturar en el interior de las estructuras vesiculares
producidas por los fosfolípidos formadores de membranas. Asimismo,
diversos fármacos solubles en agua que presentan una carga neta se
pueden transformar en insolubles mediante un contraión de carga
opuesta. Dichos dos principios se pueden combinar para retener un
fármaco insoluble en agua dentro de las estructuras vesiculares de
lecitina unidas o incluidas en el material del vehículo.
El diseño del producto final dependerá de cómo se
va a utilizar el producto (vendaje versus implante), el tamaño y la
forma deseadas del material, y la tasa de liberación y la duración
de la liberación deseadas. El funcionamiento del producto depende de
seis variables que se enumeran a continuación con unas breves
ilustraciones entre paréntesis:
- a.
- Material del vehículo (biodegradable para la implantación; flexible para la aplicación en tejido blando, rígido para la implantación en el hueso; porosidad).
- b.
- Tamaño de la micropartícula del fármaco o microcristal (inferior a 10 \mum para la implantación; dimensiones inferiores al diámetro de las fibras para un recubrimiento óptimo; unas dimensiones comparables con los intersticios del material del vehículo para una captura óptima; dimensiones pequeñas para una disolución más rápida).
- c.
- Adyuvante (para recubrir o facilitar la captura de la micropartícula del fármaco; elección del mecanismo (a) o del mecanismo (b) para la liberación del fármaco).
- d.
- Método de extracción del solvente (liofilización o evaporación simple determinada por motivos económicos y por los requerimientos de dureza y homogeneidad del producto acabado).
\newpage
- e.
- Proporción de la carga del fármaco, densidad del preparado (g fármaco / ml matriz hidratada y g fármaco / g material del vehículo + adyuvante; determinada por la potencia del fármaco y el número de horas deseado de liberación sostenida).
- f.
- Adyuvantes secundarios (para aumentar o disminuir la solubilidad del fármaco o alterar la viscosidad de la masa del material en un estado hidratado, alterando de este modo la tasa de liberación del fármaco).
Al describir las diversas formas de realización
de nuestra invención, utilizaremos la siguiente anotación:
(Adyuvante)-(Fármaco)-(Material de la Matriz)
De este modo la composición del Ejemplo 2 es
Lecitina–Flurbiprofeno-matriz de colágeno.
Los ejemplos siguientes se presentan para mostrar
la manera en la que se lleva a cabo nuestra invención. Todas las
partes y porcentajes descritos en la presente memoria son
porcentajes de peso (p/p) o peso / volumen (p/v), en los que el peso
o el volumen en el denominador representa el peso o el volumen
total del sistema. También describimos la carga del fármaco en
términos de g de fármaco por g del material de la matriz. Las
concentraciones de los constituyentes solubles en agua en una
solución acuosa (por ejemplo, glucosa) se proporcionan en
concentración milimolar
(mM = milimoles por litro) referente al volumen de agua en el sistema. Todas las temperaturas se representan en grados Celsius. Los diámetros o dimensiones se presentan en milímetros (mm = 10^{-3} metros), micrómetros (\mu = 10^{-6} metros) o nanómetros (nm = 10^{-9} metros). Las composiciones de la invención pueden comprender, consisten esencialmente de, o consisten de los materiales ampliamente descritos y el procedimiento o método puede comprender, consiste esencialmente de, o consiste de las etapas ampliamente descritas con dichos materiales.
(mM = milimoles por litro) referente al volumen de agua en el sistema. Todas las temperaturas se representan en grados Celsius. Los diámetros o dimensiones se presentan en milímetros (mm = 10^{-3} metros), micrómetros (\mu = 10^{-6} metros) o nanómetros (nm = 10^{-9} metros). Las composiciones de la invención pueden comprender, consisten esencialmente de, o consisten de los materiales ampliamente descritos y el procedimiento o método puede comprender, consiste esencialmente de, o consiste de las etapas ampliamente descritas con dichos materiales.
El presente ejemplo describe la impregnación de
Gelfoam® con una suspensión acuosa de microcristales para obtener
un producto carente de liberación sostenida o una asociación
específica del fármaco con el material del vehículo. Los
microcristales de flurbiprofeno recubiertos de Lecitina se
prepararon mediante el método descrito en las Patentes U.S. Nºs
5.091.187 y 5.091.188 de Haynes, que se han incorporado en la
presente memoria como referencia. Concretamente, se añadieron 75 g
de lecitina de huevo (Pfanstiehl Laboratories, Waukegan, IL),
Fosfolípidos, huevo, #P-123, Lot 21097, Drug
Masterfiled) a 225 ml con 300 mM de glucosa, 2 mM de tampón fosfato
sódico, pH 7.0. La mezcla se dejó hidratar y después se dispersó
con un instrumento Brinkman Polytron® PR 10/35 (Brinkman
Instruments, Westbury, NY). Después, se añadieron 75 g de
flurbiprofeno (SST Corp, Clifton, NJ) y se dispersaron de nuevo.
Después la suspensión se desgasificó por sonicación y se pasó un
total de 7 veces a través de un Microfluidizer®
M-110F (Microfluidics, Inc., Newton, MA) para crear
una suspensión acuosa de microcristales de flurbiprofeno
recubiertos de lecitina (20% (p/v) flurbiprofeno, 20% (p/v)
lecitina). El pH se ajustó a 7,2.
El preparado se examinó en un microscopio de
fluorescencia (Carl Zeiss, #4725631,"West Germany") a un
aumento de 800-veces en modo fluorescente y en modo
normal. Se visualizaron por su refracción y por su fluorescencia
verde unos pequeños microcristales con flujo libre de unas
dimensiones aproximadas de 0,5 \mum. Estimamos que menos del 1%
de las partículas eran de dimensiones superiores a 1,0 \mum, y
esencialmente ninguno era superior a 10 \mum. Los análisis con un
Coulter N4 Particle Sizer (Coulter Electronics, Hialeah, FL) en el
modo de "intensidad" proporcionaron un diámetro medio de 521
\pm 62 nm para 100% de las partículas y un 0% > 3\mum.
Se cortaron unas muestras de Gelfoam® (NDC
0009-0342-01, Gelfoam, Esponja
Estéril, esponja de gelatina absorbible, USP Up-John
Company, Kalamozoo, MI) en piezas de 7 mm x 7 mm x 10 mm. El
volumen de las muestras cortadas se estimó en aproximadamente 0,5
cm^{3} a partir de sus dimensiones. Dichas muestras se pesaron y
después se sumergieron en alícuotas de la suspensión al 20% (p/v)
flurbiprofeno, microcristales recubiertos de lecitina al 20% (p/v)
descritos anteriormente y se sometieron a tres ciclos de
constricción / reexpansión. Después se extrajeron las muestras
utilizando unas pinzas quirúrgicas y se dejaron escurrir. Las
muestras empapadas retuvieron aproximadamente 0,1 ml (cm^{3}) de
la suspensión de microcristales en peso determinado. Se estimó que
el volumen de la muestra era inferior a 0,25 ml. Algunas muestras se
introdujeron en unos viales que contenían una solución de manitol
y se observó el retorno a sus volúmenes originales de 0,5 cm^{3}.
Adicionalmente, los microcristales de flurbiprofeno se podían
extraer fácilmente por constricción, indicando una falta de
asociación específica con el colágeno del material del
vehículo.
El producto resultante constituye un tapón
hemostático que se puede introducir en los implantes dentales
después de la extracción del diente con el propósito de controlar
el sangrado y la distribución del fármaco analgésico
antiinflamatorio no esteroide en el tejido para controlar el dolor.
El material se puede extraer días después de la cirugía o se puede
coser sobre una porción de la encía, circundando el material que
eventualmente se resorberá. Dicho material también puede utilizarse
para muchos otros tipos de cirugía en la que se desea una
liberación bastante rápida del fármaco.
El presente ejemplo muestra como afecta la
congelación y la liofilización del producto del Ejemplo 1 en la
asociación específica entre los microcristales de flurbiprofeno y
las fibras de colágeno tal como describe nuestra invención. El
material impregnado del Ejemplo 1 se colocó en unas ampollas de
cristal, se selló, y se congeló rápidamente mediante una inmersión
parcial de las ampollas en CO_{2}-acetona.
Después, se destaparon las ampollas y se introdujeron en un
liofilizador. Después de que se secaran, se extrajeron las
ampollas, se taparon y finalmente se esterilizaron mediante
irradiación gama (1,5 mega Rad).
Algunas de las ampollas se abrieron y se analizó
su contenido. Las esponjas mantuvieron su forma pero su volumen se
redujo a menos de 0,2 cm^{3}. Estaban ligeramente más rígidas que
antes de la impregnación y de la liofilización. Estaban ligeramente
pegajosas. Al comprimirse y liberarse delicadamente, volvieron a su
forma original. Al comprimirse bajo una gran presión no volvieron a
sus dimensiones originales. La compresión no provocó la pérdida del
fármaco de la matriz. Algunas muestras se cortaron con escalpelos
cruzados y se examinaron con un microscopio fluorescente a un
aumento de 800-veces en modo fluorescente y en modo
normal. Las fibras de colágeno eran distinguibles por una débil
fluorescencia verde en estado seco. Dichas muestras estaban
recubiertas con unos cristales de oxitetraciclina OTC de
aproximadamente 0,5 \mum (fuerte fluorescencia
amarilla-verde) estrechamente asociados con las
fibras. Ocasionalmente los cristales forman grupos, también
estrechamente asociados con las fibras.
Se añadió un tampón (300 mM manitol, 2 mM fosfato
de sodio, pH 7,0) a los portaobjetos del microscopio y se observó el
proceso de rehidratación. Los microcristales del fármaco
permanecieron asociados a las fibras. En las primeras fases del
proceso de rehidratación, destacan unas estructuras en forma de
láminas que recubrían las fibras en asociación con el microcristal
del fármaco. Dichas estructuras en forma de láminas son similares a
las que se observaron al hidratar la lecitina sólida en unas
condiciones similares. Bajo la agitación de las muestras hidratadas
mediante la manipulación del cubre portaobjetos, se podría provocar
que algunos grupos de microcristales se despegaran del material del
vehículo.
Se introdujo una composición de
Lecitina-Flurbiprofeno-matriz de
Colágeno de 10 mm x 7 mm x 7 mm en una ampolla que contenía un
exceso de tampón manitol. La matriz volvió a su volumen original de
0,5 cm^{3} en pocos minutos. En contraste con el Ejemplo 1, la
constricción no libera los microcristales de flurbiprofeno. Después
de 2 horas de rehidratación, se extrajo y se esparció sobre un
portaobjetos de microscopio. Se observaron distintos microcristales
de flurbiprofeno recubiertos de lecitina de 0,5 \mum a 4 \mum.
La mancha contenía una pequeña cantidad de colágeno que se podía
detectar por su débil fluorescencia verde. Se desgarró la esponja y
se observó un fragmento sobre un portaobjetos. Contenía
microcristales de flurbiprofeno recubiertos de lecitina de 0,5
\mum a 4 \mum, identificables por su fuerte fluorescencia
verde, en el interior de una matriz continua de colágeno. Las
propiedades de la
lecitina-flurbiprofeno-matriz de
colágeno en estado seco se exponen, a continuación, en la Tabla
1.
Volumen aproximado | 0,5 ml |
Peso del Gelfoam® | 5,9 \pm 0,4 mg |
Peso del flurbiprofeno | 25,6 \pm 4,3 mg |
Estado físico | flexible, espuma sólida |
Color | Amarillo / marrón claro |
MC dist. De Flurbiprofeno (Macroscópico) | Homogéneo |
Asoc. MC Flurbiprofeno | Muy estrecha |
Tiempo de rehidratación | Aproximadamente 1 min. |
Características físicas después de rehidratación | Esponja |
Comportamiento del fármaco después de rehidratación | Permanece en la esponja |
El producto resultante constituye un tapón
hemostático estéril que se puede introducir adecuadamente en los
implantes dentales después de la extracción del diente con el
propósito de controlar el sangrado y la distribución del fármaco
analgésico antiinflamatorio no esteroide al tejido para controlar
el dolor. El material se puede extraer días después de la cirugía.
Alternativamente, se puede coser sobre una porción de encía,
circundando el material que eventualmente se resorberá. Dicho
material también puede utilizarse para muchos otros tipos de
cirugía en la que se desea una liberación del fármaco en forma de
micropartícula bastante rápida (referirse Fig 3).
Ejemplos
3-9
La tabla 2 muestra los resultados de
preparaciones de materiales quirúrgicos que incorporan el
antibiótico oxitetraciclina (OTC) utilizando Gelfoam® o una gasa de
celulosa (Johnson & Johnson, New Brunswick, NJ) como material de
la matriz. Además de ser un antibiótico útil, la OTC presenta una
fluorescencia intrínseca que facilita la visualización de su
deposición en el vendaje. La columna izquierda describe el método de
elaboración del producto. Los microcristales de OTC (20%) se
recubrieron o bien con lecitina (20%) o bien sin nada
("papilla") o se expusieron a un 2% de colágeno, a un 1% de
polietilenglicol (PEG), o a un 1% de carboximetilcelulosa (CMC). Se
extrajo el solvente utilizando o bien calor (36ºC), o al vacío a
temperatura ambiente, o bien liofilización (secado por enfriamiento
aplicando vacío). También se fabricaron unos preparados con una
solución al 2% de OTC en etanol (EtOH) extraído al vacío con o sin
lecitina. Se proporciona más información sobre el método de
elaboración en los ejemplos correspondientes. Cada fila de la Tabla
2 describe las propiedades de un producto separado.
Preparado | Vehículo pt. | OTC pt | Estado físico | Dist OTC | Asoc. | Tasa de |
(mg) | (mg) | (macro) | liberación | |||
20% Lecitina - 20% OTC - Matriz de colágeno | ||||||
Calor | 8,2 \pm 0,7 | 26,6 \pm 6,1 | Arrug./duro | Homog. | SCB | Lenta |
Vacio | 7,8 \pm 0,6 | 15,4 \pm 2,6 | Duro | Homog. | CA | Lenta |
Liofilizado | 6,8 \pm 0,7 | 21,4 \pm 2,4 | Flexible | Homog. | CA | Lenta |
20% Lecitina - 20% OTC - Matriz de celulosa | ||||||
Calor | 26,8 \pm 0,4 | 64,3 \pm 0,1 | Flexible/Osc. | Homog. | CCA | Lenta |
Liofilizado | 31,2 \pm 5,0 | 71,5 \pm 1,4 | Flexible | Homog. | CCA | Lenta |
20% OTC - Matriz de colágeno | ||||||
Liofilizado | 16,0 \pm 0,7 | 5,2 \pm 3,4 | Flexible | Heterog. | LA | Rápida |
20% OTC - Matriz de celulosa | ||||||
Calor | 27,1 \pm 0,4 | 58,5 \pm 11,2 | Flexible | Heterog. | VLA | Rápida |
Liofilizado | 31,8 \pm 1,1 | 73,7 \pm 1,6 | Flexible | Heterog. | VLA | Rápida |
2% Colágeno - 20% OTC - Matriz de colágeno | ||||||
Calor | 6,3 \pm 0,1 | 17,4 \pm 2,5 | Arrug./dur. | Homog. | SCB | Muy lenta |
Liofilizado | 6,1 \pm 0,2 | 14,9 \pm 1,8 | Cruj./dur. | Homog. | SCB | Muy lenta |
2% Colágeno - 20% OTC - Matriz de celulosa | ||||||
Calor | 30,7 \pm 1,1 | 63,2 \pm 1,2 | Cruj./dur. | Homog. | LA, pelado | Rápida |
Liofilizado | 34,2 \pm 0, 6 | 67,8 \pm 6,7 | Cruj./dur. | Homog. | LA, pelado | Rápida |
1% PEG - 20% OTC - Matriz de colágeno | ||||||
Calor | 7,3 \pm 1,4 | 22,4 \pm 1,8 | Arrug./dur. | Homog. | VLA | Rápida |
Liofilizado | 6,9 \pm 0,3 | 21,5 \pm 2,5 | Cruj./ríg. | Homog. | VLA | Rápida |
1% PEG - 20% OTC - Matriz de celulosa | ||||||
Calor | 37,9 \pm 1,7 | 90,8 \pm 24,6 | Flexible | Heterog. | VLA | Rápida |
Liofilizado | 44,7 \pm 1,8 | 123,1 \pm 1,0 | Flexible | Homog. | VLA | Rápida |
1% CMC - 20% OTC - Matriz de colágeno | ||||||
Calor | 6,7 \pm 0,2 | 20,7 \pm 2,3 | Arrug./dur. | Homog. | LA | Lenta |
Liofilizado | 6,9 \pm 0,2 | 22,5 \pm 8,1 | Cruj./dur. | Homog. | VLA | Rápida |
1% CMC - 20% OTC - Matriz de celulosa | ||||||
Calor | 43,4 \pm 0,6 | 111 \pm 15 | Cruj./dur. | Homog. | VLA | Rápida |
Liofilizado | 42,7 \pm 1,3 | 98,5 \pm 5,1 | Cruj./dur. | Heterog. | VLA | Rápida |
Preparado | Vehículo pt. | OTC pt | Estado físico | Dist OTC | Asoc. | Tasa de |
(mg) | (mg) | (macro) | liberación | |||
2% Lecitina - 2% OTC - Matriz de colágeno (preparada a partir de una solución EtOH) | ||||||
Vacío | 7,1 \pm 0,6 | 10,7 \pm 1,7 | Flexible | Homog. | VCA | Lenta |
2% Lecitina - 2% OTC - Matriz de celulosa (preparada a partir de una solución EtOH) | ||||||
Vacío | 41,1 \pm 1,6 | 19,2 \pm 2,6 | Flexible | Homog. | CA | ½ rápida |
½ lenta | ||||||
2% OTC - Matriz de colágeno (preparada a partir de una solución EtOH) | ||||||
Vacío | 7,9 \pm 0,6 | 16,3 \pm 1,3 | Flexible | Homog. | ½ CA | Lenta |
½ VLA | Rápida | |||||
2% OTC - Matriz de celulosa (preparada a partir de una solución EtOH) | ||||||
Vacío | 38,8 \pm 4,7 | 12,8 \pm 2,8 | Flexible | Homog. | VLA | Rápida |
La Tabla 2 describe el producto acabado en
función de las propiedades siguientes:
Pesos de la matriz vehículo (por pesado) y OTC
(mediante análisis). Promedios \pm SD se obtuvieron a partir de 5
muestras.
"Estado físico" describe el aspecto y las
propiedades mecánicas de la Matriz. Dichos valores varían desde
flexible a crujiente a duro (dur.) a arrugado (arrug.).
"Oscuro" indica que la OTC se ha oscurecido.
"OTC dist. (macro.)" describe una
distribución macroscópica de la OTC en la matriz después del secado
y su observación en una sección transversal bajo una luz
ultravioleta. Se ha calificado como ampliamente homogénea (homog.)
si se observó OTC en todas las porciones de la Matriz y como
heterogénea (heterog.) cuando no se observó.
"Asoc. (micro.)" describe una distribución
microscópica de la OTC en relación con las fibras. Se determinó
utilizando un microscopio de fluorescencia, observando unas
muestras secas y su comportamiento sometidas a una
re-humidificación. Se observaron los siguientes
modos de asociación:
Asociación muy débil (VLA): los microcristales de
OTC presentan pocos puntos de contacto perceptibles con las fibras
en un examen microscópico. En dichos casos el polvo de OTC se
libera cuando el preparado se rompe o se agita.
Asociación débil (LA): el examen microscópico
muestra que los microcristales de OTC presentan algunos puntos de
contacto con las fibras. En un examen microscópico, los
microcristales se desplazan invariablemente cuando se añade agua a
las fibras aisladas.
Asociación estrecha (CA): el examen microscópico
muestra que los Microcristales de OTC se encuentran en íntimo
contacto con las fibras. No se puede apreciar un espacio entre los
microcristales y las fibras a las que están unidos. Bajo un examen
microscópico los microcristales se pueden desplazar de las fibras
aisladas después de añadir agua y se agitan las fibras.
Asociación estrecha continua (CCA): las
observaciones fueron las mismas que en CA excepto que el área de
superficie completa de la fibra está recubierta de OTC.
Asociación muy estrecha (VCL): contacto íntimo
como en CA pero los microcristales de OTC no se desplazarían de las
fibras aisladas por impregnación y agitación.
Bloque continuo sólido (SCB): los microcristales
de OTC recubren las fibras y llenan gran parte del espacio entre
las fibras.
La Tabla 2 describe asimismo La tasa de
liberación de las Micropartículas de fármaco a partir de la Matriz
hidratada observados al microscopio. (Ejemplos
13-20).
Se preparó una suspensión acuosa al 20% (p/v) de
oxitetraciclina (OTC), 20% (p/v) de microcristales de lecitina
mediante el procedimiento descrito en el Ejemplo 1 excepto que la
fuente de lecitina fue Ovothin^{R} 120 (Lucas Meyer, Decatur, IL)
y el pH final fue de 5,0. Se cortaron y se midieron Gelfoam® y
una gasa de fibra de celulosa (de "Non-Stick
Pad", Johnson & Johnson, New Brunswick, NJ). Después se
impregnaron con la suspensión descrita anteriormente mediante
manipulación (por constricción y permitiendo que volviera a su
forma). El exceso de líquido se extrajo mediante un sistema secante
y las muestras se secaron mediante un tratamiento con calor o
liofilización tal como se indica. En las muestras de Gelfoam®, las
relaciones entre el volumen inicial, el volumen hidratado, el
volumen seco y el volumen rehidratado fueron similares a las
descritas en el Ejemplo 2. En las muestras de gasas de fibra de
celulosa, las dimensiones originales eran 3 x 10 x 15 mm (0,45
cm^{3}). Con la adición de los microcristales de OTC recubiertos
de lecitina su grosor aumentó en aproximadamente un 50% (0,675
cm^{3}) y mantuvo dicho volumen cuando se suspendió mediante unas
pinzas quirúrgicas. Bajo liofilización mantuvieron dicho volumen.
Su volumen no sufrió cambios bajo la rehidratación.
La figura 1 muestra las representaciones
esquemáticas de fragmentos de las preparaciones cortadas de las
muestras basadas en observaciones al microscopio a 10x y 40x. El
material se depositó en y entre las fibras del material vehículo en
el interior de la matriz.
Las características de los productos acabados se
proporcionan en la primera agrupación en la Tabla 2. La
liofilización proporcionó unos productos flexibles con una
distribución homogénea de la oxitetraciclina (OTC) en todo el
vendaje, con una estrecha asociación entre los microcristales y las
fibras. Al microscopio, se podían apreciar fácilmente los
Microcristales de OTC individuales con unas dimensiones de 0,5 a 2
\mu debido a su fuerte fluorescencia
amarilla-verde. El panel A de la Fig. 2 es una
reproducción de una transmisión fotomicrográfica de una fibrilla
recubierta de colágeno diseccionada de la preparación y visionada a
un aumento de 800. El Panel B de la Fig. 2 muestra exactamente el
mismo campo iluminado con luz ultravioleta lo que provoca que la OTC
emita una fluorescencia amarilla-verde representada
en color blanco en dicha reproducción.
En el presente ejemplo las proporciones de peso
de la OTC / vehículo fueron 3,14 \pm 0,35 g/g para el Gelfoam® y
2,29 \pm 0,44 g/g para la gasa de celulosa. Los productos son
adecuados tanto para la inserción en zonas quirúrgicas como para
vendajes para heridas de aplicación externa. El material del
Gelfoam® se puede cargar con OTC hasta aproximadamente 4,0 g/g y
todavía mantiene dicha propiedade.
La extracción de agua mediante el secado con aire
caliente provoca que el preparado con base de Gelfoam® se arrugue y
se vuelva duro, y causa un oscurecimiento en el preparado con base
de gasa.
El presente ejemplo es un ejemplo comparativo,
que muestra el efecto de la omisión de lecitina (u otro adyuvante).
Se repitió el procedimiento del Ejemplo 3 excepto que se omitió la
lecitina y que la sonicación (Sonifier® Cell Disrupter, Mod. W 185D,
Heat System and Ultrasonics. Plainview, NY) se utilizó para reducir
el tamaño de las partículas. Con la intención de minimizar la
reagrupación del cristal, se impregnaron rápidamente las muestras
de Gelfoam® y gasas. Las relaciones de volumen eran similares a las
descritas en los Ejemplos 2 y 3, para el Gelfoam® y la gasa,
respectivamente. Tal y como se muestra en el segundo agrupamiento
de la Tabla 2, la distribución de OTC en el interior de los dos
tipos de matriz fue heterogénea. Los microcristales estaban
asociados débilmente o muy débilmente a la matriz de colágeno y a
la matriz de celulosa respectivamente. Se obtuvo un grado inferior
de incorporación de OTC para el preparado a base de Gelfoam®. Las
muestras eran flexibles y son adecuadas para vendajes externos para
heridas. Sin embargo, las muestras no son resistentes a una
vibración continuada.
La oxitetraciclina (OTC) se sonicó en un tampón
en presencia del 2% (p/v) de colágeno (Tendón de Aquiles bovino de
tipo I insoluble, C-9879, Lote
21F-8000, Sigma Chemical Co., St. Louis, MO). La
sonicación se realizó durante 60 min a una temperatura de
30-40ºC. Las muestras de Gelfoam® se impregnaron y
se liofilizaron. Las relaciones de volumen fueron similares a las
descritas en el Ejemplo 2 con la excepción de que la muestra no se
dilató hasta su volumen original cuando se rehidrató. Permaneció en
su volumen bajo (< 0,2 cm^{3} o < 40% del volumen original)
durante por lo menos 15 horas.
La muestra liofilizada era crujiente y dura. La
matriz podía deformarse mediante compresión y podía arrancarse o
recortarse fácilmente sin la pérdida de OTC. En el examen al
microscopio, el preparado a base de Gelfoam® presentaba unas
aglomeraciones de microcristales de 2-5 \mum
(fuerte fluorescencia amarilla-verde) apresados
entre el colágeno original y el añadido. Dicho material es adecuado
para la implantación en hueso.
Cuando la gasa de celulosa se utilizó como
material vehículo, también se obtuvo un material crujiente y duro.
Las relaciones de volumen fueron como las descritas en el Ejemplo
3. El examen microscópico reveló unas agrupaciones de Microcristales
de OTC de 2-5 \mum (fluorescencia
amarilla-verde) incrustados en las láminas de
colágeno que se adherían débilmente a las fibras de celulosa.
Dicha observación enfatiza la necesidad de un adyuvante para
obtener afinidad tanto para la micropartícula del fármaco como para
el material vehículo.
Se sonicó la OTC al 20% (p/v) en presencia del 1%
(p/v) de polietilenglicol (PEG) (p.m. 3.350,
P-3640, Lote
127F-0214, Sigma Chemical Co., St. Louis, MO). En el caso del Gelfoam®, la inclusión de dicho surfactante no iónico no mejoró la adhesión de las Micropartículas de OTC, pero produjo un producto menos flexible en estado seco. (Tabla 2). En el caso del preparado con gasa, la inclusión de PEG no mejoró la adhesión de las Micropartículas de OTC y no cambió la flexibilidad del producto. Las relaciones de volumen fueron como las descritas en los Ejemplos 2 y 3, respectivamente.
127F-0214, Sigma Chemical Co., St. Louis, MO). En el caso del Gelfoam®, la inclusión de dicho surfactante no iónico no mejoró la adhesión de las Micropartículas de OTC, pero produjo un producto menos flexible en estado seco. (Tabla 2). En el caso del preparado con gasa, la inclusión de PEG no mejoró la adhesión de las Micropartículas de OTC y no cambió la flexibilidad del producto. Las relaciones de volumen fueron como las descritas en los Ejemplos 2 y 3, respectivamente.
Se repitió el proceso del Ejemplo 4, con la
excepción de que la sonicación se realizó en presencia de un 1%
(p/v) de carboximetilcelulosa (CMC) (sal sódica,
C-8758, Lote 67F-0527, Sigma
Chemical Co., St. Louis, MO). El tratamiento de Gelfoam® y
materiales de gasas con dicha macromolécula aumentó la dureza del
material y no mejoró la adhesión de las Micropartículas de OTC
(Tabla 2). Las relaciones de volumen fueron como las descritas en
los Ejemplos 2 y 3, respectivamente.
Se preparó una solución de etanol al 2% (p/v) de
OTC y 2% (p/v) de lecitina y se empaparon las muestras del Gelfoam®
y de las gasas con dicha solución y se secaron a temperatura
ambiente al vacío. El ciclo se repitió por un total de 5 veces. El
procedimiento proporcionó una distribución homogénea de OTC en la
matriz de colágeno y en la matriz de celulosa acabadas. Al
microscopio se observaron unos microcristales de 1-4
\mum. Algunos formaban unas aglomeraciones, pero todos estaban
asociados estrecha o muy estrechamente con las fibras de celulosa o
con las fibras de colágeno, respectivamente. Los productos son
flexibles y son adecuados tanto para la inserción en zonas
quirúrgicas como para la utilización en vendajes externos para
heridas. Los grados de carga de la OTC fueron más bajos que en los
Ejemplos 3 y 4. Los volúmenes de las muestras no cambiaron con la
inmersión en la solución de etanol, la deshidratación o la
rehidratación.
Se repitió el Ejemplo 8 con la excepción de que
no se incluyó la lecitina. Dicha modificación también proporcionó
unos productos acabados flexibles con un bajo grado de carga y con
una asociación más débil entre el fármaco y las fibras. Los
volúmenes de las muestras no cambiaron con la inmersión en la
solución de etanol, la evaporación o la rehidratación.
Ejemplos
10-12
En dichos ejemplos, los materiales de los
experimentos previos se ensayaron para estudiar las tasas de
liberación de la oxitetraciclina. Las muestras se introdujeron en
unos viales que contenían 2,0 ml de 300 mM manitol, 2 mM de tampón
fosfato, pH 7,0. Las muestras se hidrataron completamente en
1-15 minutos. Las muestras a base de Gelfoam® se
expandieron a partir de su volumen en seco (< 0,2 cm^{3}) a sus
volúmenes de pre-impregnación de aproximadamente
0,50 cm^{3}. La excepción fue el
colágeno-OTC-Gelfoam®, que no se
expandió. Todas las muestras a base de gasa mantuvieron los
volúmenes de sus estados en tratamiento (1,5 veces el volumen
original).
Después de algunos minutos de hidratación las
muestras se comprimieron una vez (a aproximadamente 1/10 parte de
su volumen original) contra la pared del contenedor para escurrir
cualquier resto de oxitetraciclina que no estuviera asociada con el
material del vehículo. Después se extrajeron las muestras y se
introdujeron en nuevos viales con un tampón nuevo y al final se
repitió el proceso a intervalos de 3 horas hasta 15 horas. Se
calculó la cantidad acumulada de oxitetraciclina liberada. Los datos
se muestran en la Figura 3.
La línea superior de la Figura 3 es un
experimento de control que muestra que cuando el Gelfoam® se
impregna simplemente con una suspensión acuosa de Microcristales de
OTC recubiertos de lecitina, pero no se seca o se liofiliza, la OTC
se libera rápidamente. La línea de la parte central en la Figura 3
muestra que la Lecitina-OTC-Gelfoam®
preparada mediante liofilización en el Ejemplo 3 libera su OTC
lentamente. En dicho ensayo, se requieren 6 horas para liberar el
70% de la OTC. Se obtuvieron unos resultados similares con las
muestras que se habían secado a una temperatura de 36ºC. La
comparación muestra que la liofilización o el secado provoca que
los microcristales de OTC recubiertos de lecitina se unan a las
fibras de colágeno de la matriz de colágeno.
La Figura 3 muestra que PEG-OTC-
matriz de colágeno (liofilizada) libera la OTC muy rápidamente,
indicando que el PEG no proporciona una adherencia firme de la OTC
a la matriz de colágeno.
Los experimentos anteriores muestran asimismo que
la liberación de la OTC se llevó a cabo mediante la liberación de
las micropartículas de OTC (Mecanismo B). Cuando el material del
vehículo se comprimió la solución se volvió turbia, indicando que
el material coloidal se había liberado. También, las cantidades de
OTC liberadas en alícuotas exactas de 2,0 ml (aproximadamente 10
mg) excedieron la solubilidad de la OTC (1,1 mg/ml en pH 7,0).
La Figura 3 muestra que el
Colágeno-OTC-Matriz de Colágeno
preparado mediante liofilización proporciona una liberación muy
lenta de OTC. En 15 horas, sólo se liberó el 15% de la OTC
incorporada. Esto muestra que la adición de colágeno incrementó la
retención de la OTC. El examen microscópico de dicho preparado
muestra que los microcristales están capturados físicamente en una
matriz de material de colágeno sólido. En dicho experimento, la
liberación con el Mecanismo A (liberación de monómeros de OTC) fue
consistente. No se observó ninguna turbidez en la solución y la
concentración libre de OTC en las alícuotas fue \leq 0,6 mg/ml
que se encuentra muy por debajo de su límite de solubilidad (1,1
mg/ml).
También se determinaron las tasas de liberación
para las muestras a base de Gelfoam® de los Ejemplos 8 y 9,
preparadas mediante impregnación en soluciones etanólicas al 2% de
OTC con o sin el 2% lecitina, respectivamente. En las condiciones de
la Figura 3, la liberación del 70% de OTC a partir del preparado de
lecitina / OTC cargada requiere 6 horas. Para el preparado sin
lecitina, la liberación del 70% requiere aproximadamente 14 horas.
Dicha diferencia puede estar asociada al gran tamaño de los
cristales de OTC obtenidos en ausencia de lecitina.
Ejemplo
13-20
Se extrajo el fragmento de la muestra de la
Lecitina-OTC-Matriz de Colágeno del
Ejemplo 3 y se montó entre un portaobjetos y un cubre portaobjetos,
se añadió manitol isotónico tamponado y se visualizó el proceso de
hidratación y de liberación de OTC utilizando un microscopio de
fluorescencia a un aumento de 800-veces. Mediante la
alternancia de excitación con luz ultravioleta y luz transmitida,
se pudieron distinguir los microcristales de OTC de la lecitina y
del material del vehículo de colágeno. A los 2-3
minutos de adición del medio, se pudieron observar cambios en la
transmisión de la luz, con las fibras de colágeno volviéndose más
difusas. A los 5 minutos, se iban liberando algunos microcristales
de OTC desde el borde de la preparación, donde mostraron un
movimiento Browniano. Se podía observar como la lecitina y los
microcristales de OTC que estaban íntimamente asociados con las
fibrilas de colágeno brotaban y se hinchaban. Los Paneles C y D de
la Figura 2 representan unas microfotografías de transmisión y
fluorescencia de una fibrila de colágeno recubierta en el interior
de la preparación. Los microcristales de OTC están más ampliamente
separados.
Se podían apreciar unos microcristales de OTC
inmovilizados cerca del borde de la preparación hidratada. En el
interior del centro del material dimensionado a
0,1-1,0 mm, los microcristales de OTC se encontraban
a una concentración elevada, se encontraban inmovilizados y no se
podían apreciar unos microcristales individuales. Sin embargo, se
podía hacer que los microcristales de OTC fluyeran en "ríos"
cuando la muestra se comprimía mediante la manipulación del cubre
portaobjetos. Los microcristales de OTC liberados presentaban un
tamaño completamente uniforme estimado dentro del intervalo de
0,3-0,7\mum.
Dicho comportamiento se clasificó como liberación
lenta. (Ver Tabla 2, última columna).
Se repitió el experimento del Ejemplo 13
utilizando la preparación de PEG-OTC- Matriz de
Colágeno del Ejemplo 6. La muestra cambió de forma inmediatamente
después de la adición del medio acuoso. El movimiento y la
emanación extrajeron los microcristales de OTC a los 20 segundos.
La manipulación del cubre portaobjetos mostró que los
microcristales podían escurrirse fácilmente, indicando una falta de
afinidad por la matriz de colágeno. Los microcristales de OTC
liberados se clasifican en un tamaño estimado entre 0,1 y 5,0
\mum.
Dicho comportamiento se clasificó como liberación
rápida. (Ver Tabla 2, última columna).
Se repitió el experimento del Ejemplo 13
utilizando la CMC-OTC- Matriz de Colágeno del
Ejemplo 7. Se observó una liberación rápida, con observaciones
comparables a las del Ejemplo 14.
Se repitió el experimento del Ejemplo 13
utilizando la preparación de OTC- Matriz de Colágeno del Ejemplo 4,
en ausencia de adyuvante. Al igual que con el
PEG-OTC-Matriz de Colágeno (Ejemplo
14), los microcristales se disociaron rápidamente, indicando una
falta de afinidad por la matriz de colágeno. Los microcristales
fueron predominantemente de 2-5 \mum.
Se repitió el experimento del Ejemplo 13
utilizando Colágeno-OTC-Matriz de
Colágeno del Ejemplo 5. La matriz no cambió de forma o de
propiedades ópticas incluso 30 minutos después de la adición del
medio acuoso. La fluorescencia amarilla de la OTC permaneció en el
interior de la masa de la matriz de colágeno y solo ocasionalmente
se podían apreciar unos microcristales de 0,5-5,0
\mum en el borde. Noventa minutos después de la adición del medio
acuoso, la manipulación del cubre del portaobjetos no desplazó los
microcristales de OTC. Dicho comportamiento se clasificó como
liberación muy lenta (ver Tabla 2, última columna). A partir de
dicho comportamiento y del experimento de liberación del Ejemplo
11, concluimos que la OTC microcristalina está firmemente alojada en
la matriz de colágeno.
Se repitió el experimento del Ejemplo 13
utilizando Lecitina-OTC-Matriz de
Colágeno del Ejemplo 8 preparada mediante la evaporación del etanol.
Se observó una liberación lenta, comparable a la observada en
Lecitina-OTC- Matriz de Colágeno liofilizada del
Ejemplo 13
Se repitió el experimento del Ejemplo 13
utilizando OTC-Matriz de Colágeno del Ejemplo 9
preparada mediante la evaporación del etanol. La mitad de la OTC se
liberó rápidamente. La restante se liberó lentamente como con
Lecitina-OTC-Matriz de
Colágeno.
Se repitieron los experimentos de los Ejemplos
13-19 utilizando unas preparaciones de gasas de
celulosa y los resultados se tabulan en la columna final de la Tabla
2.
Los ejemplos y enseñanzas anteriores muestran
como un experto en la técnica puede seleccionar (1) el material del
vehículo, (2) el fármaco que se incorporará, (3) el adyuvante y (4)
el método de preparación para obtener unas propiedades mecánicas
óptimas y unas características de liberación del fármaco para la
utilización como un vendaje terapéutico para heridas o como un
implante.
Para resumir la forma de realización preferida de
nuestra invención, los fármacos insolubles en agua se reducen a un
tamaño 20 nm-30 \mum en una suspensión acuosa, se
mezclan con los materiales adyuvantes definidos y se impregnan en
materiales quirúrgicos existentes consistentes en fibras, telas o
espumas sólidas y se elimina el agua mediante liofilización. El
producto final constituye un material quirúrgico capaz de
suministrar grandes cantidades de fármaco al tejido circundante a
unas tasas definidas. La elección de la concentración del fármaco y
los materiales adyuvantes y el método de incorporación se pueden
utilizar para controlar la tasa de liberación del fármaco desde el
material quirúrgico. Los modos de incorporación implican una
afinidad físico-química del adyuvante tanto para el
fármaco microcristalino como para el material quirúrgico.
Alternativamente, el adyuvante puede servir para facilitar la
captura del fármaco microcristalino entre las fibras del material
quirúrgico. El material que contiene el fármaco es implantable si el
material quirúrgico existente del que se forma es implantable. El
material que contiene el fármaco también se puede utilizar como un
vendaje externo. Se pueden incorporar fármacos solubles en agua a
los materiales quirúrgicos. Sus tasas de liberación se pueden
controlar mediante la encapsulación dentro de las membranas
fosfolipídicas, mediante adyuvantes que las transformen en
insolubles o mediante la combinación de dichos principios.
El implante de la presente invención se puede
utilizar en procedimientos quirúrgicos o dentales en los que se
desea un control simultáneo del sangrado y del suministro del
fármaco a un tejido adyacente. En particular, las utilizaciones
contempladas incluyen obturación de la piel o la herida para el
control del dolor / infección; disminución de la inflamación y
prevención de formaciones de queloides al cerrarse la piel; para
controlar el dolor después de una toraxotomía para incrementar de
este modo la ventilación previniendo una neumonía; después de una
herniorafia cuando se extiende sobre el nervio ilioinguinal
desprotegido para controlar el dolor; después de la cirugía en un
área contaminada para suministrar antibióticos; después de
cualquier tipo de cirugía para controlar la infección; después de
cirugía ortopédica para proporcionar factores de estimulación del
crecimiento del hueso en el lugar; después de cirugía ortopédica
para proporcionar alivio del dolor, que facilita el movimiento de
la articulación que facilita la recuperación; después de las
heridas en el campo de batalla para proporcionar alivio del dolor,
hemostasia, control de la infección durante el transporte cuando se
aplica tópicamente o para exponer áreas parenterales del
cuerpo.
La presente invención proporciona un material
flexible implantable, adecuado para la utilización en cirugía y en
la práctica dental, que libera un fármaco o un agente biológico al
tejido circundante dentro de un periodo de tiempo seleccionado para
conseguir un efecto terapéutico. Nuestra invención también se puede
utilizar como un vendaje extraíble para heridas. Nuestra invención
también puede proporcionar un material semirígido que es adecuado
para la implantación en el hueso, y que es capaz de liberar un
fármaco o un agente biológico durante largos periodos de tiempo. En
particular, los usos contemplados incluyen la implantación de un
dispositivo durante la cirugía para proporcionar un alivio del
dolor, la implantación durante una cirugía ortopédica para aliviar
la inflamación acelerando de este modo el proceso de
rehabilitación, la implantación post extracción dental en el
implante dental para controlar el dolor; cuando está impregnado con
unos materiales para acelerar la cicatrización del hueso se
implantará en unos lugares de fractura para mejorar la
cicatrización del hueso; cuando está impregnado con unos
antibióticos se implantará durante la cirugía para proporcionar una
liberación sostenida de los antibióticos en el área local; cuando
está impregnado con unos materiales que mejoran la coagulación se
implantará durante la cirugía o post extracción dental para
facilitar la hemostasia, cuando se utiliza tópicamente se aplicará
para proporcionar un alivio del dolor si está impregnado con
anestésicos /analgésicos; cuando está impregnado con unos
antibióticos se aplicará para prevenir o para tratar una
infección.
Unos aspectos adicionales de nuestra invención
incluyen la facilidad para controlar la tasa y el modo de
liberación del fármaco mediante la elección de la concentración y
el tipo de adyuvantes utilizados, así como la facilidad para
incorporar el fármaco a una carga útil elevada (hasta 4 g de
fármaco / g de material vehículo). De este modo, los fármacos se
pueden liberar a altas concentraciones al tejido circundante durante
largos periodos de tiempo par prevenir el crecimiento de bacterias,
para facilitar la cicatrización de las heridas y proporcionar una
liberación sistémica constante del fármaco, cuando se necesita.
Además, la utilización de adyuvantes para ajustar las tasas de
liberación de fármacos insoluble en agua y solubles en agua
representa un aspecto significativo de nuestra invención.
La presente invención proporciona de este modo un
medio de proporcionar un tratamiento continuo de una herida o una
zona quirúrgica con un fármaco. Cuando se utiliza con un material
de vehículo resorbible, nuestra invención proporciona un
dispositivo implantable de liberación sostenida para el fármaco,
consiguiendo el beneficio terapéutico local mientras proporciona
hemostasia y un entorno controlado para la regeneración tisular.
Proporciona un gran reservorio de fármaco en el sitio en el que
requiere, pero en forma de micropartículas de fármaco en una
asociación controlada con el material de matriz vehículo.
Claims (19)
1. Material de liberación de fármaco para la
utilización a modo de implante quirúrgico, un vendaje o una sutura
que comprende un vehículo fibroso y unas micropartículas de un
fármaco recubiertas con un lípido adyuvante para la adhesión de
dichas partículas a dicho vehículo, caracterizado porque
dicho vehículo fibroso consiste esencialmente de unas fibras que
presentan unos diámetros de entre 0,1 micrómetros a 100 micrómetros
recubiertos con una membrana lípidica anfipática, siendo dichas
micropartículas de adhesión unas micropartículas sólidas de entre
20 nanómetros a 20 micrómetros.
2. Material según la reivindicación 1, en el que
dicho lípido se selecciona de entre lecitina, ácido fosfatídico,
fosfatidilserina, fosfatidilinositol, cardiolipina,
fosfatidilglicerol, fosfatidiletanolamina, esfingomielina,
monoglicéridos, alquilaminas de cadena larga, ácidos grasos de
colesterol, triglicéridos sólidos a temperatura ambiente,
diglicéridos sólidos a temperatura ambiente, ceras, y sus
combinaciones.
3. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 2, en el que dicho vehículo fibroso es un
implante absorbible.
4. Material según la reivindicación 3, en el
que dicho implante comprende una esponja de gelatina fibrosa
celulosa o estéril.
5. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 4, en forma de un vendaje tópico.
6. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 2, en el que dicho vehículo es una sutura.
7. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 6, en el que dicho fármaco es insoluble en
agua.
8. Material de la reivindicación 1, en el que
dicho fármaco se selecciona de entre el grupo consistente en:
antisépticos, antibióticos, antiinflamatorios, anestésicos locales,
promotores de crecimiento tisular, inhibidores de la destrucción
tisular, y sus combinaciones.
9. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 8, en el que dichas micropartículas son
microcristales.
10. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 9, en el que dichas partículas farmacéuticas
son inferiores a 20 micrómetros y preferentemente inferiores a 10
micrómetros de diámetro.
11. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 10, en el que dicho vehículo retiene tanto
como 4 gramos de fármaco por gramo de vehículo.
12. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 11, que comprende además un conservante
seleccionado preferentemente de entre cloruro de benzalconio,
cloruro de bencetonio, propilparaben, butilparaben, clorobutanol,
alcohol bencílico, fenol, benzoato sódico, y EDTA.
13. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 12, en el que dichas partículas farmacéuticas
se recubren con un adyuvante soluble en agua seleccionado de entre
el grupo consistente en: colágeno, gelatina, carboximetilcelulosa,
hidroxietilcelulosa, hidroxipropilcelulosa,
hidroxipropilmetilcelulosa, povidona, cloruro de benzalconio y
cloruro de bencetonio.
14. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 2 a 13, que comprende una sal de un ácido graso
seleccionada de entre el grupo consistente en estearato cálcico,
estearato magnésico, estearato sódico, y monoestearato de
glicerol.
15. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 14, en el que dicho adyuvante comprende además
un surfactante iónico comprendiendo laurilsulfato sódico para
facilitar la carga y la liberación del fármaco.
16. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 14, en el que dicho adyuvante comprende además
un surfactante no iónico seleccionado de entre el grupo consistente
en polioxámeros, polioxil estearatos, polisorbatos, y
polipropilenglicol.
17. Material según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 16, en el que dicho vehículo fibroso se
selecciona de entre colágeno entrelazado o gelatina, celulosa y sus
derivados, pirrolidina, acrilatos, polibutiratos, polivaleratos,
ácido poliglicólico, poliglactina y
poli\simDL-lactato.
18. Método de preparación de un material de
liberación de fármaco para la utilización como un vendaje o
implante, según la reivindicación 1, que comprende las etapas
siguientes:
proporcionar un material de vehículo fibroso;
proporcionar una suspensión de un fármaco en
forma de micropartícula o microcristalina sólida en un solvente,
presentando dichas micropartículas o microcristales entre 20
nanometros a 30 micrómetros;
impregnar dicho material de vehículo en dicha
suspensión; y
evaporar dicho solvente.
19. Utilización de un material según cualquiera
de las reivindicaciones 1 a 17, a modo de implante quirúrgico,
vendaje o sutura
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