ES2219646T3 - Procedimiento de administracion (in vivo) de sustancias biologicas y composiciones utilizadas en estos procedimientos. - Google Patents
Procedimiento de administracion (in vivo) de sustancias biologicas y composiciones utilizadas en estos procedimientos.Info
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Abstract
EN LA PRESENTE INVENCION, SE PRESENTAN COMPOSICIONES UTILES PARA LA ADMINISTRACION IN VIVO DE UN PRODUCTO BIOLOGICO, EN DONDE EL PRODUCTO BIOLOGICO SE ENCUENTRA ASOCIADO A UNA ENVOLTURA POLIMERICA FORMULADA A PARTIR DE UN MATERIAL BIOCOMPATIBLE. EL PRODUCTO BIOLOGICO SE PUEDE ASOCIAR A LA ENVOLTURA POLIMERICA MISMA Y/O EL PRODUCTO BIOLOGICO, OPCIONALMENTE SUSPENDIDO/DISPERSO EN UN AGENTE DE DISPERSION BIOCOMPATIBLE, PUEDE QUEDAR CUBIERTO POR LA ENVOLTURA POLIMERICA. EN OTRO ASPECTO DE LA INVENCION, EL PRODUCTO BIOLOGICO ASOCIADO A LA ENVOLTURA POLIMERICA SE ADMINISTRA A UN SUJETO, DE FORMA OPCIONALMENTE DISPERSA EN UN LIQUIDO BIOCOMPATIBLE ADECUADO.
Description
Procedimiento de administración (in vivo)
de sustancias biológicas y composiciones utilizadas en estos
procedimientos.
Métodos para la administración in vivo de
compuestos biológicos y composiciones útiles para los mismos.
La presente invención se refiere a la
administración in vivo de compuestos biológicos. En un
aspecto, un compuesto biológico se asocia con un recubrimiento
polimérico formulado con un material biocompatible. El compuesto
biológico puede asociarse con el propio recubrimiento polimérico y/o
el compuesto biológico, suspendido/disperso en un agente de
dispersión no acuoso biocompatible, puede introducirse dentro del
recubrimiento polimérico. En otro aspecto, el compuesto biológico
asociado con el recubrimiento polimérico se administra a un sujeto,
opcionalmente disperso en un líquido biocompatible adecuado.
Las micropartículas y cuerpos extraños presentes
en la sangre generalmente se aclaran de la circulación mediante los
"órganos de filtración de la sangre", concretamente el bazo,
pulmones e hígado. La materia particulada contenida en la sangre
entera normal comprende glóbulos rojos (típicamente con un diámetro
de 8 micrómetros), glóbulos blancos (típicamente con un diámetro de
6-8 micrómetros) y plaquetas (típicamente con un
diámetro de 1-3 micrómetros). La microcirculación en
la mayoría de los órganos y tejidos permite el paso de estas células
sanguíneas. Cuando están presente microtrombos (coágulos de sangre)
con un tamaño mayor de 10-15 micrómetros en la
circulación, hay riesgo de infarto o bloqueo de los capilares,
llevando a isquemia o privación de oxígeno y posible muerte del
tejido. Por tanto, debe evitarse la inyección en la circulación de
partículas mayores de 10-15 micrómetros diámetro.
Sin embargo, una suspensión de partículas menores de
7-8 micrómetros es relativamente segura y se ha
usado para la administración de agentes farmacológicamente activos
en forma de liposomas y emulsiones, agentes nutricionales y medios
de contraste para aplicaciones de obtención de imágenes.
El tamaño de las partículas y su modo de
administración determina su comportamiento biológico. Strand et
al. [en Microspheres-Biomedical
Applications, ed. A. Rembaum, pág. 193-227, CRC
Press, (1988)] han descrito que el destino de las partículas
depende de su tamaño. Las partículas con un tamaño en el intervalo
de unos pocos nanómetros (nm) a 100 nm entran en los capilares
linfáticos después de la inyección intersticial y puede tener lugar
fagocitosis dentro de los nódulos linfáticos. Después de una
inyección intravenosa/intraarterial, las partículas menores de
aproximadamente 2 micrómetros se aclararán rápidamente del flujo
sanguíneo mediante el sistema reticuloendotelial (RES); también
conocido como el sistema fagocito mononuclear (MPS). Las partículas
mayores de aproximadamente 7 micrómetros quedan atrapadas, después
de la inyección intravenosa, en los capilares pulmonares. Después de
la inyección intraarterial, las partículas quedan atrapadas en el
primer lecho capilar que alcancen. Las partículas inhaladas son
atrapadas por los macrófagos alveolares.
Los compuestos farmacéuticos que son insolubles
en agua o poco solubles en agua y sensibles a los ambientes ácidos
del estómago no pueden administrarse convencionalmente (por ejemplo,
por inyección intravenosa o administración oral). La administración
parenteral de tales compuestos farmacéuticos se ha conseguido por
emulsión de fármaco solublilizado en aceite con un líquido acuoso
(tal como solución salina normal) en presencia de tensioactivos o
estabilizantes de emulsión para producir microemulsiones estables.
Estas emulsiones pueden inyectarse por vía intravenosa, siempre que
los componentes de la emulsión sean farmacológicamente inertes. Por
ejemplo, la Patente de Estados Unidos Nº 4.073.943 describe la
administración de agentes farmacológicamente activos insolubles en
agua disueltos en aceites y emulsionados con agua en presencia de
tensioactivos tales como fosfatidas de huevo, plurónicos
(copolímeros de polipropilenglicol y polietilenglicol), oleato de
poliglicerol, etc. La Publicación Internacional PCT Nº WO85/00011
describe microgotas farmacéuticas de un anestésico recubiertas con
un fosfolípido, tal como dimiristoil fosfatidilcolina, con unas
dimensiones adecuadas para la inyección intradérmica o
intravenosa.
Las microesferas de proteínas se han descrito en
la bibliografía como vehículos de agentes farmacológicos o de
diagnósticos. Las microesferas de albúmina se han preparado por
desnaturalización con calor o reticulación química. Las
microesferas desnaturalizadas por calor se producen a partir de una
mezcla emulsionada (por ejemplo, albúmina, el agente a incorporar y
un aceite adecuado) a temperaturas entre 100ºC y 150ºC. Después,
las microesferas se lavan con un disolvente adecuado y se almacenan.
Leucuta et al. [International Journal of Pharmaceutics Vol.
41:213-217 (1988)] describe el método de
preparación de microesferas desnaturalizadas por calor.
El procedimiento para preparar microesferas
reticuladas químicamente implica tratar la emulsión con
glutaraldehído para reticular la proteína, seguido de lavado y
almacenamiento. Lee et al. [Science Vol.
213:333-235 (1981)] y la Patente de Estados
Unidos Nº 4.671.954 describen este método de preparación.
Las técnicas anteriores para la preparación de
microesferas de proteínas como vehículos de agentes
farmacológicamente activos, aunque son adecuadas para la
administración de agentes solubles en agua, no pueden incluir
agentes insolubles en agua. Esta limitación es inherente a la
técnica de preparación que confía en la reticulación o
desnaturalización por calor del componente proteico de la fase
acuosa de una emulsión de agua en aceite. Cualquier agente soluble
en agua disuelto en la fase acuosa que contiene proteínas puede
incluirse dentro de la matriz de proteínas reticulada o
desnaturalizada por calor resultante, pero un agente poco soluble
en agua o soluble en aceite no puede incorporarse a una matriz
proteica formada mediante estas técnicas.
De esta forma, la mala solubilidad acuosa de
muchos compuestos biológicos presenta un problema para la
administración a seres humanos. De hecho, la administración de
agentes farmacológicamente activos que son inherentemente insolubles
o poco solubles en medio acuoso puede verse perjudicada seriamente
si la administración oral no es eficaz. En consecuencia, las
formulaciones usadas actualmente para la administración de agentes
farmacológicamente activos que son que son inherentemente insolubles
o poco solubles en medio acuoso requieren la adición de agentes para
solubilizar al agente farmacológicamente activo. Sin embargo, es
habitual que los agentes (por ejemplo emulsionantes) empleados para
solubilizar los agentes farmacológicamente activos provoquen graves
reacciones alérgicas. De esta forma, un régimen común de
administración implica el tratamiento de un paciente con
antihistaminas y esteroides antes de la inyección del agente
farmacológicamente activo para reducir los efectos secundarios
alérgicos de los agentes usados como ayuda para la administración
del fármaco.
En un esfuerzo para mejorar la solubilidad en
agua de fármacos que son inherentemente insolubles o poco solubles
en medio acuoso, varios investigadores han modificado químicamente
la estructura de los fármacos con grupos funcionales que imparten
una mejor solubilidad en agua. Entre las modificaciones químicas
descritas en la técnica están la preparación de derivados
sulfonados [Kingston et al., Patente de Estados Unidos
5.059.699 (1991)] y ésteres de aminoácidos [Mathew et al.,
J. Med. Chem., Vol. 35:145-151 (1992)] que
muestran una actividad biológica significativa. Las modificaciones
para producir derivados solubles en agua facilitan la
administración intravenosa, en medio acuoso (disuelto en un vehículo
inocuo tal como solución salina normal) de fármacos que son
inherentemente insolubles o poco solubles. Sin embargo, tales
modificaciones, incrementan el coste de preparación del fármaco,
pueden inducir reacciones secundarias no deseadas y/o reacciones
alérgicas y/o pueden reducir la eficacia del fármaco.
Otros compuestos biológicos que son habitualmente
inherentemente insolubles o poco solubles en medio acuoso y que se
desean administrar disueltos en un vehículo inocuo tal como solución
salina normal, a la vez que se provoca un mínimo de reacciones
secundarias no deseadas y/o reacciones alérgicas, son agentes de
diagnóstico tales como agentes de contraste. Los agentes de
contraste son deseables en la obtención de imágenes radiológicas ya
que mejoran la visualización de los órganos (es decir, su posición,
tamaño y configuración) y otras estructuras celulares del medio
circundante. Los tejidos blandos, por ejemplo, tiene una composición
celular similar (es decir, están compuestos principalmente por agua)
aunque puedan tener funciones biológicas notablemente distintas (por
ejemplo, hígado y páncreas).
La técnica de obtención de imágenes por
resonancia magnética (MRI) o resonancia magnética nuclear (RMN)
implica la detección de ciertos núcleos atómicos con un campo
magnético aplicado usando radiación por radiofrecuencia. En algunos
aspectos, es similar a la tomografía computerizada de rayos X (CT)
en que puede proporcionar (en algunos casos) imágenes transversales
de órganos con una resolución en tejidos blandos potencialmente
excelente. En su uso actual, las imágenes constituyen un mapa de
distribución de protones en órganos y tejidos. Sin embargo, al
contrario que la tomografía computerizada de
rayos-X, MRI no usa radiación ionizante. Por lo
tanto, MRI es una técnica segura no invasiva para la obtención de
imágenes médicas.
Aunque el fenómeno de la RMN se descubrió en
1954, sólo recientemente se ha descubierto su uso en los
diagnósticos médicos como medio para determinar la estructura
interna. La técnica fue desarrollada en primer lugar por Lauterbur
[Nature 242:190-191 (1973)].
Se conoce que los núcleos con un espín nuclear
apropiado se alinean en la dirección del campo magnético aplicado.
El espín nuclear puede alinearse de dos formas: frente a o contra el
campo magnético externo. La alineación con el campo es más estable;
mientras que la energía debe absorberse para alienarse en el estado
menos estable (es decir, contra el campo aplicado). En el caso de
los protones, estos núcleos progresan con un movimiento de precesión
o resuenan a una frecuencia de 42,6 MHz en presencia de un campo
magnético de 1 tesla (1 tesla = 10^{4} gauss). A esta frecuencia,
un pulso de radiofrecuencia (RF) de radiación excitará a los núcleos
y cambiará su orientación de espín para alinearse frente al campo
magnético aplicado. Después del pulso de RF, los núcleos excitados
se "relajan" o vuelven al equilibrio o a la alineación con el
campo magnético. La reducción de la señal de relajación puede
describirse usando dos términos de relajación. T_{1}, el tiempo
de relajación de la red del espín o tiempo de relajación
longitudinal, es el tiempo necesario para que los núcleos vuelvan
al equilibrio con la dirección del campo magnético aplicado
externamente. El segundo, T_{2} o tiempo de relajación
espín-espín, se asocia con el desfase de la
precesión inicialmente coherente de los espines individuales de los
protones. Los tiempos de relajación de distintos fluidos, órganos y
tejidos en distintas especies de mamíferos están bien
documentados.
Una ventaja de MRI es que pueden seleccionarse
diferentes planos de exploración y espesores de la sección sin
perder resolución. Esto permite obtener directamente imágenes
transversales, coronales y sagitales de alta calidad. La ausencia
de partes mecánicas en movimiento en el equipo de MRI imparte un
alto grado de fiabilidad. Se admite generalmente que MRI tiene un
mayor potencial que la tomografía computerizada de
rayos-X para el examen selectivo de tejidos. En la
CT, únicamente los coeficientes de atenuación de los
rayos-X determinan el contraste de la imagen,
mientras que al menos tres variables distintas (T_{1}, T_{2} y
densidad del espín nuclear) contribuyen a la imagen por resonancia
magnética.
Debido a sutiles diferencias fisioquímicas entre
órganos y tejidos, MRI puede ser capaz de diferenciar tipos de
tejido y en la detección de enfermedades que pueden no detectarse
con rayos-X o CT. En comparación, CT y
rayos-X sólo son sensibles a diferencias en las
densidades de electrones en tejidos y órganos. Las imágenes que se
pueden obtener con técnicas de MRI también pueden permitir a un
médico detectar estructuras más pequeñas que aquellas detectables
por CT, debido a su mejor resolución espacial. Adicionalmente,
usando técnicas de MRI puede obtenerse fácilmente cualquier plano de
una imagen, incluyendo transversal, coronal y sagital.
Actualmente, MRI se usa ampliamente para ayudar
en el diagnóstico de muchos trastornos médicos. Los ejemplos
incluyen daños en las articulaciones, trastornos en la médula ósea,
tumores en tejidos blandos, invasión mediastinal, linfadenopatía,
hemangioma cavernoso, hemocromatosis, cirrosis, carcinoma de células
renales, leiomioma uterino, adenomiosis, endometriosis, carcinomas
de mama, estenosis, enfermedad de la arteria coronaria, disección
aórtica, hipertrofia lipomatosa, septum auricular, pericarditis
constrictiva y similares [véase, por ejemplo, Edelman & Warach,
Medical Progress 328:708-716 (1993); Edelman
& Warach, New England J. of Medicine
328:785-791 (1993)].
Las imágenes de resonancia magnética empleadas
habitualmente se basan actualmente en señales protónicas que surgen
de las moléculas de agua dentro de las células. Por consiguiente,
habitualmente es difícil descifrar las imágenes y distinguir órganos
individuales y estructuras celulares. Hay dos formas potenciales
para diferenciar mejor las señales protónicas. La primera implica
usar un agente de contraste que altera la T_{1} o T_{2} de las
moléculas de agua en una región en comparación con otra. Por
ejemplo, el ácido gadolinio dietilentriaminopentaacético
(Gd-DTPA) reduce el tiempo de relajación del protón
T_{1} de las moléculas de agua próximas al mismo, mejorando por
tanto las imágenes obtenidas.
La segunda vía para diferenciar órganos
individuales y estructuras celulares es introducir otro núcleo para
obtener de las imágenes (es decir, un agente para la obtención de
imágenes). Usando este segundo enfoque, la obtención de imagen sólo
puede tener lugar cuando se ha administrado el agente de contraste.
Una ventaja de este método es el hecho de que la imagen se obtiene
sin interferencias del agua presente alrededor. Los agentes de
contraste adecuados deber ser bio-compatibles (es
decir, no tóxicos, químicamente estables, no reactivos con tejidos)
y con una vida limitada antes de su eliminación del cuerpo.
Aunque típicamente se ha seleccionado hidrógeno
como base para la exploración MRI (debido a su abundancia en el
cuerpo), esto puede tener como resultado áreas con una imagen pobre
por falta de contraste. De esta forma, el uso de otros núcleos
activos MRI (tales como flúor) puede ser ventajoso. El uso de
ciertos perfluorocarbonos en diversas tecnologías de diagnóstico de
imagen tales como ultrasonidos, resonancia magnética, radiografía y
tomografía computerizada se ha descrito en un artículo de Mattery
[véase SPIE, 626, XIV/PACS IV, 18-23 (1986)]. El uso
de flúor es ventajoso porque el flúor no se encuentra de forma
natural en del cuerpo.
Las sugerencias en la técnica anterior de
compuestos que contienen flúor útiles para la obtención de imágenes
por resonancia magnética con propósitos de diagnóstico médico se
limitan a un grupo seleccionado de moléculas que contienen flúor que
son solubles en agua o pueden formar emulsiones. Por consiguiente,
el uso en la técnica anterior de emulsiones de fluorocarbonos de
fluorocarbonos acuosos solubles tiene varias desventajas, por
ejemplo, 1) el uso de emulsiones inestables, 2) la falta de
especificidad y de administración específica a órganos, 3) el
potencial para inducir reacciones alérgicas debido al uso de
emulsionantes y tensioactivos (por ejemplo, fosfatidas de huevo y
lecitina de yema de huevo), 4) capacidades de administración
limitadas, y 5) los fluorocarbonos solubles en agua se diluyen
rápidamente en la sangre después de una inyección intravenosa.
De acuerdo con la presente invención, se
proporcionan composiciones útiles para la administración in
vivo de compuestos biológicos, en forma de micropartículas
adecuadas para la administración parenteral en suspensión acuosa.
Las composiciones de la invención comprenden un compuesto biológico
(en forma de sólido o líquido) asociado con un recubrimiento
polimérico. El recubrimiento polimérico es un material
biocompatible, reticulado por medio de enlaces disulfuro. El uso de
las composiciones de la invención para la administración de
compuestos biológicos obvia la necesidad de administración de
compuestos biológicos en una emulsión que contiene, por ejemplo,
etanol y aceite de ricino polietoxilado, diluido en solución salina
normal (véase, por ejemplo, Norton et al., en Abstracts of
the 2nd National Cancer Institute Workshop on Taxol & Taxus,
23-24 de septiembre, 1992). Una desventaja de tales
composiciones conocidas es su propensión a producir efectos
secundarios alérgicos.
De acuerdo con otro aspecto de la presente
invención, se proporcionan métodos para encapsular compuestos
biológicos en un recubrimiento polimérico. Aún más de acuerdo con la
presente invención se proporcionan medios para obtener datos locales
de oxígeno y temperatura y para obtener imágenes de por resonancia
magnética con flúor de órganos y tejidos del cuerpo.
La administración de compuestos biológicos en
forma de una suspensión microparticulada permite algún grado de
administración específica a órganos tales como el hígado, pulmones,
bazo, circulación linfática y similares, mediante el uso de
partículas de distinto tamaño y mediante la administración por
distintas vías. El método de administración de la invención permite
adicionalmente la administración de compuestos biológicos, tales
como agentes farmacológicamente activos sustancialmente insolubles
en agua, empleando un volumen mucho menor de líquido y necesitando
un tiempo de administración mucho menor en relación con los
volúmenes y tiempos de administración requeridos por los sistemas de
administración de la técnica anterior (por ejemplo, se requiere una
infusión intravenosa de aproximadamente uno a dos litros de líquido
durante un periodo de 24 horas para administrar una dosis humana
típica de 200-400 mg de taxol).
Por ejemplo, puede administrarse de forma
intravenosa una suspensión de recubrimientos poliméricos de la
invención, haciendo posible la obtención de imágenes de órganos
vascularizados (por ejemplo, hígado, bazo, vasos linfáticos y
pulmones) y de médula ósea. La especificidad de órgano se consigue
como resultado de la absorción de los recubrimientos poliméricos que
contienen organoflúor con un tamaño de micrómetros en el sistema
reticuloendotelial (RES) (también conocido como sistema de fagocito
mononuclear (MNP)). Los órganos tales como el hígado y el bazo
juegan un papel importante al retirar especies extrañas (por
ejemplo, materia particulada) del flujo sanguíneo y por lo tanto se
denominan habitualmente "órganos de filtración de la sangre".
Estos órganos suponen una gran parte del RES. Además, los nódulos
linfáticos dentro de la circulación linfática contienen células del
RES. Por consiguiente, es posible obtener imágenes del sistema
linfático empleando recubrimientos poliméricos que contienen
organoflúor con un tamaño de micrómetros de la presente invención.
Administrado por vía oral o como supositorio, puede realizarse la
obtención de imágenes del estómago y del tracto gastrointestinal.
Tales suspensiones también pueden inyectarse en un espacio no
vascular, tal como la cavidad cerebro-espinal,
permitiendo también la obtención de imágenes de tal espacio.
La presente invención supera las desventajas de
la técnica anterior proporcionando 1) suspensiones inyectables de
recubrimientos poliméricos que contienen un compuesto biológico, 2)
compuestos biológicos en una forma que tiene una mejor estabilidad
en comparación con emulsiones simples, 3) especificidad de órganos
(por ejemplo, hígado, bazo, pulmón y similares) debido a la
absorción de los recubrimientos poliméricos de la invención por el
sistema RES o MNP, 4) un sistema sin emulsionantes, evitando por
tanto agentes que pueden causar potencialmente reacciones alérgicas,
y 5) la capacidad de inyectar dosis relativamente pequeñas de
compuesto biológico y conseguir todavía una buena respuesta debido a
que los recubrimientos poliméricos que contienen un compuesto
biológico de la invención pueden dirigirse a un órgano
específico.
La Figura 1 muestra una representación
esquemática de un recubrimiento polimérico preparado de acuerdo con
la presente invención. En la figura, A se refiere al recubrimiento
polimérico insoluble reticulado con enlaces disulfuro, B se refiere
al interior del recubrimiento polimérico, que puede contener un
fluorocarbono que contiene oxígeno disuelto, un aceite biocompatible
con compuesto biológico disuelto en medio acuoso, una suspensión de
partículas sólidas dispersas en un líquido y similares, C designa el
espesor del recubrimiento polimérico, típicamente aproximadamente
5-50 nanometros y D se refiere al diámetro del
recubrimiento polimérico, típicamente en el intervalo de
aproximadamente 0,1 hasta 20 \mum.
De acuerdo con la presente invención, se
proporcionan composiciones para la administración in vivo de
un compuesto biológico,
donde dicho compuesto biológico se selecciona
entre:
un sólido disperso en un agente de dispersión
biocompatible no acuoso, contenido sustancialmente completamente
dentro de un recubrimiento polimérico,
un líquido disperso en un agente de dispersión
biocompatible no acuoso, contenido sustancialmente completamente
dentro de un recubrimiento polimérico,
o mezclas de los dos,
donde la mayor dimensión transversal de dicho
recubrimiento no es mayor de 10 micrómetros,
donde dicho recubrimiento polimérico comprende un
material biocompatible que está sustancialmente reticulado por medio
de enlaces disulfuro, y
donde el exterior de dicho recubrimiento
polimérico está opcionalmente modificado con un agente adecuado,
donde dicho agente está unido a dicho recubrimiento polimérico
mediante un enlace covalente opcional.
Como se usa en este documento, la expresión
"administración in vivo" se refiere a la administración
de un compuesto por vías de administración tales como oral,
intravenosa, subcutánea, intraperitoneal, intratecal, intramuscular,
intracraneal, por inhalación, tópica, transdérmica, supositorio
(rectal), pesario (vaginal) y similares.
Como se usa en este documento, el término
"compuesto biológico" se refiere a agentes farmacéuticamente
activos (tales como agentes analgésicos, agentes anestésicos,
agentes anti-asmáticos, antibióticos, agentes
anti-depresivos, agentes
anti-diabéticos, agentes
anti-hongos, agentes
anti-hipertensores, agentes
anti-inflamatorios, agentes
anti-neoplásicos, agentes ansiolíticos, agentes
enzimáticamente activos, construcciones de ácido nucleico, agentes
inmunoestimuladores, agentes inmunosupresores, gases
fisiológicamente activos, vacunas y similares), agentes de
diagnóstico (tales como agentes de contraste de ultrasonidos,
agentes de radiocontraste o agentes de contraste magnético),
agentes con valor nutricional y similares.
Como se usa en este documento, el término
"micrómetro" se refiere a una unidad de medida de una milésima
de milímetro.
Pueden emplearse diversos materiales
biocompatibles en la práctica de la presente invención para la
formación de un recubrimiento polimérico. Como se usa en este
documento, el término "biocompatible" describe una sustancia
que no altera o afecta de forma apreciable de forma adversa, el
sistema biológico en el que se introduce. Esencialmente, cualquier
material, natural o sintético, que tenga grupos sulfhidrilo o
enlaces disulfuro dentro de su estructura, puede utilizarse para la
preparación de un recubrimiento reticulado con disulfuros. Los
grupos sulfhidrilo o enlaces disulfuro pueden existir anteriormente
dentro de la estructura del material biocompatible o pueden
introducirse mediante la modificación química adecuada. Por
ejemplo, materiales biocompatibles de origen natural tales como
proteínas, polipéptidos, oligopéptidos, polinucleótidos,
polisacáridos (por ejemplo, almidón, celulosa, dextranos, alginatos,
quitosano, pectina, ácido hialurónico y similares), lípidos, etc.
son candidatos para tal modificación. También pueden formarse otros
enlaces, tales como ésteres, amidas, éteres y similares durante la
etapa de irradiación ultrasónica (siempre que los grupos
funcionales requeridos estén presentes en el material de
partida).
Como ejemplos de materiales biocompatibles
adecuados, pueden emplearse proteínas de origen natural o
sintéticas, siempre que tales proteínas tengan suficientes grupos
sulfhidrilo o disulfuro de forma que la reticulación (mediante la
formación de enlaces disulfuro, por ejemplo, como resultado de la
oxidación durante la irradiación ultrasónica) pueda tener lugar. Los
ejemplos de proteínas adecuadas incluyen albúmina (que contienen 35
restos cisteína), insulina (que contiene 6 cisteínas), hemoglobina
(que contiene 6 restos cisteína por unida
\alpha_{2}\beta_{2}), lisozima (que contiene 8 restos
cisteína), inmunoglobulinas,
\alpha-2-macroglobulina,
fibronectina, vitronectina, fibrinógeno y similares, así como
combinaciones de cualquiera dos o más de las mismas.
Una proteína preferida actualmente para el uso en
la formación de un recubrimiento polimérico es la albúmina. Otra
proteína preferida actualmente para el uso en la formación de un
recubrimiento polimérico es la hemoglobina. Otra proteína más
preferida actualmente para el uso en la formación de un
recubrimiento polimérico es una combinación de albúmina y
hemoglobina. Opcionalmente, proteínas tales como
\alpha-2-macroglobulina, una
conocida opsonina, podrían usarse para potenciar la absorción de las
partículas de compuesto biológico contenidas en el recubrimiento por
macrófagos o potenciar la absorción de las partículas de compuesto
biológico contenidas en el recubrimiento en el hígado y bazo. Otras
proteínas funcionales, tales como anticuerpos o enzimas, que podrían
facilitar la unión específica del compuesto biológico en un sitio
deseado, pueden usarse en la formación del recubrimiento
polimérico.
De forma similar, los polipéptidos sintéticos que
contienen grupos sulfhidrilo o disulfuro también son buenos
candidatos para la formación de partículas que tienen un
recubrimiento polimérico. Además, los polialquilenglicoles (por
ejemplo, de cadena lineal o ramificada), alcohol polivinílico,
metacrilato de polihidroximetilo, ácido poliacrílico,
polietiloxazolina, poliacrilamida, polivinil pirrolidona y
similares, son buenos candidatos para la modificación química (para
introducir enlaces sulfhidrilo y/o disulfuro) y formación del
recubrimiento (provocando la reticulación del mismo).
En la preparación de las composiciones de la
invención, se emplea un agente de dispersión no acuoso para
suspender o disolver el compuesto biológico. Los agentes de
dispersión contemplados para el uso en la práctica de la presente
invención incluyen cualquier líquido capaz de suspender o disolver
un compuesto biológico, pero que no reacciona químicamente con el
polímero empleado para producir el recubrimiento o con el compuesto
biológico. Los ejemplos incluyen aceites vegetales (por ejemplo
aceite de soja, aceite mineral, aceite de maíz, aceite de colza,
aceite de coco, aceite de oliva, aceite de cartamo, aceite de
semilla de algodón y similares), hidrocarburos alifáticos,
cicloalfifáticos o aromáticos que tienen 4-30 átomos
de carbono (por ejemplo n-dodecano, n-decano,
n-hexano, ciclohexano, tolueno, benceno y similares),
alcoholes alifáticos o aromáticos que tienen 1-30
átomos de carbono (por ejemplo, octanol y similares), ésteres
alifáticos o aromáticos que tienen 2-30 átomos de
carbono (por ejemplo carilato de etilo (octanoato) y similares),
alquilo, arilo o ésteres cíclicos que tienen 2-30
átomos de carbono (por ejemplo, éter dietílico, tetrahidrofurano y
similares, haluros de arilo o alquilo que tienen
1-30 átomos de carbono (y opcionalmente más de un
sustituyente halógeno, por ejemplo, CH_{3}Cl, CH_{2}Cl_{2},
CH_{2}Cl-CH_{2}Cl y similares), cetonas que
tienen 3-30 átomos de carbono (por ejemplo,
acetona, metil etil cetona y similares), polialquilenglicoles (por
ejemplo, polietilenglicol y similares) o combinaciones de dos o mas
de los mismos.
Se prefieren especialmente las combinaciones de
agentes de dispersión que incluyen líquidos volátiles tales como
diclorometano, acetato de etilo, benceno y similares (es decir,
disolventes que tienen un alto grado de solubilidad para el agente
farmacológicamente activo y son solubles en el otro agente de
dispersión empleado) junto con un agente de dispersión menos
volátil. Cuando se añade al otro agente de dispersión, estos
aditivos volátiles ayudan a conducir la solubilidad del agente
farmacológicamente activo al agente de dispersión. Esto es deseable
ya que esta etapa consume habitualmente mucho tiempo. Después de la
disolución, el componente volátil puede retirarse por evaporación
(opcionalmente al vacío).
Las partículas de compuesto biológico contenido
sustancialmente completamente dentro de un recubrimiento polimérico,
o asociadas con el mismo, preparadas como se describe en este
documento, se administran en forma de una suspensión en un medio
biocompatible. Este medio puede seleccionarse entre agua, medio
acuoso tamponado, solución salina, solución salina tamponada,
soluciones opcionalmente tamponadas de aminoácidos, soluciones
opcionalmente tamponadas de azúcares, soluciones opcionalmente
tamponadas de carbohidratos, soluciones opcionalmente tamponadas de
vitaminas, soluciones opcionalmente tamponadas de polímeros
sintéticos, emulsiones que contienen líquidos y similares.
De acuerdo con otra realización de la presente
invención, se proporciona un método para la preparación de un
compuesto biológico para la administración in vivo,
comprendiendo dicho método someter al medio que contiene material
biocompatible que puede reticularse con enlaces disulfuro a
condiciones ultrasónicas de alta intensidad durante un tiempo
suficiente para reticular dicho material biocompatible
sustancialmente con enlaces disulfuro.
donde dicho compuesto biológico está
completamente contenido dentro de un recubrimiento polimérico,
donde la mayor dimensión transversal de dicho
recubrimiento no es mayor de 10 micrómetros, y
donde el compuesto biológico es un sólido o
líquido disperso en un agente de dispersión biocompatible no
acuoso.
De esta forma, de acuerdo con la presente
invención, los compuestos biológicos contenidos dentro de los
recubrimientos poliméricos se sintetizan usando ultrasonidos de alta
intensidad. Dos procesos acústicos no lineales están implicados en
la formación de recubrimientos poliméricos estables (es decir,
emulsión y cavitación acústicas). Primero, la emulsión acústica
dispersa el compuesto biológico en la solución proteica acuosa.
Después, la dispersión formada se reticula químicamente y se
estabiliza por formación de enlaces disulfuro. Los enlaces disulfuro
se forman con los restos cisteína (en el caso de que el polímero
sea una proteína tal como albúmina) que se oxidan con superóxido
producido mediante cavitación acústica.
La suspensión resultante se filtra opcionalmente
a través de filtros centricon (corte de 100 kDa) y las
construcciones filtradas o microburbujas se resuspenden en solución
salina normal o un tampón adecuado. La Figura 1 muestra una
representación esquemática de tal construcción. El diámetro medio de
estas construcciones es de aproximadamente 2 micrómetros. La
distribución del tamaño de partícula, determinada con un contador de
partículas Elzone, parece ser bastante estrecha (se observa
típicamente una distribución gaussiana con un diámetro medio de 3
micrómetros). El intervalo de tamaño de las partículas obtenidas con
esta técnica está entre 0,1 micrómetro y 20 micrómetros. Un
intervalo de tamaño preferido es de 0,5 a 10 micrómetros y el
intervalo más preferido es de 1 a 5 micrómetros. Este tamaño es
ideal para aplicaciones médicas, ya que pueden realizarse
inyecciones intravenosas o intraarteriales sin riesgo de bloqueo de
vasos sanguíneos pequeños y posterior daño al tejido (isquemia
debida a la privación de oxígeno). Como comparación, los glóbulos
rojos normales tienen un diámetro de aproximadamente 8
micrómetros.
Una característica no obvia del proceso descrito
anteriormente es la elección del agente de dispersión,
específicamente con respecto a la polaridad del agente de
dispersión. La formación de un recubrimiento alrededor de las
partículas de compuesto biológico implica la reorientación del
material biocompatible en la interfaz entre las fases acuosa y no
acuosa de forma que las regiones hidrófilas del material
biocompatible están expuestas a la fase acuosa mientras que las
regiones hidrófobas del material biocompatible están orientadas
hacia la fase no acuosa. En el caso de que el material biocompatible
sea una proteína, para realizar el despliegue o cambiar la
conformación de la misma, debe suministrarse energía al polímero.
La energía libre de la interfaz (tensión interfacial) entre las dos
fases líquidas (es decir, acuosa y no acuosa) contribuye a los
cambios en la conformación de la proteína en dicha interfaz. La
energía térmica también contribuye a la energía total que se
necesita para el despliegue y/o cambio de conformación de la
proteína.
La entrada de energía térmica es una función de
variables tales como la potencia acústica empleada en el proceso de
irradiación ultrasónico de alta intensidad, el tiempo de irradiación
ultrasónica a alta intensidad, la naturaleza del material que se
somete a la irradiación ultrasónica de alta intensidad, el volumen
del material que se somete a irradiación ultrasónica de alta
intensidad y similares. La potencia acústica de los procesos de
irradiación ultrasónica de alta intensidad puede variar
ampliamente, incluyéndose típicamente en el intervalo de
aproximadamente 1 a 1000 watios/cm^{2}; prefiriéndose actualmente
una potencia acústica en el intervalo de aproximadamente 50 hasta
200 watios/cm^{2}. De forma similar, el tiempo de exposición a
irradiación ultrasónica de alta intensidad puede variar ampliamente,
incluyéndose típicamente en el intervalo de unos pocos segundos a
aproximadamente 5 minutos. Preferiblemente, el tiempo de exposición
a irradiación ultrasónica de alta intensidad estará dentro del
intervalo de aproximadamente 15 hasta 60 segundos. Los especialistas
en la técnica reconocerán que cuanto mayor sea la potencia acústica
aplicada, menos tiempo de exposición a irradiación ultrasónica de
alta intensidad se necesita y viceversa.
La energía libre de la interfaz es directamente
proporcional a la diferencia de polaridad entre los dos líquidos.
De esta forma, a una temperatura dada, es esencial un mínimo de
energía libre en la interfaz entre los dos líquidos para formar el
recubrimiento polimérico deseado. De esta forma, si se toma una
serie homóloga se agentes de dispersión con un cambio gradual en la
polaridad, por ejemplo, ésteres etílicos de ácidos alcanoicos,
entonces los homólogos mayores son cada vez más apolares, es decir,
la tensión de la interfaz entre estos agentes de dispersión y el
agua aumenta según aumenta el número de átomos de carbono en el
éster. De esta forma, se descubre que aunque el acetato de etilo es
inmiscible en agua (es decir, un éster de un ácido de 2 carbonos), a
temperatura ambiente (\sim20ºC), este agente de dispersión en
solitario no dará un rendimiento significativo de partículas
recubiertas con recubrimiento polimérico. Por el contrario, un
éster superior tal como octanoato de etilo (éster de un ácido de 8
carbonos) da partículas recubiertas con recubrimiento polimérico
con un alto rendimiento. De hecho, el heptanoato de etilo (éste de
un ácido de 7 carbonos) da un rendimiento moderado mientras que los
ésteres inferiores (ésteres de ácidos de 3, 4, 5 ó 6 átomos de
carbono) dan un rendimiento pobre. De esta forma, a una temperatura
dada, se puede fijar una condición sobre la tensión interfacial
mínima con el agente de dispersión acuoso requerida para la
formación de partículas recubiertas con recubrimiento polimérico
con altos rendimientos.
La temperatura es otra variable que puede
manipularse para afectar al rendimiento de partículas recubiertas
con recubrimiento polimérico. En general, la tensión superficial de
un líquido disminuye con un aumento de temperatura. La velocidad de
cambio de la tensión superficial es normalmente distinta para
distintos líquidos. De esta forma, por ejemplo, la tensión de
interfaz (\Delta\gamma) entre dos líquidos puede ser
\Delta\gamma_{1} a la temperatura T_{1} y
\Delta\gamma_{2} a la temperatura T_{2}. Si
\Delta\gamma_{1} a T_{1} está cerca del mínimo requerido
para formar los recubrimientos poliméricos de la presente
invención, y si \Delta\gamma_{2} (a temperatura T_{2}) es
mayor que \Delta\gamma_{1}, entonces un cambio de temperatura
de T_{1} a T_{2} aumentará el rendimiento de los recubrimientos
poliméricos. Esto, de hecho, se observa en el caso del heptanoato
de etilo, que da un rendimiento moderado a 20ºC pero un alto
rendimiento a 10ºC.
La temperatura también afecta a la presión de
vapor de los líquidos empleados. Cuanto menor sea la temperatura,
menor es la presión de vapor total. Cuando menor es la presión de
vapor total, más eficaz es el colapso de la burbuja de cavitación.
Un colapso más eficaz de la burbuja de irradiación ultrasónica está
correlacionado con un aumento de la velocidad de formación de
superóxido (HO_{2}^{-}). El aumento de la velocidad de formación
de superóxido conduce a un aumento del rendimiento de los
recubrimientos poliméricos a menores temperaturas. Sin embargo,
como compensación, la velocidad de reacción de la oxidación de los
grupos sulfhidrilo (es decir, para formar enlaces disulfuro) con
los iones de superóxido aumenta al aumentar la temperatura. Por lo
tanto, para un líquido dado sometido a condiciones de irradiación
ultrasónica, existe un intervalo relativamente estrecho de
temperaturas óptimas de trabajo con las que se obtiene un alto
rendimiento de recubrimientos poliméricos.
De esta forma, una combinación de dos efectos, es
decir, el cambio en la tensión superficial con la temperatura (lo
que afecta directamente al despliegue y/o cambios conformacionales
del polímetro) y el cambio en el rendimiento de la reacción (siendo
la reacción la reticulación del polímero mediante la formación de
enlaces disulfuro) con la temperatura dicta la conversión global o
rendimiento de partículas recubiertas con recubrimiento polimérico.
Las temperaturas adecuadas para la preparación de recubrimientos
poliméricos de la invención se incluyen en el intervalo de
aproximadamente 0-80ºC.
El proceso de irradiación ultrasónica descrito
anteriormente puede manipularse para producir compuestos biológicos
que contienen partículas recubiertas con el recubrimiento polimérico
en un intervalo de tamaños. Los radios de partícula preferidos
actualmente están en el intervalo de aproximadamente 0,1 hasta
aproximadamente 5 micrómetros. Una distribución de tamaño estrecha
en este intervalo es muy adecuada para la administración
intravenosa de compuestos biológicos. Las partículas recubiertas con
el recubrimiento polimérico se suspenden preferiblemente en un
medio biocompatible (como se ha descrito en este documento) antes
de la administración por los medios adecuados.
Además, el recubrimiento polimérico puede
modificarse con un agente adecuado, asociándose el agente con el
recubrimiento polimérico mediante un enlace covalente opcional. Los
enlaces covalentes contemplaos para tales enlaces incluyen enlaces
éster, éter, uretano, diéster, amida, amina secundaria o terciaria,
éster fosfato, éster sulfato y similares. Los agentes adecuados
contemplados para esta modificación opcional del recubrimiento
polimérico incluyen polímeros sintéticos (polialquilenglicoles (por
ejemplo, polietilenglicol lineal o ramificado), alcohol de
polivinilo, polihidroxietil metacrilato, ácido poliacrílico,
polietiloxazolina, poliacrilamida, polivinilpirrolidona y
similares), fosfolípidos (tales como fosfatidilcolina (PC),
fosfatidiletanolamina (PE), fosfatidilinositol (PI), esfingomielina
y similares), proteínas (tales como enzimas, anticuerpos y
similares), polisacáridos (tales como almidón, celulosa, dextranos,
alginatos, quitosano, pectina, ácido hialurónico y similares),
agentes de modificación química (tales como
5'-fosfato de piridoxal, derivados de piridoxal,
dialdehídos, ésteres de diaspirina y similares), o combinaciones de
dos o mas de los mismos.
Las variaciones sobre el tema general de
compuestos biológicos disueltos incluidos en un recubrimiento
polimérico son posibles. Se podría usar una suspensión de partículas
finas de compuesto biológico en un agente de dispersión
biocompatible (en lugar de un agente de dispersión biocompatible que
contiene un compuesto biológico disuelto) para producir un
recubrimiento polimérico que contiene partículas del compuesto
biológico suspendidas en un agente de dispersión. En otras palabras,
el recubrimiento polimérico podría contener una solución saturada de
compuesto biológico en un agente de dispersión. Otra variación es un
recubrimiento polimérico que contiene un núcleo sólido de compuesto
biológico producido disolviendo inicialmente el compuesto biológico
en un disolvente orgánico volátil (por ejemplo, benceno), formando
el recubrimiento polimérico y evaporando el disolvente volátil al
vacío, por ejemplo, en un evaporador rotatorio o liofilizando toda
la suspensión. Esto da como resultado una estructura que tiene un
núcleo sólido de compuesto biológico rodeado de un recubrimiento de
polímero. Este último método es particularmente ventajoso para
administrar altas dosis de compuesto biológico en un volumen
relativamente pequeño. En algunos casos, el material biocompatible
que forma el recubrimiento alrededor del núcleo puede ser un agente
terapéutico o de diagnóstico, por ejemplo, en el caso de la
insulina, que puede administrarse como parte de un recubrimiento
polimérico formado con el proceso de irradiación ultrasónica
descrito anteriormente. En otros casos, el polímero que forma el
recubrimiento podría participar en la administración de un compuesto
biológico, por ejemplo, en el caso de la hemoglobina, que puede
administrarse como parte de un recubrimiento polimérico formara con
el proceso de irradiación ultrasónica descrito anteriormente,
proporcionando por tanto un sustituto de la sangre con una alta
capacidad de unión al oxígeno.
Las variaciones en el recubrimiento polimérico
también son posibles. Por ejemplo, se puede incluir una pequeña
cantidad de PEG que contiene grupos sulfhidrilo en el polímero. Tras
la exposición a la irradiación ultrasónica, el PEG se reticula en
el polímero y forma un componente del recubrimiento polimérico.
Como alternativa, el PEG puede unirse al recubrimiento polimérico
después de la precipitación del recubrimiento (en lugar de incluirse
como parte del medio con el que se prepara el recubrimiento).
El PEG es conocido por su carácter no adhesivo y
se ha unido a proteínas y enzimas para aumentar su tiempo de
circulación in vivo [Abuchowski et al., J. Biol.
Chem. Vol. 252:3578 (1977)]. El PEG también se ha unido a
fosfolípidos que forman la bicapa lipídica en liposomas para reducir
su absorción y prolongar sus vidas in vivo [Klibanov et
al., FEBS Letters Vol. 268:235 (1990)]. De esta forma,
la incorporación de PEG en las paredes de recubrimientos proteicos
reticulados altera su tiempo de circulación en la sangre. Esta
propiedad puede utilizarse para mantener mayores niveles de
compuesto biológico en sangre y tiempos de liberación prolongados
para el compuesto biológico.
Los derivados electrófilos de PEG son útiles para
la modificación del recubrimiento polimérico, incluyendo
PEG-imidazoles, succinimidil succinatos, nitrofenil
carbonatos, tresilatos y similares; derivados nucleófilos de PEG
incluyendo PEG-aminas, ésteres de aminoácidos,
hidrazidas, tioles y similares. El recubrimiento polimérico
modificada con PEG se espera que persista en la circulación durante
periodos más largos que sus homólogos no modificados. La
modificación del recubrimiento polimérico con PEG puede realizarse
antes de la formación del recubrimiento o después de la formación
del mismo. La técnica preferida actualmente es modificar el
recubrimiento polimérico después de la formación del mismo. Otros
polímeros, incluyendo dextrano, alginatos, hidroxietilalmidón y
similares, pueden utilizarse en la modificación del recubrimiento
polimérico.
Además, son posibles varias variaciones. Por
ejemplo, puede cambiarse el agente de dispersión dentro del
recubrimiento polimérico, puede utilizarse una gran diversidad de
compuestos biológicos y puede utilizarse un amplio intervalo de
proteínas así como otros polímeros sintéticos y naturales en la
formación de las paredes del recubrimiento polimérico. Las
aplicaciones también tienen un intervalo bastante amplio. Además de
las aplicaciones biomédicas tales como la administración de
fármacos, los agentes de diagnóstico (en aplicaciones de obtención
de imágenes), sangre artificial (hemoglobina reticulada
sonoquímicamente) y agentes nutricionales parenterales, las
estructuras del recubrimiento polimérico de la invención pueden
incorporarse en aplicaciones cosméticas tales como cremas para la
piel o productos de cuidado capilar, en aplicaciones de perfumería,
en tintas sensibles a la presión, pesticidas y similares.
De acuerdo con una realización de la presente
invención, los recubrimientos poliméricos preparadas como se ha
descrito anteriormente se usan para la administración in vivo
de compuestos biológicos, tales como agentes farmacéuticamente
activos, agentes de diagnóstico o agentes con valor nutricional. Los
ejemplos de agentes farmacológicamente activos contemplados para
usar en la práctica de la presente invención incluyen agentes
analgésicos (por ejemplo, acetominofeno, aspirina, ibuprofeno,
morfina y derivados de la misma y similares), agentes
anti-asmáticos (por ejemplo, azelastina, ketotifeno,
traxanox y similares), antibióticos (por ejemplo, neomicina,
estreptomicina, cloranfenicol, cefalosporina, ampicilina,
penicilina, tetraciclina y similares), agentes
anti-depresivos (por ejemplo, nefopam, oxipertina,
imipramina, trazadona y similares), agentes
anti-diabéticos (por ejemplo, biguanidinas,
hormonas, derivados de sulfonilurea y similares), agentes
anti-fúngicos (por ejemplo anfotericina B,
nistatina, candicidina y similares), agentes
anti-hipertensores (por ejemplo, propanolol,
propafenona, oxiprenolol, nifedipina, reserpina y similares),
agentes anti-inflamatorios esteroideos (por ejemplo,
cortisona, hidrocortisona, dexametasona, prednisolona, predniona,
fluazacort y similares), agentes anti-inflamatorios
no esteroideos (por ejemplo, indometacina, ibuprofeno,
ramifenizona, piroxicam y similares), agentes
anti-neoplásicos (por ejemplo, adriamicina,
ciclofosfamida, actinomicina, bleomicina, duanorubicina,
doxorubicina, epirubicina, mitomicina, metotrexato, fluorouracil,
carboplatino, carmustina (BCNU), cisplatino, etoposido,
interferones, fenesterina, análogos y profármacos de paclitaxel,
taxanos y otros fármacos similares a paclitaxel, por ejemplo
Taxotere y similares), camptotecina y derivados de la misma
(compuestos prometedores para el tratamiento de cáncer de colon),
vinblastina, vincristina, así como agentes
anti-neoplásicos hormonales tales como estrógenos,
progestógenos, tamoxifeno y similares), agentes ansiolíticos (por
ejemplo, dantroleno, diazepam y similares), agentes enzimáticamente
activos (por ejemplo, ADNasa, ribozimas y similares), construcciones
de ácido nucleico (por ejemplo, secuencia de codificación de
IGF-1, secuencia de codificación del Factor VIII,
secuencia de codificación del Factor IX, secuencias de nucleótidos
antisentido y similares), agentes inmunoestimuladores (es decir,
interleucinas, interferones, vacunas y similares), agentes
inmunosupresores (por ejemplo, ciclosporina (CsA), azatioprina,
mizorobina, FK506, prednisona y similares), así como otros agentes
farmacológicamente activos tales como cimetidina, mitotano,
visadina, halonitrosoureas, antraciclinas, elipticina, benzocaína,
barbituratos y similares.
Los ejemplos de agentes de diagnóstico
contemplados para el uso en la práctica de la presente invención
incluyen agentes de contraste ultrasónicos, agentes de
radiocontraste (por ejemplo, yodo-octanos,
halocarbonos, renografina y similares), agentes de contraste
magnético (por ejemplo, fluorocarbonos, compuestos paramagnéticos
solubles en lípidos), GdDTPA, compuestos paramagnéticos acuosos y
similares), así como otros agentes.
Los ejemplos de agente con valor nutricional
contemplados para el uso en la práctica de la presente invención
incluyen aminoácidos, azúcares, proteínas, carbohidratos, vitaminas
liposolubles (por ejemplo, vitaminas A, D, E, K y similares) o
grasas, o combinaciones de dos o más de los mismos.
Las diferencias clave entre el recubrimiento
polimérico que contiene un compuesto biológico de la invención y las
microesferas de proteínas de la técnica anterior están en la
naturaleza de la formación y el estado final de la proteína después
de la formación del recubrimiento polimérico y en su capacidad para
transportar agentes poco solubles en agua o sustancialmente
insolubles en agua. De acuerdo con la presente invención, el
polímero (por ejemplo, una proteína) se reticula químicamente de
forma selectiva mediante la formación de enlaces disulfuro, por
ejemplo, con los restos cisteína que existen en la estructura
natural de varias proteínas. Se usa un proceso de irradiación
ultrasónica para dispersar un agente de dispersión que contiene un
compuesto biológico disuelto o suspendido en una solución acuosa de
un material biocompatible con grupos sulfhidrilo o disulfuro (por
ejemplo, albúmina) por lo que se forma un recubrimiento de polímero
reticulado alrededor de pequeños gránulos de medio no acuoso. El
proceso de irradiación ultrasónica produce cavitación en el líquido
que provoca un intenso calor local y tiene como resultado la
formación de iones superóxido que reticulan el polímero oxidando
los restos sulfhidrilo (y/o rompiendo los enlaces disulfuro
existentes) para formar nuevos enlaces disulfuro para la
reticulación.
Al contrario que el proceso de la invención, el
método de la técnica anterior de reticulación con glutaraldehído no
es específico y es reactivo esencialmente con cualquier grupo
nucleófilo presente en la estructura de la proteína (por ejemplo,
aminas, sulfhidrilos e hidroxilos). La desnaturalización por calor
descrita en la técnica anterior altera de forma significativa e
irreversible la estructura de la proteína. Por el contrario, la
formación de disulfuro contemplada en la presente invención es muy
específica y no desnaturaliza sustancialmente la proteína. Además,
las partículas o gránulos de compuesto biológico contenidos dentro
de un recubrimiento polimérico difieren de las microesferas de
proteínas reticuladas o desnaturalizadas por calor de la técnica
anterior porque el recubrimiento polimérico producida por el proceso
de la invención es relativamente fino en comparación con el
diámetro de la partícula recubierta. Se ha determinado (por
microscopia de transmisión de electrones) que el "espesor del
recubrimiento" del recubrimiento polimérico es de
aproximadamente 25 nanometros para una partícula recubierta con un
diámetro de 1 micrómetro (1000 nanometros). Por el contrario, las
microesferas de la técnica anterior no tiene tienen recubrimientos
de proteínas, sino que en su lugar, tienen la proteína dispersa en
todo el volumen de la microesfera.
El recubrimiento polimérico que contiene núcleos
sólidos o líquidos de compuesto biológico permite la administración
de altas dosis de compuesto biológico en volúmenes relativamente
pequeños. Esto minimiza la incomodidad del paciente al recibir
grandes volúmenes de líquido y minimiza la estancia en el hospital.
Además, las paredes del recubrimiento polimérico son generalmente
completamente degradables in vivo con enzimas proteolíticas
(por ejemplo, cuando el polímero es una proteína), dando como
resultado la ausencia de efectos secundarios producidos por el
sistema de administración, como es el caso frecuentemente con las
formulaciones actuales.
De acuerdo con esta realización de la presente
invención, los gránulos o partículas de compuesto biológico están
contenidas dentro de un recubrimiento que tiene un diámetro
transversal no mayor de aproximadamente 10 micrómetros. Se prefiere
más un diámetro transversal menor de 5 micrómetros, aunque un
diámetro de aproximadamente 2 micrómetros es actualmente el más
preferido para la vía de administración intravenosa.
De acuerdo con otra realización de la presente
invención, se ha descubierto que los recubrimientos poliméricos
descritos en este documento, cuando se preparan con hemoglobina,
tienen una capacidad de unión al oxígeno sorprendentemente alta y
por lo tanto son útiles como sustitutos de la sangre. La
hemoglobina (Lehninger, en Biochemistry, Worth Publishers,
Inc., New York, pág. 145-149, 1975) es una proteína
con un peso molecular de 64.500 que consiste en un tetrámero (dos
cadenas \alpha y dos cadenas \beta). Cada cadena \alpha y
\beta se une a un residuo hemo con un enlace no covalente. Las
cadenas \alpha y \beta también se mantienen juntas mediante
enlaces no covalentes resultantes de los enlaces de hidrógeno y de
las fuerzas de van der Waals. Los cuatro grupos hemo, uno en cada
subunidad, pueden unirse a cuatro moléculas de oxígeno. Estos
grupos hemo planos contienen un átomo de hierro que tiene una
coordinación cuadrada-plana. Los cuatro grupos hemo
están situados relativamente lejos entre sí en la molécula
intacta.
La interacción o cooperación de las unidades hemo
en la unión del oxígeno aumenta en gran medida la capacidad de unión
a oxígeno de cada unidad hemo en la molécula tetramérica de
hemoglobina. En general, se esperaría que una unidad hemo aislada se
uniese a una única molécula de oxígeno. Sin embargo, las unidades
hemo vecinas de la molécula de hemoglobina cooperan para aumentar el
oxígeno unido por unidad hemo. Esta cooperación se describe en
términos del "Coeficiente de Hill" cuyo valor refleja la
cantidad de sitios de unión a oxígeno en interacción. En el caso de
la hemoglobina nativa, el coeficiente de Hill es aproximadamente
2,8.
La hemoglobina soluble constituye aproximadamente
el 90% de la proteína total en glóbulos rojos. 100 ml de sangre
entera pueden absorber aproximadamente 21 ml de oxígeno gaseoso
debido a la capacidad de unión de la hemoglobina. Igualmente
importante que la unión al oxígeno, la hemoglobina también es eficaz
en la liberación del oxígeno unido a los tejidos. La capacidad de la
hemoglobina para unirse y liberar oxígeno se expresa habitualmente
de forma cuantitativa como P_{50} (o P_{1/2}). Por ejemplo, el
P_{50} de la sangre entera, es decir, la presión parcial de
oxígeno que tiene como resultado una saturación del cincuenta por
ciento en la hemoglobina, es aproximadamente 28 mm
Hg.
Hg.
La relación entre la presión parcial de oxígeno y
el porcentaje de saturación de la hemoglobina puede representarse
como una curva sigmoidal, cuya posición se ve afectada por el pH
(el efecto Bohr). Cuando mayor es el pH de la solución de
hemoglobina a una presión parcial de oxígeno dada, mayor es el
porcentaje de saturación con oxígeno y menor es la P_{50}; La
curva de saturación con oxígeno se inclina a la izquierda en la
abscisa. Inversamente, cuando menor es el pH de la solución de
hemoglobina, menor es el porcentaje de saturación con oxígeno y
mayor es la P_{50}; la curva de saturación con oxígeno se inclina
a la derecha en la abscisa. De esta forma, según se mueve la
hemoglobina del pH relativamente alcalino de los pulmones al pH
relativamente ácido de tejidos pobres en oxígeno (produciendo ácido
láctico por la respiración anaeróbica), la molécula de hemoglobina
tendrá una tendencia a liberar su carga de oxígeno. De esta forma,
en general, la afinidad de la hemoglobina por el oxígeno cambia en
dirección opuesta a la de la P_{50} de la hemoglobina.
Las modificaciones de la molécula de hemoglobina
o de su conformación pueden asociarse con cambios en la afinidad de
unión al oxígeno. Por ejemplo, la asociación con
2,3-difosfo-glicerato
(2,3-DPG, como ocurre dentro de la RBC) reduce la
asociación entre oxígeno y hemoglobina, facilitando la liberación de
oxígeno a los tejidos; los niveles en suero de
2,3-DPG aumentan en condiciones fisiológicas en las
cuales es deseable una mayor liberación de oxígeno, por ejemplo, en
altas altitudes y durante el embarazo. La oxidación del ión hierro
en el grupo prostético hemo de Fe(II) a Fe(III) tiene
como resultado la formación de methemoglobina
(met-Hb), que se une al agua de forma tan fuerte que
impide la transferencia de oxígeno. Esta oxidación o
"auto-oxidación" es un proceso continuo in
vivo que se mantiene mediante un sistema de enzimas redox
dentro de los glóbulos rojos.
La hemoglobina, la proteína para el transporte y
administración de oxígeno, puede separarse de las membranas de la
pared del glóbulo rojo o estroma (el estroma contiene los antígenos
específicos que determinan el tipo de sangre) y de otras células y
componentes del plasma. Si se realiza tal separación y aislamiento,
la hemoglobina sin estroma resultante no contiene materiales
antigénicos; de esta forma, el tipo y la concordancia de sangre ya
no son necesarios.
Se ha descubierto que la hemoglobina sin estroma
(SFH), fuera del entorno del glóbulo rojo, muestra una propensión a
unirse al oxígeno demasiado fuertemente (una baja P_{50}) y
también una vida media en circulación corta después de la
transfusión. La baja P_{50},que refleja una inclinación a la
izquierda en la curva de unión a oxígeno de la hemoglobina, era, en
parte, una consecuencia de la exposición de hemoglobina sin estroma
a un mayor pH en el plasma (7,4) que el experimentado dentro del
eritrocito (7,2); además, la asociación natural entre hemoglobina y
2,3-difosfoglicerato se destruyó al retirar la
hemoglobina del glóbulo rojo, reduciendo adicionalmente de esta
forma la P_{50}. En términos de aclaración de la circulación, se
observa que la hemoglobina sin estroma se elimina rápidamente en
los riñones, con una vida media en transfusión (t_{1/2}) de sólo
aproximadamente 100 minutos. El coeficiente de Hill para la SFH
está en el intervalo de 2,3-2,8.
Se han explorado hemoglobinas modificadas
químicamente que abordan algunas de las desventajas de la
hemoglobina sin estroma. Las modificaciones descritas en la técnica
anterior incluyen varios medios para la reticulación intramolecular
de hemoglobina sin estroma; medios para la reticulación
intermolecular de hemoglobina sin estroma con agentes de bajo peso
molecular; medios para la reticulación intra e intermolecular de
hemoglobina sin estroma con agentes de bajo peso molecular; y
medios para unir hemoglobina sin estroma a otros polímeros.
Los métodos para la reticulación intramolecular
de hemoglobina sin estroma se conocen en la técnica. Véase, por
ejemplo, las Patentes de Estados Unidos Nº 4.584.130, 4.598.064 y
4.600.531. Este tratamiento modifica la hemoglobina sin estroma
uniendo covalentemente los restos lisina-99 de las
cadenas alfa de la proteína mediante un puente fumarato. Como
consecuencia de esta reticulación intramolecular, la hemoglobina
reticulada con diaspirina tiene una afinidad por el oxígeno
equivalente a la de la sangre. Además, la hemoglobina reticulada con
diaspirina (peso molecular 64.500) ya no se puede separar en dímeros
(peso molecular 32.250). Como resultado, el tiempo de retención de
la hemoglobina reticulada con diaspirina alfa-alfa
es de cuatro a ocho horas (que es de dos a cuatro veces la de la
hemoglobina sin estroma). Sin embargo, este no es un tiempo
suficientemente largo para la utilidad en el tratamiento de
hemorragia aguda, ya que se necesita un transportador de oxígeno que
pueda transportar oxígeno durante varios días cuando el paciente ha
perdido una cantidad considerable de sangre. La P_{50} de la
hemoglobina sin estroma está en el intervalo fisiológico
(24-28 mm Hg) al igual que el coeficiente de Hill
(2,5-2,8).
Las moléculas de hemoglobina también se han
reticulado de forma intramolecular entre sí usando agentes de
reticulación de bajo peso molecular. Por ejemplo, la unión de
moléculas de hemoglobina entre sí y/o con proteínas de suero y
derivados de gelatina usando dialdehídos, seguido opcionalmente de
la adición de fosfato de piridoxal, se ha descrito en la Patente de
Estados Unidos Nº 4.336.248. La reticulación con un agente de
reticulación de bajo peso molecular bifuncional o polifuncional, se
ha descrito en las Patentes de Estados Unidos Nº 4.001.401,
4.001.200, 4.053.590 y 4.061.736. Los productos de la reticulación
intramolecular de la hemoglobina habitualmente no son tetrámeros
solubles sencillos, sino tetrameros múltiples de hemoglobina unidos
para formar oligómeros solubles. Típicamente, los productos de tal
reticulación intramolecular tienen propiedades de transporte y
administración de oxígeno que no son equivalentes a las de la
sangre (P_{50} de 18-23 para la hemoglobina
polimerizada con glutaraldehído en comparación con la P_{50} de 28
para la sangre entera) y coeficientes Hill en el intervalo
1,8-2,8). Además, se conoce que los productos de
reticulación intermolecular con glutaraldehído de la técnica
anterior son antigénicos [véase D.H. Marks et al., en
Military Med. 152: 473 (1987)].
En general, la reticulación intramolecular e
intermolecular de la hemoglobina reduce algunos de los problemas de
toxicidad renal que resultan de la disociación de hemoglobina no
modificada en dímeros-\alpha\beta. Sin embargo,
la presión osmótica coloidal (COP) ejercida por la hemoglobina
soluble no se reduce de forma significativa por la reticulación
intramolecular. Esto, por lo tanto, limita los niveles de
dosificación de sustitutos de sangre con hemoglobina soluble
adecuados para la administración. En general, un aumento en la COP
tiene como resultado una reducción en la presión hidrostática y una
reducción conjunta en la velocidad de filtración glomerular, dando
como resultado oliguria y, en casos graves, anuria. La
administración de hemoglobinas solubles descritas en la técnica
anterior ha resultado en braquicardia, aumento de la presión
sanguínea y en una caída en la clarificación de creatinina. La
vasoconstricción y la obstrucción tubular se han sugerido como causa
de los efectos renales, que están todos relacionados con el uso de
hemoglobinas solubles como sustitutos en la sangre. Una forma muy
polimerizada de hemoglobina, tal como la que puede prepararse como
se ha descrito en este documento, puede aliviar estos
problemas.
Los compuestos altamente fluorados y
particularmente los compuestos de perfluorocarbono, también se han
considerado como sustitutos de glóbulos rojos, debido a sus altas
solubilidades para el oxígeno. Entre los compuestos altamente
fluorados útiles para tales aplicaciones están los
perfluorocarbonos, por ejemplo, perofluorodecalina,
perfluoroindano, perfluorometiladamantano, perfluorotripropilamina,
perfluorotributilamina, bromuro de perfluorooctilo y similares. Para
el uso intravenoso, estos fluorocarbonos, al ser inmiscibles en
agua, deben dispersarse como emulsiones inyectables. Los
emulsionantes usados típicamente en estas aplicaciones son lecitina
de yema de huevo y fosfatidas de huevo, teniendo las dos el
potencial de precipitar reacciones alérgicas. Véase, por ejemplo, el
documento PCT 92/06517, que describe una emulsión que contiene un
compuesto fluoroquímico y fosfolípidos, tales como
lisofosfatidilcolina y liofosfatidiletanolamina como tensioactivos,
o el documento PCT 93/11868, que describe una emulsión con lecitina
de yema de huevo como emulsionante que contiene compuesto orgánicos
altamente fluorados sustituidos con cloro no cíclicos como
transportadores de oxígeno.
Fluosol-DA (Alpha Therapeutics),
una emulsión de perfluorodecalina y perfluorotripropil amina, es el
único producto aprobado por la FDA para el uso en la prevención de
isquemia pasajera en angioplastía con balón. Otro producto de
fluorocarbono, Oxygent (Alliance Pharmaceuticals), o bromuro de
perfluorooctilo, se ha aprobado como agente oral para obtención de
imágenes. Para una revisión de los compuestos perfluoro como
sustitutos en la sangre, véase Riess et al. en Angew Chem.
Int. Ed. Engl. 17:621-634 (1978).
Por el contrario, los recubrimientos poliméricos
preparados con hemoglobina, como se describe en este documento, son
moléculas macroscópicas "gigantes" (debido a la extensiva
polimerización o reticulación de grandes cantidades de moléculas
tetraméricas de hemoglobina) que, debido al gran tamaño de las
mismas, son insolubles en medio acuoso. La polimerización tiene
lugar como resultado de la reticulación de los grupos sulfhidrilo en
los restos cisteína de la proteína durante el proceso de
irradiación ultrasónica. El recubrimiento polimérico preparado de
acuerdo con la presente invención comprende típicamente al menos
10^{4} moléculas de polímero reticulado y puede tener tantas como
10^{12} tetrámeros de hemoglobina reticulados en un único
"megámero" de hemoglobina. Inesperadamente, se ha descubierto
que el oxígeno se puede unir de manera reversible a estas
construcciones insolubles con afinidades que están en el intervalo
útil para un sustituto de glóbulo rojo (RBC), es decir, una
P_{50} entre 10 mm Hg a aproximadamente 50 mm Hg.
Debido a su tamaño y a su naturaleza reticulada,
es probable que las construcciones de hemoglobina insoluble de la
presente invención tengan un tiempo de circulación in vivo
considerablemente más largo que los sustitutos de glóbulos rojos
(RBC) de la técnica anterior. Además, debido a su gran tamaño
molecular (macroscópico), no es probable que induzcan los problemas
de toxicidad renal que tienen lugar habitualmente con los formas
solubles tetraméricas u oligoméricas convencionales de la
hemoglobina descritas en la técnica anterior.
La naturaleza "celular" discreta de las
construcciones de hemoglobina insoluble de la presente invención las
hace que sea probable que transporten oxígeno de manera fisiológica,
no como los glóbulos rojos in vivo. Debido a la naturaleza
"megamérica" de las construcciones de hemoglobina insoluble de
la invención, tendrán una presión osmótica coloidal o presión
oncótica despreciable en comparación con una cantidad equivalente
(en términos de capacidad de transporte de oxígeno) de hemoglobina
soluble de cualquiera de las técnicas anteriores. Esto permitiría la
infusión intravenosa de altas concentraciones de construcción de
hemoglobina de la invención, mientras que la hemoglobina soluble de
la técnica anterior solo puede infundirse a una concentración máxima
de 6-8 g/dl por temor a una pérdida severa de agua
de los tejidos circundantes al espacio vascular debido a los
gradientes osmóticos.
La composición de la invención tiene una ventaja
significativa sobre las composiciones de hemoglobina encapsulada de
la técnica anterior. Las formaciones de hemoglobina liposómica de la
técnica anterior comprenden hemoglobina soluble con una capa externa
de lípidos. Las composiciones de hemoglobina encapsulada en
liposomas de la técnica anterior tienen varias desventajas que son
superadas por la presente invención. El escape de hemoglobina
soluble de las composiciones liposómicas puede causar potencialmente
nefrotoxicidad. Las construcciones insolubles de la presente
invención no dejarán escapar hemoglobina debido a su naturaleza
extensivamente reticulada. Se conoce que la agregación de liposomas
activa la proteína complemento C3a. Esta agregación es poco probable
en el caso de construcciones insolubles debido a su tamaño, que es
considerablemente mayor que el intervalo de tamaño liposómico.
La composición de la invención de hemoglobina
reticulada insoluble evita la toxicidad asociada con las
composiciones de hemoglobina soluble de la técnica anterior. La
nefrotoxicidad o toxicidad renal de la hemoglobina está relacionada
principalmente con la eliminación de la hemoglobina dimérica,
tetramérica u oligomérica de la circulación. La hemoglobina de la
presente invención, al estar extensivamente reticulada o ser
megamérica, no puede eliminarse en el riñón y es poco probable que
sea nefrotóxica. Las construcciones insolubles de la presente
invención no pueden ser clarificadas por los riñones y por lo tanto
evitan este problema. Una ventaja adicional de las construcciones de
hemoglobina extensivamente reticulada de la presente invención sobre
la técnica anterior es la mayor persistencia intravascular debido a
la forma insoluble.
La morfología de la construcción de hemoglobina
insoluble (IHC) se determinó usando microscopía de transmisión de
electrones (TEM). Para obtener el micrográfico TEM de una sección
transversal de una IHC bovina, la IHC se fijó con glutaraldehído, se
pigmentó con tetróxido de osmio y ferrocianato potásico (para
proporcionar contraste en regiones de alta concentración de
proteína), se embebió en una resina de baja viscosidad y se
ultra-microtomó (espesor de la sección \sim75 nm).
Como se espera que tenga lugar un encogimiento del diámetro total y
algo de distorsión en la forma de la IHC durante este proceso, el
verdadero diámetro de la IHC se representa mejor con la distribución
de tamaño de la partícula de la solución (3 micrómetros; desv.
típica 1), en lugar de las medidas directas del micrografo TEM. Un
análisis más profundo del micrografo TEM muestra tres regiones
distintivas: una región transparente central; una capa oscura, fina
alrededor de la partícula; y una región gris poco unida, difusa y
moteada asociada con la superficie exterior de la partícula. La
capa oscura fina es el recubrimiento de IHC. Contiene una alta
densidad de proteínas y, durante el procedimiento de pigmentación,
proporciona el mayor contraste. La materia gris poco unida parece
ser proteína nativa que se adhiere al recubrimiento de IHC durante
la etapa de fijación en la preparación de muestra. Las medidas
iniciales de este y muchos otros micrográficos indican que el
espesor del recubrimiento de la hemoglobina bovina es de
aproximadamente 25-35 nm. La hemoglobina es una
proteína más o menos esférica (L. Stryer, Biochemistry, W.H.
Freeman, New York, 1988) con un diámetro de 5,5 nm. De esta forma,
el recubrimiento de proteína de la IHC tiene un espesor de
aproximadamente 4 a 20 moléculas de hemoglobina. De esta forma, una
burbuja de 3,0 \mum de diámetro contendría de aproximadamente
10^{4} a 10^{12} moléculas de hemoglobina.
El examen de las construcciones de hemoglobina
insoluble (IHC) de las presente invención (microburbujas o
microesferas) mediante dicroísmo circular reveló que el contenido de
hélices alfa y hojas plegadas beta no era significativamente
diferente del de la hemoglobina sin estroma purificada (SFH). Esta
observación es significativa porque indica que el procedimiento de
reticulación y la formación de hemoglobina insoluble no tiene como
resultado la desnaturalización (es decir, la alteración de la
estructura terciaria y cuaternaria) de la proteína. Esta
observación, por supuesto, se corrobora con los datos funcionales
que muestran la retención de la unión reversible de oxígeno y la
cooperación entre las unidades hemo de unión al oxígeno después de
la etapa sintética.
Una IHC de hemoglobina bovina y humana se
sintetizó como se describe en el Ejemplo 14. Como reconocerán los
especialistas en la técnica, la hemoglobina empleada puede derivarse
de cualquier fuente vertebrada, invertebrada o eucariótica o puede
ser el producto de la manipulación genética de células de
vertebrados, invertebrados o eucariontes. La Tabla 1 proporciona un
resumen de los resultados actuales.
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(Tabla pasa a página
siguiente)
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Todos los experimentos de unión se hicieron a
25ºC en tampón Tris (pH 7,4). La IHC retiene su capacidad para
unirse al oxígeno de forma reversible, tal y como se demuestra con
el espectro visible con UV de la IHC, lo que indica la presencia de
formas met-Fe(III),
oxi-Fe(II) y
desoxi-Fe(II). La IHC puede ciclarse entre
los estados desoxi y oxi durante más de diez ciclos sin degradación
sustancial. Esto es importante porque indica que el entorno que
rodea al sitio hemo activo no se ha alterado de forma significativa
en el proceso de fabricación del sustituto de glóbulo rojo con la
IHC.
Estos datos de unión a oxígeno sugieren que la
IHC comprende sustancialmente hemoglobina no desnaturalizada. Si se
hubiera desnaturalizado, no se observaría reactividad fisiológica (o
menos).
Se ha demostrado que los efectores alostéricos de
la hemoglobina nativa tales como el hexafosfato de inositol (IHP) y
2,3-bisfosfoglicerato (2,3-BPG)
aumentan la P_{50} (es decir, reducen la afinidad al oxígeno) y
mejoran la cooperatividad. Los mismos efectos se observan en la IHC.
Aunque los valores P_{50} aumentan en la misma cantidad, se
observa un efecto más pronunciado en la cooperatividad de la IHC. El
n_{max} aumentó en gran medida en comparación con la de la
hemoglobina nativa en presencia de IHP 1,7 mM y
2,3-BPG (14 vs 2,8) (véase la Tabla 1).
Este aumento inesperadamente grande en la
cooperatividad se debe aparentemente a los enlaces covalentes entre
los tetrámeros de hemoglobina dentro del recubrimiento de IHC. El
coeficiente de Hill no puede ser mayor que la cantidad de sitios de
unión que interactúan. Los valores de aproximadamente 2,8 en la
hemoglobina nativa reflejan la cooperatividad en un tetrámero. Sin
embargo, en el recubrimiento de IHC, existe una comunicación entre
varios de los tetrámeros reticulados (desde la formación de enlaces
disulfuro) al unirse al oxígeno. Es probable que las interacciones
con los tetrámeros más cercanos sean las más fuertes; sin embargo,
pueden existir otras interacciones más débiles entre tetrámeros
separados. Esencialmente, un alto n_{max} es una indicación de
que múltiples tetrámeros cooperan en el cambio del estado
desoxi-T a oxi-R dentro del
recubrimiento de IHC al unirse al oxígeno. De nuevo, los
micrográficos TEM de la hemoglobina IHC revelan un espesor de
recubrimiento de aproximadamente seis tetrámeros de hemoglobina.
Una burbuja de 3,0 \mum de diámetro contendría aproximadamente de
10^{4} a 10^{12} moléculas de
hemoglobina.
hemoglobina.
La estabilidad al almacenar la IHC se comprobó
con recuentos de partículas en distintos periodos de tiempo después
de la preparación. La IHC se almacenó en solución salina estéril a
4ºC hasta 6 meses. A los 3 meses, la concentración de la IHC había
decrecido aproximadamente un 10% mientras que a los 6 meses había se
había reducido aproximadamente en un 25-30%.
Se ha determinado que la velocidad de
auto-oxidación de la IHC (de
oxi-Fe(II) a
met-Fe(III)) es mayor de 60 horas, 96 horas y
25 días a 37ºC, 25ºC y 4ºC, respectivamente. No se tomaron
precauciones especiales para mantener una atmósfera inerte al
obtener estos resultados. La técnica anterior demuestra claramente
el beneficio de mantener una atmósfera inerte tal como nitrógeno
para reducir la velocidad de auto-oxidación de la
hemoglobina. El almacenamiento en tales condiciones aumentaría en
gran medida la fracción de hemoglobina Fe(II) mantenida
durante un mayor periodo de tiempo.
Además, la auto-oxidación puede
evitarse mediante el almacenamiento de la suspensión IHC con el
sistema de reducción de Hyashi et al. descrito
anteriormente.
La pasteurización se investigó como método de
esterilización en etapa final para las suspensiones de IHC. Se
utilizaron varias condiciones de pasteurización distintas. Se
usaron recuentos de partículas después de cada condición para
determinar cualquier efecto perjudicial de la temperatura en la
IHC.
Condición 1: La temperatura de la suspensión IHC
aumentó de 25 - 62,8ºC en 8 minutos y se mantuvo a esta temperatura
durante 30 minutos. Los recuentos de partículas mostraron una
degradación de menos del 20%.
Condición 2: La temperatura de la suspensión IHC
aumentó de 25 - 71,7ºC en 10 minutos y se mantuvo a esta
temperatura durante 15 segundos. Los recuentos de partículas
mostraron una degradación de menos del 20%.
Condición 3: La temperatura de la suspensión IHC
aumentó de 25 - 89,5ºC en 12 minutos y se mantuvo a esta
temperatura durante 2 segundos. Los recuentos de partículas
mostraron una degradación severa de más del 70%.
De esta forma, se descubrió que las condiciones 1
y 2 eran adecuadas como formas de pasteurización. La radiación gamma
como modalidad de esterilización en etapa final también es
adecuada.
La afinidad por el oxígeno (o P_{50}) de la IHC
puede alterarse por modificación química de la hemoglobina con
efectores alostéricos conocidos. En general, la modificación de la
hemoglobina restringe la transición entre las dos conformaciones oxi
y desoxi, de forma que la función de oxigenación casi siempre se
altera de alguna forma. Por ejemplo, si la hemoglobina se modifica
en la forma oxi, normalmente se favorece una alta afinidad al
oxígeno, mientras que se da el caso contrario si la modificación se
realiza en estado desoxi. Los derivados de piridoxal son
modificadores útiles ya que esta molécula imita al efector
alostérico natural 2,3-difosfoglicerato (DPG). Se
unen a los grupos amino terminales de la hemoglobina. Por ejemplo,
la hemoglobina puede hacerse reaccionar con
piridoxal-5'-fosfato (PLP) que imita
la interacción natural de 2,3-DPG para aumentar la
P_{50}. Otros derivados de piridoxal, tales como
2-nor-2-formil PLP,
un agente bifuncional que une las cadenas \beta de hemoglobina o
tetrafosfato de bis-piridoxal, son modificadores
útiles. Otros reticuladores tales como tri(metilfosfatos
sódicos) de acilo también pueden utilizarse para reticular las
cadenas \beta.
También se pueden usar modificadores aldehído.
Por ejemplo, el glutaraldehído es útil en la polimerización de
hemoglobina y puede usarse junto con PLP.
Los ésteres de diaspirina tales como
3,5-bis(dibromosalicil)fumarato y la
correspondiente monoaspirina son modificadores alostéricos útiles.
Los enlaces aspirina se une entre las cadenas \alpha de
hemoglobina y el reactivo monofuncional a una lisina interna. Ambos
aumentan la P_{50} de la hemoglobina.
De esta forma, se pueden preparar construcciones
de "baja afinidad" o "alta afinidad" para la aplicación en
situaciones distintas de los casos de trauma y pérdida de sangre
aguda, tales como en situaciones en las que se requiere una
administración local de oxígeno y es beneficiosa.
Una construcción de "baja afinidad", es
decir, una con una P_{50} alta (> 28 mm Hg), producida con la
técnica anterior, tiene utilidad en el uso de oxígeno como
adyuvante en el tratamiento de tumores por radiación o
quimioterapia. Tales construcciones se cargan a la máxima capacidad
de oxígeno fuera del cuerpo y después se administran en la
circulación del tumor. Esto permite una gran cantidad de liberación
de oxígeno en el tumor. El oxígeno activado producido en presencia
de radiación o quimioterapia tiene como resultado una mayor
actividad citotóxica en el sitio del tumor.
Una construcción de "alta afinidad"
(P_{50} < 28 mm Hg) tiene utilidad para la "Administración
Isquémica de Oxígeno". La isquemia, o privación de oxígeno en un
tejido, puede tener lugar en varios estados patológicos, por
ejemplo, ataques, infarto de miocardio y similares. La liberación
preferente de oxígeno en tales áreas ayudaría a minimizar el daño
permanente al tejido. Un vehículo de oxígeno o sustituto de RBC con
una afinidad al oxígeno similar a la sangre entera no liberara
oxígeno de forma preferente en tal sitio. Sin embargo, uno con una
alta afinidad al oxígeno (es decir, una P_{50} baja en comparación
con la sangre entera), aunque retiene la mayor parte del oxígeno en
condiciones de los gradientes de oxígeno que se encuentran
normalmente, liberará su oxígeno de forma preferente en tal sitio
isquémico debido al gran gradiente de oxígeno entre la sangre y el
tejido. Las afinidades de las construcciones de hemoglobina
insoluble de la presente invención pueden manipularse fácilmente
hasta un valor adecuado (P_{50}) para tal aplicación cambiando la
naturaleza de la reticulación, usando una hemoglobina natural
adecuada con la afinidad deseada o usando una hemoglobina
modificada genéticamente con la afinidad adecuada.
Las construcciones de hemoglobina insoluble de la
presente invención pueden encapsular y por tanto actuar como
vehículos eficaces de agentes farmacológicos tales como vehículos de
oxígeno (por ejemplo, fluorocarbonos), fármacos, agentes de
diagnóstico y similares. Los fluorocarbonos encapsulados (FC) son
vehículos de oxígeno eficaces que transportan y liberan oxígeno
disuelto en relación lineal con la presión parcial de oxígeno
mientras que el recubrimiento de hemoglobina de la IHC transporta y
libera oxígeno unido en una relación sigmoidal con la presión de
oxígeno. Esta combinación única de hemoglobina y fluorocarbono
dentro de la misma formulación permite el máximo transporte y
liberación de oxígeno in vivo.
La capacidad para administrar hemoglobina (Hb) y
fluorocarbono (FC) de forma simultánea no se ha descrito en la
técnica anterior. El fluorocarbono encapsulado dentro del núcleo del
recubrimiento de hemoglobina puede actuar como reserva de oxígeno.
Esta combinación permite la administración de oxígeno unido al
vehículo en relación sigmoidal con la presión (es decir, del
fluorocarbono). Esta combinación permite la liberación "en segundo
plano" de oxígeno de forma lineal (del fluorocarbono) con
respecto a la pO_{2} del tejido y la liberación de un "bolo"
de oxígeno de forma sigmoidal (de la hemoglobina) con respecto a la
pO_{2} del tejido. Esto permite una administración de oxígeno más
eficaz especialmente en casos en los que se tienen que administrar
grandes cantidades de oxígeno en periodos cortos, por ejemplo, en
la isquemia de tejidos o terapia contra tumores.
La combinación Hb/Fc ha añadido la ventaja del
control externo para localizar la dosis administrada de forma
intravascular. Como el núcleo ^{19}F se observa fácilmente
mediante imágenes de resonancia magnética (MRI), es posible trazar
la acumulación de la suspensión administrada en el sistema vascular
y el tejido. Esto tiene grandes ventajas en el tratamiento de
tumores donde el oxígeno se usa como adyuvante con la radiación o
quimioterapia para controlar de forma precisa la suspensión de
hemoglobina/Fc que transporta oxígeno al sitio deseado.
Diversos fluorocarbonos (FC) son adecuados para
el uso en la práctica de la presente invención, como se describe en
detalle a continuación.
Además, las proteínas que no tienen capacidad de
unirse al oxígeno pero tienen restos cisteína o grupos sulfhidrilo
reticulables (nativos o introducidos artificialmente) pueden usarse
para encapsular fluorocarbonos biocompatibles con afinidades al
oxígeno adecuadas para usar como sustitutos en la sangre. Como
ejemplo, la albúmina puede usarse para encapsular perfluorodecalina
o perfluorotripropilamina para usar como sustituto en la sangre.
Diversos fármacos son candidatos para la
encapsulación en microesferas de hemoglobina de la presente
invención. Varios agentes quimioterapéuticos requieren la presencia
de oxígeno para proporcionar una citotoxicidad tumoral máxima. La
administración de tales fármacos en construcciones de vehículo de
oxígeno tales como hemoglobina combina eficazmente los componentes
esenciales de citotoxicidad en un único paquete. Varios fármacos
citotóxicos útiles son solubles en aceite. Estos fármacos pueden
disolverse en un fluorocarbono u otro aceite biocompatible tal como
aceite de soja, aceite de cartamo, aceite de coco, aceite de oliva,
aceite de semilla de algodón y similares. La solución de
aceite/fármaco se somete a irradiación ultrasónica con una solución
de hemoglobina para producir microesferas de aceite/fármaco dentro
de un recubrimiento de hemoglobina insoluble reticulado. La
suspensión puede oxigenarse antes de la administración
intravascular. Los fármacos citotóxicos solubles en aceite incluyen
ciclofosfamida, BCNU, melfalan, mitomicinas, taxol y derivados,
taxotere y derivados, camptotecina, adriamicina, etoposida,
tamoxifeno, vinblastina, vincristina y similares; antiinflamatorios
no esteroideos tales como ibuprofeno, aspirina, piroxicam,
cimetidina y similares; esteroides tales como estrógeno,
prednisolona, cortisona, hidrocortisona, diflorasona y similares;
fármacos tales como fenesterina, mitotano, visadina,
halonitrosoureas, antrocilinas, elipticina, diazepam y similares;
agentes inmunosupresores tales como ciclosporina, azatioprina,
FK506 y similares.
Los fármacos solubles en agua también pueden
encapsularse dentro del recubrimiento de IHC con un método de doble
emulsión. Primero, una solución de fármaco acuoso se emulsiona con
un aceite biocompatible para obtener una emulsión de agua en aceite
(W/O). La emulsión W/O se trata como una fase oleosa y se somete a
irradiación ultrasónica con una solución de hemoglobina acuosa como
se ha descrito anteriormente para producir IHC que contiene dentro
de su recubrimiento una microemulsión del fármaco soluble en agua
deseado. Los emulsionantes contemplados para usar en esta
realización de la presente invención incluyen los Pluronics
(copolímeros en bloque de óxido de polietileno y óxido de
polipropileno), fosfolípidos de yema de huevo (por ejemplo,
fosfatidas, lecitina de yema de huevo y similares); ésteres de
ácidos grasos (por ejemplo, mono- y di-estearato de
glicerol, mono- y di-palmitato de glicerol y
similares). Los fármacos solubles en agua contemplados para el uso
en esta realización de la presente invención incluyen fármacos
antineoplásicos tales como actinomicina, bleomicina,
ciclofosfamida, duanorubicina, doxorubicina, epirubicina,
fluorouracil, metotrexato, mitomicinas, tamoxifeno, estrógenos,
progestógenos y similares.
La técnica de doble emulsión también es adecuada
para la administración de otro material soluble en agua de valor
terapéutico, diagnóstico o nutricional. Por ejemplo, el contenido
en hemoglobina de la IHC puede aumentarse encapsulando una
microemulsión de hemoglobina en la IHC.
Para hacer a la IHC más parecida a los glóbulos
rojos, se puede formar una bicapa de fosfolípidos alrededor de las
microburbujas de hemoglobina reticulada. Tal bicapa tiene como
resultado la formación de un verdadero "análogo de glóbulo
rojo" y puede crearse con un proceso de dos etapas. Los
fosfolípidos o lípidos cargados utilizados en la formación de esta
bicapa incluyen fosfatidilcolina, fosfatidiletanolamina,
fosfatidilserina, fosfatidilinositol, fosfatidilglicerol,
esfingomielina, ácido dimiristoilfosfatídico, ácido
dipalmitoilfosfatídico, sarcosinatos (sarcosinamidas), betaínas,
alquidos monoméricos y diméricos y similares. Los lípidos no
iónicos también pueden utilizarse en esta invención, incluyendo
ésteres de ácidos grasos polietileno, éteres de ácidos grasos
polietileno, acil hexosamidas de cadena larga, amidas de acil
aminoácidos de cadena larga, aminas de aminoácidos de cadena larga,
ésteres de polixoetilensorbitán, mono- y di-ésteres de polioxi
glicerol, mono- y di-estearato de glicerol, mono- y
di-oleato de glicerol, mono- y
di-palmitato de glicerol y similares.
Otra variación de esta técnica es utilizar
lípidos fotopolimerizables o lípidos que puedan reticularse
fácilmente mediante una reacción química para proporcionar un
recubrimiento de "membrana" lipídica más estable. Los lípidos
fotopolimerizables que pueden utilizarse en la presente invención
incluyen lípidos sustituidos con acrilato o metacrilato (tales como
fosfatidil colina, fosfatidil etanolamina, fosfatidil serina,
fosfatidil glicerol, ácido dimiristoilfosfatídico, ácido
dipalmitoilfosfatídico y similares); lípidos con insaturación
polimerizable nativa (tales como fosfatidil colinas no saturadas
con grupos diacetileno o grupos dieno conjugados y similares) y
similares. Los lípidos que experimentan fácilmente reticulación
mediante intercambio tiol-disulfuro también son
buenos candidatos para la formación de un recubrimiento lipídico
estable para la IHC. Los ejemplos de tales lípidos incluyen
derivados de fosfatidil colinas esterificados con ácido lipoico y
similares.
Las IHC sintetizadas por irradiación ultrasónica
pueden administrarse en forma de una suspensión en un medio
biocompatible, como se he descrito anteriormente, así como otros
agentes de valor nutricional.
Las vías preferidas de administración in
vivo son la intravenosa, intraarterial, intramuscular,
subcutánea, intraperitoneal, oral, por inhalación, tópica,
transdérmica, por supositorio, pesario y similar.
En resumen, las construcciones de hemoglobina
insoluble de la presente invención tienen numerosas ventajas sobre
la hemoglobina soluble de la técnica anterior, la hemoglobina
soluble encapsulada de la técnica anterior y los sustitutos de la
sangre o vehículos de oxígeno de fluorocarbono de la técnica
anterior. Estas ventajas incluyen:
- mayor capacidad de oxígeno;
- afinidad al oxígeno variable;
- hemoglobina insoluble "megamérica", que se
espera que permanezca más tiempo en la circulación que la
hemoglobina soluble tetramérica u oligomérica de la técnica
anterior;
- menor potencial de toxicidad en el riñón debido
al gran tamaño molecular;
- debido al tamaño mucho mayor que los liposomas,
la formación de agregados que estimula proteínas complemento es poco
probable.
- se comporta más como RBC debido a su naturaleza
"celular" discreta en comparación con la hemoglobina soluble de
la técnica anterior;
- puede transportar una reserva de oxígeno no
unido junto con oxígeno unido a la hemoglobina;
- puede usarse como un vehículo de fluorocarbono
(FC) sin emulsionantes potencialmente alérgicos o tóxicos;
- la hemoglobina reticulada en construcciones
Hb/Fc proporciona una mejor estabilidad en relación con los sistemas
emulsionados de la técnica anterior que usan fosfatidas de huevo y/o
otros tensioactivos sintéticos;
- el perfil de liberación de oxígeno de Hb/Fc es
una combinación de relación sigmoidal y lineal en relación a la
pO_{2} del tejido.
- las construcciones Hb/Fc pueden detectarse y
controlarse in vivo con MRI con ^{19}F.
- las construcciones de hemoglobina o Hb/Fc
pueden usarse como vehículos para fármacos además de transportar
oxígeno;
- puede aplicarse una membrana bicapa lipídica a
la construcción de hemoglobina para hacer que parezca más
fisiológica;
- la construcción de hemoglobina puede
modificarse con polímeros tales como PEG para aumentar más la
persistencia intravascular.
De acuerdo con otro aspecto de la presente
invención, se ha descubierto que los compuestos que contienen
organoflúor, que en general son hidrófobos, inmiscibles en agua y
por consiguiente difíciles de administrar, pueden encapsularse en
recubrimientos poliméricos (como las descritas anteriormente), se
pueden usar fácilmente y son biocompatibles. El tamaño de partícula
de los recubrimientos poliméricos producidas de acuerdo con la
presente invención tienen un diámetro medio de aproximadamente 2
micrómetros, lo cual es ideal para aplicaciones médicas, ya que las
inyecciones intravenosas o intraarteriales pueden realizarse sin
riesgo de bloqueo de los pequeños vasos sanguíneos y posterior daño
al tejido (por ejemplo, causado por isquemia debido a la privación
de oxígeno). Como comparación, las glóbulos rojos tienen un diámetro
de aproximadamente 8 micrómetros (por tanto, el biomaterial
inyectable debe tener un diámetro menor de 8-10
micrómetros para evitar el bloqueo de los vasos sanguíneos).
Los átomos de flúor de origen natural (^{19}F)
dan una señal de resonancia magnética clara y por tanto pueden
funcionar como agentes de contraste o "sondas" en la MRI. Las
ventajas específicas del uso de ^{19}F incluyen: 1) una
concentración nativa en el cuerpo extremadamente baja (el flúor no
se encuentra de forma natural en el cuerpo), 2) una alta
sensibilidad a la resonancia magnética nuclear, 3) una relación
magnetogírica próxima a la del ^{1}H, permitiendo así que la
resonancia magnética con ^{19}F se realice con modificaciones
menores de los dispositivos MRI existentes y 4) baja toxicidad de
la mayoría de los compuestos que contienen organoflúor.
En general, los fluorocarbonos son biocompatibles
y no tóxicos. Los fluorocarbonos son estables y no reactivos y por
consiguiente es poco probable que se metabolicen debido a sus
fuertes enlaces carbono-flúor (aproximadamente 130
kcal/mol). Como comparación, los enlaces
carbono-hidrógeno (aproximadamente 100 kcal/mol) son
más débiles y mucho más reactivos. La FDA ha aprobado dos
fluorocarbonos, perfluorotripropilamina y perfluorodecalina, para
uso medicinal como sustitutos en la sangre con el nombre comercial
de Fluosol DA.
Varios fluorocarbonos distintos pueden usarse en
la práctica de la presente invención. Por ejemplo, los compuestos
que satisfacen las siguientes fórmulas genéricas pueden
incorporarse en los recubrimientos poliméricos empleando el
procedimiento de la invención como se ha descrito en este
documento:
- (a)
- C_{x}F_{2x+y-z}A_{z}, en la que
- x = 1 -30, preferiblemente 5 -15
- y = 2; ó 0 ó -2, cuando x \geq 2; o -4 cuando x \geq 4,
- z = cualquier número entero de 0 hasta (2x+y-1),
- y
- A se selecciona entre H, halógenos distintos de F, -CN, -OR, donde R es H, alquilo, fluoroalquilo, alquenilo, fluoroalquenilo, alquinilo, fluoroalquinilo, arilo, fluoroarilo, alcanoílo, fluoroalcanoílo, alquenoílo, fluoroalquenoílo, alquinoílo, fluoroalquinoílo,
- (b)
- [C_{x}F_{2x+y'-z}A_{z}]_{a}JR_{b-a}, en la que:
- x, z, A y R son como se han definido anteriormente,
- y' = +1; ó -1 ó -3, cuando x \geq 2; o -5 cuando x \geq 4,
- J = O, S, N, P, Al o Si,
- a = 1, 2, 3 ó 4, y
- b = 2 para una J divalente, o
- 3 para una J trivalente,
- 4 para una J tetravalente,
- (c)
- A'-[(CF_{2})_{x}-O]_{c}-A'', en la que
- x es como se ha definido anteriormente
- A' se selecciona entre H, halógenos, -CN, -OR, donde R es H, alquilo, fluoroalquilo, alquenilo, fluoroalquenilo, alquinilo, fluoroalquinilo, arilo, fluoroarilo, alcanoílo, fluoroalcanoílo, alquenoílo, fluoroalquenoílo, alquinoílo, fluoroalquinoílo,
- A'' se selecciona entre H o R, donde R es como se ha definido anteriormente,
- C = 1 - 200, preferiblemente 2-50, o
- (d)
- en la que:
- x es como se ha definido anteriormente, y
- c' = 2 - 20, preferiblemente 2-8,
así como mezclas de cualquiera dos o más de los
mismos.
Se incluyen dentro de las fórmulas genéricas
anteriores compuestos con fórmulas tales como:
C_{x}F_{2x}, tales como, por ejemplo,
perfluoro-1-hexeno
(C_{6}F_{12}),
perfluoro-2-hexeno
(C_{6}F_{12}),
perfluoro-3-hexeno
(C_{6}F_{12}) y similares,
(C_{6}F_{12}) y similares,
ciclo-C_{x}F_{2x}, tales
como, por ejemplo, perofluorociclohexano (C_{6}F_{12}),
perofluorociclooctano (C_{8}F_{16}) y similares,
C_{x}F_{2x-2}, tales como,
por ejemplo, perfluoro-1-hexino
(C_{6}F_{10}),
perfluoro-2-hexino
(C_{6}F_{10}),
perfluoro-3-hexino
(C_{6}F_{10}) y similares,
(C_{6}F_{10}) y similares,
biciclo-C_{x}F_{2x-2},
tales como, por ejemplo, perfluorodecalina (C_{10}F_{18}) y
similares,
C_{x}F_{2x+2}, tales como, por ejemplo,
perfluorohexano (C_{6}F_{14}), perfluorooctano
(C_{8}F_{18}), perfluorononano (C_{9}F_{20}),
perfluorodecano (C_{10}F_{22}), perfluorododecano
(C_{12}F_{26}) y similares,
C_{x}F_{2x-4}, tales como,
por ejemplo, perfluoro-2,4-hexadieno
y similares,
C_{x}F_{2x+1}A, tales como, por ejemplo,
perfluorotriporpilamina [(C_{3}F_{7})_{3}N],
perfluorotributilamina [(C_{4}F_{9})_{3}N],
perfluoro-terc-tributilamina y
similares,
C_{x}F_{2x-2}A_{2}, tales
como, por ejemplo, C_{10}F_{18}H_{2} y similares,
así como compuestos altamente fluorados como
perfluoroindano, perfluorometiladamantano, bromuro de
perfluorooctilo, perfluorodimetilciclooctano, bromuro de
perfluorociclooctilo, éteres corona de perfluoro y
similares.
Además de los compuestos de cadena lineal,
ramificada y cíclicos que contienen flúor mencionados anteriormente,
los éteres corona fluorados (tales como, por ejemplo, perfluoro
12-corona-4-, perfluoro
15-corona-5, perfluoro
18-corona-6 y similares) también se
contemplan para el uso en la práctica de la presente invención.
Para obtener buenas imágenes de resonancia
magnética con relaciones señal/ruido altas, es ventajoso tener un
alto número de equivalentes flúor. Como se usa en este documento, el
término "equivalente flúor" se refiere a aquellos sustituyentes
flúor de un compuesto que contiene flúor que existen en un
microentorno sustancialmente similar (es decir, entorno magnético
sustancialmente similar). Los equivalentes flúor producirán una
señal en la imagen. Un alto número de equivalentes flúor producirá
una señal fuerte, no diluida por señales competitivas de flúor "no
equivalentes".
Como se usa en este documento, el término
"flúor no equivalente" se refiere a aquellos sustituyentes
flúor de un compuesto que contiene flúor que existen en un
microentorno sustancialmente no similar (es decir, un entorno
magnético sustancialmente no similar), en relación con otros
sustituyentes flúor del mismo compuesto que contiene flúor. De esta
forma, al contrario que los equivalentes flúor, los flúor no
equivalentes darán múltiples señales debido a sus distintas
orientaciones químicas. De esta forma, aunque los compuestos con un
gran número de flúor no equivalente son satisfactorios para
aplicaciones de MRI, tales compuestos no son ideales para
aplicaciones de obtención máxima de imágenes.
Los recubrimientos poliméricos que contienen
fluorocarbono con un tiempo de circulación prolongado son de interés
particular para la aplicación en la obtención de imágenes
vasculares. Las técnicas de angiografía usadas actualmente utilizan
medios de contraste de rayos-X y son procedimientos
invasivos. El potencial de ^{1}H-MRI en
aplicaciones de angiografía se ha demostrado recientemente [Edelman
& Warach, New England J. of Medicine
328:785-791 (1993)]. De forma similar, la
^{19}F-MRI es útil para la angiografía, con
varias ventajas, tales como la capacidad de conseguir alto
contraste con relación al tejido circundante (que no contiene flúor
nativo). Los ejemplos de aplicaciones de tal metodología incluyen
el diagnóstico e identificación de aneurismos intracraniales,
malformaciones arteriovenosas, oclusiones de la vena cava superior,
vena cava inferior, vena portal, vena pélvica, vena renal, arteria
mesentérica renal, arteria mesentérica periférica y similares.
Los compuestos que contienen flúor encapsulados
en recubrimientos poliméricos de acuerdo con la presente invención
pueden usarse para una diversidad de propósitos, por ejemplo, para
obtener imágenes de resonancia magnética de distintos órganos y/o
tejidos y también para medir la temperatura local. Los agentes de
contraste de la invención no están limitados al uso en aplicaciones
de MRI, sino que también pueden usarse para aplicaciones tales como
ultrasonografía y radiología. El otro isótopo del flúor, ^{18}F,
puede usarse como agente de contraste en tomografía de emisión de
positrones (PET). De esta forma, con un agente de contraste que
contenga flúor, puede realizarse una diagnosis PET y MRI. La
encapsulación de otros agentes para la obtención de imágenes, tales
como compuestos de tecnecio y talio que se usan el medio de
radiocontraste, también es posible. Dos ejemplos de tales agentes de
contraste incluyen Neurolyte y cardiolyte.
El uso de las composiciones de la invención para
la detección de oxígeno se basa en los cambios bruscos en la
velocidad de relajación RMN de ^{19}F en presencia de una especie
paramagnética tal como oxígeno. Como el oxígeno es paramagnético,
interactuará con el núcleo de flúor, aumentando la velocidad de
relajación de ^{19}F del estado excitado al estado normal.
Controlando este cambio en la velocidad de relajación, es posible
determinar la concentración de oxígeno en un área local (calibrando
la señal MRI a una concentración conocida de oxígeno).
La novedad de este sistema reside, por ejemplo,
en 1) el uso de MRI para obtener información sobre oxígeno, 2) el
uso de la influencia paramagnética del oxígeno en la señal de MRI
con ^{19}F (NMR), 3) el uso de recubrimientos poliméricos para
proporcionar un entorno constante y protector que además es
permeable al oxígeno y similares.
Usando compuestos que contienen flúor que son
sólidos los cuales experimentan una transición de fase sobre
intervalos de temperatura fisiológica (por ejemplo, compuestos de
alto peso molecular o combinaciones de compuestos que contienen
flúor), la MRI también puede usarse para medir la temperatura local.
Los tiempos de relajación son mucho más largos en sólidos que en
líquidos, por tanto los tiempos de relajación se reducirán en gran
medida al alcanzar la temperatura de transición (es decir, de sólido
a líquido). Se observan cambios drásticos en el espectro de RMN
durante la transición de fase de sólido a líquido. La forma de la
señal MRI para un compuesto que contiene flúor dado puede calibrarse
a una temperatura conocida. Usando un compuesto que contiene flúor
de alto peso molecular dentro del recubrimiento polimérico (es
decir, un compuesto que contiene flúor con un punto de fusión de
\geq 15ºC), o usando una combinación de compuesto que contiene
flúor con un compuesto no fluorado dentro del recubrimiento
polimérico, el contenido del interior del recubrimiento polimérico
puede seleccionarse de forma que proporcione un intervalo de
temperatura deseada para que tenga lugar la transición de fase
(típicamente en el intervalo de aproximadamente
22-55ºC). Los fluorocarbonos de dentro del
recubrimiento experimentarán una transición de fase de sólido a
líquido sobre el intervalo de temperatura deseado, alterando
sustancialmente las velocidades de relajación observadas,
permitiendo de esta forma la determinación de temperatura in
vivo. La información de temperatura local sería especialmente
útil, por ejemplo, para controlar pacientes de cáncer durante el
tratamiento por hipertermia del cáncer o en la detección de células
de cáncer (las células de cáncer están más frías que las células
normales).
La composición que contiene flúor empleada
determinará el intervalo de temperatura de la transición de fase. De
esta forma, esta técnica se puede usar en un amplio intervalo de
temperaturas, cambiando simplemente la composición de la composición
que contiene flúor. Por ejemplo, el perfluorododecano puro
(C_{12}F_{26}) encapsulado en un recubrimiento polimérico
experimentará una transición de fase de sólido a líquido en el
punto de fusión del fluorocarbono (75ºC). Sin embargo, esta
transición sería muy rápida y solo se obtendría una pequeña
cantidad de información sobre la temperatura. Para obtener más
información, el punto de fusión de la composición que contiene flúor
puede alargarse sobre un intervalo más amplio, por ejemplo,
añadiendo simplemente otro componente a la composición pura que
contiene flúor. En la técnica se conoce que una mezcla tendrá un
intervalo de punto de fusión más pequeño y más amplio que los
componentes puros correspondientes. Por consiguiente, por ejemplo,
formular el perfluorododecano con un fluorocarbono de menor peso
molecular ampliará el intervalo de punto de fusión de la composición
encapsulada. De forma similar, una mezcla de un compuesto que
contiene flúor (por ejemplo, perfluorododecano) con un alcano (por
ejemplo, pentano), por ejemplo, ampliará el intervalo de punto de
fusión de la composición encapsulada.
Además, los ácidos grasos de cadena larga
modificados químicamente (por ejemplo, ácido heptadecanoico
[C_{17}H_{34}
O_{2}], ácido nonadecanoico [C_{19}H_{38}O_{2}] y similares), alcoholes (por ejemplo, nonadecanol [C_{19}H_{40}O], docosanol [C_{22}H_{46}
O_{2}] y similares) a los cuales se les puede añadir químicamente átomos de flúor, también pueden usarse en la práctica de la presente invención. Por ejemplo, una reacción de acoplamiento por deshidratación entre el perfluro-terc-butanol (t-C_{4}F_{9}-OH; PCR CHEMICALS) con cualquiera de los compuestos reactivos que contienen oxígeno descritos anteriormente producirá una molécula que experimenta una transición de fase de sólido a líquido y tiene nueve equivalentes flúor. De forma similar, una mezcla de ácido graso fluorado y colesterol, por ejemplo, ampliará el intervalo de punto de fusión en comparación con el ácido graso fluorado puro, permitiendo por tanto realizar mediciones de temperatura local.
O_{2}], ácido nonadecanoico [C_{19}H_{38}O_{2}] y similares), alcoholes (por ejemplo, nonadecanol [C_{19}H_{40}O], docosanol [C_{22}H_{46}
O_{2}] y similares) a los cuales se les puede añadir químicamente átomos de flúor, también pueden usarse en la práctica de la presente invención. Por ejemplo, una reacción de acoplamiento por deshidratación entre el perfluro-terc-butanol (t-C_{4}F_{9}-OH; PCR CHEMICALS) con cualquiera de los compuestos reactivos que contienen oxígeno descritos anteriormente producirá una molécula que experimenta una transición de fase de sólido a líquido y tiene nueve equivalentes flúor. De forma similar, una mezcla de ácido graso fluorado y colesterol, por ejemplo, ampliará el intervalo de punto de fusión en comparación con el ácido graso fluorado puro, permitiendo por tanto realizar mediciones de temperatura local.
La novedad de este sistema de detección de
temperatura reside, por ejemplo, 1) en el uso de MRI para obtener
información de temperatura obtenida espacialmente, 2) en el uso de
la dependencia de temperatura de la señal MRI (RMN), 3) en el uso de
una composición que contiene fluorocarbono que experimenta una
transición de fase de sólido a líquido en el intervalo de
temperatura deseado, 4) en el uso del recubrimiento polimérico para
proporcionar una entorno constante y protector para el medio, y 5)
para obtener información de temperatura de forma simultánea con
información de morfología.
De acuerdo con la presente invención, las
partículas de la composición que contiene flúor están contenidas
dentro de un recubrimiento que tiene un diámetro transversal no
mayor de aproximadamente 10 micrómetros (como se usa en este
documento, el término "micrómetro" se refiere a una unidad de
medida de una milésima de milímetro). Se prefiere más un diámetro
transversal de menos de 5 micrómetros, aunque un diámetro
transversal de menos de 1 micrómetro es actualmente el más preferido
para la vía de administración intravenosa.
Los agentes de contraste de la presente invención
pueden introducirse en el cuerpo de distintas formas dependiendo de
las necesidades de la técnica de obtención de imágenes. Por ejemplo,
puede introducirse suspensiones líquidas acuosas en el tracto
gastrointestinal mediante ingestión oral o supositorio (por ejemplo,
para obtener imágenes del estómago y tracto gastrointestinal),
pueden insertarse con una jeringa en espacios no vasculares tales
como la cavidad cerebro-espinal o inyectarse en el
sistema vascular de forma general o en los vasos sanguíneos de un
órgano específico tal como la arteria coronaria. Además, los agentes
de contraste de la invención también pueden inyectarse en otros
espacios del cuerpo tales como el espacio ocular anterior y
posterior, el oído, la vejiga urinaria (por ejemplo, a través de la
uretra), las cavidades peritoneales, uréter, uretra, pelvis renal,
espacios en las articulaciones de los huesos, vasos linfáticos,
espacios subaracnoides, cavidades ventriculares y similares.
El recubrimiento polimérico que contiene núcleos
sólidos o líquidos de la composición que contiene flúor permite la
administración directa de altas dosis de agente de composición que
contiene flúor en volúmenes relativamente pequeños. Esto minimiza
las molestias al paciente al recibir grandes volúmenes de
líquido.
De acuerdo con otra realización de la presente
invención, se proporciona una solución al problema de la
administración de fármacos sustancialmente insolubles en agua tales
como taxol que no se ha descrito en la bibliografía. De esta forma,
se ha descubierto que la administración de tales fármacos puede
realizarse en forma de suspensión acuosa de partículas con un tamaño
de micrómetros o en forma de suspensión acuosa que contiene
partículas de tal fármaco o el fármaco disuelto en un líquido no
acuoso biocompatible. Esta solución facilitaría la administración de
tales fármacos a concentraciones relativamente altas y por lo tanto
obvia el uso de emulsionantes y sus efectos secundarios tóxicos
asociados.
De acuerdo con otra realización de la presente
invención, el modo de administración descrito anteriormente se
facilita con las nuevas composiciones que contienen fármaco en las
que se un fármaco sustancialmente insoluble en agua tal como
paclitaxel se suspende en un líquido biocompatible y en la que la
suspensión resultante contiene partículas de tal fármaco (por
ejemplo, paclitaxel) con una dimensión transversal no mayor de
aproximadamente 10 micrómetros. El tamaño de partícula deseado de
menos de 10 micrómetros puede conseguirse de una diversidad de
formas, por ejemplo, triturando, secando con nebulizador, por
precipitación, irradiación ultrasónica y similares.
Debido al tamaño de cristal de los fármacos
sustancialmente insolubles en agua obtenidos de forma convencional
tales como paclitaxel que es mayor de 20 micrómetros, las partículas
sólidas de tales fármacos (por ejemplo paclitaxel) no se han
administrado en forma de suspensión en un vehículo tal como solución
salina normal. Sin embargo, la presente invención describe la
administración de una suspensión particulada de fármacos
sustancialmente insolubles en agua (tal como paclitaxel) triturado a
un tamaño menor de aproximadamente 10 micrómetros, preferiblemente
menor de aproximadamente 5 micrómetros y más preferiblemente menor
de aproximadamente 1 micrómetro, que permite la administración
intravenosa en forma de suspensión sin riesgo de bloqueo en la
microcirculación de órganos y tejidos.
Debido a la naturaleza microparticular del
fármaco administrado, la mayor parte del fármaco se elimina de la
circulación en los órganos que tienen sistemas reticuloendoteliales
tales como el bazo, hígado y pulmones. Esto permite dirigir
específicamente a los agentes farmacológicamente activos a tales
sitios dentro del cuerpo.
Los líquidos biocompatibles contemplados para el
uso en esta realización son los mismos que se han descrito
anteriormente. Además, los agentes nutricionales parenterales tales
como Intralipid (nombre comercial de una emulsión de grasa
disponible en el mercado usada como agente de nutrición parenteral;
disponible en Kabi Vitrum, Inc., Clayton, North Carolina),
Nutralipid (nombre comercial de una emulsión de grasa disponible en
el mercado usada como agente de nutrición parenteral; disponible en
McGaw, Irvine, California), Liposyn III (nombre comercial de una
emulsión de grasa disponible en el mercado usada como agente de
nutrición parenteral (contiene 20% de aceite de soja, 1,2% de
fosfatidas de huevo y 2,5% de glicerina; disponible en Abbott
Laboratories, North Chicago, Illinois) y similares pueden usarse
como vehículo de las partículas de fármaco. Como alternativa, si el
líquido biocompatible contiene un material que solubiliza fármacos
tal como aceite de soja (por ejemplo, como en el caso de
Intralipid), el fármaco puede estar parcial o completamente
solubilizado dentro del vehículo líquido, ayudando a su
administración. Un ejemplo de tal caso es la administración de taxol
en Intralipid como vehículo. Los líquidos biocompatibles preferidos
actualmente para el uso en esta realización son agentes de
nutrición parenteral, tales como aquellos que se han descrito
anteriormente.
De acuerdo con otra realización de la presente
invención, se proporciona una composición para la administración
in vivo de paclitaxel en la que el paclitaxel se disuelve en
un agente de nutrición parenteral.
A continuación la invención se describirá más
detalladamente con referencia a los siguientes ejemplos no
limitantes.
Tres ml de una solución de albúmina de suero
humano (Alpha Therapeutic Corporation) USP (United States
Pharmacopoeia) al 5% se introdujeron en un recipiente cilíndrico que
se podía unir a una sonda de sonicación (Heat Systems, Modelo
XL2020). La solución de albúmina de cubrió con 6,5 ml de aceite de
soja calidad USP (aceite de soja). El extremo de la sonda de
sonicación se introdujo en la interfaz entre las dos soluciones y el
montaje se mantuvo en un baño de refrigeración a 20ºC. El sistema se
dejó equilibrar y el sonicador se encendió durante 30 segundos. Se
mezcló enérgicamente y se obtuvo una solución blanca lechosa. La
suspensión se diluyó 1:5 con solución salina normal. Se utilizó un
contador de partículas (Particle Data Systems, Elzone, Modelo 280PC)
para determinan la distribución de tamaño y la concentración de
recubrimientos de proteínas que contienen aceite. Se determinó que
los recubrimientos de proteínas resultantes tenían una dimensión
transversal máxima de aproximadamente 1,35 \pm 0,73 micrómetros y
que la concentración total era de \sim 10^{9} recubrimientos/ml
en la suspensión original.
Como control, los componentes anteriores, en
ausencia de proteína, no formaron una microemulsión estable al
someterse a irradiación ultrasónica. Este resultado sugiere que la
proteína es esencial para la formación de las microesferas. Esto se
confirma con los estudios de micrografo de barrido electrónico y
micrografo de transmisión de electrones tal y como se describe a
continuación.
Se ensayaron diversas variables tales como
concentración de proteína, temperatura, tiempo de sonicación,
concentración de agente farmacológicamente activo e intensidad
acústica para optimizar la formación de recubrimiento polimérico.
Estos parámetros se determinaron para recubrimientos de albúmina de
suero bovina reticulada que contienen tolueno.
Los recubrimientos poliméricos fabricadas con
soluciones que tienen concentraciones de proteína de 1%, 2,5%, 5% y
10% se contaron con el contador de partículas para determinar un
cambio en el tamaño y cantidad de recubrimientos poliméricos
producidas. Se descubrió que el tamaño de los recubrimientos
poliméricos no variaba de forma amplia con la concentración de
proteína pero la cantidad de recubrimientos poliméricos formadas por
ml de "suspensión lechosa" aumentó al aumentar la concentración
de proteína hasta el 5%. Por encima de esa concentración no se
observó un cambio significativo en la cantidad de recubrimientos
poliméricos.
Se descubrió que la temperatura inicial del
recipiente era importante para la preparación óptima de
recubrimientos poliméricos. Típicamente, las temperaturas iniciales
del recipiente se mantuvieron entre 0ºC y 45ºC. La tensión de la
interfaz agua-aceite de los aceites usados para la
formación del recubrimiento polimérico era un parámetro importante,
que también variaba en función de la temperatura. Se observó que la
concentración de agente farmacológicamente activo no afectaba de
forma significativa al rendimiento de recubrimientos de proteína. Es
relativamente poco importante si el agente farmacológicamente activo
se incorpora en estado disuelto o suspendido en el medio de
dispersión.
El tiempo de sonicación era un factor importante
que determinaba la cantidad de recubrimientos poliméricos producidas
por ml. Se descubrió que un tiempo de sonicación mayor de tres
minutos producía una reducción en el recuento total de
recubrimientos poliméricos, indicando una posible destrucción de
recubrimientos poliméricos debido a una sonicación excesiva. Se
descubrió que los tiempos de sonicación menores de tres minutos
producían cantidades adecuadas de recubrimientos poliméricos.
De acuerdo con el nomógrafo proporcionado por el
fabricante del sonicador, la potencia acústica del sonicador
empleado en este experimento es aproximadamente 150 watios/cm^{2}.
Se usaron tres niveles de potencia en orden creciente y se descubrió
que la cantidad máxima de recubrimientos poliméricos se obtenía con
el nivel de potencia más alto.
Se disolvió taxol en aceite de soja de calidad
USP a una concentración de 2 mg/ml. Se introdujeron 3 ml de una
solución de albúmina de suero humano USP al 5% en un recipiente
cilíndrico que se podía unir a una sonda de sonicación (Heat
Systems, Modelo XL2020). La solución de albúmina se cubrió con 6,5
ml de solución aceite de soja/taxol. El extremo de la sonda de
sonicación se introdujo en la interfaz entre las dos soluciones y
el montaje se mantuvo en equilibrio y el sonicador se encendió
durante 30 segundos. Se mezcló enérgicamente y se obtuvo una
solución blanca lechosa que contenía recubrimientos poliméricos con
paredes de proteínas que contenían a la solución de
aceite/taxol.
Para obtener una mayor carga de fármaco en el
recubrimiento de proteína reticulada, se puede mezclar con el aceite
un disolvente mutuo para el aceite y el fármaco (en el cual el
fármaco tiene una solubilidad considerablemente mayor). Siempre que
este disolvente sea relativamente no tóxico (por ejemplo acetato de
etilo), puede inyectarse junto con el vehículo original. En otros
casos, puede retirarse por evaporación del líquido al vacío después
de la preparación de los recubrimientos poliméricos.
Se analizó la estabilidad de suspensiones de
recubrimientos poliméricos a concentraciones conocidas a tres
temperaturas distintas (es decir, 4ºC, 25ºC y 38ºC). La estabilidad
se midió con el cambio en el recuento de partículas en el tiempo. Se
prepararon recubrimientos de proteína (albúmina) reticulada que
contenían aceite de soja (SBO) como se ha descrito anteriormente
(véase Ejemplo 1), se diluyeron en solución salina hasta una
concentración final de aceite del 20% y se almacenaron a las
temperaturas indicadas anteriormente. Los recuentos de partículas
(Elzone) obtenidos para cada una de las muestras en función del
tiempo se resumen en la Tabla 2.
Como se demuestra con los datos anteriores, la
concentración de partículas contadas (es decir, recubrimientos
poliméricos) permanece relativamente constante durante la duración
del experimento. El intervalo es relativamente constante y permanece
entre aproximadamente 7-9\cdot10^{10}/ml,
indicando una buena estabilidad de las recubrimiento poliméricos en
una diversidad de condiciones de temperatura durante casi cuatro
semanas.
Para determinar la absorción y biodistribución
del líquido encapsulado dentro de los recubrimientos poliméricos de
proteína después de una inyección intravenosa, se introdujo un
pigmento fluorescente (rubrene, disponible en Aldrich) dentro de un
recubrimiento polimérico de proteína con albúmina de suero humano
(HSA) y se uso como marcador. De esta forma, el rubrene se disolvió
en tolueno y los recubrimientos de albúmina reticulada que
contenían toleno/rubrene se prepararon como se ha descrito
anteriormente por irradiación ultrasónica. La suspensión lechosa
resultante se diluyó cinco veces en solución salina normal. Después,
se inyectaron 2 ml de suspensión diluida en la vena de la cola de
una rata durante 10 minutos. Un animal se sacrificó una hora después
de la inyección y otro 24 horas después de la inyección.
Se examinaron secciones congeladas de 100
micrómetros de pulmón, hígado, riñón, bazo y médula ósea en un
microscopio de fluorescencia para detectar la presencia del pigmento
fluorescente encapsulado en el recubrimiento polimérico o de
pigmento liberado. En una hora, la mayoría de los recubrimientos
poliméricos parecían estar intactos (es decir, aparecían como
partículas claramente fluorescentes de aproximadamente 1 micrómetro
de diámetro) y estaban localizadas en los pulmones e hígado. A las
24 horas, el pigmentó se observó en el hígado, pulmones, bazo y
médula ósea. También se observó una pigmentación general del tejido,
indicando que la pared del recubrimiento de los recubrimientos
poliméricos se había digerido y que se había liberado el pigmento.
Este resultado fue consistente con los resultados esperados y
demuestra el uso potencial de composiciones de la invención para la
liberación retrasada o controlada de un agente farmacéutico
encapsulado tal como taxol.
Se prepararon recubrimientos poliméricos que
contenían aceite de soja como se ha descrito en el Ejemplo 1. La
suspensión resultante se diluyó en solución salina normal para
producir dos soluciones diferentes, una que contenía 20% de BSO y la
otra que contenía 30% de SBO.
Intralipid, una agente TPN disponible en el
mercado, contiene 20% de SBO. La LD_{50} de Intralipid en ratones
es 120 ml/kg, o aproximadamente 4 ml para un ratón de 30 g, cuando
se inyecta a 1 cc/min.
Dos grupos de ratones (tres ratones en cada
grupo; cada ratón pesa aproximadamente 30 g) se trataron con la
composición de la invención que contenía SBO como se indica a
continuación. A cada ratón se le inyectaron 4 ml de la suspensión
preparada de recubrimientos poliméricos que contienen SBO. Cada
miembro de un grupo recibió la suspensión que contenía 20% de SBO
mientras que cada miembro del otro grupo recibió la suspensión que
contenía 30% de SBO.
Los tres ratones del grupo que recibía la
suspensión que contenía 20% de SBO sobrevivieron a tal tratamiento y
no mostraron una gran toxicidad en ningún tejido u órgano en una
observación una semana después del tratamiento con SBO. Solo uno de
los ratones del grupo que recibía la suspensión que contenía 30% de
SBO murió después de la inyección. Estos resultados demuestran
claramente que el aceite contenido en los recubrimientos poliméricos
de acuerdo con la presente invención no es tóxico para su dosis
LD_{50}, en comparación con una formulación de SBO disponible en
el mercado (Intralipid). Este efecto puede atribuirse a la lenta
liberación (es decir, velocidad controlada para hacerse
biodisponible) del aceite de dentro del recubrimiento polimérico.
Tal liberación lenta evita alcanzar una dosis letal de aceite, en
contraste con las altas dosificaciones de aceite alcanzadas con las
emulsiones disponibles en el mercado.
Se realizó un ensayo para determinar la
liberación lenta o sostenida del material encapsulado en el
recubrimiento polimérico después de la inyección de una suspensión
de recubrimientos poliméricos en el flujo sanguíneo de ratas. Los
recubrimientos poliméricos con paredes de proteína (albúmina)
reticulada que contenían aceite de soja (SBO) se prepararon por
sonicación como se ha descrito anteriormente. La suspensión
resultante de recubrimientos poliméricos que contenían aceite se
diluyó en solución salina a una suspensión final que contenía 20%
de aceite. Se inyectaron 5 ml de esta suspensión en la vena yugular
externa canulada de ratas durante un periodo de 10 minutos. Se
tomaron muestras de sangre de estas ratas en varios momentos
después de la inyección y se determinó el nivel de triglicéridos (el
aceite de soja es principalmente triglicéridos) en la sangre
mediante un análisis convencional.
Como control se usaron 5 ml de una emulsión de
grasa disponible en el mercado (Intralipid, un agente acuoso de
nutrición parenteral - - - contiene 20% de aceite de
soja, 1,2% de fosfolípidos de yema de huevo y 2,25% de glicerina).
El control utiliza fosfatida de huevo como emulsionante para
estabilizar la emulsión. Una comparación de los niveles en suero de
triglicéridos en los dos casos daría una comparación directa de la
biodisponibilidad del aceite en función del tiempo. Además de la
suspensión de recubrimientos poliméricos que contenían 20% de
aceite, también se inyectaron 5 ml de una muestra que
recubrimientos poliméricos que contenían aceite en solución salina a
una concentración final de 30% de aceite. Se usaron dos ratas en
cada uno de los tres grupos. Los niveles en sangre de triglicéridos
en cada caso están tabulados en la Tabla 3, dados en unidades de
mg/dl.
Los niveles en sangre antes de la inyección se
muestran en la columna marcada "Pre". Claramente, para el
control con Intralipid, se observan niveles muy altos de
triglicéridos después de la inyección. Se observa que los niveles
de triglicéridos tardan aproximadamente 24 horas en volver a los
niveles pre-inyección. De esta forma, se observa
que el aceite está inmediatamente biodisponible para el metabolismo
después de la inyección.
La suspensión de recubrimientos poliméricos que
contienen aceite que contienen la misma cantidad total de aceite que
de Intralipid (20%) muestran una disponibilidad muy distinta de
triglicéridos detectables en suero. El nivel aumenta a
aproximadamente dos veces su valor normal y se mantiene a este nivel
durante muchas horas, indicando una liberación lenta o sostenida de
triglicérido en sangre a niveles relativamente cercanos a los
normales. El grupo que recibe los recubrimientos poliméricos que
contienen aceite con un 30% de aceite muestran un mayor nivel de
triglicéridos (consistente con la mayor dosis administrada) que
vuelve al nivel normal a las 48 horas. Una vez más, los niveles en
sangre de triglicéridos no aumentan astronómicamente en este grupo,
en comparación con el grupo de control que recibe Intralipid. Este
indica otra vez la disponibilidad lenta y sostenida del aceite de
la composición de la invención, lo que tiene las ventajas de evitar
niveles peligrosamente altos de material contenido en los
recubrimientos poliméricos y la disponibilidad en un periodo de
tiempo extendido a niveles aceptables. Claramente, los fármacos
administrados dentro de los recubrimientos poliméricos de la
presente invención conseguirían estas mismas ventajas.
Tal sistema de recubrimientos poliméricos que
contienen aceite soja podría suspenderse en una solución acuosa de
aminoácidos, esencialmente electrolitos, vitaminas y azúcares para
formar un agente de nutrición parenteral (TPN). Tal TPN no puede
formularse con las emulsiones de grasa disponibles en la actualidad
(por ejemplo, Intralipid) debido a la inestabilidad de la emulsión
en presencia de electrolitos.
Otro método para administrar un fármaco poco
soluble en agua tal como taxol dentro de un recubrimiento polimérico
es preparar un recubrimiento de material polimérico alrededor de un
núcleo sólido de fármaco. Tal partícula de fármaco "recubierta con
proteína" puede obtenerse como se indica a continuación. Se
repite el procedimiento descrito en el Ejemplo 4 usando un
disolvente orgánico para disolver el taxol a una concentración
relativamente alta. Los disolventes usados generalmente son
disolventes orgánicos tales como benceno, tolueno, hexano, éter
etílico y similares. Los recubrimientos poliméricos se producen
como se ha descrito en el Ejemplo 3. Cinco ml de suspensión lechosa
de recubrimientos poliméricos que contienen taxol disuelto se
diluyen a 10 ml en solución salina. Esta suspensión se introduce en
un evaporador rotatorio a temperatura ambiente y el material
volátil orgánico se retira al vacío. Después de aproximadamente 2
horas en el evaporador rotatorio, estas recubrimientos poliméricos
se examinan en un microscopio para revelar núcleos opacos, que
indican la retirada de sustancialmente todo el disolvente orgánico y
la presencia de taxol sólido dentro de un recubrimiento de
proteína.
Como alternativa, los recubrimientos poliméricos
con núcleos de fármaco disuelto que contiene disolvente orgánico se
liofilizan para obtener un polvo seco deleznable que se puede
resuspender en solución salina (u otro líquido adecuado) en el
momento de uso. En el caso de otros fármacos que no pueden estar en
fase sólida a temperatura ambiente, se obtiene un recubrimiento
polimérico con núcleo líquido. Este método permite la preparación
de un recubrimiento con paredes de proteína reticulada que contiene
fármaco no diluido dentro de si misma. Los análisis de tamaño de
partícula muestran que estos recubrimientos poliméricos son más
pequeños que aquellos que contienen aceite. Aunque la proteína
preferida actualmente para usar en la formación del recubrimiento
polimérico es la albúmina, pueden usarse otras proteínas tales como
\alpha-2-macroglobulina, una
conocida opsonina, para mejorar la absorción de los recubrimientos
poliméricos por parte de las células de tipo macrófago. Como
alternativa, se podría añadir un PEG-sulfhidrilo
(descrito a continuación) durante la formación del recubrimiento
polimérico para producir un recubrimiento polimérico con un mayor
tiempo de circulación in vivo.
Se prepararon recubrimientos poliméricos de
núcleo sólido que contenían taxol como se ha descrito anteriormente
(véase, por ejemplo, Ejemplo 3) y se suspendieron en solución salina
normal. La concentración de taxol en la suspensión se midió por HPLC
como se indica a continuación. En primer lugar, el taxol del
recubrimiento polimérico se liberó con la adición de mercaptoetanol
0,1M (teniendo como resultado el intercambio de reticulaciones
disulfuro de la proteína y ruptura de la reticulación del
recubrimiento polimérico), después el taxol liberado se extrajo de
la suspensión con acetonitrilo. La mezcla resultante se centrifugó
y el sobrenadante se liofilizó. El material liofilizado se disolvió
en metanol y se inyectó en una HPLC para determinar la concentración
de taxol en la suspensión. Se descubrió que la concentración de
taxol era de aproximadamente 1,6 mg/ml.
Se inyectó a ratas con 2 ml de esta suspensión a
través de un catéter yugular. El animal se sacrificó a las dos horas
y se midió la cantidad de taxol presente en el hígado mediante HPLC.
Esto requirió una homogeneización del hígado, seguida de la
extracción con acetonitrilo y liofilización del sobrenadante
después de la centrifugación. El material liofilizado se disolvió
en metanol y se inyectó en una HPLC. Aproximadamente el 15 de la
dosis administrada se recuperó del hígado a las dos horas,
indicando una dosificación significativa en el hígado. Este
resultado es consistente con la función conocida del sistema
reticuloendotelial del hígado en la liberación de partículas
pequeñas de la sangre.
Como alternativa al uso de proteínas que
contienen tiol (sulfhidrilo) en la formación de, o como aditivo a,
los recubrimientos poliméricos de la invención, se preparó un PEG
que contenía tiol. Se sabe que el PEG no es tóxico, ni
inflamatorio, ni adhesivo a células y en general es biológicamente
inerte. Se ha unido a proteínas para reducir su antigenicidad y a
lípidos que forman liposomas para aumentar su tiempo de circulación
in vivo. De esta forma, se espera que la incorporación de
PEG en un recubrimiento esencialmente proteica aumente el tiempo de
circulación así como la estabilidad del recubrimiento polimérico.
Variando la concentración de PEG-tiol añadida a la
solución de albúmina al 5%, fue posible obtener recubrimientos
poliméricos con distintas estabilidades in vivo. El
PEG-tiol se preparó con técnicas disponibles en la
bibliografía (tales como la técnica de Harris y Herati, como se
describe en Polymer Preprints Vol.
32:154-155 (1991)).
El PEG-tiol de peso molecular
2000 g/mol se disolvió a una concentración de 1% (0,1 g añadido a 10
ml) en una solución de albúmina al 5%. Esta solución de proteína/PEG
se overlayered con aceite como se describe en el Ejemplo 1 y se
sonicó para producir recubrimientos poliméricos que contienen aceite
con paredes que comprenden proteína reticulada y PEG. La estabilidad
de estos recubrimientos poliméricos se comprobó como se describe en
el Ejemplo 4.
Otros polímeros sintéticos solubles en agua que
pueden modificarse con grupos tiol y utilizarse en lugar de PEG
incluyen, por ejemplo, alcohol de polivinilo,
polihidroxietilmetacrilato, ácido poliacrílico, poletiloxazolina,
poliacrilamida, polivinil pirrolidona, polisacáridos (tales como
quitosano, alginatos, ácido hialurónico, dextranos, almidón,
pectina y similares) y similares.
Por ejemplo, se descubrió que los recubrimientos
de proteínas que contienen fluorocarbonos con mayores tiempos de
circulación in vivo eran particularmente beneficiosos para la
obtención de imágenes del sistema vascular. Estos recubrimientos
permanecían en la circulación durante largos periodos en relación a
los recubrimientos que no contenían PEG en las paredes del
recubrimiento. Esto permitía, por ejemplo, la visualización de la
circulación cardiaca y proporcionaba un medio no invasivo para
evaluar la circulación coronaria en lugar de usar técnicas invasivas
convencionales tales como la angiografia.
Los agentes inmunosupresores se usan
habitualmente después de los transplantes de órganos para la
prevención de episodios de rechazo. En particular, la ciclosporina,
un potente agente inmunosupresor, prolonga la supervivencia de los
transplantes alógenos que implican piel, corazón, riñón, páncreas,
médula ósea, intestino delgado y pulmón en animales. Se ha
demostrado que la ciclosporina suprime parte de la inmunidad humoral
y en mayor medida, las reacciones mediadas con células tales como el
rechazo de transplante, hipersensibilidad retrasada,
encefalomielitis alérgica experimental, artritis de adyuvante de
Freund y enfermedad de transplante contra anfitrión en muchas
especies de animales en una diversidad de órganos. Se han realizado
transplantes alógenos satisfactorios de riñón, hígado y corazón en
seres humanos usando ciclosporina.
La ciclosporina se administra actualmente en
forma oral como cápsulas que contienen una solución de ciclosporina
en alcohol, y aceites tales como aceite de maíz, glicéridos
polioxietilados y similares, o como solución en aceite de oliva,
glicéridos polioxietilados y similares. También se administra por
inyección intravenosa en cuyo caso se disuelve en una solución de
etanol (aproximadamente 30%) y Cremaphor (aceite de ricino
polioxietilado) que debe diluirse 1:20 a 1:100 en solución salina
normal o dextrosa al 5% antes de la inyección. Comparada con una
infusión intravenosa (i.v.), la biodisponibilidad absoluta de la
solución oral es aproximadamente del 30% (Sandoz Pharmaceutical
Corporation, Publicación SDI-Z10 (A4), 1990). En
general, la administración i.v. de ciclosporina sufre problemas
similares a la práctica actual de administración i.v. de taxol, es
decir, reacciones anafilácticas y alérgicas que se cree que de
deben al Cremaphor, el vehículo de administración empleado para la
formulación i.v. Además, la administración intravenosa de fármaco
(por ejemplo, ciclosporina) encapsulado como se ha descrito
anteriormente evita peligrosos niveles máximos en sangre
inmediatamente después de la administración del fármaco. Por
ejemplo, una comparación de formulaciones disponibles actualmente
para la ciclosporina con la forma encapsulada descrita anteriormente
de ciclosporina mostró una reducción en cinco veces de los niveles
máximos en sangre de ciclosporina inmediatamente después de la
inyección.
Para evitar los problemas asociados con el
Cremaphor, la ciclosporina contenida dentro de los recubrimientos
poliméricos como se han descrito anteriormente puede administrarse
por inyección i.v. Puede disolverse en un aceite biocompatible o en
varios otros disolventes después de lo cual puede dispersarse en
recubrimientos poliméricos por sonicación como se ha descrito
anteriormente. Además, una ventaja importante para administrar
ciclosporina (u otro agente inmunosupresor) en recubrimientos
poliméricos en la administración específica local debido a la
absorción del material inyectado por el sistema RES del hígado. Esto
puede evitar, hasta cierto punto, la toxicidad sistémica y reducir
las dosificaciones eficaces debido a la administración específica
local. En el Ejemplo 9 se demuestra la eficacia de la
administración y de la administración específica al hígado de taxol
contenido dentro de recubrimientos poliméricos después de una
inyección intravenosa. Se espera una resultado similar para la
administración de ciclosporina (u otro agente inmunosupresor
putativo) de acuerdo con la presente invención.
La naturaleza de los recubrimientos poliméricos
de la invención permite la unión de anticuerpos monoclonales o
policlonales al recubrimiento polimérico o la incorporación de
anticuerpos en el recubrimiento polimérico. Los anticuerpos pueden
incorporarse en el recubrimiento polimérico al formarse el
recubrimiento con microcápsula polimérica o pueden unirse al
recubrimiento con microcápsula polimérica después de la preparación
de la misma. Pueden usarse técnicas convencionales de inmovilización
de proteínas para este propósito. Por ejemplo, con microcápsulas de
proteínas preparadas con una proteína tal como albúmina, un gran
número de grupos amino en los restos lisina de la albúmina están
disponibles para la unión de anticuerpos modificados de forma
apropiada. Como ejemplo, se pueden administrar agentes antitumorales
en un tumor incorporando anticuerpos contra el tumor en el
recubrimiento polimérico al formarse, o los anticuerpos contra el
tumor pueden unirse al recubrimiento con microcápsula polimérica
después de la preparación de la misma. Como otro ejemplo, pueden
administrarse productos genéticos a células específicas (por
ejemplo, hepatocitos o ciertas células madre de la médula ósea)
incorporando anticuerpos contra los receptores de las células diana
al formarse el recubrimiento polimérico o los anticuerpos contra
los receptores de las células diana pueden unirse al recubrimiento
con microcápsula polimérica después de la preparación de la misma.
Además, pueden usarse anticuerpos monoclonales contra receptores
nucleares para dirigir el producto encapsulado al núcleo de ciertos
tipos de células.
Al aceptarse cada vez más ampliamente la terapia
génica como opción terapéutica viable (en la actualidad, más de 40
propuestas de transferencia de genes humanos han sido aprobadas por
los comités de supervisión de la NIH y/O FDA), una de las barreras a
superar en la implementación de esta solución terapéutica es la
reluctancia a usar vectores virales para la incorporación de
material genético en el genoma de una célula humana. Los virus son
inherentemente tóxicos. De esta forma, los riesgos implicados en el
uso de vectores virales en la terapia genética, especialmente para
el tratamiento de enfermedades no letales no genéticas, son
inaceptables. Desafortunadamente, los plásmidos traspasados sin usar
un vector viral no se incorporan generalmente en el genoma de la
célula diana. Además, al igual que con los fármacos convencionales,
tales plásmidos tienen una vida media finita en el cuerpo. De esta
forma, una limitación general en la implementación de la terapia
genética (así como la terapia antisentido, que es una forma inversa
de terapia genética, en la que un ácido nucleico u oligonucleótido
se introduce para inhibir la expresión de un gen) ha sido la
incapacidad para administrar de forma eficaz ácidos nucleicos u
oligonucleótidos que son demasiado grandes para traspasar la
membrana celular.
La encapsulación de ADN, ARN, plásmidos,
oligonucleótidos, enzimas y similares en recubrimientos con
microcápsulas de proteínas como se ha descrito en este documento
puede facilitar su administración específica al hígado, pulmón,
bazo, nódulos linfáticos y médula ósea. De esta forma, de acuerdo
con la presente invención, tales compuesto biológicos pueden
administrarse en sitios intracelulares sin el riesgo asociado con el
uso de vectores virales. Este tipo de formulación facilita la
absorción no específica de endocitosis de los recubrimientos
poliméricos directamente del flujo sanguíneo a las células del RES,
en las células del músculo por inyección intramuscular o por
inyección directa en tumores. Además, pueden usarse anticuerpos
monoclonales contra receptores nucleares para administrar
específicamente el producto encapsulado al núcleo de ciertos tipos
de células.
Las enfermedades diana de tales construcciones
incluyen diabetes, hepatitis, hemofilia, fibrosis quística,
esclerosis múltiple, cáncer en general, gripe, SIDA y similares.
Por ejemplo, el gen del factor de crecimiento de tipo insulina
(IGF-1) puede encapsularse en los recubrimientos con
microcápsulas de proteínas para la administración para el
tratamiento de la neuropatía diabética periférica y caquexia. Los
genes que codifican al Factor IX y Factor VIII (útiles para el
tratamiento de la hemofilia) pueden administrarse específicamente
al hígado por encapsulación en los recubrimientos con microcápsulas
de proteína de la presente invención. De forma similar, el gen del
receptor de la lipoproteína de baja densidad (LDL) puede
administrarse específicamente al hígado para el tratamiento de la
aterosclerosis por encapsulación en recubrimientos con
microcápsulas de proteínas de la presente invención.
Otros genes útiles en la práctica de la presente
invención son los genes que re-estimulan la
respuesta inmune del cuerpo contra células de cáncer. Por ejemplo,
los antígenos tales como HLA-B7, codificados por el
ADN contenido en un plásmido, pueden incorporarse a un recubrimiento
con microcápsulas de proteínas de la presente invención para
inyectarlos directamente en un tumor (tal como un cáncer de piel).
Una vez están en el tumor, el antígeno promocionará células
específicas del tumor lo que aumenta el nivel de citoquinas (por
ejemplo IL-2) que hacen al tumor una diana para el
ataque del sistema inmune.
Como ejemplo adicional, los plásmidos que
contienen porciones del genoma del virus
adeno-asociado están contemplados para la
encapsulación en recubrimientos con microcápsulas de proteínas de la
presente invención. Además, los recubrimientos con microcápsulas de
proteínas de la presente invención pueden usarse para administrar
genes terapéuticos a células CD8+ T, para la inmunoterapia adoptiva
frente a una diversidad de tumores y enfermedades infecciosas.
Los recubrimientos con microcápsulas de proteínas
de la presente invención también pueden usarse como sistema de
administración para hacer frente a enfermedades infecciosas mediante
la administración específica de un nucleótido antisentido, por
ejemplo, contra el virus de la hepatitis B. Un ejemplo de tal
oligonucleótido sin sentido es el fosforotioato
21-mer contra la señal de poliadenilación del virus
de la hepatitis B.
Los recubrimientos con microcápsulas de proteínas
de la presente invención también pueden usarse para la
administración del gen regulador transmembrana de la fibrosis
quística (CFTR). Los humanos que carecen de este gen desarrollan
fibrosis quística, que puede tratarse nebulizando recubrimientos con
microcápsulas de proteína de la presente invención que contienen el
gen CFTR e inhalando directamente en los pulmones.
Las enzimas también pueden administrarse usando
los recubrimientos con microcápsulas de proteína de la presente
invención. Por ejemplo, la enzima ADNasa puede encaspularse y
administrarse al pulmón. Igualmente, las ribozimas pueden
encapsularse y administrarse específicamente a proteínas del
recubrimiento de los virus o a células infectadas con virus uniendo
anticuerpos adecuados al exterior del recubrimiento polimérico. Las
vacunas también pueden encapsularse en las microcápsulas poliméricas
de la presente invención y usarse para administración subcutánea,
intramuscular o intravenosa.
Se lavó un recipiente de reacción de vidrio de 20
ml, con brazo y manguito de titanio con alcohol y solución salina
estéril antes de la síntesis al igual que todo el equipo usado. En
una reacción típica, 3,5 ml de hemoglobina al 5% p/v (humana o
bovina) se añadió a un recipiente de reacción que se unió al brazo
ultrasónico (Heat Systems XL2020, 20 KHz, 400 W potencia máxima).
Después, el brazo y el recipiente se sumergieron en un baño de
control de temperatura fijado a 55ºC. Las reacciones ensayadas a
55ºC parecían ser óptimas, sin embargo, el producto puede
sintetizarse en un amplio intervalo de temperaturas (0 a 80ºC). El
pH era 6,8. El control de temperatura es crítico para obtener altos
rendimientos de material y la temperatura óptima depende de la
configuración experimental específica. La fuente ultrasónica se
encendió con un nivel de potencia de 7. El uso del nomógrafo del
fabricante sugería una potencia de salida de aproximadamente 150
W/cm^{2}. La reacción se completa en aproximadamente 30 segundos.
Los rendimientos con tiempos de reacción más cortos y más largos
parecen ser menores. Para la hemoglobina bovina, la solución al
2,5% p/v se pasó a través de una columna de permeación en gel
Sephadex G-25 para retirar aniones tales como
fosfatos. En una síntesis típica de hemoglobina humana IHC, el
brazo ultrasónico se situó en la interfaz aire-agua.
La suspensión homogénea producida contiene glóbulos rojos
proteicos. Después, la suspensión acuosa puede almacenarse en un
recipiente estéril a 4ºC.
Una reacción típica produce una solución que
contiene aproximadamente 3 X 10^{8} recubrimientos de IHC por ml
con un diámetro medio de recubrimiento de 3 micrómetros con una
desviación estándar de 1 micrómetro. Este procedimiento sintético
produce altas concentraciones de biomaterial con tamaño de
micrómetros con distribuciones de tamaño estrechas.
Después de la síntesis, la IHC permanece en
suspensión en la solución de proteína nativa. Para preparar la IHC
con la proteína que no ha reaccionado se usaron varios métodos:
filtración, centrifugación y diálisis. El primer método incluyó
filtrar la mezcla a través de un filtro de jeringa Anotop con tamaño
de poro de 0,2 \mum de diámetro (Whatman, Inc.). El filtro se
lavó con varios volúmenes de agua hasta que el filtrado contenía
muy poco o nada de proteína (determinado por espectroscopia
UV-visible). La IHC se "reextrajo" del filtro y
se resuspendió en un volumen equivalente de solución salina. El
segundo procedimiento de purificación implicó el uso de un filtro
de centrifugación Centricon con un corte de peso molecular de 100
kilodaltons (kD). El filtro centrífugo es un tubo de centrifugado
separado por una membrana de filtración en el medio. La
centrifugación de la solución IHC a 1000 G durante 5 minutos
permitió que la mayor parte de la hemoglobina no reaccionada (64,5
kD) pasase a través de la membrana. Finalmente, la diálisis con una
membrana de alto peso molecular (300 kD) también se usó para
purificar la IHC. Sin embargo, este método requirió aproximadamente
2 días de diálisis. El método preferido para la purificación de la
IHC es con la centrifugación Centricon.
Se lavó un recipiente de reacción de vidrio de 20
ml, con brazo y manguito de titanio con alcohol y solución salina
estéril antes de la síntesis al igual que todo el equipo usado. En
una reacción típica, se añadieron 3,5 ml de hemoglobina al 5% p/v y
albúmina (humana o bovina; la relación de hemoglobina/albúmina
variaba de 0,5 a 2) a un recipiente de reacción que se unió al
brazo ultrasónico (Heat Systems XL2020, 20 KHz, 400 W potencia
máxima). Después, el brazo y el recipiente se sumergieron en un
baño de control de temperatura fijado a 55ºC. Las reacciones
ensayadas a 55ºC parecían ser óptimas, sin embargo, el producto
puede sintetizarse en un amplio intervalo de temperaturas (0 a
80ºC). El pH era 6,8. El control de temperatura es crítico para
obtener altos rendimientos de material y la temperatura óptima
depende de la configuración experimental específica. La fuente
ultrasónica se encendió con un nivel de potencia de 7. El uso del
nomógrafo del fabricante sugería una potencia de salida de
aproximadamente 150 W/cm^{2}. La reacción se completa en
aproximadamente 30 segundos. Los rendimientos con tiempos de
reacción más cortos y más largos parecen ser menores. La suspensión
homogénea producida contiene glóbulos rojos proteicas. La
suspensión acuosa se filtró, se lavó, se resuspendió en solución
salina estéril y se almacenó en un recipiente estéril a 4ºC.
Como se ha descrito anteriormente, una reacción
típica produce una solución que contiene aproximadamente 3 X
10^{8} recubrimientos de IHC por ml con un diámetro medio de recubrimiento de 3 micrómetros con una desviación estándar de 1 micrómetro. Este procedimiento sintético produce altas concentraciones de biomaterial con tamaño de micrómetros con distribuciones de tamaño estrechas.
10^{8} recubrimientos de IHC por ml con un diámetro medio de recubrimiento de 3 micrómetros con una desviación estándar de 1 micrómetro. Este procedimiento sintético produce altas concentraciones de biomaterial con tamaño de micrómetros con distribuciones de tamaño estrechas.
Como alternativa, puede utilizarse un sistema de
"flujo a través" que permite el procesamiento continuo de la
IHC. Tal sistema consiste en bombas peristálticas que bombean
continuamente corrientes de hemoglobina y opcionalmente un aceite o
fluorocarbono biocompatible en un recipiente de reacción con una
sonda sonicadora. Se mantiene durante un tiempo de residencia
apropiado en el recipiente y la IHC se recupera por desbordamiento
del recipiente en un tanque de recuperación. La solución de
hemoglobina no reaccionada se recicla en el recipiente de
reacción.
Se lavó un recipiente de reacción de vidrio de 20
ml, con brazo y manguito de titanio con alcohol y solución salina
estéril antes de la síntesis al igual que todo el equipo usado. En
una reacción típica, 3,5 ml de hemoglobina al 5% p/v) se añadió a
un recipiente de reacción que se unió al brazo ultrasónico (Heat
Systems XL2020, 20 KHz, 400 W potencia máxima). Se añadió un
fluorocarbono, perfluorodecalina 3,5 ml, al recipiente de reacción.
Después, el brazo y el recipiente se sumergieron en un baño de
control de temperatura fijado a 20ºC. El pH de la fase acuosa era
6,8. La fuente ultrasónica se encendió con un nivel de potencia de
7. El uso del nomógrafo del fabricante sugería una potencia de
salida de aproximadamente 150 W/cm^{2}. La reacción se completa en
aproximadamente 30 segundos. La suspensión homogénea producida
contiene las microcápsulas o microesferas de recubrimientos de
hemoglobina reticulada insoluble con perfluorodecalina encapsulada
en el interior. La suspensión lechosa se filtra, se lava, se
resuspende en solución salina estéril como se ha descrito
anteriormente y se almacena en un recipiente estéril a 4ºC.
Como se ha descrito anteriormente, una reacción
típica produce una solución que contiene aproximadamente 10^{8}
recubrimientos por ml con un diámetro medio de recubrimiento de 3
micrómetros con una desviación estándar de 1 micrómetro. Este
procedimiento sintético produce altas concentraciones de biomaterial
con tamaño de micrómetros con distribuciones de tamaño
estrechas.
Se lavó un recipiente de reacción de vidrio de 20
ml, con brazo y manguito de titanio con alcohol y solución salina
estéril antes de la síntesis al igual que todo el equipo usado. En
una reacción típica, 3,5 ml de albúmina al 5% p/v (humana o bovina)
se añadió a un recipiente de reacción que se unió al brazo
ultrasónico (Heat Systems XL2020, 20 KHz, 400 W potencia máxima). Se
añadió un fluorocarbono, perfluorodecalina 3,5 ml, al recipiente de
reacción. Después, el brazo y el recipiente se sumergieron en un
baño de control de temperatura fijado a 20ºC. El pH de la fase
acuosa era 6,8. La fuente ultrasónica se encendió con un nivel de
potencia de 7. El uso del nomógrafo del fabricante sugería una
potencia de salida de aproximadamente 150 W/cm^{2}. La reacción se
completa en aproximadamente 30 segundos. La suspensión homogénea
producida contiene las microcápsulas o microesferas de
recubrimientos de albúmina insoluble reticulada con
perfluorodecalina (o perfluorotripropil amina) encapsulada en el
interior. La suspensión lechosa se filtra, se lava, se resuspende en
solución salina estéril como se ha descrito anteriormente y se
almacena en un recipiente estéril a 4ºC.
Como se ha descrito anteriormente, una reacción
típica produce una solución que contiene aproximadamente 10^{8}
recubrimientos por ml con un diámetro medio de recubrimiento de 3
micrómetros con una desviación estándar de 1 micrómetro. Este
procedimiento sintético produce altas concentraciones de biomaterial
con tamaño de micrómetros con distribuciones de tamaño
estrechas.
Para obtener construcciones de hemoglobina con
afinidades variables al oxígeno (es decir, P_{50} variable), las
IHC se hicieron reaccionar adicionalmente con PLP, un conocido
modulador alostérico. Una suspensión de IHC (obtenida como en el
Ejemplo 14) en tampón tris se desoxigenó a 10ºC en una atmósfera de
nitrógeno. Se tomaron 10 ml de la suspensión desoxigenada de IHC en
cada uno de los seis recipientes de reacción distintos. Se añadieron
distintas relaciones molares de PLP/Hb a cada uno de los
recipientes. Fueron 0,1/,30, 0,75/3,0,1,5/3,0, 3,0/3,0, 4,2/3,0,
6,0/3,0. Después de 30 minutos, se añade un exceso de diez veces de
borohidruro sódico para reducir la base de Schiff durante otros 30
minutos. Después, la suspensión se filtra por centrifugación, se
lava tres veces con solución salina tamponada, se resuspende en
solución salina tamponada y se almacena a 4ºC. Esta modificación
actúa específicamente en los grupos amino terminales de la cadena
b-globina de la desoxihemoglobina. En este caso, la
modificación imita fielmente la acción de 2,3-DPG
(que se une a la lisina EF6(82)b) en la
estabilización de la confirmación desoxi.
Los seis grados de modificación diferentes
tendrán como resultado IHC con mayores P_{50} (menores afinidades
al oxígeno) con mayores grados de sustitución PLP.
Se conoce que el polietilenglicol no es tóxico,
ni inflamatorio, ni adhesivo a células y en general, es
biológicamente inerte. Se ha descubierto que las proteínas que se
unen a PEG son menos antigénicas. Con los liposomas, se descubrió
que la circulación aumentaba con la unión / incorporación de PEG. De
esta forma, se espera que la incorporación de PEG en la RBC aumente
el tiempo de circulación. Variando la concentración de
PEG-tiol añadida a la proteína (por ejemplo,
hemoglobina), fue posible preparar RBC con
PEG-hemoglobina que tenía distintas estabilidades.
El PEG-tiol se preparó con técnicas de la
bibliografía (tal como Harris y Heart Polymer Preprints
32:154 (1991).
El PEG-tiol de peso molecular
2000 g/mol se disolvió a una concentración del 1% (0,1 g añadido a
10 ml) en una solución de hemoglobina al 5%. La solución de
proteína-peg se sonicó para formar el sustituto de
glóbulo rojo como se ha descrito en el Ejemplo 14.
La IHC se preparó como se describe en el Ejemplo
14. Se hizo reaccionar polietilenglicol de peso molecular 10.000
(PEG 10k) con 1,1'-carbonil diimidazol CDI de
acuerdo con técnicas disponibles en la bibliografía (Beauchamp et
al. Analytical Biochemistry 131: 25-33,
1983). La IHC se suspendió en tampón borato 50 mM pH 8,0 y se
añadió PEG-CDI (exceso 2 molar en relación a las
lisinas totales de la hemoglobina) y la mezcla de reacción se agitó
a temperatura ambiente durante 6 horas. La PEG-IHC
resultante se separó por filtración, se lavó en solución salina y
se resuspendió en solución salina tamponada estéril.
Se analizaron diversas variables tales como
concentración de proteína, temperatura, tiempo de sonicación,
intensidad acústica y pH para optimizar la formación de la IHC.
Estos materiales se prepararon con soluciones de
hemoglobina al 1%, 2,5%, 5% y 10%. También se prepararon con una
solución de proteína mixta tal como hemoglobina y albúmina de suero
humano con concentraciones de nuevo en el intervalo entre 1 y 10%.
El tamaño y la concentración se determinaron y con aparato de
recuento de partículas. Se descubrió que el tamaño no variaba de
forma significativa con una mayor concentración de proteína. La
cantidad preparada aumentó con la concentración de proteína de
partida hasta aproximadamente un 5%. No se observo un cambio
significativo en la cantidad por encima de esa concentración.
Se descubrió que la temperatura inicial del
recipiente era importante para la preparación óptima de IHC.
Típicamente, las temperaturas iniciales de reacción se mantuvieron
entre 0 y 80ºC. La temperatura de partida óptima era de
aproximadamente 70ºC.
El tiempo de sonicación también fue un factor
importante que determinaba la cantidad de IHC producidas por ml. Se
descubrió que un tiempo de sonicación de aproximadamente 30 segundos
era bueno para sintetizar una alta concentración de IHC. Los tiempos
de sonicación más cortos o más largos produjeron menor cantidad de
IHC aunque aún adecuada.
De acuerdo con el nomógrafo proporcionado por el
fabricante del sonicador, el nivel de potencia acústica del
sonicador usado en estos experimentos es de aproximadamente 150
watios/cm^{2}. Se descubrió que otros niveles de potencia también
producían una gran cantidad de IHC.
Los efectos citotóxicos de diversos fármacos
antineoplásicos se potencian en gran medida en presencia de oxígeno.
Por lo tanto es deseable administrar un fármaco en un sitio con un
tumor mientras se aumenta la concentración de oxígeno en ese sitio.
Las microesferas de hemoglobina de la presente invención permiten
esa capacidad. El Ejemplo 16 anterior describe la encapsulación de
un líquido de fluorocarbono en un recubrimiento de hemoglobina
insoluble. Los fármacos citotóxicos tales como ciclofosfamida, BCNI,
Melphalan, taxol, camptotecina, adriamicina, etoposida y similares,
pueden disolverse en el fluorocarbono u otro aceite adecuado tal
como aceite de soja y encapsularse en la construcción de
hemoglobina.
Se disolvió taxol en aceite de soja (SBO) a una
concentración de 5 mg/ml. Se introdujeron 3,5 ml de una solución de
hemoglobina al 5% en un recipiente de reacción y se añadieron 3,5 ml
del SBO/taxol al recipiente. La mezcla de dos fases se sonicó como
se ha descrito en el Ejemplo 16 para obtener recubrimientos de
hemoglobina insoluble reticulada que contenían SBO/Taxol.
Varios fármacos solubles en agua son candidatos
para la encapsulación en recubrimientos poliméricos. Como ejemplo,
se disolvió metotrexato en agua a una concentración de 5 mg/ml. Un
ml de esta solución acuosa se emulsionó con 4 ml de aceite de soja
usando Pluronic-65 (un copolímero en bloque de óxido
de polietileno y óxido de polipropileno) para formar una
microemulsión estable de agua en aceite (W/O). 3,5 ml de una
solución de hemoglobina al 3,5% se cubrieron con 3,5 ml de esta
microemulsión W/O y se sonicó durante 30 segundos para obtener
construcciones de hemoglobina insoluble que contenían una
microemulsión encapsulada con metotrexato.
Varias proteínas son candidatas para la
encapsulación en recubrimientos poliméricos, por ejemplo
hemoglobina, albúmina y similares. Por ejemplo, como método para
aumentar la carga de hemoglobina de la IHC, la hemoglobina podría
encapsularse en la IHC en lugar del fármaco soluble en agua del
Ejemplo 23. La hemoglobina se disolvió en agua a una concentración
del 10%. Un ml de esta solución acuosa se emulsionó con 4 ml de
aceite de soja usando Pluronic-65 (un copolímero en
bloque de óxido de polietileno y óxido de polipropileno) para
formar una microemulsión estable de agua en aceite (W/O). 3,5 ml de
una solución de hemoglobina al 3,5% se cubrió con 3,5 ml de esta
microemulsión W/O que contenía hemoglobina. La mezcla de dos fases
se sonicó durante 30 segundos para obtener construcciones de
hemoglobina insoluble que contenían una microemulsión encapsulada
que también contenía hemoglobina. Este método sirvió para aumentar
la cantidad total de hemoglobina por microesfera de IHC y por lo
tanto para aumentó la capacidad de transporte de oxígeno para el
oxígeno unido.
Se prepararon construcciones de albúmina que
contenían perfluorononano como en el Ejemplo 17. La suspensión final
se preparó de forma que contenía 20% en volumen del fluorocarbono en
solución salina estéril. Dos ml de esta suspensión se inyectaron
mediante inyección en la vena de la cola de una rata Sprague Dawley
anestesiada con ketamina. La distribución in vivo del
fluorocarbono se controló por ^{19}F-MRI es un
instrumento de RMN Bruker 500 MHz. La rata se introdujo en una
bobina de ^{19}F de 10 cm y las imágenes se obtuvieron usando una
secuencia con un peso T_{1} con TR=1 segundo, TE=20 milisegundos
y una matriz de datos de 256x128.
Una hora después de la administración, se
descubrió que la mayor parte del FC se acumulaba en el hígado,
pulmones y bazo. Parte del FC también podía detectase en la médula
ósea. Se espera que las construcciones de hemoglobina se comporten
de forma idéntica en términos de localización y acumulación en
tejidos. Estas observaciones tenían implicaciones importantes para
el tratamiento de tumores en hígado y pulmón y posiblemente para el
tratamiento de células neoplásicas en la médula con altas dosis de
oxígeno junto con la administración local de un fármaco citotóxico
o como adyuvante a la radioterapia.
Se prepararon construcciones de hemoglobina
insoluble que contenían Taxol encapsulado (en SBO) como en el
Ejemplo 22. La suspensión final se preparó de forma que contenía un
20% en volumen del SBO en solución salina estéril. Dos ml de esta
suspensión se inyectaron mediante inyección en la vena de la cola de
una rata Sprague Dawley anestesiada con ketamina.
La rata se sacrificó dos horas después de la
inyección y el hígado se recuperó. El hígado se homogeneizó con un
pequeño volumen de solución salina y se extrajo con acetato de
etilo. El extracto se liofilizó, se disolvió en metanol y se
inyectó en una columna HPLC. Aproximadamente, el 15% de la dosis
inicial de taxol no metabolizado se recuperó en el hígado. Esto
determinó la posibilidad de administrar específicamente fármacos
neoplásicos en el hígado junto con la administración de oxígeno a
estos sitios.
Se cateterizaron ratas Sprague Dawley
anestesiadas (350-400 g) mediante la vena yugular
externa. Aproximadamente el 70% de su volumen de sangre se retiró
durante un periodo de 10 minutos. Las ratas se mantuvieron en este
estado durante 10 minutos más después de los cuales se les reinfunde
una suspensión iso-oncótica de IHC oxigenada con una
P_{50} de 28 mm Hg. Se controlan continuamente la presión arterial
media, pulso y respiración. La supervivencia de estas ratas se
sigue con el tiempo.
Se explota la capacidad de las IHC para
administrar oxígeno de forma preferente en un sitio isquémico. Las
IHC con "alta afinidad", es decir, P_{50} < 28 mm Hg son
útiles para este propósito ya que liberarán oxígeno solo en sitios
en los que los gradientes de oxígeno son mayores que los encontrados
normalmente en la circulación, es decir, en un sitio isquémico.
Para este propósito se utiliza una IHC con P_{50} de 20 mm
Hg.
Se usa un modelo de oclusión carótida bilateral
en una rata como modelo de "ictus" o isquemia cerebral. Ambas
arterias carótidas se ocluyen mediante una ligadura temporal en una
rata Sprague Dawley anestesiada con ketamina. En la rata de control,
la ligadura se retira después de 15 minutos y se reanuda el flujo
sanguíneo normal. En la rata del experimento, se infunde
directamente 1 ml de suspensión IHC de alta afinidad en solución
salina en cada arteria carótida después de la oxigenación externa de
la suspensión IHC en un dispositivo de oxigenación. 24 horas después
del tratamiento, las ratas se sacrifican, se recuperan sus cerebros,
se fijan, se seccionan y se pigmentan con tetrazolio nitro azul
(NBT) o azul de triptán para determinar el grado de muerte celular.
Un bajo grado de muerte celular, determinado por la pigmentación con
azul de triptán, se espera en la rata del experimento que recibió
la IHC de la invención.
Se cateterizó a ratas Sprague Dawley anestesiadas
(350-400 g) mediante la vena yugular externa. A
través del catéter se administra una inyección en embolada de una
suspensión iso-oncótica de equivalente IHC al 20%
del volumen de la sangre del animal. La sangre se retira en
intervalos de muestra de 0,25 a 92 horas. Las muestras de sangre se
centrifugan y se observa el plasma para detectar signos de hemólisis
o presencia de hemoglobina soluble. Como las "microburbujas" de
la IHC tienen un interior gaseoso (y por lo tanto son de menor
densidad que el agua), suben a la superficie del plasma después de
la centrifugación. Las microburbujas se separan, se resuspenden en
solución salina y se cuentan en un contador de partículas. Después
se determina la vida media de la IHC en circulación. En comparación
con los sustitutos de sangre basados en hemoglobina de la técnica
anterior, se espera que las IHC de la invención muestren una mejor
vida media en circulación.
Se retira quirúrgicamente el corazón de una rata
Sprague Dawley anestesiada y se le proporciona respiración
artificial con aire ambiente. El corazón se sumerge en medio
cristaloide ("medio Cardioplegia", CM) con la misma
composición que el medio de conservación IHC (o IHC/FC, o
Albúmina/FC) pero sin el componente hemoglobina. El corazón se
perfunde con el CM durante varios minutos, refrigerándolo a 11ºC.
Después el corazón se conserva con 140 ml de medio de conservación
durante 12 horas a 12ºC. El medio IHC se perfunde continuamente con
O_{2} al 95%/CO_{2} al 5%. Después de 12 horas de conservación,
se comprueba la función contráctil, de bombeo y energética del
corazón usando un aparato de corazón de rata autónomo.
Se realiza un bypass cardiopulmonar y se
administra "medio de cardioplegia" oxigenado que contiene IHC
(o IHC/FC o Albúmina/FC) como vehículo para el oxígeno a 4ºC en
forma de bolo de 500 a 100 ml en la raíz aórtica después del
pinzamiento transversal y de ventilar apropiadamente la aorta. Se
administran dosis adicionales de medio frío en la ostia coronaria
izquierda y derecha y, en la caso de cirugías con bypass, el medio
también se administra en los extremos de los implantes antes de la
anastomosis final. El medio se administra cada 15 a 20 minutos en
cantidades suficientes para mantener una temperatura fría en el
miocardio. Después de completar el procedimiento, se retira el
pinzamiento aórtico y se retoma el calentamiento del corazón.
El medio IHC (o IHC/FC o Albúmina/FC) se
administra durante los procedimientos de intervención emprendidos
para restaurar el flujo en regiones obstruidas o poco irrigadas de
un órgano. Algunos ejemplos de tales procedimientos son la
angioplastia y la aterectomía. La isquemia regional puede mitigarse
durante el inflado en globo del procedimiento de angioplastia
percutánea transluminal coronaria administrando medio IHC oxigenado
a una velocidad de aproximadamente 60 ml/min a través del lumen
central del catéter del globo que dilata. El medio se administra a
temperatura corporal y contiene, por ejemplo, electrolitos de
Ringer y sustratos fisiológicamente compatibles. Una dosis de medio
IHC equilibrada con oxígeno se infunde durante cada periodo de
inflado del globo. Un procedimiento similar se usa durante el
periodo de inflado de globo en procedimientos de aterectomía que se
usan para retirar físicamente las obstrucciones en los vasos
mediante un bisturí o un láser. La infusión del medio directamente
en el vaso obstruido durante los procedimientos trombolíticos
enzimáticos podría realizarse para proporcionar oxigenación distal
a la obstrucciones mientras se lisa. Actualmente se usa
Fluosol-DA durante algunos procedimientos de
angioplastia; el medio IHC (o IHC/FC o Albúmina/FC) de la presente
invención sustituiría a Fluosol-DA.
Se lavó un recipiente de reacción de vidrio de 20
ml, con brazo y manguito de titanio con alcohol y solución salina
estéril antes de la síntesis al igual que todo el equipo usado. En
una reacción típica, 3,5 ml de albúmina de suero humana al 5% p/v
USP (Alpha Therapeutics Corporation) se añadió a un recipiente de
reacción que se unió al brazo ultrasónico (Heat Systems XL2020, 20
KHz, 400 W potencia máxima). Después, el brazo y el recipiente se
sumergieron en un baño de control de temperatura fijado a 22ºC. Las
reacciones ensayadas a 22ºC parecían ser óptimas, sin embargo, el
producto puede sintetizarse en un amplio intervalo de temperaturas
(0 a 40ºC). El control de temperatura es crítico para obtener altos
rendimientos de material y la temperatura óptima depende de la
configuración experimental específica.
Después, se añadieron seis mililitros de
dodecafluorononano (C_{9}F_{20}) y la fuente ultrasónica se
encendió con un nivel de potencia de 7. La cantidad de
fluorocarbono añadida puede variar de menos de un ml hasta
aproximadamente 13 ml con buenos rendimientos de recubrimientos
poliméricos de proteína. La reacción se completa en aproximadamente
30 segundos. Los rendimientos con tiempos de reacción más cortos y
más largos parecen ser menores. La suspensión homogénea producida
contiene el dodecafluorononano encapsulado en recubrimientos
poliméricos de proteína y es aproximadamente 60% de perfluorononano
en volumen. La suspensión acuosa puede almacenarse en un recipiente
estéril a 4ºC.
Una reacción típica produce una solución que
contiene aproximadamente 1 X 10^{9} recubrimientos por ml con un
diámetro medio de 2 micrómetros con una desviación estándar de 1
micrómetro. Este procedimiento sintético produce altas
concentraciones de biomaterial con tamaño de micrómetros con
distribuciones de tamaño estrechas.
La albúmina de suero humana al 5% p/v USP (3,5
ml) y fluoroamina (6 ml) se añadieron a un recipiente de reacción de
vidrio y se irradiaron con ultrasonidos de alta intensidad. Las
condiciones de reacción fueron un nivel de potencia 7, una
temperatura del baño de 22ºC y un tiempo de reacción de
aproximadamente 30 segundos. Una vez más, se sintetiza una alta
concentración de perfluorotripropilamina
[C_{3}F_{7})_{3}N] y perfluorotributilamina
[(C_{4}F_{9})_{3}N]
encapsuladas en recubrimientos poliméricos de proteína (1X10^{9} recubrimientos/ml) con un diámetro medio de 2 micrómetros.
encapsuladas en recubrimientos poliméricos de proteína (1X10^{9} recubrimientos/ml) con un diámetro medio de 2 micrómetros.
La albúmina de suero humana al 5% p/v USP (3,5
ml) y perfluorodecalina (C_{10}F_{18}, 6 ml) se añadieron a un
recipiente de reacción de vidrio y se irradiaron con ultrasonidos
de alta intensidad. Las condiciones de reacción fueron un nivel de
potencia 7, una temperatura del baño de 22ºC y un tiempo de
reacción de aproximadamente 30 segundos. Se sintetizó una alta
concentración de perfluorodecalina contenida dentro de un
recubrimiento polimérico. Además, como la perfluordecalina y
perfluorotriporpilamina son los constituyentes principales del
fluorocarbono aprobado por la FDA, Fluosol DA, el uso medicinal de
estos compuestos en la obtención de imágenes médicas debería ser
aceptado fácilmente por las autoridades reguladoras.
La albúmina de suero humana al 5% p/v USP (3,5
ml) y éter corona de flúor (C_{10}F_{20}O_{5}; 6 ml) se
añadieron a un recipiente de reacción de vidrio y se irradiaron con
ultrasonidos de alta intensidad. Las condiciones de reacción fueron
nivel de potencia 7, temperatura de baño de 22ºC y tiempo de
reacción de aproximadamente 30 segundos. Al igual que antes, se
sintetizó una alta concentración de éter corona de flúor contenido
dentro de un recubrimiento polimérico con distribuciones de tamaño
estrechas. De hecho, este procedimiento experimental para sintetizar
recubrimientos poliméricos rellenos de fluorocarbono fue el típico
para todos los fluorocarbonos investigados.
La albúmina de suero humana al 5% p/v USP (3,5
ml) y éter de C_{10}F_{18}H_{2} (6 ml) se añadieron a un
recipiente de reacción de vidrio y se irradiaron con ultrasonidos
de alta intensidad. Las condiciones de reacción que comprenden un
nivel de potencia 7, una temperatura del baño de 22ºC y un tiempo
de reacción de aproximadamente 30 segundos se emplean típicamente.
Con este procedimiento, se podrían sintetizar recubrimientos
poliméricos de proteína con una alta concentración de
fluoro-t-butilbuteno encapsulada dentro de la misma.
Se inyectó a cinco ratas 5 ml de una suspensión
al 20% v/v de fluorocarbono (perfluorononano contenido en un
recubrimiento polimérico de proteína HSA) durante 10 minutos a
través de una vena yugular cateterizada. Los fluorocarbonos, en
general, son no tóxicos debido a los fuertes enlaces
flúor-carbono; de hecho, los fluorocarbonos se han
usado satisfactoriamente como sustitutos artificiales de sangre
aprobados por la FDA (Fluosol DA). Las ratas se recogieron en
momentos específicos y se les realizó una autopsia. Además de
observar la salud general de la rata, se observó detenidamente el
hígado, bazo, pulmón y riñones. Las ratas examinadas a las 0,5, 2, 8
y 24 horas estaban sanas y no tenían tejidos u órganos inflamados.
La quinta rata todavía está viva y sana después de 90 días. Como
comparación, esta dosis de aceite de soja aprobado por la FDA en una
rata es la cantidad LD_{50}, sugiriendo además que los
fluorocarbonos son inocuos y seguros.
Los espectros RMN de los fluorocarbonos
contenidos dentro de un recubrimiento polimérico y de los
fluorocarbonos puros se obtuvieron en un instrumento de RMN Bruker
500 MHz. El instrumento se ajustó para ^{19}F a su frecuencia de
resonancia de 470,56 MHz. Se uso un disolvente de deuterio para el
bloqueo y todos se espectros se referenciaron externamente a Freon
(CCl_{3}F) a 0 ppm. El perfluorononano y CDCl_{3} se
introdujeron en un tubo RMN de 5 mm. El espctro del perfluorononano
puro se obtuvo con dos conjuntos de picos agudos, uno en -87 ppm y
el segundo conjunto de picos en -127, -128 y -133 ppm.
Una suspensión de perfluorononano encapsulado
dentro de recubrimientos poliméricos de proteína HSA se resuspendió
en D_{2}O y se obtuvo un espectro RMN similar. Se obtuvieron
señales fuertes de la suspensión de fluorocarbono al 20% v/v con
picos o resonancias en -81, -121, -122 y -126 ppm. El encapsulado
del fluorocarbono en el recubrimiento polimérico durante la
irradiación ultrasónica no tuvo como resultado cambios químicos o
estructurales en el perfluorononano. Por ejemplo, con
C_{9}F_{20}se observaron dos resonancias distintas: una que
correspondía al CF_{3} a aproximadamente -80 ppm y el segundo
conjunto de resonancias a aproximadamente -125 ppm, que correspondía
al grupo CF_{2}.
Los espectros RMN a temperatura variable de los
fluorocarbonos se obtuvieron en un instrumento de RMN Bruker 500
MHz. El instrumento se ajustó para ^{19}F a su frecuencia de
resonancia de 470,56 MHz. Se usó un disolvente de deuterio
(d_{6}-dimetilsulfóxido
[d_{6}-DMSO]) para el bloqueo y todos se
espectros se referenciaron externamente a Freon (CCl_{3}F) a 0
ppm. El perfluorododecano, que tiene un punto de fusión de 77ºC y
el d_{6}-DMSO se introdujeron en un tubo RMN de 5
mm a temperatura ambiente. El espectro del flúor se recogió a
distintas temperaturas y se midieron la amplitud de las líneas. Los
datos de amplitud de las líneas a -81 ppm, en función de la
temperatura, se muestran a continuación:
Amplitud de línea a -81 ppm (Hz) | Temperatura (ºC) | |
51,1 | 102 | |
57,0 | 82 | |
64,65 | 60 |
El espectro amplio a menores temperaturas empieza
a hacerse más estrecho al aumentar la temperatura, como resultado de
la transición de fase de sólido a líquido que experimenta el
perfluorododecano. El cambio es agudo y brusco con la temperatura,
como se espera para un material puro.
Para ampliar y reducir la temperatura de fusión,
se añadió pentano (aproximadamente 2% v/v) al perfluorododecano.
Como se ha visto anteriormente, el espectro amplio a temperaturas
bajas se hace más estrecho al realizarse la transición de fase
sólida a líquida del perfluorododecano. A continuación se muestran
los datos de amplitud de línea como función de la temperatura para
la mezcla perfluorododecano/pentano:
Amplitud de Línea (Hz) | |||
-82 ppm | -123,3 ppm | Temperatura (ºC) | |
21,26 | 87,17 | 77 | |
165,89 | 280,50 | 67 | |
216,6 | 341,2 | 57 | |
290,77 | 436,15 | 47 | |
578,27 | 451,33 | 37 | |
577,62 | 525,11 | 27 |
La mezcla de perfluorododecano/pentano resultante
tiene un menor punto de fusión que se ha ampliado tal y como se
esperaba. Con este sistema, pueden realizarse mediciones de
temperatura en el intervalo de 27ºC a 77ºC. De esta forma, dada una
amplitud de línea, es posible determinar la temperatura local.
Un ejemplo de uso de esta técnica para determinar
temperaturas localizadas in vivo implica la inyección de
recubrimientos de proteínas que contienen mezclas de fluorocarbonos
(por ejemplo, tales como las descritas anteriormente) con
transiciones de fusión amplias (que pueden obtenerse empíricamente).
Tal formulación se situará dentro del hígado o bazo y, además de
servir como agente de contraste para MRI ^{19}F, puede utilizarse
simultáneamente para determinar temperaturas localmente variantes
dentro del órgano (permitiendo la elucidación de la patología de
anormalidades significativas dentro de los tejidos).
En este estudio de figurines se usaron dos tipos
de fluorocarbonos contenidos en recubrimientos poliméricos. La
perfluorononano y perfluorotributil amina contenidas en los
recubrimientos poliméricos de proteína HSA se sintetizaron como se
ha descrito en los Ejemplos 33 y 34. La suspensión sintetizada que
era 60% de fluorocarbono en volumen se diluyó con solución salina y
se introdujeron 2 mililitros en tubos de poliestireno. Después, los
tubos de poliestireno se introdujeron en un instrumento de MRI
Siemens 2T disponible en el mercado (bobina 10 cm ^{19}F)
funcionando a 1,5 tesla. La imágenes por resonancia magnética
^{19}F se tomaron durante un periodo de 5 minutos con un tiempo
de eco (TE) de 10 milisegundos y un tiempo de repetición (TR) de
300 segundos (matriz 256 x 256).
Perfluorononano contenido en los
recubrimientos
poliméricos
Dilución | [conc], M | Claridad de Imagen |
1 | 1,8 | excelente |
1/2 | 0,9 | excelente |
1/4 | 0,45 | buena |
1/10 | 0,18 | buena |
1/50 | 0,09 | buena |
1/100 | 0,02 | insignificante |
Se observaron buenas imágenes de los figurines
incluso a bajas concentraciones de perfluorononano encapsulado en
recubrimientos poliméricos. Se observaron datos muy similares con
los recubrimientos poliméricos que contenían perfluorotributilamina.
Solo a alta dilución (1/100; 0,02 M) la imagen era de mala calidad
y resolución.
Se inyectó a ratas de 300 gramos con 2 ml de
perfluorononano al 20% v/v contenido dentro de una suspensión de
recubrimiento poliméricos de proteína HSA. A las 2 horas y 5 días,
se sacrificó una rata y se retiraron el hígado, bazo, riñones y
pulmones. Después, todo el hígado, por ejemplo, se introdujo en un
instrumento de MRI a 4 tesla funcionando con una bobina de 10 cm
^{19}F. Las imágenes de resonancia magnética ^{19}F del hígado,
bazo y riñón se obtuvieron usando una secuencia con peso T_{1}
con un TR=1 segundo, TE = 20 milisegundos y una matriz de datos de
256x128 (es decir, 128 etapas de codificación de fase, 16 medias de
señal).
Las imágenes MRI ^{19}F del hígado mostraron
regiones de distinta intensidad en correlación con los distintos
grados de absorción en el hígado de los recubrimientos poliméricos.
Por ejemplo, se observaba una región oscura correspondiente a la
vena portal donde no se esperaría la presencia de recubrimientos
poliméricos que contienen perfluorononano ya que la mayor parte de
los recubrimientos se concentran intracelularmente dentro del RES
del hígado.
La intensidad media de la imagen de barrido del
hígado dos horas después de la inyección fue aproximadamente un
20-30% mayor que la del barrido registrado 5 días
después de la inyección, indicando una disipación parcial del
perfluorononano, posiblemente debido a la ruptura de los
recubrimientos poliméricos. En general, se obtuvieron imágenes de
excelente calidad que mostraban la morfología del hígado,
demostrando el potencial de esta técnica en el diagnóstico y
localización de patologías anormales en el hígado.
Una rata de 150 gramos se inyectó durante 10
minutos con 2 ml de perfluorononano al 20% v/v (C_{9}F_{20})
contenido dentro de una suspensión de recubrimiento poliméricos de
proteína HSA. Toda la rata se introdujo en un instrumento de MRI a 4
tesla funcionando con una bobina de 10 cm ^{19}F. La rata se
anestesió con ketamina antes de obtener las imágenes. Se obtuvieron
imágenes de resonancia magnética ^{19}F de toda la rata, así como
de órganos individuales tales como hígado, bazo y riñón usando una
secuencia con peso T_{1} con un TR=1 segundo, TE = 20
milisegundos y una matriz de datos de 256x128 (es decir, 128 etapas
de codificación de fase, 16 medias de señal).
Se obtuvieron imágenes de las ratas 15 minutos, 2
horas y 24 horas después de la inyección de recubrimientos
poliméricos de proteína HSA que contenían perfluorononano. En
general, se obtuvieron imágenes de excelente calidad que mostraban
la morfología del hígado y bazo, demostrando el potencial de esta
técnica en el diagnóstico y localización de patologías anormales en
órganos que contienen RES del hígado.
Se inyecta a una rata de 300 gramos 5 ml de
perfluorododecano al 20% v/v/pentano al 2% (o ácido
perfluorononadecanoico y colesterol al 1%) contenido dentro de
recubrimientos poliméricos de HSA durante 10 minutos. Después, la
rata se introduce en una bobina de 15 cm (un imán MRI Siemens 1,5
tesla). Se uso un TE de 10 milisegundos y TR de 300 segundos para
recoger las imágenes (matriz 256 x 256). La rata se anestesia con
ketamina antes de recoger los datos. Se toman imágenes del hígado y
bazo durante un periodo de 15 minutos, con un espesor de sección de
5 milímetros. Los datos se recogen a temperatura ambiente y a
aproximadamente 37ºC envolviendo la rata en una manta
calefactora.
Se inyecta a una rata de 300 gramos 5 ml de
perfluorononano al 20% v/v contenido dentro de recubrimientos
poliméricos durante 10 minutos. Después, la rata se introduce en una
bobina de 15 cm (un imán MRI Siemens 1,5 tesla). Se uso un TE de 70
milisegundos y TR de 3 segundos para recoger las imágenes (matriz
256 x 256). La rata se introduce en un arnés de inmovilización antes
de recoger los datos. En primer lugar, la rata se introduce en una
cámara de oxígeno para aumentar el metabolismo de oxígeno y se
recogen la amplitud de líneas e imágenes. Después, se le inyecta
ketamina a la rata para reducir el consumo de oxígeno y se toma
otra vez la amplitud de líneas y la intensidad de la imagen. Se
observa el cambio en la amplitud de línea e intensidad de imagen
correspondiente a la cantidad de oxígeno disuelto en la rata. La
mayor amplitud de línea se observa con mayores concentraciones de
oxígeno. Se toman imágenes del hígado y bazo durante un periodo de
15 minutos, con un espesor de sección de 5 milímetros. Se recogen
dos conjuntos de datos, uno a temperatura ambiente y otro a 37ºC,
envolviendo la rata anestesiada en una manta calefactora.
Se trituraron cristales de paclitaxel (Sigma
Chemical) en un molino de bola hasta que se obtuvieron partículas
de taxol sólido con un tamaño menor de 10 micrómetros. El tamaño de
las partículas se determinó suspendiendo las partículas en solución
salina isotónica y contando con la ayuda de un aparato de recuento
de partículas (Elzone, Particle Data). La trituración continuó hasta
que el 100% de las partículas tenía un tamaño menor de 5
micrómetros. El tamaño de partícula preferido para la
administración intravenosa es menor de 5 micrómetros y más
preferiblemente menor de 1 micrómetro.
Como alternativa, las partículas de paclitaxel se
obtuvieron sonicando una suspensión de paclitaxel en agua hasta que
todas las partículas tenían un tamaño por debajo de los 10
micrómetros.
Las partículas de paclitaxel menores de 10
micrómetros también se pueden obtener precipitando el paclitaxel de
una solución de paclitaxel en etanol añadiendo agua hasta que se
obtiene una suspensión turbia. Opcionalmente, la solución de
paclitaxel puede sonicarse durante la adición de agua hasta que se
obtiene una suspensión turbia. Después, la suspensión resultante se
filtra y se seca para obtener partículas de paclitaxel puro en el
intervalo de tamaño deseado.
Las partículas finas de paclitaxel se prepararon
secando con nebulizador una solución de paclitaxel en un material
orgánico volátil tal como etanol. La solución se pasó a través de
una boquilla ultrasónica que formó gránulos de etanol que contenían
paclitaxel. Al evaporarse el etanol en el secado con nebulizador, se
obtuvieron partículas finas de paclitaxel. El tamaño de partícula
puede variarse cambiando la concentración de paclitaxel en etanol,
ajustando el caudal del líquido a través de la boquilla y la
potencia de sonicación.
Claims (31)
1. Una composición para la administración in
vivo de un compuesto biológico,
donde dicho compuesto biológico se selecciona
entre:
un sólido disperso en un agente de dispersión
biocompatible no acuoso, contenido sustancialmente completamente
dentro de un recubrimiento polimérico,
un líquido disperso en un agente de dispersión
biocompatible no acuoso, contenido sustancialmente completamente
dentro de un recubrimiento polimérico,
o combinaciones de los dos,
donde la mayor dimensión transversal de dicho
recubrimiento no es mayor de 10 micrómetros,
donde dicho recubrimiento polimérico comprende un
material biocompatible que está sustancialmente reticulado por medio
de enlaces disulfuro, y
donde dicho recubrimiento polimérico está
opcionalmente modificado con un agente adecuado, donde dicho agente
está asociado a dicho recubrimiento polimérico mediante un enlace
covalente opcional.
2. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 1 en la que dicho compuesto biológico se selecciona
entre un agente farmacéuticamente activo, un agente de diagnóstico o
un agente de valor nutricional.
3. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 2 en la que dicho agente farmacéuticamente activo se
selecciona entre agentes analgésicos, agentes anestésicos, agentes
anti-asmáticos, antibióticos, agentes
anti-depresivos, agentes
anti-diabéticos, agentes
anti-fúngicos, agentes
anti-hipertensores, agentes
anti-inflamatorios, agentes
anti-neoplásicos, agentes ansiolíticos, agentes
enzimáticamente activos, construcciones de ácido nucleico, agentes
inmunoestimuladores, agentes inmunosupresores o vacunas.
4. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 3 en la que dichos agentes
anti-neoplásicos son paclitaxel, análogos de
paclitaxel, taxanos o taxotere.
5. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 3 en la que dicho agente farmacéuticamente activo es
una construcción de ácido nucleico.
6. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 2 en la que dicho agente de diagnóstico se selecciona
entre agentes de contraste de ultrasonidos, agentes de
radiocontraste o agentes de contraste magnético.
7. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 6 en la que dicho agente de contraste magnético es un
agente para la obtención de imágenes por resonancia magnética que
contiene flúor.
8. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 7 en la que dicho agente para la obtención de
imágenes por resonancia magnética que contiene flúor se selecciona
entre:
- (a)
- C_{x}F_{2x+y-z}A_{z}, en la que
- x = 1 -30,
- y = 2; ó 0 ó -2, cuando x \geq 2; o -4 cuando x \geq 4,
- z = cualquier número entero de 0 hasta (2x+y-1),
- y
- A se selecciona entre H, halógenos distintos de F, -CN, -OR, donde R es H, alquilo, fluoroalquilo, alquenilo, fluoroalquenilo, alquinilo, fluoroalquinilo, arilo, fluoroarilo, alcanoílo, fluoroalcanoílo, alquenoílo, fluoroalquenoílo, alquinoílo, fluoroalquinoílo,
- (b)
- [C_{x}F_{2x+y'-z}A_{z}]_{a}JR_{b-a}, en la que:
- x, z, A y R son como se han definido anteriormente,
- y' = +1; ó -1 ó -3, cuando x \geq 2; o -5 cuando x \geq 4,
- J = O, S, N, P, Al o Si,
- a = 1, 2, 3 ó 4, y
- b = 2 para una J divalente, o
- 3 para una J trivalente,
- 4 para una J tetravalente,
- (c)
- A'-[(CF_{2})_{x}-O]_{c}-A'', en la que
- x es como se ha definido anteriormente
- A' se selecciona entre H, halógenos, -CN, -OR, donde R es H, alquilo, fluoroalquilo, alquenilo, fluoroalquenilo, alquinilo, fluoroalquinilo, arilo, fluoroarilo, alcanoílo, fluoroalcanoílo, alquenoílo, fluoroalquenoílo, alquinoílo, fluoroalquinoílo,
- A'' se selecciona entre H o R, donde R es como se ha definido anteriormente,
- c = 1 - 300, o
- (d)
- en la que:
- x es como se ha definido anteriormente, y
- c' = 2 - 20,
así como mezclas de cualquiera dos o más de las
mismas.
9. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 7 en la que dicho agente de diagnóstico puede
experimentar un cambio en la velocidad de relajación debido a
cambios en la concentración local de oxígeno.
10. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 7 en la que dicho agente de diagnóstico puede
experimentar una transición de fase sólida a líquida en el intervalo
de temperatura de aproximadamente 22 hasta 55ºC.
11. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 2 en la que dicho agente de valor nutricional se
selecciona entre aminoácidos, azúcares, proteínas, carbohidratos,
vitaminas liposolubles, lípidos o combinaciones de dos o más de los
mismos.
12. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 2 en la que dicho agente farmacológicamente activo
dentro de dicho recubrimiento se disuelve o suspende en un agente de
dispersión biocompatible.
13. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 12 en la que dicho agente de dispersión biocompatible
se selecciona entre aceite de soja, aceite mineral, aceite de maíz,
aceite de colza, aceite de coco, aceite de oliva, aceite de
cartamo, aceite de semilla de algodón, hidrocarburos alifáticos,
cicloalfifáticos o aromáticos que tienen 4-30 átomos
de carbono, alcoholes alifáticos o aromáticos que tienen
1-30 átomos de carbono, ésteres alifáticos o
aromáticos que tienen 2-30 átomos de carbono,
alquilo, arilo o ésteres cíclicos que tienen 2-30
átomos de carbono, haluros de arilo o alquilo que tienen
1-30 átomos de carbono, cetonas que tienen
3-30 átomos de carbono, polialquilenglicoles o
combinaciones de dos o mas de los mismos.
14. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 2 en la que dicho agente farmacológicamente activo
está contenido dentro de dicho recubrimiento puro.
15. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 1 en la que dicho polímero reticulado es un polímero
de origen natural, un polímero sintético o una combinación de los
mismos,
\newpage
donde dicho polímero, antes de la reticulación,
tiene unidos covalentemente a sí mismo grupos sulfhidrilo o enlaces
disulfuro.
16. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 15 en la que dicho polímero de origen natural se
selecciona entre proteínas que contienen grupos sulfhidrilo y/o
grupos disulfuro, polipéptidos que contienen grupos sulfhidrilo y/o
grupos disulfuro, lípidos que contienen grupos sulfhidrilo y/o
grupos disulfuro, ácidos polinucleicos que contienen grupos
sulfhidrilo y/o grupos disulfuro o polisacáridos que contienen
grupos sulfhidrilo y/o grupos disulfuro.
17. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 16 en la que dicha proteína se selecciona entre
hemoglobina, mioglobina, albúmina, insulina, lisozima,
inmunoglobulinas,
\alpha-2-macroglobulina,
fibronectina, vitronectina, fibrinógeno y similares o combinaciones
de cualquiera dos o más de las mismas.
18. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 17 en la que dicha proteína es albúmina.
19. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 17 en la que dicha proteína es hemoglobina.
20. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 17 en la que dicha proteína es una combinación de
albúmina y hemoglobina.
21. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 16 en la que dichos polisacáridos se seleccionan
entre alginato, alginatos de alto contenido M, ácido
polimanurónico, polimanuronatos, ácido hialurónico, hialuronato,
heparina, dextrano, quitosano, quitina, celulosa, almidón,
glicógeno, goma guar, goma de algarrobilla, dextrano, levano,
inulina, ciclodextrano, agarosa, goma xantana, carrageno, heparina,
pectina, goma gelano, escleroglucano o combinaciones de dos o mas de
los mismos.
22. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 15 en la que dicho polímero sintético se selecciona
entre poliaminoácidos sintéticos que contienen restos cisteína y/o
grupos disulfuro, polipéptidos sintéticos que contienen grupos
sulfhidrilo y/o grupos disulfuro, alcohol de polivinilo modificado
para contener grupos sulfhidrilo y/o grupos disulfuro libres,
polihidroxietil metacrilato modificado para contener grupos
sulfhidrilo y/o grupos disulfuro libres, ácido poliacrílico
modificado para contener grupos sulfhidrilo y/o grupos disulfuro
libres, polietiloxazolina modificada para contener grupos
sulfhidrilo y/o grupos disulfuro libres, poliacrilamida modificada
para contener grupos sulfhidrilo y/o grupos disulfuro libres,
polivinil pirrolidona modificada para contener grupos sulfhidrilo
y/o grupos disulfuro libres, polialquilen glicoles modificados para
contener grupos sulfhidrilo y/o grupos disulfuro libres así como
mezclas de dos o más de los mismos.
23. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 1 en la que los enlaces disulfuro del polímero
reticulado se forman por irradiación ultrasónica.
24. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 1 en la que dicho recubrimiento polimérico que
contiene un compuesto biológico se suspende en un medio
biocompatible, donde dicho medio biocompatible se selecciona entre
agua, medio acuoso tamponado, solución salina, solución salina
tamponada, soluciones de aminoácidos, soluciones de proteínas,
soluciones de azúcares, soluciones de vitaminas, soluciones de
carbohidratos, soluciones de polímeros sintéticos, emulsiones que
contienen lípidos o combinaciones de dos o más de los mismos.
25. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 1 en la que dicho recubrimiento polimérico está
modificado con un agente adecuado, donde dicho agente adecuado se
selecciona entre un polímero sintético, un fosfolípido, una
proteína, un polisacárido, un agente tensioactivo, un agente de
modificación química o combinaciones de los mismos, donde dicho
agente se asocia con dicho recubrimiento polimérico por medio de un
enlace covalente opcional.
26. Un método para la preparación de un compuesto
biológico para administración in vivo, comprendiendo dicho
método someter a un medio acuoso que contiene material biocompatible
que puede reticularse con enlaces disulfuro y un compuesto biológico
a condiciones de ultrasonidos de alta intensidad durante un tiempo
suficiente para reticular dicho material biocompatible con enlaces
disulfuro;
donde dicho compuesto biológico está contenido
sustancialmente completamente dentro de un recubrimiento
polimérico,
donde la mayor dimensión transversal de dicho
recubrimiento no es mayor de 10 micrómetros, y
donde el compuesto biológico es un sólido o
líquido disperso en un agente de dispersión biocompatible no
acuoso.
27. El uso de una composición de acuerdo con la
reivindicación 1 para la fabricación de un medicamento para la
administración de compuestos biológicos a un sujeto, comprendiendo
dicho medicamento una cantidad eficaz de dicha composición.
28. El uso de una composición de acuerdo con la
reivindicación 25 para la fabricación de un medicamento para la
administración de compuestos biológicos a un sujeto, comprendiendo
el medicamento una cantidad eficaz de dicha composición.
29. El uso de una composición de acuerdo con la
reivindicación 8 para la fabricación de un medicamento para la
obtención de imágenes de resonancia magnética in vivo.
30. Una composición para la administración in
vivo de paclitaxel en la que un derivado insoluble en agua de
paclitaxel se suspende en un líquido biocompatible y en la que la
suspensión resultante contiene partículas de paclitaxel con una
dimensión transversal no mayor de 10 micrómetros.
31. Una composición de acuerdo con la
reivindicación 30 en la que el paclitaxel y un medio adecuado se
someten a condiciones de irradiación ultrasónica o triturado
durante un tiempo suficiente para producir partículas con una
dimensión transversal máxima no mayor de 10 micrómetros.
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