ES2248847T3 - Composiciones y metodos para tratar o prevenir enfermedades de las vias de conduccion del cuerpo. - Google Patents
Composiciones y metodos para tratar o prevenir enfermedades de las vias de conduccion del cuerpo.Info
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Abstract
LA PRESENTE INVENCION PROPORCIONA PROCEDIMIENTOS PARA TRATAR O PREVENIR ENFERMEDADES ASOCIADAS A PASOS DEL CUERPO, QUE COMPRENDEN LA ETAPA DE ADMINISTRAR UN AGENTE TERAPEUTICO A UNA PORCION EXTERIOR DEL PASO DEL CUERPO. ENTRE EJEMPLOS REPRESENTATIVOS DE AGENTES TERAPEUTICOS SE INCLUYEN FACTORES ANTI - ANGIOGENICOS, AGENTES ANTI - PROLIFERATIVOS, AGENTES ANTI - INFLAMATORIOS Y ANTIBIOTICOS.
Description
Composiciones y métodos para tratar o prevenir
enfermedades de las vías de conducción del cuerpo.
La presente invención se refiere generalmente a
composiciones y métodos para tratar o prevenir enfermedades de las
vías de conducción del cuerpo, y más específicamente, a
composiciones que comprenden agentes terapéuticos que se pueden
suministrar a las paredes exteriores de vías de conducción del
cuerpo.
Existen muchas vías de conducción dentro del
cuerpo que permiten el flujo de materiales esenciales. Éstas
incluyen, por ejemplo, arterias y venas, el esófago, estómago,
intestino delgado y grueso, tracto biliar, uréter, vejiga, uretra,
vías nasales, tráquea y otras vías de conducción, y el tracto
reproductor masculino y femenino. Lesiones, diversos procesos
quirúrgicos, o enfermedad pueden dar lugar a estrechamiento,
debilitamiento y/o obstrucción de tales vías de conducción del
cuerpo, que dan lugar a serias complicaciones y/o incluso la
muerte.
Por ejemplo, muchos tipos de tumores (tanto
benignos como malignos) pueden dar lugar a daños en la pared de una
vía de conducción del cuerpo o a la obstrucción del lumen,
disminuyendo o impidiendo por ello el flujo de materiales a través
de la conducción. Sólo en 1996, se ha estimado que más de 11.200
muertes tendrán lugar en Estados Unidos debidas a cáncer de esófago,
más de 51.000 muertes debidas a cáncer de intestino delgado y grueso
y aproximadamente 17.000 muertes debidas a cáncer del recto. La
obstrucción en las vías de conducción del cuerpo que son afectadas
por cáncer no es solamente en sí misma amenazadora de muerte,
también limita la calidad de vida del paciente.
El tratamiento principal para la mayoría de
tumores que causan obstrucción neoplástica es la extirpación
quirúrgica y/o quimioterapia, radioterapia o terapia con láser.
Desafortunadamente, en el tiempo en que un tumor causa una
obstrucción en una vía de conducción del cuerpo es, con frecuencia,
inoperable y generalmente no responderá a terapias tradicionales. Un
enfoque para este problema ha sido la inserción de lo que en inglés
se denomina "stents", en lo sucesivo traducido por "tubos de
malla metálica" endoluminales. En resumen, los tubos de malla
metálica son dispositivos colocados en el lumen de una vía de
conducción del cuerpo que ha sido bloqueada por un tumor u otros
tejidos/sustancias. Ejemplos representativos de tubos de malla
metálica corrientemente desplegados incluyen el Wallstent, tubo de
malla metálica de Stecker, tubo de malla metálica de Gianturco y
tubo de malla metálica de Palmaz (véanse, por ejemplo, las Patentes
de EE.UU. Nos. 5.102.417, 5.195.984, 5.176.626, 5,147.370,
5.141.516, 4.776.337). Un inconveniente importante, sin embargo,
para el uso de tubos de malla metálica en obstrucción neoplástica es
que el tumor es capaz, con frecuencia, de crecer en el lumen a
través de los intersticios del tubo de malla metálica. Además, la
presencia de un tubo de malla metálica en el lumen puede inducir el
crecimiento hacia adentro de tejido reactivo o inflamatorio (por
ejemplo, vasos sanguíneos, fibroblastos, y glóbulos blancos) sobre
la superficie del tubo de malla metálica. Si este crecimiento hacia
adentro (compuesto de células tumorales y/o células inflamatorias)
alcanza la superficie interna del tubo de malla metálica y
compromete al lumen, el resultado es un re-bloqueo
de la vía de conducción del cuerpo que la inserción del tubo de
malla metálica pretendía corregir.
Otras enfermedades, que aunque no neoplásticas,
sin embargo suponen proliferación, pueden asimismo obstruir las vías
de conducción del cuerpo. Por ejemplo, el estrechamiento de la
uretra prostática debido a hiperplasia prostática benigna es un
serio problema que afecta al 60% de todos los hombres de más de 65
años de edad y al 100% de los hombres con más de 80 años de edad.
Los tratamientos farmacológicos actuales, tales como inhibidores de
5-alfa-reductasa (por ejemplo,
Finasteride) o bloqueadores alfa-adrenérgicos (por
ejemplo, Terazozan) generalmente sólo son eficaces en una población
limitada de pacientes.
Por tanto, de los procedimientos quirúrgicos que
se pueden realizar [por ejemplo, resección
trans-uretral de la próstata (TURPs), prostatectomía
abierta o procedimientos endo-urológicos tales como
prostatectomía de láser, uso de microondas, hipotermia, criocirugía
o uso de tubos de malla metálica), típicamente dan lugar a numerosas
complicaciones tales como sangría, infección, incontinencia,
impotencia y enfermedad recurrente.
Además de enfermedades neoplásticas o
proliferantes, otras enfermedades tales como enfermedad vascular
pueden resultar en el estrechamiento, debilitamiento y/o obstrucción
de las vías de conducción del cuerpo. De acuerdo con estimaciones de
1993 (fuente - Hoja interna de U.S. Heart and Stroke Foundation) por
encima de 60 millones de americanos tienen una o más formas de
enfermedad cardiovascular. Estas enfermedades reclamaron 954.138
vidas en el mismo año (41% de todas las muertes en los EE.UU.).
La angioplastia con globo (con o sin tubo de
malla metálica) es uno de los tratamientos más usados para
enfermedad vascular; también están disponibles otras opciones tales
como angioplastia con láser. Aunque éste es el tratamiento de
elección en muchos casos de estrechamiento severo de la vasculatura,
aproximadamente un tercio de pacientes que experimentan angioplastia
con globo (fuente: hoja interna de Heart and Stroke Foundation) han
renovado el estrechamiento de las arterias tratadas (reestenosis)
dentro de los 6 meses del procedimiento inicial; a veces
suficientemente grave como para necesitar posteriores
intervenciones.
Tales enfermedades vasculares (que incluyen, por
ejemplo reestenosis) se deben, al menos en parte, al engrosamiento
íntimo resultante de la migración de células vasculares de músculos
lisos (denominadas en lo sucesivo VSMC), proliferación de VSMC, y
deposición extra-celular de matriz. Brevemente, el
endotelio vascular actúa como una superficie no trombogénica sobre
la cual, la sangre puede fluir suavemente y como una barrera que
separa los componentes de la sangre de los tejidos que comprenden la
pared de los vasos. Células epiteliales también desprenden sulfato
de heparina, prostaciclina, EDRF y otros factores que inhiben la
adhesión de plaquetas y leucocitos, contracción de VSMC, migración
de VSMC y proliferación de VSMC. Cualquier pérdida o daño al
endotelio, tal como ocurre durante angioplastia con globo,
aterectomía, o inserción de tubos de malla metálica, puede resultar
en adhesión de plaquetas, agregación de plaquetas y formación de
trombos. Plaquetas activadas pueden liberar sustancias que producen
vasoconstricción (serotonina y tromboxano) y/o promover la migración
y proliferación de VSMC (PDGF, factor epidérmico del crecimiento
derivado de plaquetas, TGF-\beta y heparinasa).
Factores del tejido desprendidos por las arterias estimulan la
formación de coágulos que resulta en una matriz de fibrina en la que
células de músculo liso pueden migrar y proliferar.
Esta cascada de acontecimientos conduce a la
transformación de células de músculos vasculares lisos de fenotipo
contráctil a uno secretorio. La lisis celular inducida por
angioplastia y la destrucción de matriz resulta en desprendimiento
local del factor de crecimiento de fibroblastos básicos (bFGF) que,
a su vez, estimula la proliferación de VSMC directamente e
indirectamente a través la inducción de producción de PDGF. Además
de PDGF y bFGF, la proliferación de VSMC es estimulada, también, por
EGF desprendido de plaquetas y factor-1 de
desarrollo de insulina.
Células de músculos lisos vasculares son,
también, inducidas a migrar a la túnica media y túnica íntima del
vaso. Esto es facilitado por desprendimiento y activación de
metaloproteasas de matriz que degradan un camino para las VSMC a
través de la matriz extra-celular y lámina elástica
interna de la pared del vaso. Después de migración y proliferación,
las células de músculos lisos vasculares depositan una matriz
extra-celular que consiste en glicosaminoglicanos,
elastina y colágeno que comprende la parte más extensa del
engrosamiento de la túnica íntima. Una porción importante del
proceso de reestenosis puede ser debida a la reconstrucción de la
pared muscular que conduce a cambios en el tamaño general de la
arteria; al menos algo de lo cual es secundario para la
proliferación dentro de la adventicia (además de la túnica media).
El resultado neto de estos procesos es una recidiva del
estrechamiento de la pared vascular que, con frecuencia, es
suficientemente severa para requerir una nueva intervención.
En resumen, virtualmente cualquier manipulación
enérgica en el lumen de un vaso sanguíneo dañará o desgastará su
revestimiento endotelial. Por tanto, opciones de tratamiento para
las propias enfermedades vasculares y para reestenosis después de
intervenciones terapéuticas continúan siendo problemas importantes
con respecto a resultados a largo plazo para tales condiciones.
Además de las obstrucciones neoplásticas y
enfermedad vascular existe también un número de enfermedades
inflamatorias crónicas y agudas que dan lugar a obstrucciones de las
vías de paso del cuerpo. Éstas incluyen, por ejemplo, vasculitis,
enfermedades del tracto intestinal (por ejemplo, enfermedad de
Crohn, colitis ulcerosa) y enfermedades del tracto respiratorio (por
ejemplo, asma, enfermedad pulmonar opilativa crónica).
Cada una de estas enfermedades se puede tratar,
con varios grados de éxito, con medicaciones tales como
anti-inflamatorios o inmunosupresores. Sin embargo,
los tratamientos corrientes, con frecuencia son ineficaces en
retardar la progresión de la enfermedad y pueden dar lugar a
toxicidad sistémica y efectos secundarios indeseables. También
pueden utilizarse procedimientos quirúrgicos en lugar de, o además
de tratamientos médicos. Tales procedimientos quirúrgicos, sin
embargo, tienen una alta proporción de recidiva local debida a la
formación de cicatrices y pueden, en ciertas
condiciones (por ejemplo, a través del uso de catéteres de globo) dar lugar a un crecimiento excesivo reactivo benigno.
condiciones (por ejemplo, a través del uso de catéteres de globo) dar lugar a un crecimiento excesivo reactivo benigno.
Otras enfermedades que pueden obstruir, también,
las vías de conducción del cuerpo incluyen enfermedades infecciosas.
Brevemente, existe un número de procesos infecciosos crónicos y
agudos que pueden dar lugar a la obstrucción de vías de conducción
del cuerpo que incluyen, por ejemplo, uretritis, prostatitis, y
otras enfermedades del tracto reproductor masculino, diversas
enfermedades del tracto reproductor femenino, cistitis y uretritis
(enfermedades del tracto urinario), bronquitis crónica, tuberculosis
y otras infecciones por micobacterias y otros problemas
respiratorios y ciertas enfermedades cardiovasculares.
Tales enfermedades se tratan actualmente con una
variedad de diferentes tratamientos terapéuticos y/o por
procedimientos quirúrgicos. Sin embargo, tal como se describe más
arriba, tales tratamientos terapéuticos tienen la dificultad de
toxicidad sistémica asociada, que puede dar lugar a efectos
secundarios indeseables. Además, tal como se describe más arriba,
procedimientos quirúrgicos pueden dar lugar a recidiva local debida
a la formación de cicatrices, y en ciertos procedimientos (por
ejemplo, inserción de tubos de malla metálica, disponibles
comercialmente), pueden dar lugar a un crecimiento excesivo reactivo
benigno.
Los tratamientos existentes para las enfermedades
y condiciones de más arriba en la mayor parte participan las mismas
limitaciones. El uso de agentes terapéuticos no han dado lugar a la
inversión de estas condiciones y cada vez que una intervención se
usa para tratar las condiciones, existe un peligro para el paciente
como resultado de la respuesta del cuerpo a la intervención. La
presente invención proporciona composiciones y métodos apropiados
para tratar las condiciones y enfermedades que se describen
generalmente más arriba. Estas composiciones y métodos se dirigen a
los problemas asociados con los procedimientos existentes, ofrecen
importantes ventajas si se comparan con los procedimientos
existentes y, además, proporcionan otras ventajas afines.
El documento WOA/9319739 se refiere a excipientes
polímeros para fármacos. El documento USA/3797485 se refiere a la
administración de fármacos a la sangre en circulación.
Reimer Riessen et al., J. Am. Coll. Vol
23, No. 5, 1994, 1234-1244 es una revisión de los
mecanismos de administración de fármacos.
El documento WOA/9503036 se refiere al uso de
paclitaxel para tratar reestenosis.
La presente invención se refiere al uso de
paclitaxel o uno de sus análogos o derivados, para la fabricación de
un medicamento para tratar o prevenir enfermedades de las vías de
conducción del cuerpo o enfermedades asociadas con la obstrucción o
estrechamiento de vías de conducción del cuerpo, en la que el
medicamento se ha de administrar a una porción de dicha vía de
conducción.
Realizaciones adicionales de la invención se
especifican en las reivindicaciones.
Los métodos para tratar o prevenir las
enfermedades de vías de conducción del cuerpo para los que la
invención es útil, comprenden la etapa de administrar a las células
del músculo liso de dichas vías de conducción del cuerpo, vía el
órgano adventicio, el agente terapéutico. Al administrar el
compuesto terapéutico localmente al sitio de la enfermedad, efectos
secundarios sistémicos e indeseables se pueden evitar y las dosis
totales se pueden reducir potencialmente. La administración por
cuadrantes o periféricamente alrededor de la vía de conducción
enferma evita también muchas de las desventajas de manipulación
endoluminal, que incluye daño al revestimiento epitelial del tejido.
Por ejemplo, el daño al endotelio puede dar lugar a trombosis,
cambios en las formas de flujo laminar y/o a una reacción extraña
del cuerpo a un dispositivo endoluminal, cualquiera de los cuales
puede iniciar la cascada de reestenosis. En el caso de enfermedad
prostática, evitar la instrumentación de la uretra puede reducir la
posibilidad de estrechuras y preservar la continencia y
potencia.
En ciertas realizaciones de la invención, los
agentes terapéuticos pueden comprender, también, un polímero tal
como, por ejemplo poli(etileno-acetato de
vinilo) (reticulado en un 40%), copolímeros de ácido láctico y ácido
glicólico, poli(caprolactona), poli(ácido láctico),
copolímeros de poli(ácido láctico) (PLA) y
poli(caprolactona), gelatina, ácido hialurónico, matrices de
colágeno y albumen. Otros excipientes (por ejemplo liposomas) pueden
utilizarse, asimismo, para contener y/o administrar uno o más
agentes terapéuticos.
Los agentes terapéuticos se pueden utilizar para
tratar o prevenir una amplia variedad de enfermedades, que incluyen
por ejemplo, enfermedades vasculares, obstrucciones neoplásticas,
enfermedades inflamatorias y enfermedades infecciosas. Vías de
conducción del cuerpo representativas que se pueden tratar incluyen,
por ejemplo, arterias, el esófago, el estómago, el duodeno, el
intestino delgado, el intestino grueso, tractos biliares, el uréter,
vejiga, la uretra, la próstata, conductos lagrimales, la tráquea,
bronquios, bronquiolos, vías nasales, trompas de Eustaquio, el canal
auditivo externo, útero y trompas de Falopio.
En una realización particularmente preferida de
la invención, el agente terapéutico se administra a una arteria por
inyección directa, vía una pared exterior de la arteria, en la parte
adventicia.
Con fines simplemente de información, ciertas
realizaciones para las que la invención es útil son métodos para
tratar enfermedades vasculares (por ejemplo, estenosis),
enfermedades gastrointestinales, enfermedades genitourinarias (por
ejemplo, hipertrofia prostática benigna o cáncer de próstata) y
enfermedades pulmonares (ejemplos específicos de cada una de las de
más arriba se describen más abajo con más detalle) administrando a
las vías de conducción del cuerpo afectadas por la enfermedad,
paclitaxel o sus análogos o derivados.
Estos y otros aspectos de la presente invención
quedarán evidentes por referencia a la siguiente descripción
detallada y a los dibujos anexos.
La figura 1 es una gráfica que representa el
efecto de opsonización de plasma de microesferas polímeras, sobre la
respuesta de quimiluminiscencia de neutrófilos [20 mg/mL de
microesferas en 0,5 mL de células (conc. 5 x 10^{6} células/mL) a
microesferas de PCL.
La figura 2 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir plasma \pm 2% de Pluronic
F127 sobre la respuesta de quimiluminiscencia de neutrófilos 5 x
10^{6} células/mL) a microesferas de PCL.
La figura 3 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir plasma \pm 2% de Pluronic
F127 sobre la respuesta de quimiluminiscencia de neutrófilos (5 x
10^{6} células/mL) a microesferas de PMMA.
La figura 4 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir plasma \pm2% de Pluronic
F127 sobre la respuesta de quimiluminiscencia de neutrófilos (5 x
10^{6} células/mL) a microesferas de PLA.
La figura 5 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir plasma \pm2% de Pluronic
F127 sobre la respuesta de quimiluminiscencia de neutrófilos (5 x
10^{6} células/mL) a microesferas de EVA-PLA.
La figura 6 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir lgG (2 mg/mL) ó 2% de
Pluronic F127 sobre la respuesta de quimiluminiscencia de
neutrófilos a microesferas de PCL.
La figura 7 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir lgG (2 mg/mL) ó 2% de
Pluronic F127, luego lgG (2 mg/mL) sobre la respuesta de
quimiluminiscencia de neutrófilos a microesferas de PMMA.
La figura 8 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir lgG (2 mg/mL) ó 2% de
pluronic F127 y luego lgG (2 mg/mL) sobre la respuesta de
quimiluminiscencia de neutrófilos a microesferas de PVA.
La figura 9 es una gráfica que representa el
efecto de pre-revestir lgG (2 mg/mL) ó 2% de
Pluronic F127, luego lgG (2 mg/mL) sobre la respuesta de
quimiluminiscencia de neutrófilos a microesferas de EVA:PLA.
La figura 10A es una gráfica que representa el
efecto de la relación de la mezcla de polímeros EVA:PLA sobre la
agregación de microesferas.
La figura 10B es una micrografía electrónica de
barrido que presenta el tamaño de microesferas "pequeñas". La
figura 10C (que incluye una inserción - marcada "inserción
10C") es una micrografía electrónica de barrido que presenta el
tamaño de microesferas "grandes". La figura 10D es una gráfica
que representa el transcurso del tiempo de desprendimiento de
paclitaxel in vitro de microesferas de mezcla de polímeros de
EVA:PLA cargadas con paclitaxel al 0,6% peso/volumen, en disolución
salina tamponada con fosfato (pH 7,4) a 37ºC. Los círculos blancos
son microesferas de tamaño "pequeño" y los círculos negros son
microesferas de tamaño "grande". La figura 10E es una
fotografía de una CAM que presenta los resultados de desprendimiento
de paclitaxel por microesferas ("MS"). La figura 10F es una
fotografía similar a la de 10E con mayor aumento.
La figura 11A es una gráfica que representa
perfiles de velocidad de desprendimiento de microesferas de
policaprolactona que contienen 1%, 2%, 5% ó 10% de paclitaxel en
disolución salina tamponada con fosfato a 37ºC. La figura 11B es una
fotografía que presenta una CAM tratada con microesferas de control.
La figura 11C es una fotografía que presenta una CAM tratada con
microesferas cargadas con 5% de paclitaxel.
Las figuras 12A y 12B son dos gráficas que
presentan respectivamente el desprendimiento de paclitaxel de
películas de EVA, y el porcentaje de paclitaxel que permanece en
esas mismas películas con respecto al tiempo. La figura 12C es una
gráfica que presenta el hinchamiento de películas de EVA/F127 sin
nada de paclitaxel a lo largo del tiempo. La figura 12D es una
gráfica que presenta el hinchamiento de películas de EVA/Span 80 sin
nada de paclitaxel a lo largo del tiempo. La figura 12E es una
gráfica que presenta una curva de esfuerzo versus deformación para
diversas mezclas de EVA/F127.
Las figuras 13A y 13B son dos gráficas que
representan el punto de fusión de mezclas de polímeros de PCL/MePEG
en función del % de MePEG en la formulación (13A) y el incremento,
en porcentaje, del tiempo necesario para que la pasta de PCL a 60ºC
esté sólida, en función de la cantidad de MePEG en la formulación
(13B). La figura 13C es una gráfica que representa la blandura de
mezclas variables de polímeros de PCL/MePEG. La figura 13D es una
gráfica que representa el cambio de peso en tanto por ciento, con
respecto al tiempo, de mezclas de polímeros de diversas
concentraciones de MePEG. La figura 13E es una gráfica que
representa la velocidad de desprendimiento de paclitaxel con
respecto el tiempo, en diversas mezclas de polímeros cargadas con 1%
de paclitaxel. Las figuras 13F y 13G son gráficas que representan el
efecto de cantidades variables de paclitaxel sobre la cantidad total
de paclitaxel desprendido de una mezcla al 20% de MePEG/PCL. La
figura 13H es una gráfica que representa el efecto de MePEG sobre la
resistencia a la tracción de un polímero de MePEG/PCL.
La figura 14 es una gráfica que representa el
desprendimiento de paclitaxel de diversas formulaciones
polímeras.
La figura 15 es una gráfica que representa, a lo
largo del tiempo, el desprendimiento de de paclitaxel de pastas de
PCL en PBS a 37ºC. Las pastas de PCL contienen micropartículas de
paclitaxel y diversos aditivos preparados usando malla # 140. Las
barras de error representan la desviación estándar de 3
muestras.
La figura 16 es una gráfica que representa el
transcurso del tiempo de desprendimiento de paclitaxel a partir de
pastas de paclitaxel-gelatina-PCL en
PBS a 37ºC. La gráfica presenta los efectos de la concentración de
gelatina (malla # 140) y el tamaño de las partículas de
paclitaxel:gelatina (1:1) preparadas usando malla # 140 ó malla #
60. Las barras de error representan la desviación estándar de 3
muestras.
Las figuras 17 A y 17 B son gráficas que
representan el efecto de aditivos (17A; malla # 140) y el tamaño de
micropartículas (17B; malla # 140 ó malla # 60) y la proporción del
aditivo (malla # 140) sobre el comportamiento de hinchamiento de
pastas de PCL que contienen 20% de paclitaxel después de suspensión
en agua destilada a 37ºC. Las medidas para la pasta preparada con
micropartículas de 270 \mum en paclitaxel-gelatina
y pasta que contenía 30% de gelatina se interrumpieron después de 4
horas debido a la desintegración de la matriz. Las barras de errores
representan la desviación estándar de 3 muestras.
Las figuras 18A, 18B, 18 C y 18D son
microfotografías electrónicas de barrido representativas de pastas
de paclitaxel-gelatina-PCL
(20:20:60) antes (18A) y después (18B) de suspensión en agua
destilada a 37ºC durante 6 horas. Las micrografías 18C y 18D son
mayores ampliaciones de 18B, que presentan la íntima asociación de
paclitaxel (con forma de bastoncitos) y matriz de gelatina. Las
figuras 19A y 19B son fotomicrografías representativas de CAMs
tratadas con pastas de gelatina-PCL (19A) y
paclitaxel-gelatina-PCL (20:20:60;
19B) que presentan zonas sin vascularidad en la CAM tratada con
paclitaxel.
La figura 20 es una tabla que presenta el efecto
de inyección peri-tumoral de pasta de
paclitaxel-gelatina-PCL en ratones
con tumores establecidos.
La figura 21 es una tabla que presenta la
temperatura de fusión, entalpía, peso molecular, polidispersidad y
viscosidad intrínseca de composiciones de
PDLLA-PEG-DLLA.
La figura 22 es una gráfica que representa
termogramas de DSC de
PDLLA-PEG-PDLLA y PEG. La velocidad
de calentamiento fue de 10ºC/min. Véase figura 21 para temperaturas
de fusión y entalpías.
La figura 23 es una gráfica que representa el
desprendimiento acumulativo de paclitaxel a partir de cilindros de
PDLLA-PEG-PDLLA cargados con 20% de
paclitaxel en tampón de PBS albúmina a 37ºC. Las barras de errores
representan la desviación estándar de 4 muestras. Los cilindros de
40% de PEG se interrumpieron a los 4 días por causa de
desintegración.
Las figuras 24A, 24B y 24C son gráficas que
representan el cambio de dimensiones, longitud (A), diámetro (B) y
peso en húmedo (C) de cilindros de
PDLLA-PEG-PDLLA cargados con 20% de
paclitaxel, durante el desprendimiento in vivo de paclitaxel
a 37ºC.
La figura 25 es una gráfica que representa
cromatogramas de permeabilidad de cilindros de
PDLLA-PEG-PDLLA (20% de PEG, 1 mm de
diámetro) cargados con 20% de paclitaxel durante el desprendimiento
en tampón de PBS albúmina a 37ºC.
La figura 26 es una tabla que presenta la pérdida
de masa y el cambio de composición de polímeros de cilindros de
PDLLA-PEG-PDLLA (cargados con 20% de
paclitaxel) durante el desprendimiento en tampón de PBS albúmina a
37ºC.
Las figuras 27A, 27B, 27C y 27D son SEMs de
cilindros secos de PDLLA-PEG-PDLLA
(cargados con 20% de paclitaxel, 1 mm de diámetro), antes y durante
el desprendimiento de paclitaxel. A: 20% de PEG, día 0; B: 30% de
PEG, día 0; C: 20% de PEG, día 69; D: 30% de PEG, día 69.
La figura 28 es una gráfica que representa el
desprendimiento acumulativo de paclitaxel a partir de mezclas de
PDLLA-PCL cargadas con 20% de paclitaxel y PCL en
tampón de PBS albúmina a 37ºC. Las barras de errores representan las
desviaciones estándar de 4 muestras.
La figura 29 es una tabla que presenta la
eficacia de formulaciones de pasta quirúrgica cargadas con
paclitaxel aplicadas localmente a tumor subcutáneo en ratón.
La figura 30 es una gráfica que representa el
efecto de irradiación en el desprendimiento de paclitaxel.
La figura 31 es una gráfica que representa el
intervalo de tamaños de partículas para microesferas de control
(PLLA:GA - 85:15).
La figura 32 es una gráfica que representa el
intervalo de tamaños de partículas de microesferas cargadas con 20%
de paclitaxel (PLLA:GA - 85:15).
La figura 33 es una gráfica que representa el
intervalo de tamaños de partículas de microesferas de control
(PLLA:GA - 85:15).
La figura 34 es una gráfica que representa el
intervalo de tamaños de partículas de microesferas cargadas con 20%
de paclitaxel (PLLA:GA -85:15).
Las figuras 35A, 35B y 35C son gráficas que
representan el intervalo de tamaños de partículas para diversas
proporciones de PLLA y GA.
Las figuras 36A y 36B son gráficas que
representan el intervalo de tamaños de partículas con diversas
proporciones de PLLA y GA.
Las figuras 37A, 37 B y 37C son gráficas que
representan el intervalo de tamaños de partículas para diversas
proporciones de PLLA y GA.
\newpage
Las figuras 38A y 38B son gráficas que
representan el intervalo de tamaños de partículas para diversas
proporciones de PLLA y GA.
La figura 39 es una tabla que presenta los pesos
moleculares, valores de CMC y cargas máximas de paclitaxel de
copolímeros de dibloques seleccionados.
Las figuras 40A y 40B son gráficas que
representan la disolución de cristales de paclitaxel en agua (37ºC)
por los copolímeros y Cremophor El. 40A: efecto de la concentración
de copolímero en Cremophor (20 horas de incubación); 40B: efecto del
tiempo (concentración de 5% de de copolímero o Cremophor).
Las figuras 41A y 41B son gráficas que
representan la turbiedad (absorbancia de UV-VIs a
450 nm) de disoluciones de paclitaxel micelar a temperatura ambiente
(22ºC). La concentración de paclitaxel era de 2 mg/mL en agua. La
carga de paclitaxel era de 10%, excepto que la carga de MePEG
5000-30/70 era de 5%.
La figura 42 es una gráfica que representa el
desprendimiento de paclitaxel a partir de microcápsulas de
paclitaxel-nailon.
La figura 43A es una gráfica que presenta el
efecto de paclitaxel/PCL sobre el crecimiento de tumores. Las
figuras 43B y 43C son dos fotografías que presentan el efecto del
control, y termopasta cargada con 10% y 20% de paclitaxel sobre el
crecimiento de tumores.
La figura 44 es una gráfica de barras que
representa la distribución de tamaños de microesferas en número [5%
de poli(etileno-acetato de vinilo) con 10 mg
de suramina sodio en 5% de PVA].
La figura 45 es una gráfica de barras que
representa la distribución de tamaños de microesferas en peso [5% de
poli(etileno-acetato de vinilo) con 10 mg de
suramina sodio en 5% de PVA].
La figura 46 es una gráfica que representa el
peso de encapsulado de suramina sodio en 50 mg de
poli(etileno-acetato de vinilo).
La figura 47 es una gráfica que representa el
porcentaje de encapsulado de suramina sodio en 50 mg de
poli(etileno-acetato de vinilo).
La figura 48 es una gráfica de barras que
representa la distribución de tamaños en peso de microesferas con 5%
de ELVAX que contienen 10 mg de suramina sodio fabricadas en 5% de
PVA que contiene 10% de NaCl.
La figura 49 es una gráfica de barras que
representa la distribución de tamaños en peso de 5% de microesferas
que contienen 10 mg de suramina sodio fabricadas en 5% de PVA que
contiene 10% de NaCl.
La figura 50 es una gráfica de barras que
representa la distribución de tamaños, en número, de 5% de
microesferas que contienen 10 mg de suramina sodio fabricadas en 5%
de PVA que contiene 10% de NaCl.
La figura 51A es una fotografía de suramina y
acetato de cortisona en una CAM (Mag = Bx). Brevemente, esta imagen
presenta una zona no vascular tratada con 20 mg de suramina y 70 mg
de acetato de cortisona en 0,5% de metilcelulosa. Obsérvense los
vasos sanguíneos situados en la periferia de la zona no vascular que
están siendo redirigidos lejos de la fuente del medicamento.
La figura 51B es una fotografía que presenta el
detalle vascular de la región afectada, con mayor aumento (Mag =
20x). Obsérvense las regiones no vasculares y el típico efecto de
"codo" de los vasos sanguíneos que bordean la zona no
vascular.
Las figuras 52A, B, C, D y E presentan el efecto
de desprendimiento de MTX (metotrexato) de PCL a lo largo del
tiempo.
La figura 53 es una fotografía de microesferas
cargadas con 10% de metotrexato, fabricadas a partir de PLA:GA
(50:50); número de viscosidad logarítmica "\eta_{Ln}" =
0,78.
La figura 54 es una gráfica que representa el
desprendimiento de vanadil-sulfato con carga del
10%, a partir de PCL.
La figura 55 es una fotografía de microesferas de
ácido hialurónico que contienen sulfato de vanadio.
La figura 56A es una gráfica que representa el
desprendimiento de vanadato orgánico a partir de PCL. La figura 58B
representa el porcentaje de vanadato orgánico que permanece en el
transcurso del tiempo.
La figura 57 es una fotografía que representa
microesferas de poli(ácido D,L-láctico) que contiene
vanadato orgánico.
Las figuras 58A y 58B son gráficas que
representan el transcurso del tiempo de desprendimiento de BMOV del
PCL (lámina de150 mg. (A) \mug de medicamento desprendido ó (B) %
de medicamento que permanece en la lámina. Carga inicial de BMOV en
PCL dada por (o), 5%; (\bullet), 10%; (\Delta), 15%;
(\blacktriangle), 20%; (\sqbullet), 30% y (v), 35%.
Las figuras 59A y 59B son gráficas que presentan
el transcurso del tiempo de desprendimiento de BMOV a partir de
láminas de 150 mg de PCL:MePEG(80:20, en peso) expresado
como: (A) mg de medicamento desprendido o (B) % de medicamento que
permanece en la lámina. Carga inicial de BMOV en PCL: MePEG dado por
(O), 5%; (\bullet), 10%; \Delta; 15%; \blacktriangle, 20%.
Las figuras 60A, 60B y 60C son
microfotografías electrónicas de barrido de (60A): arriba),
cristales de BMOV; (60B: en medio), morfología superficial de la
lámina de PCL que contiene 20% de BMOV al comienzo del experimento
de desprendimiento del medicamento y (60C: abajo), morfología
superficial de la lámina de PCL que contiene 20% de BMOV al final
del experimento de desprendimiento del medicamento (72 días en
PBS).
Las figuras 61A y 61B son dos gráficas que
presentan el efecto de incrementar la concentración de VMOV, en la
supervivencia de células usando una exposición de 1 hora de células
a BMOV (61A) o exposición continua a BMOV (61B). Células descritas
por (O), células de colon HT-29; (\bullet),
células de mama MCF-7; (\Delta), células de pulmón
no pequeñas Skmes-1 y (\blacktriangle) células de
tuétano de hueso normal.
La figura 62 es una tabla que presenta el efecto
de pasta cargada de BMOV en los pesos de tumores
MDAY-D2 desarrollados en ratones. Brevemente, pasta
de PCL (150 mg) que contenía 25%, 30%, ó 35% de BMOV se inyectó
subcutáneamente en un ratón que tenía tumores
MDAY-2. Los pesos del tumor se determinaron después
del tratamiento de 10 días. Esta tabla presenta los resultados de
dos experimentos separados, que usaron (parte superior de la tabla)
25% de BMOV y (parte inferior de la tabla) 30% ó 35% de BMOV. Los
datos de control describen el ratón tratado con PCL que no contenía
BMOV.
La figura 63 es una tabla que establece los
efectos de pasta de PCL:MePEG cargada con BMOV sobre los pesos de
tumores RIF-1 desarrollados en ratón. Brevemente,
tumores RIF-1 se desarrollaron en ratón durante 5
días, en cuyo tiempo 90% del tumor se separó quirúrgicamente y el
sitio de recesión se trató con 150 mg de pasta de PCL:MePEG (80:20,
peso/peso) que o bien no contenía BMOV (control) o contenía 5% de
BMOV. El nuevo desarrollo del tumor se determinó en los días 4, 5 y
6 siguientes a este tratamiento.
Las figuras 64A y 64B son dos gráficas. La figura
64A presenta el efecto del incremento de carga de BEMOV en
termopasta de PCL (gránulo de 150 mg), en el transcurso del tiempo,
de BEMOV desprendido en 15 mL de PBS/ALB. La figura 64B presenta,
también, el efecto del aumento de carga de BEMOV en termopasta de
PCL (gránulo de150 mg), en el transcurso del tiempo, de BEMOV
desprendido en 15 mL de PBS/ALB. El desprendimiento de medicamento
se expresa en forma de % de BEMOV que permanece en el gránulo.
Las figuras 65A y 65B son dos gráficas. La figura
66A presenta el efecto del incremento de carga de V5 en termopasta
de PCL (gránulo de 150 mg), en el transcurso del tiempo, de V5
desprendido en 15 mL de PBS/ALB. La figura 65B presenta, también, el
efecto del incremento de carga de V5 en termopasta de PCL (gránulo
de 150 mg), en el transcurso del tiempo, de V5 desprendido en 15 mL
de PBS/ALB. El desprendimiento de medicamento se expresa en forma de
% de V5 que permanece en el gránulo.
Las figuras 66A y 66B son dos gráficas. La figura
66A presenta el efecto de incremento de carga de
PRC-V en termopasta de PCL (gránulo de 150 mg), en
el transcurso del tiempo, de PRC-V desprendido en 15
mL de PBS/ALB. La figura 66B presenta, también, el efecto del
incremento de carga de PRC-L en termopasta de PCL
(gránulo de 150 mg), en el transcurso del tiempo, de
PRC-V desprendido en 15 mL de PBS/ALB. El
desprendimiento de medicamento se expresa en forma de % de
PRC-V que permanece en el gránulo.
Las figuras 67A, 67B, 67C y7 67D son una serie de
gráficas que presentan el efecto de diferentes concentraciones de
carga de MePEG en termopasta de PCL (gránulo de 150 mg) con 5% de
BMOV (67A), 10% de BMOV (67B), 15% de BMOV (67C) y 20% de BMOV (67D)
en el transcurso de tiempo de BMOV desprendido en 15 mL de
PBS/ALB.
Las figuras 68A, 68B, 68C y 68D son una serie de
gráficas que presentan el efecto de diferentes concentraciones de
cargas de MePEG en termopasta de PCL (gránulo de 150 mg) con 0% de
MePEG (68A), 5% de MePEG (68B), 10% de MePEG (68C), y 15% de MePEG
(68D) en el transcurso del tiempo de BMOV desprendido en 15 mL de
PBS/ALB. El desprendimiento de fármaco se expresa en forma de % de
BMOV que permanece en el gránulo.
Las figuras 69A y 69B son fotografías de
microesferas de PLLA revestidas de fibronectina en tejido de vejiga
(69A) y microesferas de poli((L-lisina) en tejido de
vejiga.
Las figuras 70A y 70B son dos fotografías de una
CAM que tiene un tumor tratado con termopasta (no cargada) de
control. Brevemente, en la figura 70A la masa blanca central es el
tejido tumoral. Obsérvese la abundancia de vasos sanguíneos que
penetran desde la CAM en todas direcciones. El tumor induce el
crecimiento hacia dentro de la vasculatura huésped a través de la
producción de "factores angiogénicos". El tejido tumoral se
expande de forma distal a lo largo de los vasos sanguíneos que lo
abastecen. La figura 70B es una vista desde debajo de la CAM
presentada en 70A. Brevemente, esta vista presenta el aspecto radial
de los vasos sanguíneos que penetran en el tumor de manera semejante
a los radios de una rueda. Obsérvese que la densidad de vasos
sanguíneos es mayor en la proximidad del tumor que lo es en el
tejido de CAM normal circundante. Las figuras 70C y 70D son dos
fotografías de una CAM que tiene un tumor tratado con termopasta
cargada con 20% de paclitaxel. Brevemente, en la figura 70C, la masa
blanca central es el tejido tumoral. Obsérvese el pequeño número de
vasos sanguíneos en la vecindad del tejido tumoral. El
desprendimiento sostenido del inhibidor de angiogénesis es capaz de
vencer el estímulo angiogénico producido por el tumor. El propio
tumor está pobremente vascularizado y está bajando progresivamente
de tamaño. La figura 70D está tomada desde debajo de la CAM
presentada en 70C y presenta la interrupción de flujo sanguíneo en
el tumor, si se compara con el tejido tumoral de control. Obsérvese
que la densidad de vasos sanguíneos es reducida en la vecindad del
tumor y está más esparcida que la del tejido de CAM normal
circundante.
Antes de exponer la invención, puede ser útil
para su comprensión, establecer definiciones de ciertas expresiones
que se usarán a continuación.
Tal como se usa en la presente memoria
descriptiva, se refiere a cualquiera de un número de vías de
conducción, tubos, tuberías, tractos, canales, senos, o conductos
que tienen un lumen interior y permiten el flujo de materiales
dentro del cuerpo. Ejemplos representativos de vías de conducción
del cuerpo incluyen arterias y venas, conductos lagrimales, la
tráquea, bronquios, bronquiolos, fosas nasales (que incluyen los
senos) y otras vías respiratorias, trompas de Eustaquio, canales
auditivos externos, cavidades bucales, el esófago, el estómago, el
duodeno, el intestino delgado, el intestino grueso, tractos
biliares, el uréter, la vejiga, la uretra, las trompas de Falopio,
útero, vagina y otras vías de conducción del tracto reproductor
femenino, los conductos deferentes y otras vías de conducción del
tracto reproductor masculino y el sistema ventricular (fluido
cerebroespinal) del cerebro y médula espinal.
Tal como se usa en la presente memoria
descriptiva se refiere a paclitaxel o sus análogos o derivados.
Tal como se sugiere más arriba, la presente
invención proporciona el uso de paclitaxel para la fabricación de un
medicamento para métodos de tratar o prevenir enfermedades de vías
de conducción del cuerpo, que comprende la etapa de suministrar a
una porción externa de la vía de conducción del cuerpo (es decir,
una superficie no luminal), un medicamento que comprende paclitaxel
o su análogo o derivado, y en realizaciones preferidas, una
composición comprende paclitaxel o sus análogos o derivados y un
excipiente polímero. Brevemente, la administración de un agente
terapéutico a una porción externa de una vía de conducción del
cuerpo (es decir, por cuadrantes o circunferencialmente) evita
muchas de las desventajas de planteamientos tradicionales que llevan
consigo manipulación endoluminal. Además, la administración de un
agente terapéutico, tal como se describe en la presente memoria
descriptiva, permite la administración de mayores cantidades del
agente terapéutico con menos restricción para el volumen a
suministrar.
Tal como se discute más abajo con más detalle,
los agentes terapéuticos se pueden suministrar a porciones externas
de vías de conducción del cuerpo, con excipiente o sin excipiente
(por ejemplo, polímero), con el fin de tratar o prevenir una
enfermedad asociada con la vía de conducción del cuerpo. Cada uno de
estos aspectos se discute más abajo con más detalle.
En la invención, el agente terapéutico es
paclitaxel, compuesto que interrumpe la formación de microtúbulos
por unión a tubulina para formar agujas mitóticas anormales.
Brevemente, paclitaxel es un diterpenoide altamente derivado (Wani
et al., J. Am. Chem. Soc. 93:2325, 1971) que se ha obtenido a
partir de la corteza recolectada y seca de Taxus brevifolia
(Pacific Yew.) y Taxomyces Andreanae y Endophytic
Fungusdey Pacific Yew (Stierle et al., Science
60214-216, 1993). "Paclitaxel" (que se debe
entender que en la presente memoria descriptiva incluye profármacos,
análogos y derivados tales como, por ejemplo, TAXOL^{R},
TAXOTERE^{R},
10-desacetil-análogos de paclitaxel
y
3'N-t-butoxi-carbonil-análogos
de paclitaxel) se pueden preparar fácilmente utilizando técnicas
conocidas por los especialistas en la técnica (véase WO 94/07882,
WO94/07881, WO 94/07880, WO 94/07876, WO 93/23555, WO 93/10076, WO
94/00156, WO 93/24476, EP 590267, WO 94/20089, patentes de EE.UU.
Nos. 5.294.637, 5.283.253, 5.279.949, 5.274.137, 5.202.448,
5.200.534, 5.229.529, 5.254.580, 5.412.092, 5.395.850, 5.380.751,
5.350.866, 4.857.653, 5.272.171,
5.411.984, 2.248.796, 5.422.364, 5.300.638, 5.294.637, 5.362.831, 5.440.056, 4.814.470, 5.278.324, 5.352.805,
5.411.984, 5.059.699, 4.942.184; Tetrahedron Letters 35(52):9709-9712, 1994; J. Med. Chem. 35:4230-4237, 1992; J. Med. Chem. 34:992-998, 1991; J. Natural Prod 57(10):1404-1410, 1994; J. Natural Prod. 57(11):1580-1583, 1994; J. Am. Chem. Soc. 110:6558-6560, 1988) u obtenido a partir de una variedad de fuentes comerciales, que incluyen, por ejemplo, Sigma Chemical Co., St. Louis, Missouri (T7402 - de Taxus brevifolia).
5.411.984, 2.248.796, 5.422.364, 5.300.638, 5.294.637, 5.362.831, 5.440.056, 4.814.470, 5.278.324, 5.352.805,
5.411.984, 5.059.699, 4.942.184; Tetrahedron Letters 35(52):9709-9712, 1994; J. Med. Chem. 35:4230-4237, 1992; J. Med. Chem. 34:992-998, 1991; J. Natural Prod 57(10):1404-1410, 1994; J. Natural Prod. 57(11):1580-1583, 1994; J. Am. Chem. Soc. 110:6558-6560, 1988) u obtenido a partir de una variedad de fuentes comerciales, que incluyen, por ejemplo, Sigma Chemical Co., St. Louis, Missouri (T7402 - de Taxus brevifolia).
Ejemplos representativos de tales derivados o
análogos de paclitaxel incluyen
7-desoxi-docetaxol,
7,8-ciclo-propataxanos,
2-azetidonas N-sustituidas,
6,7-epoxi-paclitaxeles,
6,7-paclitaxeles modificados,
10-desacetoxitaxol,
10-desacetiltaxol (a partir de
10-desacetilbaccatin III), fosfonooxi y derivados
carbonato de taxol, taxol
2',7-di(1,2-bencenodicarboxilato
de sodio), derivados de
10-desacetoxi-11,12-dihidrotaxol-10,12(18)-dieno,
10-desacetoxitaxol, protaxol (derivados de
2'-y/o-7-O-éster),
(derivados de 2'-y/o
7-O-carbonato), síntesis asimétrica
de cadenas laterales de taxol, fluoro-taxoles,
9-desoxotaxano,
13-acetil-9-desoxobaccatin
III, 9-desoxotaxol,
7-desoxi-9-desoxotaxol,
10-desacetoxi-7-desoxi-9-desoxotaxol,
derivados que contienen hidrógeno o grupo acetilo y un grupo hidroxi
y terc-butoxicarbonilamino,
2'-acriloiltaxol sulfonado, y derivados sulfonados
de
2'-O-acil-ácido-taxol,
succiniltaxol, formiato de
2'-\gamma-aminobutiriltaxol,
2'-acetiltaxol, 7-acetiltaxol,
7-glicina-carbamato-taxol,
2'-OH-7-PEG(5000)-carbamato-taxol,
derivados de 2'-bonzoil- y
2'.7-dibenzoil-taxol, otros
pro-fármacos (2'-acetiltaxol;
2',7-diacetiltaxol;
2'-succiniltaxol;
2'-(beta-alanil)-taxol); formiato de
2'-gamma-aminobutiriltaxol,
etilenglicol-derivados de
2'-succiniltaxol; 2'-glutariltaxol,
2'-(N,N-dimetilglicil)taxol;
2'-[2-(N,N-dietilamino)propionil]taxol;
2'-ortocarboxilbenzoiltaxol; derivados de ácidos
2'-carboxílicos alifáticos de taxol;
pro-fármacos
[2'(N,N-dietilaminopropionil)taxol;
2'(N,N-dimetilglicil)taxol;
7(N,N-dimetilglicil)taxol;
2',7-di-(N,N-dimetilglicil)taxol;
7(N,N-dietilaminopropionil)taxol;
2',7-di(N,N-dietilaminopropionil)taxol;
2'-(L-glicil)taxol;
7-(L-glicil)taxol;
2',7-di(L-glicil)taxol,
2'-(L-alanil)taxol,
7-(L-alanil)taxol,
2',7-di(L-alanil)taxol;
2'-(L-leucil)taxol;
7-(L-leucil)taxol;
2',7-di(L-leucil)taxol;
2'-(L-isoleucil)taxol;
7-(L-isoleucil)taxol;
2',7-di(L-isoleucil)taxol;
2'-(L-valil)taxol;
7-(L-valil)taxol;
2',7-di(L-valil)taxol;
2'-(L-fenilalanil)taxol;
7-(L-fenilalanil)taxol;
2',7-di(L-fenilalanil)taxol,
2'-(L-prolil)taxol;
7-(L-prolil)taxol;
2',7-di(L-prolil)taxol;
2'-(L-lisil)taxol;
7-(L-lisil)taxol;
2',7-di(L-lisil)taxol;
2'-(L-glutamil)taxol;
7-(L-glutamil)taxol;
2',7-di(L-glutamil)taxol,
2'-(L-arginil)taxol;
7-(L-arginil)taxol;
2',7-di(L-arginil)taxol;
análogos de taxol con cadenas laterales de
fenil-isoserina modificada, taxotere,
N-desbenzoil-N-terc-(butoxicaronil)-10-desacetiltaxol,
y taxanos (por ejemplo, baccatin III, cefalomanina,
10-desacetilbaccatin III, brevifoliol, yunantaxusina
y taxusina).
Se deberá entender que paclitaxel se refiere no
sólo a la forma corriente químicamente disponible de paclitaxel,
sino a análogos (por ejemplo, taxotere, tal como se sugiere más
arriba) y a conjugados de paclitaxel (por ejemplo,
paclitaxel-PEG, paclitaxel-dextrano,
o paclitaxel-xilos). Además, más de un agente
terapéutico se puede utilizar a la vez (es decir, en combinación) o
administrar secuencialmente.
Tal como se sugiere más arriba, las composiciones
terapéuticas de la presente invención pueden comprender
adicionalmente un compuesto polímero. Una amplia variedad de
compuestos polímeros se pueden utilizar para contener y/o
administrar uno o más de los agentes terapéuticos tratados más
arriba, que incluyen, por ejemplo, composiciones biodegradables y no
degradables. Ejemplos representativos de composiciones
biodegradables incluyen albúmina, colágeno, gelatina, almidón,
celulosa (metilcelulosa, hidroxipropilcelulosa,
hidroxipropilmetilcelulosa, carboximetilcelulosa,
acetato-ftalato de celulosa,
acetato-succinato de celulosa, ftalato de
hidroxipropilmetilcelulosa), caseína, dextranos, polisacáridos,
fibrinógeno, poli(D,L-lactida),
poli(D,L-lactida-co-glicolida),
poli(glicolida), poli(hidroxibutirato),
poli(alquilcarbonato), y poli(ortoésteres),
poliésteres, poli(ácido hidroxivalérico), polidioxanona,
poli(tereftalato de etileno), poli(ácido málico), poli(ácido
tartrónico), polianhídridos, polifosfazenos,
poli(aminoácidos) y sus copolímeros (véase generalmente
lllum, L, Davids, S.S. (eds.) "Polymers in controlled Drug
Delivery" Wright, Bristol, 1987; Arshady, J. Controlled Release
17:1-22, 1991; Pitt. Int. J. Phar.
59:173-196, 1990; Holland et al., J.
Controlled Release 4:155-0180, 1986). Ejemplos
representativos de polímeros no degradables incluyen copolímeros
EVA, caucho de silicona, polímeros acrílicos [poli(ácido acrílico),
poli(ácido metacrílico), polimetilmetacrilato,
polialquilcianoacrilato], polietileno, polipropileno, poliamidas
(nailon 6,6), poliuretano, poli(éster-uretanos),
poli(éter-uretanos),
poli(éster-urea), poliéteres, poli(óxido de
etileno), poli(óxido de propileno), compuestos plurónicos,
poli(tetrametilenglicol), cauchos de silicona y polímeros
vinílicos poli(pirrolidona de vinilo), poli(alcohol
vinílico), poli(acetato-ftalato de vinilo).
También se pueden desarrollar polímeros que son aniónicos (por
ejemplo, alginato, carragenina, carboximetilcelulosa, y poli(ácido
acrílico), o catiónicos (por ejemplo, quitosano,
poli-1-lisina, polietilenimina y
poli(alil-amina) (véase generalmente, Duna
et al., J. Applied Polymer Sci. 50:353-365,
1993; Cascote et al., J. Materials Sci.:Materials in Medicine
5:770-774, 1994; Shiraishi et al., Biol.
Pharm. Bull. 16(11):1164-1168, 1993;
Thacharodi y Rao, Int'l J. Pharm. 120:115-118, 1995;
Miyazaki et al.,Int'l J. Pharm. 118:257-263,
1995). Excipientes polímeros particularmente preferidos incluyen
poli(etileno-acetato de vinilo) (reticulado
en un 40%), oligómeros y polímeros de poli(ácido
D,L-láctico), oligómeros y polímeros de poli(ácido
L-láctico), poli(ácido glicólico), copolímeros de
ácido láctico y ácido glicólico, y poli(caprolactona),
poli(valerolactona), polianhídridos, copolímeros de
poli(caprolactona) o poli(ácido láctico) con
polietilenglicol, y sus mezclas.
Los excipientes polímeros se pueden adaptar a una
variedad de formas, con características de desprendimiento deseadas
y/o con propiedades específicas deseadas. Por ejemplo, excipientes
polímeros se pueden adaptar para desprender un agente terapéutico
por exposición a un caso específico de activación, tal como pH
(véase, por ejemplo Heller et al., "Chemically
Self-Regulated Drug Delivery Systems" en Polymers
in Medicine III, Elsevier Science Publishers B.V., Amsterdam,1988,
pp.175-178; Kang et al., J. Applied Polymer
Sci. 48:343-354, 1993; Dong et al., J.
Controlled Release 19:171-178, 1992; Dong y Hoffman,
J. Controlled Release 15:141-152, 1991; Kim et
al., J. Controlled Release 28:143-152, 1994;
Cornejo-Bravo et al., J. Controlled Release
33:223-229, 1995; Wu y Lee, Pharm. Res.
10(10):1544-1547, 1993; Serres et al.,
Pharm. Res. 13(2):196-201, 1996; Peppas,
"Fundamentals of pH-and
Temperature-Sensitive Delivery Systems", en Gruñí
et al. (ads.), Pulsatile Drug Delivery, Wissenschaftliche
Verlagsgesellschaft mbH, Stuttgart, 1993, pp. 41-55;
Doelker, "Cellulose Derivatives", 1993, en Peppas y Langer
(ads.). Biopolymers 1, Springer-Verlag, Berlin).
Ejemplos representativos de polímeros sensibles al pH incluyen
poli(ácido acrílico) y sus derivados (que incluyen, por ejemplo,
homopolímeros tales como poli(ácido aminocarboxílico); poli(ácido
acrílico); poli(ácido metil-acrílico); copolímeros
de tales homopolímeros, y copolímeros de poli(ácido acrílico) y
monómeros acrílicos, tales como los sugeridos más arriba. Otros
polímeros sensibles al pH incluyen polisacáridos tales como
acetato-ftalato de celulosa; ftalato de
hidroxipropilmetilcelulosa; acetato-succinato de
hidroxipropilmetilcelulosa; acetato-trimelilato de
celulosa; y quitosano. Todavía otros polímeros sensibles al pH
incluyen cualquier mezcla de un polímero sensible al pH y un
polímero soluble en agua.
Asimismo, se pueden adaptar excipientes polímeros
que son sensibles a la temperatura (véase, por ejemplo, Chen et
al., "Novel Hydrogels of a
Temperature-Sensitive Pluronic Grafted to a
Bioadhesive Polyacrilic Acid Backbone for Vaginal Drug Delivery",
en Proceed. Intern. Symp. Control. Rel. Bioact. Mater.,
22:167-168. Controled Release Society, Inc., 1995;
Okano, "Molecular Design of Stimuli-Responsive
Hydrogels for Temporal Controlled Drug Delivery", en Proceed
Intern.Symp. Control. Rel. Bioact. Mater.
22.111-112, Controlled Release Society, Inc., 1995;
Johnston et al., Pharm. Res.
9(3):425-433, 1992; Tung, Int'l J. Pharm.
107:85:90, 1994; hasrsh y Gehrke, J. Controlled Release
17:175-186, 1991; Bae et al., Pherm. Res.
8(4):531-537, 1991; Dinarvand y D'Emanuele,
J. Controlled Release 36:221-227, 1995; Yu y
Grainger, ``Novel Thermo-sensitive Amphiphilic Gels:
Poli-N-isopropilacrilamida-co-sodio
acrilato-co-n-N-alquilacrilamida
Network Synthesis and Physicochemical Characterization, ``Dept. of
Chemical & Bioligal Sci., Oregon Graduate Institute of Science
& Technology, Beaverton, OR, pp. 820-821; Zhou y
Smid, ``Physical Hydrogels of Associative Star Polymers, ``Polymer
Research Institute, Dept. of Chemistry, college of Environmental
Science and Forestry, State Univ. of New York, Syracuse, NY, pp.
822-823; Hoffman et al., ``Characterizing
Pore Sizes and Water "Structure" in
Stimuli-Responsive Hydrogels, ``Center for
Bioengineering, Univ. of Washington, Seattle, WA, p.828; Yu y
Grainger, "Thermo-sensitive Swelling Behavior in
crosslinked N-isopropylacrylamide Networks:
Cationic, Anionic and Ampholytic Hydrogels", Dept. of Chemical
& Biological Sci, Oregon Graduate Institute of Science &
technology, Beaverton, OR, pp.829-830; Kim et
al., Pharm. Res. 9(3):283-290, 1992; Bae
et al., Pharm. Res. 8(5):624-628,
1991; Kono et al., J. Controlled Released 30
:69-75, 1994; Yoshida et al., J. Controlled
Release 32 :97-102, 1994; Okano et al.,
J.Controlled Release 36 :125-133, 1995; Chun y Kim,
J. Controlled Release 38 :39-47, 1996; D'Emanuele y
Dinarvand, Int'l J. Pharm. 118:237-242, 1995; Katono
et al., J. Controlled Release 16:215-228,
1991; Hoffman "Thermally Reversible Hydrogels Containing
Biologically Active Species" en Migliaresi et al., (eds.),
Polymers in Medicine III, Elsevier Science Publishers B.V.,
Amsterdam, 1988, pp. 161-167; H, "Applications of
Thermally Reversible Polymers and Hydrogels in Therapeutics and
Diagnostics", en Third International Symposium on Recent Advances
in Drug Delivery Systems, Salt Lake City, UT, feb.
24-27, 1987, pp. 297-305; Gutowska
et al., J. Controlled Release 22:95-104,
1992; Palasis y Gehrke, J. Controlled Release
18:1-12, 1992; Paavola et al., Pharm. Res.
12(12):1997-2002, 1995.
Ejemplos representativos de polímeros
termogelificantes y su temperatura de de gelatinización [LCST (ºC)]
incluyen homopolímeros tales como
poli(N-metil-N-n-propilacrilamida),
19,8;
poli(N-n-propilacrilamida),
21,5;
poli(N-metil-N-isopropilacrilamida),
22,3;
poli(n-n-propilmetacrilamida),
28,0; poli(N-isopropilacrilamida), 30,9;
poli(N-n-dietilacrilamida),
32,0; poli(N-isopropilmetacrilamida), 44,0;
poli(N-ciclopropilacrilamida), 45,5;
poli(N-etilmetilacrilamida), 50,0;
poli(N-metil-N-etilacrilamida),
56,0; poli(N-ciclopropilmetacrilamida), 59,0;
poli(N-etilacrilamida), 72,0; además,
polímeros termogelificantes se pueden fabricar preparando
copolímeros entre monómeros de los de más arriba, o combinando tales
homopolímeros con otros polímeros solubles en agua, tales como
monómeros acrílicos (por ejemplo, ácido acrílico y sus derivados
tales como ácido metacrílico, acrilato y sus derivados tales como
butil-metacrilato, acrilamida y
N-n-butil-acrilamida).
Otros ejemplos representativos de polímeros
termogelificantes incluyen derivados de éter de celulosa, tales como
hidroxipropilcelulosa, 41ºC; metilcelulosa, 55ºC;
hidroxipropilmetilcelulosa, 66ºC; y etilhidroxietilcelulosa, y
plurónicos tales como F-127,
10-15ºC; L-122, 19ºC;
L-92, 26ºC; L-81, 20ºC; y
L-61, 24ºC.
Una amplia variedad de formas se pueden elaborar
por los excipientes polímeros usados en la presente invención, que
incluyen, por ejemplo, dispositivos en forma de varilla, gránulos,
placas gruesas o cápsulas (véase, por ejemplo Goodell et al.,
Am. J. Hosp. Pharm. 43:1454-1461, 1986; Langer et
al., "Controlled release of macromolecules from polymers",
en Biomedical polymers, Polymeric materials and pharmaceuticals for
biomedical use, Goldberg, E.P., Nakagim, A. (eds.) Academic Press,
pp.113-137, 1980; Rhine et al., J. Pharm.
Sci. 69:265-270, 1980; Brown et al., J.
Pharm. Sci. 72:1181-1185, 1983; y Bawa et
al., J. Controlled Release 1 :259-267, 1985).
Agentes terapéuticos se pueden unir por oclusión en las matrices del
polímero, fijados por enlaces covalentes, o encapsulados en
microcápsulas. En ciertas realizaciones preferidas de la invención,
composiciones terapéuticas se proporcionan en formulaciones no
encapsuladas tales como microcápsulas (con tamaños que varían entre
nanómetros y micrómetros), pastas, hilos de diversos tamaños,
películas y pulverizaciones.
Preferiblemente, las composiciones terapéuticas
se proporcionan de manera apropiada para el uso pretendido. En
ciertos aspectos de la presente invención, la composición
terapéutica deberá ser biocompatible y desprender uno o más agentes
terapéuticos a lo largo de un período de varios días a meses. Por
ejemplo, se proporcionan composiciones terapéuticas de
"desprendimiento rápido" o de "explosión" que desprenden
más de 10%, 20% ó 25% (peso/volumen) de un agente terapéutico (por
ejemplo, paclitaxel) a lo largo de un período de 7 a 10 días. Tales
composiciones de "desprendimiento rápido" deben ser capaces, en
ciertas realizaciones, de desprender niveles quimioterapéuticos
(donde sea aplicable) de un agente deseado. En otras realizaciones,
se proporcionan composiciones terapéuticas de "bajo
desprendimiento" que desprenden menos de 1% (peso/volumen) de un
agente terapéutico a lo largo de un período de tiempo de 7 a 10
días. Además, las composiciones terapéuticas preferiblemente deberán
ser estables durante varios meses y susceptibles de producirse y
conservarse en condiciones estériles.
En ciertos aspectos de la presente invención, se
pueden preparar composiciones terapéuticas de cualquier tamaño que
oscila entre 50 y 500 \mum, según el uso particular.
Alternativamente, tales composiciones se deben aplicar fácilmente en
forma de "pulverización", que solidifica en forma de película o
de revestimiento. Tales pulverizaciones se deben preparar a partir
de microesferas de una amplia serie de tamaños, que incluyen, por
ejemplo, de 0,1 \mum a 3 \mum, de 10 \mum a 30 \mum y de 30
\mum a 100 \mum.
Composiciones terapéuticas proporcionadas por la
presente invención se pueden preparar, también, en una variedad de
formas de "pasta" o de gel. Por ejemplo, en una realización del
de la invención, se proporcionan composiciones terapéuticas que son
líquidas a una temperatura (por ejemplo, temperatura superior a
37ºC, tal como 40ºC, 45ºC, 50ºC, 55ºC ó 60ºC) y sólidas o
semi-sólidas a otra temperatura (por ejemplo,
temperatura ambiente del cuerpo, o cualquier temperatura inferior a
37ºC). Tales "termopastas" se pueden fabricar fácilmente dada
la descripción proporcionada en la presente memoria descriptiva.
Según aún otros aspectos de la invención, las
composiciones terapéuticas se pueden conformar en forma de película.
Preferiblemente, tales películas son inferiores generalmente a 5, 4,
3, 2 ó 1 mm de espesor, más preferiblemente inferior a 0,75 mm de
espesor, o inferior a 0,5 mm de espesor, y lo más preferiblemente
inferior a entre 500 \mum y 100 \mum de espesor. Tales películas
son, preferiblemente, flexibles con una buena resistencia a la
tracción (por ejemplo, superior a 50, preferiblemente superior a
100, y más preferiblemente superior a 150 ó 200 N/cm^{2}), buenas
propiedades adhesivas (es decir, se adhiere fácilmente a superficies
mojadas o húmedas), y tienen una permeabilidad controlada.
En ciertas realizaciones de la invención, las
composiciones terapéuticas pueden comprender, también, ingredientes
adicionales tales como tensioactivos (por ejemplo, compuestos
plurónicos tales como F-127, L-122,
L-92, L-81 y
L-61).
En aspectos adicionales de la presente invención,
se usan excipientes polímeros que están adaptados para contener y
desprender un compuesto hidrófobo, conteniendo el excipiente el
compuesto hidrófobo en combinación con un carbohidrato, proteína o
polipéptido. En ciertas realizaciones, el excipiente polímero
contiene o comprende regiones, áreas o gránulos de uno o más
compuestos hidrófobos. Por ejemplo, en una realización de la
invención, compuestos hidrófobos se pueden incorporar en el interior
de una matriz que contiene el compuesto hidrófobo, seguido por
incorporación de la matriz dentro del excipiente polímero. Una
variedad de matices se pueden utilizar para este fin, que incluye,
por ejemplo, carbohidratos y polisacáridos tales como almidón,
celulosa, dextrano, metilcelulosa, y ácido hialurónico, proteínas o
polipéptidos tales como albúmina, colágeno y gelatina. En
realizaciones alternativas, compuestos hidrófobos se pueden contener
dentro de un núcleo hidrófobo, y este núcleo contenido en el
interior de una vaina hidrófila. Por ejemplo, tal como se describe
en los Ejemplos, paclitaxel se puede incorporar en el interior de
una vaina hidrófobo (por ejemplo, del agregado de poli(ácido
D,L-láctico)-PEG ó MePEG) que es una
vaina hidrófila.
Una amplia variedad de compuestos hidrófobos se
puede desprender de los excipientes polímeros descritos más arriba,
que incluye, por ejemplo, ciertos compuestos hidrófobos que
interrumpen la función de microtúbulos tales como paclitaxel y
estramustina; proteínas hidrófobas tales como proteína básica de
mielina, proteínas proteolipídicas de mielina CNS, proteína de pared
celular hidrófoba, purinas, proteínas de membrana (EMBO J.
12(9):3409-3415, 1993), glicoproteína de
oligodendrocitos mielínicos ("MOG") (Biochem. And Mol. Biol.
Int. 30(5):945-958, 1993, P27 Cancer Res.
53(17):4096-4101, 1913, bacterioopsina,
proteína tensioactiva humana ("HSB"; J. Biol. Chem.
268(15):11160-11166, 1993), y
SP-B o SP-C (Biochimica et
Biophysica Acta 1105(1):161-169, 1992).
Ejemplos representativos de la incorporación de
agentes terapéuticos, tales como los descritos más arriba en
vehículos polímeros para formar una composición terapéutica, se
describen más abajo, con más detalle, en los Ejemplos.
Otros excipientes que también se pueden utilizar
para contener y/o administrar los agentes terapéuticos descritos en
la presente memoria descriptiva incluyen:
hidroxipropil-\beta-ciclodextrina
(Caserhati and Hollo, Int. J. Pharm. 108:69-75,
1994), liposomas (véase, por ejemplo, Shanna et al., Cancer
Res. 53:5877-5881, 1993; Sharma and Straubinger,
Pharm. Res. 11(60):889-896, 1994; WO
93/18751; Patente de EE.UU. No. 5.242.073), liposoma/gel (WO
94/26254), nanocápsulas (Bartola et al., J.
Microencapsulation 7(2):191-197, 1990),
micelas (Akan-Onyuksel et al., Pharm. Res.
11(2):206-212, 1994), injertos (Jampel et
al., Invest. Ophthalm. Vis. Science
34(11):3076-3083, 1993; Walter et al.,
Cancer Res. 54 :22017-2212, 1994), nanopartículas
(Violante and Lanzafame PAACR), nanopartículas -
modificadas (Patente de EE.UU. No. 5.145.684), nanopartículas (modificadas superficialmente) (Patente de EE.UU. No. 5.399.363), emulsión/disolución de taxol (Patente de EE.UU. No. 5.407.683), micela (tensioactivo) (Patente de EE.UU. 5.403.858), compuestos de fosfolípidos sintéticos (Patente de EE.UU. No. 4.534.899), dispersión de origen gaseoso (Patente de EE.UU. No. 5.301.664), emulsiones líquidas, pulverización de espumas, crema loción en forma de gel, pomadas, vesículas dispersas, aerosoles de partículas o gotitas sólidas o líquidas, microemulsiones (Patente de EE.UU. No. 5.330.756), cápsula polímera (nano- y micro-cápsula) (Patente de EE.UU. No. 5.439.686), composiciones de base taxoidea en un agente tensioactivo (Patente de EE.UU. No. 5.438.072), emulsión (Tarr et al., Pharm. Res. 4:62-165, 1987), nanoesferas (Hagan et al., Proc. Intern. Symp. Control Rel. Bioact. Mater. 22, 1995; Kwon et al., Pharm Res. 12(2):192-195; Kwon et al., Pharm. Res. 10(7) :970-974; Yokoyama et al., J. Contr. Rel. 32 :269-277, 1994; Gref et al., Science 263:1600-1603, 1994; Bazile et al., J. Pharm. Sci. 84 :493-498, 1994) e implantes (Patente de EE.UU. No. 4.882.168).
modificadas (Patente de EE.UU. No. 5.145.684), nanopartículas (modificadas superficialmente) (Patente de EE.UU. No. 5.399.363), emulsión/disolución de taxol (Patente de EE.UU. No. 5.407.683), micela (tensioactivo) (Patente de EE.UU. 5.403.858), compuestos de fosfolípidos sintéticos (Patente de EE.UU. No. 4.534.899), dispersión de origen gaseoso (Patente de EE.UU. No. 5.301.664), emulsiones líquidas, pulverización de espumas, crema loción en forma de gel, pomadas, vesículas dispersas, aerosoles de partículas o gotitas sólidas o líquidas, microemulsiones (Patente de EE.UU. No. 5.330.756), cápsula polímera (nano- y micro-cápsula) (Patente de EE.UU. No. 5.439.686), composiciones de base taxoidea en un agente tensioactivo (Patente de EE.UU. No. 5.438.072), emulsión (Tarr et al., Pharm. Res. 4:62-165, 1987), nanoesferas (Hagan et al., Proc. Intern. Symp. Control Rel. Bioact. Mater. 22, 1995; Kwon et al., Pharm Res. 12(2):192-195; Kwon et al., Pharm. Res. 10(7) :970-974; Yokoyama et al., J. Contr. Rel. 32 :269-277, 1994; Gref et al., Science 263:1600-1603, 1994; Bazile et al., J. Pharm. Sci. 84 :493-498, 1994) e implantes (Patente de EE.UU. No. 4.882.168).
Tal como se sugiere más arriba, la presente
invención se refiere al uso de paclitaxel y análogos y derivados
para la fabricación de un medicamento para métodos de tratar o
prevenir una amplia variedad de enfermedades asociadas con la
obstrucción de vías de conducción del cuerpo, que incluyen, por
ejemplo, enfermedades vasculares, obstrucciones neoplásticas,
enfermedades inflamatorias y enfermedades infecciosas.
Por ejemplo, en un aspecto de la presente
invención, las composiciones terapéuticas tal como se describen en
la presente memoria descriptiva se pueden utilizar para tratar
enfermedades vasculares que causan obstrucción del sistema vascular.
Ejemplos representativos de tales enfermedades incluyen
arteriosclerosis de todos los vasos (en torno a cualquier arteria,
vena o injerto) que incluyen, pero no restringidas a ellas, las
arterias coronarias, aorta, arterias ilíacas, arterias carótidas,
arterias femorales corrientes, arterias femorales superficiales,
arterias poplíteas, y en el sitio de anastomosis de injerto;
espasmos vasculares (por ejemplo, vasospasmos de las coronarias y
enfermedad de Raynaud); reestenosis (obstrucción de un vaso en el
sitio de una intervención previa tal como angioplastia de globo,
cirugía de derivación, inserción de tubo de malla metálica e
inserción de injertos); condiciones inflamatorias y autoinmunes (por
ejemplo, arteritis temporal, vasculitis).
Brevemente, en enfermedades vasculares tales como
arteriosclerosis, células blancas, específicamente monocitos y
linfocitos T se adhieren a células endoteliales, especialmente en
sitios de ramificación arterial. Después de adherirse al endotelio,
leucocitos migran a través del revestimiento celular endotelial, en
respuesta a estímulos quimioestáticos y se acumulan en la túnica
íntima de la pared arterial, junto con células de músculo liso. Esta
lesión inicial de desarrollo de arteriosclerosis es conocida como
"veta adiposa". Los monocitos en la veta adiposa se diferencian
en macrófagos; y los macrófagos y células de músculo liso
progresivamente recogen lípidos y lipoproteínas para convertirse en
células esponjosas.
Si los macrófagos se acumulan, el endotelio de
cubrimiento se rompe mecánicamente y se altera químicamente por
lípido oxidado, radicales libres con derivación de oxígeno y
proteasas que son desprendidas por macrófagos. Las células
esponjosas corroen a través de la superficie endotelial causando
micro-ulceraciones de la pared vascular. La
exposición de tejidos sub-endoteliales
potencialmente trombogénicos (tales como colágeno y otras proteínas)
a componentes de la corriente sanguínea da lugar a adherencia de
plaquetas a regiones de endotelio roto. La adherencia de plaquetas y
otros incidentes provoca la elaboración y desprendimiento de
factores de crecimiento en este medio, que incluye factor de
crecimiento derivado de plaquetas (PDGF), factor activador de
plaquetas (PAF) e interleuquinas 1 y 6 (IL-1,
IL-6). Estos factores paracrinos se piensa que
estimulan la migración y proliferación de células del músculo
vascular liso (VSMC).
En la pared de vasos sanguíneos normales (no
enfermos) las células de músculo vascular liso tienen un fenotipo
contráctil y bajo índice de actividad mitótica. Sin embargo, bajo la
influencia de citocinesis y factores de crecimiento desprendidos por
plaquetas, macrófagos y células epiteliales, las VSMC experimentan
alteración fenotípica desde células contráctiles maduras a células
secretoras inmaduras. Las VSMC transformadas proliferan en el medio
de la pared de los vasos sanguíneos, migran a la media de la pared
de los vasos sanguíneos, migran a la túnica íntima, siguen
proliferando en la túnica media y generan grandes cantidades de
matriz extracelular. Esto transforma la lesión vascular en
desarrollo, en una placa fibrosa. La matriz extracelular elaborada
por VSMC secretoras incluye colágeno, elastina, glicoproteína y
glicosaminoglicanos, comprendiendo el colágeno el principal
componente de la matriz extracelular de la placa arteriosclerótica.
Elastina y glicosaminoglicanos unen lipoproteínas y contribuyen,
también, al crecimiento de la lesión. La placa fibrosa consiste en
una capa de tejido conectivo denso de espesor variable, que contiene
células de músculo liso y macrófagos cubrientes, células T y
material extracelular.
Además de PDGF, IL-1, e
IL-6, otros factores mitogénicos son producidos por
las células que infiltran la pared de los vasos, que incluyen:
transformación del factor de crecimiento \beta
(TGF-\beta), factor de crecimiento de fibroblastos
(FGF), trombospondina, serotonina, tromboxano A_{2},
norepinefrina, y angiotensina II. Esto da lugar a reclutamiento de
más células, elaboración de matriz extracelular adicional y a la
acumulación de lípido adicional. Esto agranda progresivamente la
lesión arteriosclerótica hasta que invade significativamente el
lumen vascular. Inicialmente, el flujo sanguíneo obstruido a través
del tubo vascular causa isquemia de los tejidos distales de la placa
arteriosclerótica solamente cuando se requiere mayor flujo - más
tarde cuando la lesión bloquea, también, la arteria, se produce
isquemia en reposo.
Macrófagos en la placa arteriosclerótica que se
agranda, desprenden lípidos oxidados, radicales libres, elastasas, y
colagenasas que causan lesión de las células y necrosis de los
tejidos próximos. La lesión desarrolla un núcleo necrótico y se
transforma en una placa compleja. Las placas complejas son lesiones
que pueden: romperse, causando embolia; hemorragia local
(subsiguiente a la rotura del vasa vasórum que abastece la placa, lo
cual resulta en la obstrucción del lumen debida a la rápida
expansión de la lesión); o ulceración y formación de fisuras (esto
expone el núcleo trombogénico necrótico a la corriente sanguínea,
que produce trombosis local o embolia distal. Aunque no ocurriera
ninguna de las secuelas de más arriba, el trombo adherente puede
llegar a organizarse e incorporarse en la placa, acelerando, por
ello, su crecimiento. Además, si las concentraciones locales de
fibrinógeno y trombina aumentan, se estimula la proliferación de
células de músculo vascular liso en el interior de la media y túnica
íntima; proceso que finalmente conduce, también, al estrechamiento
adicional de los vasos.
La media y la túnica íntima de arterias normales
se oxigenan y aprovisionan con nutrición desde el lumen de la
arteria o desde el vasa vasórum en el órgano adventicio. Con el
desarrollo de placa arteriosclerótica, los microvasos que proceden
del vasa vasórum adventicio se extiende a la media y túnica íntima
engrosadas. Esta red vascular se hace más extensiva cuando la placa
empeora y disminuya con la regresión de la placa.
La hemorragia de estos microvasos puede
precipitar súbitamente la expansión y rotura de la placa, en
asociación con disección arterial, ulceración, o trombosis. Se ha
propuesto, también, que la pérdida de proteínas del plasma de estos
microvasos puede atraer infiltrados inflamatorios a la región y
estas células inflamatorias pueden contribuir al rápido crecimiento
de placa arteriosclerótica y a complicaciones asociadas (por edema e
inflamación locales).
Según otro aspecto de la invención, paclitaxel y
análogos o derivados se han de utilizar para tratar obstrucciones
neoplásticas. Brevemente, tal como se utiliza en la presente memoria
descriptiva, una "\cdotobstrucción neoplástica" se deberá
entender que incluye cualquier obstrucción neoplástica (benigna o
maligna) de un tubo corporal independientemente de la situación del
tubo o del tipo histológico de malignidad presente. Ejemplos
representativos incluyen enfermedades gastrointestinales [por
ejemplo, carcinoma bucal-faríngeo (adenocarcinoma,
carcinoma esofágico (célula escamosa, adenocarcinoma, linfoma,
melanoma), carcinoma gástrico (adenocarcinoma, linitis plástica,
linfoma, leiomicosarcoma), tumores de intestino delgado (adenomas,
leiomiomas, lipomas, adenocarcinomas, linfomas, tumores
carcinoides), cáncer de colon (adenocarcinoma) y cáncer anorrectal];
enfermedades del tracto biliar [por ejemplo, neoplasma que resulta
en obstrucción biliar tal como carcinoma pancreático (adenocarcinoma
ductal, tumores de células de islotes, cistadenocarcinoma),
colangiocarcinoma y carcinoma hepatocelular]; enfermedades
pulmonares [por ejemplo, carcinoma de pulmón y/o vías de conducción
traqueales/bronquiales (cáncer de pulmón de células pequeñas, cáncer
de pulmón de células no pequeñas); enfermedades reproductoras
femeninas (por ejemplo, malignidad de los tubos de Falopio, cáncer
uterino, cáncer cervical, cáncer vaginal); enfermedades
reproductoras masculinas (por ejemplo, cáncer testicular, cáncer del
epidídimo, tumores del conducto deferente, cáncer prostático,
hipertrofia prostática benigna); y enfermedades de las vías
urinarias (por ejemplo, carcinoma de células renales, tumores de la
pelvis renal, tumores del sistema de acumulación de orina tal como
carcinoma de células de transición, carcinoma de vejiga, y
obstrucción uretral debida e estrechamientos benignos o
malignos.
Por ejemplo, hiperplasia prostática benigna (BPH)
es el agrandamiento de la próstata, particularmente la porción
central de la glándula que circunda la uretra, que ocurre en
respuesta a estimulación andrógena prolongada. Afecta a más del 80%
de los hombres de más de 50 años de edad. Este agrandamiento puede
resultar en compresión de la porción de la uretra que atraviesa la
próstata, que resulta en la obstrucción de las vías de flujo de la
vejiga, es decir, se requiere una presión de la vejiga anormalmente
alta para generar flujo urinario; en 1980, 367.000 recesiones
transuretrales de la próstata se llevaron a cabo en los Estados
Unidos como tratamiento por BPH. Otros tratamientos incluyen
medicación, esfinterotomía transuretral, láser o microondas
transuretrales, hipertermia transuretral, ultrasonidos
transuretrales, microondas transrrectal, hipertermia transrrectal,
ultrasonidos transrrectales y extirpación quirúrgica. Todos tienen
desventajas que incluyen interrupción del mecanismo del esfínter que
resulta en incontinencia y formación de estrechamientos.
Con el fin de tratar enfermedades neoplásticas,
tales como las enumeradas más arriba, una amplia variedad de agentes
terapéuticos (con o sin excipiente polímero) se pueden administrar a
la porción externa de la vía de conducción del cuerpo, o a las
células del músculo liso, vía la parte adventicia de la vía de
conducción del cuerpo. Agentes terapéuticos particularmente
preferidos a este respecto incluyen agentes
anti-angiogénicos,
anti-proliferantes o
anti-neoplásticos tratados más arriba, que incluyen,
por ejemplo, compuesto que interrumpen la función de microtubos,
tales como paclitaxel y sus derivados o análogos.
Por ejemplo, en una realización preferida, una
aguja o catéter es guiado dentro de la glándula prostática adyacente
a la uretra, vía la ruta transuretral (o alternativamente, por vía
transperineal) con ayuda de ultrasonidos y a través de esto
administrar un agente terapéutico, preferiblemente en varios
cuadrantes del glande, y particularmente alrededor de la uretra. La
aguja o catéter se puede situar, también, por palpación directa o
mediante guía endoscópica, fluoroscópica, de CT o MRI y administrada
a intervalos. Como alternativa, la colocación de gránulos también se
puede realizar vía un catéter o trocar. Los procedimientos de más
arriba se pueden conseguir solos o en conjunción con un tubo de
malla metálica, colocado en la uretra prostática. Evitando la
instrumentación uretral o lesión a la uretra, el mecanismo del
esfínter permanecerá intacto, evitando la incontinencia, y un
estrechamiento es menos probable.
De acuerdo con otros aspectos de la invención es
útil prevenir o tratar las enfermedades inflamatorias que causan la
obstrucción de una vía de conducción del cuerpo. Las enfermedades
inflamatorias incluyen la inflamación aguda y la inflamación
crónica, que resulta en la obstrucción de una variedad de conductos
del cuerpo. Ejemplos representativos incluyen vasculitis [(por
ejemplo, arteritis de células gigantes (arteritis temporal,
arteritis de Takayasu), poliarteritis nudosa, angitis alérgica y
granulomatosis (enfermedad de Churg-Strauss),
síndrome de superposición por poliangiitis, vasculitis de
hipersensibilidad (púrpura de Henoch-Schonlein),
enfermedad del suero, vasculitis inducida por fármacos, vasculitis
infecciosa, vasculitis neoplástica; vasculitis asociada con
trastornos del tejido conectivo, vasculitis asociada con
deficiencias congénitas del sistema complementario], granulomatosis
de Wegener, enfermedad de Kawasaki, vasculitis del sistema nervioso
central, enfermedad de Buerger y esclerosis sistémica); enfermedades
del tracto gastrointestinal (por ejemplo, pancreatitis, enfermedad
de Crohn, colitis ulcerosa, proctitis ulcerosa, colangitis
esclerósica primaria, estrechuras benignas de cualquier causa que
incluyen ideopáticas (por ejemplo, estrechuras de los conductos
biliares, esófago, duodeno, intestino delgado o colon); enfermedades
del sistema respiratorio (por ejemplo, asma, neumonitis de
hipersensibilidad, asbestosis, silicosis, y otras formas de
neumoconiosis, bronquitis crónica y enfermedad crónica obstructiva
de las vías respiratorias; enfermedades de los órganos lagrimales
(por ejemplo, estrechamiento de todas las causas que incluyen
ideopáticas); y enfermedades de la trompa de Eustaquio (por ejemplo,
estrechamiento de todas las causas que incluyen ideopáticas).
Según todavía otros aspectos, la invención se
proporciona útil para tratar o prevenir enfermedades infecciosas que
están asociadas con, o son causantes de, la obstrucción de una vía
de conducción del cuerpo. Brevemente, las enfermedades infeccionas
incluyen diversos procesos infecciosos crónicos y agudos que pueden
resultar en obstrucción de las vías de conducción del cuerpo, que
incluyen por ejemplo, obstrucciones del sistema reproductor
masculino (por ejemplo, estrechuras debidas a uretritis,
epididimitis, prostatitis); obstrucciones del sistema reproductor
femenino (por ejemplo, vaginitis, cervicitis, enfermedad
inflamatoria pélvica (por ejemplo, tuberculosis, gonococos,
clamidia, enterococos y sífilis); obstrucciones de las vías
urinarias (por ejemplo, cistitis, uretritis); obstrucciones de las
vías respiratorias (por ejemplo, bronquitis crónica, tuberculosis,
otras infecciones micobacterianas (MAI, etc), infecciones
anaeróbicas, infecciones por hongos e infecciones parasitarias) y
obstrucciones cardiovasculares (por ejemplo, aneurismas micóticos y
endocarditis infectiva).
Con el fin de tratar enfermedades infecciosas,
tales como las descritas más arriba, una amplia variedad de agentes
terapéuticos (con o sin un excipiente) se puede administrar a la
porción externa de la vía de conducción del cuerpo o a la células
del músculo liso vía la adventicia de la vía de conducción del
cuerpo.
Tal como se describe más arriba, composiciones
terapéuticas proporcionadas por la invención se pueden formular en
una variedad de formas (por ejemplo, microesferas, pastas, películas
o pulverizaciones). Además, las composiciones se pueden formular
para contener más de un agente terapéutico, para contener una
variedad de compuestos adicionales, para tener ciertas propiedades
físicas (por ejemplo, elasticidad, un punto de fusión particular, o
una velocidad de desprendimiento especificada). En ciertas
realizaciones, las composiciones se pueden combinar con el fin de
conseguir un efecto deseado (por ejemplo, diversas preparaciones de
microesferas se pueden combinar con el fin de conseguir un
desprendimiento rápido o lento o prolongado de uno más factores
anti-angiogénicos).
Agentes y composiciones terapéuticos
proporcionadas por la presente invención se pueden administrar solos
o en combinación con vehículos farmacéutica o fisiológicamente
aceptables, excipientes o diluyentes. Generalmente, tales vehículos
deberán ser no tóxicos para receptores a las dosis y concentraciones
empleadas. Ordinariamente, la preparación de tales composiciones
supone combinar el agente terapéutico con tampones, antioxidantes
tales como ácido ascórbico, polipéptidos de bajo peso molecular
(menos de aproximadamente 10 restos), proteínas, aminoácidos,
carbohidratos que incluyen glucosa, sacarosa, o dextrinas, agentes
quelantes tales como EDTA, glutationa, y otros estabilizantes y
excipientes. Disoluciones salinas tamponadas neutras o disoluciones
salinas mezcladas con seroalbúmina no específica son diluyentes
ejemplares apropiados.
Tal como se propone más arriba, agentes
terapéuticos, composiciones terapéuticas o composiciones
terapéuticas proporcionadas en la presente memoria descriptiva, se
pueden preparar para administración por una variedad de rutas
diferentes, que incluyen, por ejemplo, directamente a una vía de
conducción del cuerpo bajo visión directa (por ejemplo, en el
momento de la cirugía o vía procedimientos endoscópicos) o vía
administración percutánea de fármacos a la superficie (adventicial)
exterior de la vía de conducción del cuerpo (por ejemplo,
administración perivascular). Otras rutas representativas de
administración incluyen gastroscopia, ECRP y colonoscopia, que no
requieren procedimientos de operación completos y hospitalización,
pero pueden requerir la presencia de personal médico.
Brevemente, la administración de fármacos
perivasculares supone la administración percutánea de formulaciones
terapéuticas localizadas (con frecuencia desprendimiento sostenido,
usando una aguja o catéter dirigidos vía una guía por ultrasonidos,
CT, fluoroscópica, MRI o endoscópica al sitio de la enfermedad.
Alternativamente, el procedimiento se puede llevar a cabo
intra-operativamente bajo visión directa o con guía
de formación de imagen adicional. Tal procedimiento se puede llevar
a cabo, también, en conjunción con procedimientos endovasculares
tales como angioplastia, aterectomía, o por implantación de un tubo
de malla metálica o en asociación con un procedimiento arterial
operativo, tales como endarterectomía, restauración de vasos o
injertos o inserción de un injerto.
Por ejemplo, en una realización, formulaciones
polímeras de paclitaxel se pueden inyectar en la pared vascular o
aplicarse la superficie adventicial, que permite concentraciones de
fármacos para permanecer las más altas en regiones en las que más se
necesita actividad biológica. Esto tiene el potencial de reducir el
"fracaso" local del fármaco que puede acentuarse por el
continuo flujo de sangre sobre la superficie de un dispositivo de
administración de fármaco endovascular (tal como un tubo de malla
metálica con revestimiento de fármaco). La administración de agentes
terapéuticos eficaces a la superficie externa del tubo vascular
puede reducir la obstrucción del tubo y reducir el peligro de
complicaciones asociadas con manipulaciones intravasculares (tales
como reestenosis, embolización, trombosis, rotura de placas y
toxicidad sistémica por fármacos).
Por ejemplo, en un paciente con estrechamiento de
la arteria femoral superficial, angioplastia con globo se llevará a
cabo de la manera normal (es decir, hacer pasar un catéter para
angioplastia con globo bajo la arteria por encima de un alambre de
guía e inflar el globo a través de la lesión). Antes de, al tiempo
que, o después de la angioplastia, una aguja se deberá insertar a
través de la piel con guía de ultrasonido, fluoroscopia, o CT y un
agente terapéutico (por ejemplo, paclitaxel impregnado en un
polímero de desprendimiento lento) se infiltrará a través de la
aguja o catéter, de manera circunferencial, directamente alrededor
del área de estrechamiento de la arteria. Esto se podría llevar a
cabo alrededor de cualquier arteria, vena o injerto, pero candidatos
ideales para esta intervención incluyen enfermedades de las arterias
carótida, coronaria, ilíaca, femoral corriente, femoral superficial
y poplítea y en el sitio de anastomosis de injerto. Sitios venosos
lógicos incluyen infiltración alrededor de venas en las que están
insertados catéteres residentes.
Los agentes terapéuticos, composiciones
terapéuticas y composiciones farmacéuticas proporcionadas en la
presente memoria descriptiva se pueden depositar en recipientes,
junto con material de envasado que proporciona instrucciones
referentes al uso de tales materiales. Generalmente, tales
instrucciones incluyen una expresión tangible que describe la
concentración de reactivo, así como en ciertas realizaciones,
cantidades relativas de ingredientes de excipientes o diluyentes
(por ejemplo, agua, disolución salina o PBS) que pueden ser
necesarias para reconstituir el factor
anti-angiogénico, composición
anti-angiogénica o composición farmacéutica.
Los ejemplos que siguen se ofrecen a modo de
ilustración y no en forma de limitación.
Ejemplo
1
Tal como se propone más arriba, la presente
invención usa una variedad de composiciones de fármacos que
contienen polímeros, que se pueden utilizar en una variedad de
situaciones clínicas. Por ejemplo, las composiciones se pueden
producir:
(1) en forma de "termopasta" que se aplica,
en un sitio deseado, en forma de fluido y endurece para formar un
sólido con la forma deseada, a una temperatura especificada (por
ejemplo, la temperatura del cuerpo);
(2) en forma de pulverización (es decir,
"nanopulverización") que se puede administrar en un sitio
deseado directamente o mediante un aparato especializado (por
ejemplo, endoscopia), y que subsiguientemente endurece para formar
un sólido que se adhiere al tejido al que se aplica;
(3) en forma de película polímera cargada con
fármaco, adherente, flexible y elástica, aplicada a un sitio deseado
directamente o mediante un aparato especializado, y que
preferiblemente se adhiere al sitio en el que se aplica; y
(4) en forma de fluido compuesto con una
suspensión de microesferas en un medio de vehículo apropiado, que se
aplica en un sitio deseado directamente o vía un aparato
especializado, y que deja una capa de microesferas en el sitio de
aplicación.
Ejemplos representativos de cada una de las
realizaciones de más arriba se exponen más abajo con más
detalle.
Los reactivos y equipos que se utilizan en los
siguientes experimentos incluyen una jeringa de vidrio estéril (1
mL), placa/agitador caliente de Corning, vial de centelleo de vidrio
de 20 mL, moldes (por ejemplo, bandeja de DSC de 50 \muL o porción
interior de tapa de tubo de centrífuga de 50 mL), escalpelo y
pinzas, policaprolactona ("PCL" - peso molecular de 10.000 a
20.000; Polysciences, Warrington, Pennsylvania USA), y paclitaxel
(calidad Sigma 95% de pureza como mínimo).
Se colocan 5,00 g de policaprolactona
directamente en un vial de centelleo de vidrio de 20 mL. Se
introduce el vial en un vaso de precipitados de 600 mL que contiene
50 mL de agua. Se calienta suavemente el vaso de precipitados a 65ºC
y se mantiene a esa temperatura durante 20 minutos. Esto permite que
el polímero funda. Se mezcla completamente un peso conocido de
paclitaxel u otro inhibidor de angiogénesis en el polímero fundido a
65ºC. Se vierte el polímero fundido en molde
pre-calentado (en estufa a 60ºC). Se usa una
espátula para ayudar en el proceso de vertido. Se permite que el
molde se enfríe, de modo que el polímero solidifica. Cortar o romper
el polímero en trozos pequeños (aproximadamente un tamaño de 2 mm
por 2 mm). Estos trozos se colocan en una jeringa de vidrio de 1 mL.
Se separa el émbolo de la jeringa de vidrio de 1 mL (no separar la
tapa del extremo) y se le coloca en una balanza. Se pone a cero la
balanza.
Se pesan 0,5 g de los trozos directamente en el
extremo abierto de la jeringa. Se coloca la jeringa de vidrio en
posición vertical (extremo tapado hacia abajo) en un vaso de
precipitados de 500 mL que contiene agua destilada a 65ºC (que viene
de la placa caliente), de manera que no penetre agua en el tubo. El
polímero funde completamente en 10 minutos, en este aparato. Cuando
los trozos de polímero han fundido, se separa el tubo del baño de
agua, se le mantiene horizontalmente y se separa la tapa. Se inserta
el émbolo en el tubo y se comprime el polímero fundido para dar una
masa viscosa en el extremo superior del tubo. Se tapa la jeringa y
se deja enfriar a temperatura ambiente.
Para aplicación, la jeringa se puede volver a
calentar a 60ºC y administrar en forma líquida que solidifica cuando
se enfría a la temperatura del cuerpo.
Nanopulverización es una suspensión de pequeñas
microesferas en disolución salina. Si las microesferas son muy
pequeñas (es decir, diámetro inferior a 1 \mum) forman un coloide,
de manera que la suspensión no sedimentará por gravedad. Tal como se
describe más abajo con más detalle, una suspensión de microesferas
de 0,1 \mum a 1 \mum se puede preparar apropiada para deposición
sobre tejido mediante un aerosol accionado a mano. El equipo y
materiales que se deben utilizar para producir nanopulverización
incluye un vaso de precipitados de 200 mL con camisa calefactora de
agua (Kimax o Pirex), baño Haake con circulación de agua, agitador
superior y regulador con 50,8 mm de diámetro (agitador de acero
inoxidable de tipo hélice de 4 álabes; marca Fisher), vaso de
precipitados de vidrio de 500 mL, placa/agitador caliente (marca
Corning), tubos de centrífuga de polipropileno de 4 x 50 mL
(Nalgene), viales de centelleo de vidrio con tapas de plástico,
centrífuga de mesa (Beckman), centrífuga de alta velocidad - modelo
de suelo (JS 21 Beckman), balanza analítica Mettler (AJ 100, o,1
mg), balanza digital de carga superior Mettler (AE 163, 0,01 mg),
pipeta automática (Wilson), extremos de la pipeta estériles, 20 mL
de aerosol accionado con bomba (Pfeiffer pharmaceuticals), campana
de flujo laminar, policaprolactona ("PCL" - peso molecular
10.000-20.000; Polisciences, Warrington,
Pennsylvania USA), etileno-acetato de vinilo (EVA)
"lavado" (véase más arriba), ácido
poli(DL)láctico ("PLA" peso molecular 15.000 a
25.000; Polysciences), poli(alcohol vinílico), peso molecular
124.000 a 186.000, 99% hidrolizado; Aldrich Chemical Co., Milwauke,
WI USA), diclorometano ("DCM" o "cloruro de metileno",
calidad HPLC de Fisher scientific), agua destilada, disolución
salina esterilizada (Becton y Dikeson o equivalente).
Según sea la disolución de polímero a preparar,
se pesan 1,00 g de PCL ó 0,50 g de cada uno de PLA y EVA lavada,
directamente en un vial de centelleo de vidrio de 20 mL. Usando un
cilindro graduado, se añaden 20 mL de DCM y el vial se tapa
ajustadamente. El vial se deja a temperatura ambiente (25ºC) durante
1 hora o hasta que todo el polímero se ha disuelto (ocasionalmente
se puede usar agitación manual). La disolución del polímero se puede
verificar visualmente; la disolución deberá estar transparente.
Etiquetar el vial con el nombre de la disolución y la fecha en que
fue preparada. Las disoluciones se almacenan a temperatura ambiente
y se usan en el espacio de dos semanas.
La disolución se puede preparar según el
procedimiento dado más abajo, o diluyendo la disolución de reserva
de PVA al 5% (peso/volumen) preparada para la producción de
microesferas (véase Ejemplo 2). Brevemente, 17,5 g de PVA se pesan
directamente en un vaso de precipitados de vidrio de 600 mL y se
añaden 500 mL de agua destilada. En el vaso de precipitados se
introduce una barra de agitación revestida de Teflón de 76,2 mm. Se
tapa el vaso de precipitados con una cubierta de vidrio para reducir
las pérdidas por evaporación. Se introduce el vaso de precipitados
en otro vaso de precipitados de 2.000 mL que contiene 300 mL de
agua. Éste actuará como baño de agua. Se agita el PVA a 300 rpm a
85ºC (que viene de una placa/agitador caliente) durante 2 horas
hasta que está completamente disuelto. La disolución del PVA se
puede determinar mediante verificación visual; la disolución deberá
estar transparente. Se usa una pipeta para transferir la disolución
a un recipiente de almacenamiento de vidrio con tapa con rosca y se
almacena a 4ºC durante un máximo de dos meses. La disolución se
deberá calentar a temperatura ambiente antes de uso o dilución.
Se introduce el montaje de agitación en una
campana de humos. Se vierten 100 mL de la disolución de PVA al 3,5%
en el vaso de precipitados de 200 mL con camisa de agua. Se conecta
el baño de agua Haake a este vaso de precipitados y se permite que
los contenidos se equilibren a 27ºC (\pm1ºC) durante 10 minutos.
Se regula la velocidad del agitador superior a 3.000 rpm (\pm200
rpm). Se sitúa el álabe del agitador superior del medio hacia abajo
de la disolución de PVA y se comienza la agitación. Se vierten, gota
a gota, 10 mL de la disolución de polímero (disolución de polímero
usada basada en el tipo de nanopulverización a producir) en el PVA
en agitación a lo largo de un período de 2 minutos usando una pipeta
automática de 5 mL. Después de 3 minutos, se ajusta la velocidad del
agitador a 2.500 rpm (\pm200 rpm) y se deja el montaje durante 2,5
horas. Después de 2,5 horas, se retira el álabe de agitación de la
preparación de nanopulverización y se lava con 10 mL de agua
destilada. Se permite que la disolución de lavado vaya a la
disolución de nanopulverización.
Se vierte la preparación de microesferas en un
vaso de precipitados de 500 mL. Se lava el baño, con camisa de agua,
con 70 mL de agua destilada. Se permite que la disolución de lavado
de 70 mL vaya a la preparación de microesferas. Se agita la
preparación de microesferas de 180 mL con una varilla de vidrio y se
vierten cantidades iguales de ella en cuatro tubos de centrífuga de
polipropileno de 50 mL. Se tapan los tubos. Se centrifugan los tubos
tapados a 10.000 g (\pm1.000 g) durante 10 minutos. Usar una
pipeta automática de 5 mL o succión a vacío, extraer 45 mL de la
disolución de PVA de cada gránulo de microesferas y desecharla.
Añadir 5 mL de agua destilada a cada tubo de centrífuga y usar un
torbellino para volver a poner en suspensión las microesferas en
cada tubo. Usando 20 mL de agua destilada, combinar las cuatro
suspensiones de microesferas en un solo tubo de centrífuga. Para
lavar las microesferas, centrifugar la preparación de
nanopulverización durante 10 minutos a 10.000 g (\pm1.000 g).
Extraer el material que sobrenada del gránulo de microesferas.
Añadir 40 mL de agua destilada y usar un torbellino para volver a
poner en suspensión las microesferas. Repetir este proceso dos veces
más para un total de tres lavados. Realizar un cuarto lavado, pero
usar solamente 10 mL (no 40 mL) de agua destilada cuando se vuelvan
a poner en suspensión los microesferas. Después del cuarto lavado,
transferir la preparación de microesferas a un vial de vidrio de
centelleo previamente pesado.
Tapar el vial y dejarlo estar durante 1 hora a
temperatura ambiente (25ºC) para permitir que las microesferas de 2
\mum y 3 \mum de diámetro sedimenten por gravedad. Después de 1
hora, extraer de la parte superior 9 mL de suspensión usando una
pipeta automática de 5 mL. Introducir los 9 mL en un tubo de
centrífuga de 50 mL estéril y tapado. Centrifugar la suspensión a
10.000 g (\pm1.000 g) durante 10 minutos. Desechar el material que
sobrenada y volver a poner en suspensión la píldora en disolución
salina estéril. La cantidad de disolución salina usada depende de la
concentración de suspensión requerida final (usualmente 10%
peso/volumen). Lavar completamente el aparato de aerosol en
suspensión salina estéril y añadir la suspensión de
nanopulverización al aerosol.
Para fabricar nanopulverización que contiene
paclitaxel, usar Paclitaxel (calidad Sigma, 955 de pureza). Para
preparar la disolución de reserva de fármaco polímero, pesar las
cantidad apropiada de paclitaxel directamente en un vial de
centelleo de vidrio de 20 mL. La cantidad apropiada se determina
sobre la base del porcentaje de paclitaxel a estar en la
nanopulverización. Por ejemplo, si se requería nanopulverización que
contenga 5% de paclitaxel, entonces la cantidad de paclitaxel pesada
sería 25 mg, ya que la cantidad de polímero añadido es 10 mL de un
polímero al 5% en disolución de DCM (véase el paso próximo).
Añadir 10 mL de la disolución apropiada de
polímero al 5%, al vial que contiene el paclitaxel. Tapar el vial y
agitar en forma de torbellino o remolinearlo a mano para disolver el
paclitaxel (comprobación visual para asegurarse de que el paclitaxel
está disuelto). Etiquetar el vial con la fecha en que se produjo.
Esto se ha de usar el día en que se produjo.
La expresión película se refiere a un polímero
conformado en una de muchas formas geométricas. La película debe ser
una hoja delgada y elástica de polímero o un disco de 2 mm de
espesor de polímero. Esta película está diseñada para ser colocada
sobre tejido expuesto, de manera que cualquier fármaco encapsulado
se desprende del polímero a lo largo de un largo período de tiempo
en el sitio del tejido. Las películas se pueden fabricar por varios
procedimientos, que incluyen, por ejemplo, colada y
pulverización.
En la técnica de colada, el polímero se funde y
se vierte en un molde o se disuelve en diclorometano y se vierte en
un molde. Luego, el polímero solidifica cuando se enfría o
solidifica cuando se evapora el disolvente, respectivamente. En la
técnica de pulverización, el polímero se disuelve en un disolvente y
se pulveriza sobre un vidrio; cuando el disolvente se evapora, el
polímero solidifica sobre el vidrio. Pulverización repetida hace
posible la transformación de polímero en forma de película que se
puede desprender del vidrio por pelado.
Los reactivos y equipamiento que se utilizaron en
estos experimentos incluyen un pequeño vaso de precipitados,
agitador de placa caliente de Corning, moldes para colada (por
ejemplo, tapas de tubos de centrífuga, de 50 mL) y aparato para
sujetar el molde, vial de de centelleo de vidrio de 20 mL (tipo de
inserción de plástico), vaporizador de TLC, depósito de gas que
contiene nitrógeno, policaprolactona ("PCL" - peso molecular
10.000 a 20.000; Polysciences), paclitaxel (de Sigma, 95% de
pureza), etanol, etileno-acetato de vinilo (EVA)
"lavado" (véase previamente), poli(ácido
(DL)-láctico) ("PLA" - peso molecular 15.000 a
25.000; Polysciences), diclorometano (calidad de HPLC, Fisher
Scientific).
Pesar un peso conocido de PCL directamente en un
vaso de precipitados de vidrio pequeño. Colocar el vaso de
precipitados en un vaso de precipitados más grande que contiene agua
(para que actúe como baño de agua) y colocarlo sobre la placa
caliente a 70ºC durante 15 minutos o hasta que el polímero haya
fundido completamente. Añadir un peso conocido de fármaco al
polímero fundido y agitar la mezcla totalmente. Para ayudar a la
dispersión del fármaco en el PCL fundido, el fármaco se puede poner
en suspensión/disolución en un volumen pequeño (<10% del volumen
del PCL fundido) de etanol de 100%. Esta suspensión en etanol se
mezcla, luego, con el polímero fundido. Verter el polímero fundido
en un molde y dejarlo enfriar. Después del enfriamiento, almacenar
la película en un
recipiente.
recipiente.
Pesar un peso conocido de PCL directamente en un
vial de centelleo de vidrio de 20 mL y añadir suficiente DCM para
obtener una disolución de 10% peso/volumen. Tapar el vial y mezclar
la disolución. Añadir paclitaxel suficiente a la disolución para
conseguir la concentración de paclitaxel final deseada. Usar
agitación a mano o formando torbellino para disolver el paclitaxel
en la disolución. Dejar la disolución en reposo durante una hora
(para disminuir la presencia de burbujas de aire) y, luego, verterla
lentamente en el molde. El molde usado se basa en la forma
requerida. Colocar el molde en la campana de humos toda la noche.
Esto permitirá evaporar el DCM. Dejar la película en el molde para
almacenarla o desprenderla y almacenarla en un recipiente cerrado
herméticamente.
Pesar suficiente polímero directamente en un vial
de centelleo de vidrio de 20 mL y añadir suficiente DCM para
alcanzar una disolución al 2% peso/volumen. Taponar el vial y
mezclar la disolución para disolver el polímero (agitar a mano).
Instalar los moldes en posición vertical en un aparato apropiado
para sujeción de los moldes en la campana de humos. Situar este
aparato de sujeción del molde de 152 mm a 305 mm por encima del
suelo de la vitrina de humos en un soporte apropiado (por ejemplo,
vaso de precipitados de vidrio de 200 mL invertido) para facilitar
la pulverización horizontal. Usar una pipeta automática, transferir
un volumen apropiado (5 mL mínimo) de la disolución de polímero al
2% a un vial de centelleo de vidrio de 20 mL separado. Añadir
suficiente paclitaxel a la disolución y disolverlo agitando a mano
el vial taponado. Para preparar la pulverización, retirar el tapón
de este vial y sumergir el cuerpo (solamente) de un pulverizador de
TLC en la disolución de polímero.
Observación. El depósito del pulverizador no se
usa en este procedimiento - el vial de vidrio de 20 mL actúa como
depósito.
Conectar el depósito de nitrógeno a la entrada de
nitrógeno del pulverizador.
Gradualmente aumentar la presión hasta que
comienza la pulverización. Tomar nota de la presión y usar esta
presión en todo el procedimiento. Para pulverizar los moldes, usar
pulverizaciones oscilantes durante 5 segundos con un tiempo de
secado de 15 segundos entre pulverizaciones. Durante el tiempo de
secado, doblar con los dedos la tubería del gas para evitar la
pérdida de pulverización. La pulverización continúa hasta que un
espesor adecuado de polímero se deposita sobre el molde. El espesor
se basa en la demanda. Dejar las películas pulverizadas unidas a los
moldes y almacenar en recipiente cerrados herméticamente.
Nanopasta es una suspensión de microesferas
suspendidas en un gel hidrófilo. De acuerdo con un aspecto de la
invención, el gel o pasta se puede untar sobre un tejido como método
de situar microesferas cargadas de fármaco próximo al tejido
objetivo. Al ser a base de agua, la pasta pronto se diluye con los
fluidos corporales causando una disminución de la pegajosidad de la
pasta y la tendencia de las microesferas a depositarse en el tejido
cercano. Un pozo de fármaco encapsulado en microesferas se sitúa,
por ello, próximo al tejido objetivo.
Los reactivos y equipamiento que se utilizaron en
estos experimentos incluyen vasos de precipitados de vidrio,
Carbopol 925 (calidad farmacéutica, Goodyear Chemical Co.), agua
destilada, hidróxido sódico (1M) en disolución en agua, disolución
de hidróxido sódico (5 M) en disolución en agua, microesferas en el
intervalo de tamaños de 0,1 a 3 \mum suspendidas en agua al 20%
peso/volumen (véase precedentemente).
Añadir una cantidad suficiente de Carbopol a
hidróxido sódico 1 M para obtener una disolución al 5%. Para
disolver el Carbopol en el hidróxido sódico 1 M, dejar reposar la
mezcla durante una hora aproximadamente. Durante este período de
tiempo, remover la mezcla usando una varilla de vidrio. Después de
una hora, medir el pH de la mezcla. Un pH bajo, indica que el
Carbopol no está completamente disuelto. El pH que se debe conseguir
es 7,4. Usar hidróxido sódico 5 M para ajustar el pH. Esto se
consigue añadiendo lentamente gotas de hidróxido sódico 5 M a la
mezcla, agitando la mezcla y midiendo el pH de la mezcla. Usualmente
se tarda aproximadamente una hora para ajustar el pH a 7,4. Una vez
que se ha conseguido el pH de 7,4, tapar el gel y dejarlo reposar
durante 2 a 3 horas. Después de este período de tiempo, comprobar el
pH para asegurarse de que todavía está a 7,4. Si ha cambiado,
repetir el proceso hasta que se consigue el pH deseado y es estable.
Marcar el recipiente con el nombre del gel y la fecha. El gel se ha
de usar para fabricar nanopasta dentro de la siguiente semana.
Añadir suficientes microesferas de 0,1 \mum a 3
\mum a agua para producir una suspensión al 20% de microesferas.
Introducir 8 mL del Carbopol al 5% peso/volumen en un vaso de
precipitados de vidrio. Usando una varilla de vidrio o una espátula
mezcladora, agitar la mezcla para dispersar completamente las
microesferas por todo el gel. Usualmente, en esto se tarda 30
minutos. Una vez que las microesferas se han dispersado en el gel,
introducir la mezcla en un tarro de almacenamiento. Almacenar el
tarro a 4ºC. Se debe usar no más tarde de un mes.
Ejemplo
2
El equipo que se prefiere para la fabricación de
microesferas descritas más abajo incluye: una vaso de precipitados
de 200 mL con camisa de agua (Kimax o Pyrex), baño con circulación
de agua Haake, agitador elevado y regulador de 50,5 mm de diámetro
(agitador de acero inoxidable del tipo de hélice de 4 aspas - marca
Fisher), vaso de precipitados de vidrio de 500 mL, placa de
calefacción/agitador (marca Corning), tubos para centrífuga de
polipropileno de 4 x 50 mL (Nalgene), viales de centelleo de vidrio
con tapón de plástico, centrífuga de sobremesa (GPR Beckman),
centrífuga de alta velocidad - modelo de suelo (JS 212 Beckman),
balanza analítica Mettler (AJ 100, 0,1 mg), balanza digital de carga
superior Mettler (AE 163, 0,01 mg), pipeta automática (Gilson). Los
reactivos incluyen policaprolactona (("PCL" - peso molecular
10.000 a 20.000; Polysciences, Warrington Pennsylvania, USA),
etileno-acetato de vinilo ("EVA") "lavado"
(véase más adelante Método de "lavado"), poli(ácido
(DL)láctico) ("PLA" - peso molecular 15.000 a 25.000;
Polysciences), poli(alcohol vinílico) ("PVA" - peso
molecular 124.000 a 186.000, hidrolizado al 99%; Aldrich Chemical
Co., Milwaukee WI, USA), diclorometano ("DCM" o "cloruro de
metileno"; calidad HPLC Fisher scientific), y agua destilada.
Dependiendo de la disolución de polímero a
preparar, 1,00 g de PCL o de PLA ó 0,50 g de cada uno de PLA y EVA
lavado se pesan directamente en un vial de centelleo de vidrio de 20
mL. A continuación se añaden 20 mL de DCM, y el vial se tapona
herméticamente. El vial se almacena a temperatura ambiente (25ºC)
durante una hora (ocasionalmente se puede usar agitación), o hasta
que todo el polímero se ha disuelto (la disolución deberá ser
transparente). La disolución se puede almacenar a temperatura
ambiente durante, al menos dos semanas.
25 g de PVA se pesan directamente en un vaso de
precipitados de vidrio de 600 mL. Se añaden 500 mL de agua
destilada, junto con una barra de agitación de 76 mm, revestida de
Teflón. El vaso de precipitados se cubre con vidrio para disminuir
las pérdidas por evaporación y se introduce en un vaso de
precipitados de vidrio de 2.000 mL, que contiene 300 ml de agua (que
actúa como baño de agua). El PVA se agita a 300 rpm a 85ºC (placa
caliente/agitador de Corning) durante 2 horas o hasta que esté
totalmente disuelto. La disolución del PVA se puede determinar por
comprobación visual; la disolución debe estar transparente. La
disolución se transfiere, luego, a un recipiente de almacenamiento
de vidrio con tapa de rosca y se almacena a 4ºC durante un máximo de
dos meses. Sin embargo, la disolución se debe calentar a temperatura
ambiente antes de uso o de dilución.
Tomando como base el tamaño de las microesferas a
fabricar (véase Tabla I), 100 mL de la disolución de PVA
(concentraciones dadas en la Tabla I) se introducen en el vaso de
precipitados de 200 mL, con camisa de agua, que contiene 300 mL de
agua (que actúa como baño de agua). El baño con circulación de agua
Haake se conecta con este vaso de precipitados y se permite que los
contenidos se equilibren a 27ºC (\pm1ºC) durante 10 min. Tomando
como base el tamaño de microesferas a producir (véase Tabla I), se
fija la velocidad de partida del agitador elevado y el álabe del
agitador elevado se sitúa en la parte media inferior en la
disolución de PVA. A continuación se pone en marcha el agitador y 10
mL de la disolución de polímero (disolución de polímero usada basada
en el tipo de microesferas a producir) se deja caer gota a gota,
luego, en el PVA en agitación durante un período de 2 minutos,
usando una pipeta automática de 5 mL. Después de 3 minutos, la
velocidad del agitador se ajusta (véase Tabla I) y la disolución se
agita durante 2,5 horas adicionales. El agitador de álabe se separa,
luego, de la preparación de microesferas y se lava con 10 mL de
aguas destilada de manera que la disolución de lavado escurra dentro
de la preparación de microesferas. La preparación de microesferas se
vierte, luego, en un vaso de precipitados de 500 mL y el baño de
camisa de agua se lava con 70 mL de agua destilada, que también se
deja escurrir en la preparación de microesferas. La preparación de
microesferas de 180 mL se agita, luego, con una varilla de vidrio, y
cantidades iguales se vierten en cuatro tubos de polipropileno de
centrífuga de 50 mL. Los tubos se taponan, luego, y se centrifugan
durante 10 minutos (fuerza dada en la Tabla I). Una pipeta
automática de 5 mL o succión a vacío se utiliza, luego, para extraer
45 mL de la disolución de PVA de cada gránulo de microesferas.
Concentraciones de PVA, velocidades de agitación, requisitos de fuerzas para cada serie | |||
de diámetros de microesferas | |||
Fase de producción | Series de diámetros de microesferas | ||
30 \pm \mum a 100 \mum | 10 \mum a 30 \mum | 0,1 \mum a 3 \mum | |
Concentración de PVA | 2,5% (peso/volumen), es | 5% (peso/volumen) (es | 3,5% (es decir, diluir la |
decir, diluir la reserva de | decir, reserva sin diluir) | reserva de 5% con agua | |
5% con agua destilada | destilada) | ||
Velocidad de agitación | 500 rpm \pm 50 rpm | 500 rpm \pm 50 rpm | 3.000 rpm \pm 200 rpm |
de partida | |||
Velocidad de agitación | 500 rpm \pm 50 rpm | 500 rpm \pm 50 rpm | 2.500 rpm \pm 200 rpm |
ajustada | |||
Fuerza centrífuga | 1.0 g \pm 100 g | 1.0 \pm 100 g | 10.000 g \pm 1.000 g |
(modelo de mesa) | (modelo de mesa) | (modelo de alta velocidad) |
5 mL de agua destilada se añaden, luego, a cada
tubo de la centrífuga, que después se remolinea para volver a poner
en suspensión las microesferas. Las cuatro suspensiones de
microesferas se combinan, después, en un tubo de centrífuga junto
con 20 mL de agua destilada y se centrifugan durante otros 10
minutos (fuerza dada en la Tabla I). Este proceso se repite dos
veces más para un total de tres lavados. Las microesferas se
centrifugan, luego, una última vez, y se vuelven a poner en
suspensión en 10 mL de agua destilada. Después del lavado final, la
preparación de microesferas se transfiere a un vial de centelleo de
vidrio previamente pesado. Se tapona el vial y se deja toda la noche
a temperatura ambiente (25ºC) con el fin de permitir que las
microesferas sedimenten por gravedad. Las microesferas que caen
dentro de la serie de tamaños de 0,1 \mum a 3 \mum no sedimentan
por gravedad, y por tanto se dejan en la suspensión de 10 mL.
Después de que las microesferas han permanecido a
temperatura ambiente durante toda la noche, una pipeta automática de
5 mL o succión a vacío se usa para extraer las materias que
sobrenadan por encima de las microesferas sedimentadas. Se permite
que las microesferas se sequen en el vial destapado en un cajón
durante un período de una semana o hasta que estén totalmente secas
(hasta peso constante del vial). Un secado más rápido se puede
conseguir dejando el vial destapado bajo una corriente suave de gas
que contiene nitrógeno (flujo de aproximadamente 10 mL/min) en la
vitrina de humos. Cuando esté totalmente seco (peso constante del
vial), el vial se pesa y se tapona. El vial etiquetado y taponado se
almacena a temperatura ambiente en un cajón. Las microesferas
normalmente no están almacenadas más de 3 meses.
Esta serie de tamaños de microesferas no
sedimentarán, así que permanecen en suspensión a 4ºC durante un
máximo de cuatro semanas. Para determinar la concentración de
microesferas en la suspensión de 10 mL, una muestra de 200 \muL de
la suspensión se pipetea a un tubo de microcentrifugación,
previamente pesado, de 1,5 mL. El tubo se centrifuga, luego, a
10.000 g (microcentrífuga de mesa Eppendorf), el material que
sobrenada se separa y se deja secar el tubo a 50ºC durante toda la
noche. Se vuelve a pesar el tubo con el fin de determinar el peso de
microesferas secadas en el tubo.
Con el fin de preparar microesferas que contienen
paclitaxel, una cantidad apropiada de paclitaxel pesado (basado en
el porcentaje de paclitaxel a encapsular) se introduce directamente
en un vial de centelleo de vidrio de 20 mL. 10 mL de una disolución
de polímero apropiado se añade, luego, al vial que contiene el
paclitaxel, el cual se remolinea, luego, hasta que el paclitaxel se
ha disuelto.
Las microesferas que contienen paclitaxel se
pueden producir, luego, esencialmente tal como se describe más
arriba en las etapas de (C) a (E).
Ejemplo
3
Se fabricaron microesferas a partir de poli(ácido
(DL) láctico), poli(metacrilato de metilo) (PMMA),
policaprolactona (PCL) y etileno-acetato de vinilo
(EVA):PLA al 50:50 esencialmente tal como se describe en el Ejemplo
2. El tamaño oscilaba entre 10 y 100 \mum, con un diámetro medio
de 45 \mum.
Sangre humana se obtuvo de voluntarios sanos. Los
neutrófilos (glóbulos blancos de la sangre) se separaron de la
sangre usando sedimentación con dextrano y técnicas de
centrifugación de Ficoll Hypaque. Los neutrófilos se pusieron en
suspensión a 5 millones de células por mL en disolución salina
tamponada de Hanks ("HBSS").
Los niveles de activación de neutrófilos se
determinaron por la generación de especies de oxígeno reactivo tal
como se determina por quimiluminiscencia. En particular, la
quimiluminiscencia se determinó usando un luminómetro LKB con un
mejorador de luminal de 1uM. El pre-revestimiento
de plasma (u opsonización) de microesferas se llevó a cabo poniendo
en suspensión 10 mg de microesferas en 0,5 mL de plasma y
revolviendo a 37ºC durante 30 minutos.
Las microesferas se lavaron, luego, en 1 ml de
HBSS y los gránulos de microesferas centrifugadas se añadió a la
suspensión de neutrófilos a 37ºC en el tiempo t=0. Las superficies
de las microesferas se modificaron usando un tensioactivo denominado
Pluronic F 127 (BASF) poniendo en suspensión 10 mg de microesferas
en 0,5 mL de disolución al 2% peso/peso de F 127 en HBSS durante 30
min a 37ºC. Las microesferas se lavaron, luego, dos veces en 1 mL de
HBSS antes de añadir a neutrófilos o al plasma para posterior
pre-revestimiento.
La figura 1 presenta que las microesferas no
tratadas dan valores de quimiluminiscencia inferiores a 50 mV. Estos
valores representan niveles bajos de activación de neutrófilos. A
título de información, microcristales inflamatorios pueden dar
valores próximos a 1.000 mV, y activadores químicos solubles pueden
dar valores próximos a 5.000 mV. Sin embargo, cuando las
microesferas están pre-revestidas con plasma, todos
los valores de quimiluminiscencia se amplían al intervalo de 100 a
300 mV (véase figura 1). Estos valores de respuesta o activación de
neutrófilos se pueden considerar ligeramente inflamatorios. El PMMA
dio la respuesta más grande y se podría mirar como la más
inflamatoria. PLA y PCL se llegan a ser tres a cuatro veces más
potentes en la activación de neutrófilos después del
pre-tratamiento de plasma (u opsonización), pero hay
poca diferencia entre los dos polímeros a este respecto. EVA:PLA no
es probable que se usen en formulaciones de angiogénesis, ya que las
microesferas son difíciles de secar y volver a suspender en
amortiguador acuoso. Este efecto de plasma se denomina opsonización
y resulta de la adsorción de anticuerpos o moléculas de complementos
sobre la superficie. Estas especies adsorbidas interactúan con
receptores sobre glóbulos blancos de la sangre y causan una
activación ampliada de las células.
Las figuras 2-5 describen los
efectos del pre-revestimiento con plasma de PCL, y
EVA:PLA respectivamente así como muestra el efecto del
pre-revestimiento con Pluronic F127 antes del
pre-revestimiento con plasma de microesferas. Todas
estas figuras presentan el mismo efecto: (1) el
pre-revestimiento con plasma amplía la respuesta;
(2) el pre-revestimiento con Pluronic F127 no tiene
ningún efecto por sí mismo; (3) la respuesta ampliada de neutrófilos
causada por pre-revestimiento con plasma se puede
inhibir fuertemente pre-tratando la superficie de
las microesferas con 2% de Pluronic F127.
La naturaleza de las especies de proteína
adsorbidas del plasma se estudió por electroforesis. Usando este
método, se demostró que pre-tratar la superficie
polímera con Pluronic F127 inhibía la adsorción de anticuerpos a la
superficie polímera.
Las figuras 6-9 muestra,
asimismo, el efecto de pre-revestir microesferas de
PCL, PMMA, PLA ó EVA:PLA (respectivamente) con IgG (2 mg/mL) ó 2% de
Pluronic F127 y luego IgG (2 mg/mL). Según se puede comprobar en
estas figuras, la respuesta ampliada causada por
pre-revestir microesferas con IgG se puede inhibir
por tratamiento con Pluronic F127.
Este resultado demuestra que
pre-tratando la superficie polímera de los cuatro
tipos de microesferas con Pluronic F127, se puede inhibir la
respuesta "inflamatoria" de neutrófilos a microesferas.
Ejemplo
4
500 microgramos de paclitaxel o de baccatin (un
análogo de paclitaxel, disponible de Inflazyme Pharmaceuticals Inc.,
Vancouver, British Columbia, Canada) se disuelven en 1 mL de una
mezcla 50:50, en dcm, de ELVAX:poli(ácido
1-láctico). Las microesferas se preparan, luego, en
un aparato de disolución (aparato de pruebas de disolución de seis
husillos, Vanderkanp, Van Kell Industries Inc., USA) en triplicado a
200 rpm, 42ºC, durante 3 horas. Las microesferas así preparadas se
lavan dos veces en agua y se clasifican por tamaños en el
microscopio.
La determinación de la encapsulación de
paclitaxel es emprendida en un análisis de UV/VIS a 237 nm de
excitación, emisión a 325 nm; los resultados de fluorescencia se
presentan entre corchetes [ ]. Utilizando los procedimientos
descritos más arriba, 58 \mug (\pm12 \mug [75 \mug] (\pm25
\mug) de paclitaxel se pueden encapsular de un total de 500 \mug
de material de partida. Esto representa 12% (\pm2,4%) [15%
(\pm5%)] del peso original, ó 1,2% (\pm0,25%) [1,5% (\pm0,5%)]
en peso del polímero. Después de 18 horas de volteo, en una estufa a
37ºC, 10,3% (\pm10%) [6% (\pm5,6%)] del paclitaxel total se
había desprendido de las microesferas.
Para baccatin, 100 \pm15 \mug [83 \pm23
\mug] de baccatin se pueden encapsular de un total de 500 \mug
de material de partida. Esto representa un 20% (\pm3%) [17%
(\pm5%)] del peso original de baccatin, y 2% (\pm 0,3%) [1,7%
(\pm0,5%)] en peso del polímero. Después de 18 horas de volteo en
una estufa a 37ºC, 55% (\pm 13%) [60% (\pm 23%)] del baccatin se
desprende de las microesferas.
Ejemplo
5
Este ejemplo describe la preparación de
microesferas con carga de paclitaxel compuestas con una mezcla de
poli(ácido d,l-láctico) biodegradable y copolímero
de etileno-acetato de vinilo no biodegradable.
Además, se prueba la velocidad de desprendimiento in vitro y
la actividad anti-angiogénica de paclitaxel
desprendido de microesferas situadas en una CAM.
Los reactivos que se utilizan en estos
experimentos incluyen paclitaxel, que está disponible de Sigma
Chemical Co. (St. Louis, MO); PLA (peso molecular
15.000-25.000) y EVA (60% de acetato de vinilo)
(disponible de Polysciences, Warrington,PA); poli(alcohol
vinílico (PVA) (peso molecular 24.000-186.000, 99%
hidrolizado, disponible de Aldrich Chemical Co.,Milwauke, WI) y
diclorometano (DCM) (calidad HPLC, disponible de Fisher Scientific
Co.). Agua destilada se usó en todo.
Las microesferas se preparan esencialmente como
se describe en el Ejemplo 2 utilizando el método de evaporación de
disolvente. En resumen, disoluciones al 5% peso/volumen en 20 mL de
DCM se preparan usando mezclas de EVA:PLA entre 35:65 y 90:10. A 5
mL de 2,5% peso/volumen de PVA en agua en un vial de vidrio de 20 mL
se añade 1 mL de la disolución de polímero, gota a gota, con
agitación. Seis viales similares se montan en un aparato de ensayo
de disoluciones, con agitador superior de seis posiciones
((Vanderkamp) y se agitó a 200 rpm. La temperatura de los viales se
incrementa desde la temperatura ambiente hasta 40ºC a lo largo de 15
minutos y se mantienen los 40ºC durante 2 horas. Los viales se
centrifugan a 500xg y las microesferas se lavan tres veces con agua.
En algunas mezclas de polímeros de EVA:PLA, las muestras de
microesferas se agregaron durante la etapa de lavado debido a la
separación del agente dispersante o emulsionante, PVA. Este efecto
de agregación se podría analizar
semi-cuantitativamente, ya que las microesferas
agregadas fundían y la masa de polímero fundido flotaba en la
superficie del agua de lavado. Esta capa de polímero superficial se
desecha durante los tratamientos de lavado y se pesan las restantes
microesferas granuladas.
El % de agregación se determina a partir de:
% de agregación
= \frac{\text{1 - (peso de microesferas granuladas) x 100}}{\text{
Peso inicial del
polímero}}
Microesferas con carga de paclitaxel (0,6%
peso/peso) se preparan disolviendo el paclitaxel en la disolución de
polímero al 5% peso/volumen en DCM. La mezcla de polímero usada es
EVA:PLA a 50:50. Una fracción de tamaños "grandes" y una
fracción de tamaños "pequeños" de microesferas se producen
añadiendo la disolución de paclitaxel/polímero, gota a gota, en PVA
al 2,5% y PVA al 5%, respectivamente. Las dispersiones se agitan a
40ºC y 200 rpm durante 2 horas, se centrifugan y se lavan 3 veces en
agua tal como se describe más arriba. Las microesferas se secan con
aire y se miden los tamaños de las muestras usando un microscopio
óptico con un micrómetro de platina. Más de 300 microesferas se
cuentan por muestra. Microesferas de control (sin paclitaxel) se
preparan y se miden sus tamaños tal como se describe
previamente.
Pesos conocidos de microesferas con carga de
paclitaxel se disuelven en 1 mL de DCM, y 20 mL de acetonitrilo al
4% en agua a 50ºC se añaden y se remolinean hasta que el DCM se ha
evaporado. La concentración de paclitaxel en el 40% de acetonitrilo
se determina por HCL usando una fase móvil de
agua:metanol:acetonitrilo (37:5:58) con un caudal de 1 mL/min (bomba
isocrática Beckman), una columna de fase inversa C8 (Beckman) y
detección de UV a 232 nm. Para determinar la eficiencia de
recuperación de este procedimiento de extracción, pesos conocidos de
paclitaxel de 100-1.000 \mug se disuelven en 1 mL
de DCM y se someten al mismo procedimiento de extracción por
triplicado, tal como se describe previamente. Las recuperaciones son
siempre superiores al 85% y los valores de la eficiencia de
encapsulación se corrigen adecuadamente.
En tubos de vidrio de 15 mL, con tapones de
rosca, se introducen 10 mL de disolución salina tamponada con
fosfato 10 mM (PBS) y 35 mg de microesferas con carga de paclitaxel.
Los tubos se voltean a 37ºC y a intervalos de tiempo dados, se
centrifugan a 1500xg durante 5 minutos y la materia que sobrenada se
guarda para análisis. Los gránulos de microesferas se vuelven a
poner en suspensión en PBS de nueva aportación (10 mL) a 37ºC y se
vuelve a incubar. Las concentraciones de paclitaxel se determinan
por extracción en 1 mL de DCM seguido por evaporación a sequedad
bajo corriente de nitrógeno, reconstitución en 1 mL de acetonitrilo
al 40% en agua y análisis usando HCL tal como se describe
previamente.
Microesferas se introducen en
porta-muestras, revestidas por pulverización iónica
con oro y micrografías se obtienen usando un SEM 501B de Philips que
opera a 15kV.
Embriones de pollos fecundados domésticos se
incuban durante 4 días antes del cultivo sin cáscara. Los contenidos
de los huevos se incuban a una humedad relativa de 90% y 3% de
CO_{2} durante 2 días. El sexto día de incubación, alícuotas de 1
mg de microesferas con carga de 0,6% de paclitaxel o control
(exentas de paclitaxel) se colocan directamente en la superficie de
la CAM. Después de exposición de 2 días, se examina la vasculatura
usando estereomicroscopio en interfase con una cámara de vídeo; las
señales del vídeo se exponen, luego, en ordenador y se imprimen en
vídeo.
\newpage
Microesferas preparadas a partir de 100% de EVA
se ponen libremente en suspensión en disoluciones de PVA, pero se
agregan y coalescen o fusionan extensamente por subsiguiente lavado
en agua para separar el PVA. Mezclar EVA con una proporción
creciente de PLA producía microesferas que presentaban tendencia a
agregarse y coalescer cuando se lavan en agua, tal como se describe
en la figura 10A. Una mezcla 50:50 de EVA:PLA formó microesferas con
buena estabilidad física, es decir, las microesferas permanecían
discretas y bien suspendidas con escasa agregación y
coalescencia.
El intervalo de tamaños para las microesferas de
fracción de tamaños "pequeños" se determina que es >95% de
la muestra de microesferas (en peso) entre 10 y 30 mm y para la
fracción de tamaños "grandes", >95% de la muestra (en peso)
entre 30 y 100 mm. Micrografías electrónicas de barrido
representativas de microesferas de EVA:PLA 50:50 con carga de
paclitaxel en los intervalos de tamaños "pequeños" y
"grandes" están representadas en las figuras 10B y 10C
respectivamente. Las microesferas son esféricas, con una superficie
lisa y sin ninguna evidencia de fármaco sólido sobre la superficie
de las microesferas. La eficiencia de carga de microesferas de
EVA:PLA 50:50, con paclitaxel es entre 95 y 100% a concentraciones
de paclitaxel iniciales de entre 100 y 1.000 mg de paclitaxel por 50
mg de polímero. No hay diferencia significativa
(t-ensayo de Student, p <0,05) entre las
eficiencias de encapsulación tanto para microesferas "pequeñas"
como para las "grandes".
El transcurso del tiempo de desprendimiento de
paclitaxel de microesferas de EVA:PLA 50:50 con carga de 0,6%
peso/volumen se presenta en la figura 10D para microesferas de
tamaño "pequeño" (círculos blancos) y tamaños "grandes"
(círculos negros). Los estudios de velocidad de desprendimiento se
realizan en tubos por triplicado en 3 experimentos separados. Los
perfiles de desprendimiento son bifásicos con un desprendimiento
rápido inicial de paclitaxel o fase de "explosión", que ocurre
a lo largo de los primeros 4 días a partir de microesferas de ambos
intervalos de tamaños. Esto es seguido por una fase de
desprendimiento mucho más lento. No hay ninguna diferencia
significativa entre las velocidades de desprendimiento a partir de
microesferas "pequeñas" o "grandes". Entre 10 y 13% del
contenido total de paclitaxel de las microesferas se desprende en 50
días.
Las microesferas con carga de paclitaxel (carga
de 0.6% peso/volumen) se someten a ensayo usando el ensayo de la CAM
y los resultados se presentan en la figura 10E. Las microesferas de
paclitaxel desprendieron suficiente fármaco para producir una zona
sin vascularidad en el tejido circundante (figura 10F). Anotar que
inmediatamente adyacente a las microesferas ("MS" en las
figuras 10E y 10F) hay una área en la que los vasos sanguíneos están
completamente ausentes (Zona 1); además, a partir de las
microesferas hay un área de capilares interrumpidos, que no
funcionan (Zona 2); es solamente a una distancia de aproximadamente
6 mm de las microesferas que los capilares vuelven al estado normal.
En CAM tratadas con microesferas de control (ausencia de paclitaxel)
hay una arquitectura de red capilar normal (figura no mostrada).
La administración de fármacos peritubulares es
una técnica quirúrgica ligeramente agresiva. Por tanto, idealmente,
una formulación perivascular de un fármaco
anti-proliferante, tal como paclitaxel, desprendería
el fármaco en el tumor o sitio de la enfermedad en concentraciones
suficientes para actividad, durante un prolongado período de tiempo,
del orden de varios meses. EVA es un polímero no degradable,
compatible con tejidos, que se ha usado ampliamente para la
administración controlada de macromoléculas a lo largo de
prolongados períodos de tiempo (> 100 días).
EVA se elige inicialmente como biomaterial
polímero para preparar microesferas con paclitaxel dispersado en la
matriz de polímero. Sin embargo, microesferas preparadas con 100% de
EVA, se agregaron y coalescieron casi completamente durante el
proceso de lavado.
Polímeros y copolímeros basados en ácido láctico
y ácido glicólico son fisiológicamente inertes y biocompatibles y se
degradan por hidrólisis a productos toxicológicamente aceptables.
Los copolímeros de ácido láctico y de ácido glicólico tienen
velocidades de degradación más rápidas que PLA y microesferas con
carga de fármacos preparadas usando
estos copolímeros son inapropiados para un desprendimiento prolongado y controlado a lo largo de varios meses.
estos copolímeros son inapropiados para un desprendimiento prolongado y controlado a lo largo de varios meses.
La figura 10A demuestra que aumentar la
proporción de PLA en una mezcla de EVA:PLA disminuye la extensión
de agregación de las suspensiones de microesferas. Mezclas de 50% o
menos de EVA en la matriz de EVA:PLA producía suspensiones de
microesferas, físicamente estables, en agua o PBS. Para los estudios
que siguen se elige una mezcla de 50:50 de EVA:PLA.
Fracciones de diferentes intervalos de tamaños de
microesferas se podrían preparar cambiando la concentración del
emulgente, PVA, en la fase acuosa. Microesferas "pequeñas" se
producen con la concentración más alta de PVA de 5% peso/volumen, en
tanto que microesferas "grandes" se producen con 2,5%
peso/volumen de PVA. Todas las otras variables de producción son las
mismas para ambas fracciones de tamaños de microesferas. La
concentración más alta de emulgente dio un medio de dispersión
acuoso más viscoso y produjo gotitas más pequeñas de
polímero/paclitaxel/DCM emulsionadas en la fase acuosa y, por tanto,
microesferas más pequeñas. Las microesferas con carga de paclitaxel
contenían entre 95 y 100% del paclitaxel añadido a la fase orgánica
encapsulada dentro de las microesferas sólidas. La baja solubilidad
en agua de paclitaxel favoreció la separación en la fase orgánica
que contiene el polímero.
Las velocidades de desprendimiento de paclitaxel
de microesferas de EVA:PLA a 50:50 son muy lentas, desprendiéndose
menos del 15% del paclitaxel cargado, en 50 días. La fase explosiva
inicial de desprendimiento de fármaco puede ser debida a la difusión
de fármaco desde la región superficial de las microesferas (próxima
a la superficie de las microesferas).
El mecanismo de desprendimiento de fármaco a
partir de matrices polímeras no degradables, tales como EVA, se
piensa que supone la difusión de agua a través de la fase de fármaco
dispersado dentro del polímero, disolución del fármaco y difusión de
soluto a través de una serie de poros de interconexión llenos de
fluido. Mezclas de EVA y PLA han demostrado ser inmiscibles o
bicontinuos a lo largo de un intervalo de 30 a 70% de EVA en PLA. En
estudios de degradación en tampón de PBS a 37ºC, después de un
período de inducción o retardación, PLA se degradó hidrolíticamente
y se erosionó a partir de la matriz de mezcla de polímeros EVA:PLA,
dejando un esqueleto esponjoso inactivo. Aunque el período de
inducción y velocidad de degradación y erosión de PLA de las
matrices mezcladas dependía de la proporción de PLA en la matriz y
de la historia del proceso, hay consistentemente poca o ninguna
pérdida de PLA hasta después de 40-50 días.
Aunque alguna erosión de PLA a partir de
microesferas de EVA:PLA 50:50`puede haber ocurrido dentro de los 50
días del estudio de la velocidad de desprendimiento in vitro
(figura 10C), es probable que el mecanismo primario del
desprendimiento de fármaco desde la mezcla de polímeros sea la
difusión de soluto a través de la red de poros en la matriz de
polímero.
En la conclusión del estudio de la velocidad de
desprendimiento, las microesferas se analizan a partir de la
cantidad de fármaco que permanece. Loa valores para el porcentaje de
paclitaxel que permanece en las muestras de microesferas de
incubación de 50 días son 94% \pm 9% y 89% \pm 12% para
microesferas de fracciones de tamaños "grandes" y
"pequeños" respectivamente.
Microesferas cargadas con 6 mg por mg de polímero
(0,6%) proporcionaron amplia inhibición de angiogénesis cuando se
situaron en la CAM del pollito embriónico. (figuras 10E y 10F).
Ejemplo
6
Este ejemplo evalúa el perfil de velocidad de
desprendimiento in vitro de paclitaxel a partir de
microesferas biodegradables de
poli(\varepsilon-caprolactona) y presenta
la actividad anti-angiogénica in vivo de
paclitaxel desprendido de estas microesferas cuando se colocan sobre
la CAM.
Los reactivos que se utilizaron en estos
experimentos incluyen:
poli(\varepsilon-caprolactona) ("PCL")
(peso molecular 35.000-45-000;
disponible de Polysciences (Warrington, PA); diclorometano
("DCM") disponible de Fisher Scientific Co., Canada;
poli(alcohol vinílico) ("PVA") (peso molecular
12.000-18.000, 99% hidrolizado) (disponible de
Aldrich Chemical Co. (Milwaukee, Wis.) y paclitaxel disponible de
Sigma Chemical Co. (St. Louis, MO). A no ser que se indique de otra
manera, todos los productos y reactivos químicos se usan tal como se
reciben. Agua destilada se usa en todas partes.
Las microesferas se preparan esencialmente como
se describe en el ejemplo 2, que utiliza el método de evaporación
de disolvente. En resumen, microesferas con carga de 5% de
paclitaxel se preparan disolviendo 10 mg de paclitaxel y 190 mg de
PCL en 2 mL de DCM, se añade a 100 mL de disolución acuosa de PVA al
1% y se agita a 1.000 rpm a 25ºC durante 2 horas. La suspensión de
microesferas se centrifuga a 1.000 x g durante 10 minutos (GPR
Beckman), se separa la materia que sobrenada y las microesferas se
lavan tres veces con agua. Las microesferas lavadas se secan al aire
a lo largo de la noche y se almacenan a temperatura ambiente.
Microesferas de control (exentas de paclitaxel) se preparan tal como
se describe más arriba. También se preparan microesferas que
contienen 1% y 2% de paclitaxel. La clasificación según tamaños de
las microesferas se realiza usando un microscopio óptico con un
micrómetro de platina.
Un peso conocido de microesferas con carga de
fármaco (aproximadamente 5 mg) se disuelve en 8 mL de acetonitrilo y
2 mL de agua destilada se añaden para precipitar el polímero. La
mezcla se centrifuga a 1.000 g durante 10 minutos y la cantidad de
paclitaxel encapsulada se calcula a partir de la absorbancia de la
materia que sobrenada medida en un espectrofotómetro de UV
(Hewlett-Packard 8452A Diode Array
Spectrophotometer) a 232 nm.
Aproximadamente 10 mg de microesferas con carga
de paclitaxel se ponen en suspensión en 20 mL de disolución salina
tamponada con fosfato 10 mM, pH 7,4 (PBS) en tubos con tapón
roscado. Los tubos se agitan repetidamente a 37ºC y a intervalos de
tiempo dados, se separan 19,5 mL de materia que sobrenada (después
de permitir que las microesferas sedimenten en el fondo), se filtran
a través de un filtro de membrana de 0,45 \mum y se retienen para
análisis de paclitaxel. Un volumen igual de PBS se vuelve a colocar
en cada tubo para mantener condiciones de colector a lo largo del
estudio. Los filtrados se extraen con 3 x 1 mL de DCM, los extractos
de DCM se evaporan a sequedad mediante una corriente de nitrógeno,
se redisuelve en 1 mL de acetonitrilo y se analiza por HPLC usando
una fase móvil de agua:metanol:acetonitrilo (37:5:58), con un caudal
de 1 mL/min (Beckman Isocratic Puma), una columna de fase inversa C8
(Beckman) y detección de UV (Shimadzu SPD A) a 232 nm.
Embriones de pollo fecundados domésticos se
incuban durante 4 días antes del cultivo sin cáscara. En el día 6 de
incubación, alícuotas de microesferas con 5% de carga de paclitaxel
o de control (exentas de paclitaxel) se sitúan directamente en la
superficie de CAM. Después de exposición de 2 días, se examina la
vasculatura usando estereomicroscopio en interfase con una cámara de
vídeo; las señales de vídeo se exponen, luego, en un ordenador y se
imprimen en vídeo.
Microesferas se introducen en
porta-muestras, revestidas por pulverización iónica
con oro y, después, se colocan en un microscopio electrónico de
barrido 501B de Philips que opera a 15 kV.
El intervalo de tamaños para las muestras de
microesferas está entre 30 y 100 \mum, aunque hay evidencia en
todos los lotes de microesferas con carga de paclitaxel o de control
de algunas microesferas que caen fuera de este intervalo. La
eficiencia de cargar microesferas de PCL con paclitaxel es siempre
superior a 95% para todas las cargas de fármacos estudiadas. La
microscopia electrónica de barrido comprobó que todas las
microesferas eran esféricas y muchas presentaban una morfología
superficial rugosa o con hoyos. No había evidencia de fármaco sólido
sobre la superficie de las microesferas.
El transcurso del tiempo de desprendimiento de
paclitaxel a partir de microesferas con 1%, 2% y 5% de carga de
paclitaxel se presenta en la figura 11A. Los perfiles de porcentajes
de desprendimiento son bi-fásicos. Hay un
desprendimiento inicial rápido de paclitaxel o "fase explosiva"
en todas las cargas de fármaco. La fase de explosión ocurrió a lo
largo de 1-2 días con 1% y 2% de carga de paclitaxel
y a lo largo de 3-4 días para microesferas con carga
del 5%. La fase inicial de desprendimiento rápido es seguida por una
fase de desprendimiento de fármaco significativamente más larga.
Para microesferas que contienen 1% ó 2% de paclitaxel no hay
desprendimiento posterior de fármaco después de 21 días. Con carga
de 5% de paclitaxel, las microesferas habían desprendido
aproximadamente 20% del contenido total de fármaco después de 21
días.
La figura 11B presenta CAM tratada con
microesferas de PCL de control, y la figura 11C presenta el
tratamiento de microesferas con carga de 5% de paclitaxel. La CAM
con las microesferas de control presenta una arquitectura normal de
red de vasos capilares. La CAM tratada con microesferas de
paclitaxel-PCL presenta una marcada regresión
vascular y zonas que están faltas de una red de vasos capilares.
El método de evaporación de disolvente para
producir microesferas con carga de paclitaxel dio lugar a muy altas
eficiencias de encapsulación de paclitaxel de entre 95 y 100%. Esto
es debido a la mala solubilidad de paclitaxel en agua y a la
naturaleza hidrófoba que favorece la separación en la fase de
disolvente orgánico que contiene el polímero.
El perfil de desprendimiento bifásico para
paclitaxel es típico de la forma de desprendimiento para muchos
fármacos a partir de matrices de polímeros biodegradables.
Poli(\varepsilon-caprolactona) es un
poliéster alifático que se puede degradar por hidrólisis en
condiciones fisiológicas, no es tóxico y es compatible con los
tejidos. La degradación de PCL es significativamente más lenta que
la de los polímeros y copolímeros extensamente investigados de los
ácidos láctico y glicólico y es, por tanto, apropiado para el diseño
de sistemas de administración peritubular a largo plazo de fármacos.
La fase rápida o explosiva inicial de desprendimiento de paclitaxel
se piensa que es debida al desprendimiento con difusión del fármaco
desde la región superficial de las microesferas (próxima a la
superficie de las esferas). El desprendimiento de paclitaxel en la
segunda fase (más lenta) de los perfiles de desprendimiento no es
debida probablemente a degradación o erosión de PCL, debido a que
estudios han demostrado que en condiciones in vitro en agua,
no hay pérdida significativa de peso o erosión superficial de PCL a
lo largo de un período de 7,5 semanas. La fase más lenta de
desprendimiento de paclitaxel se debe, probablemente, a la
disolución del fármaco dentro de los poros llenos de fluido en la
matriz polímera y difusión a través de los poros. La mayor velocidad
de desprendimiento con cargas de paclitaxel más altas es
probablemente resultado de una red de poros más extensa en la matriz
polímera.
Las microesferas de paclitaxel con 5% de carga
han demostrado que desprenden fármaco suficiente para producir una
inhibición extensa de angiogénesis cuando están situadas sobre la
CAM. La inhibición del desarrollo de vasos sanguíneos resultó en una
zona no vascular, tal como se representa en la figura 11C.
\newpage
Ejemplo
7
Dos tipos de películas se investigan en este
ejemplo: películas de EVA puro cargadas con paclitaxel y películas
de mezcla de EVA/tensioactivo cargadas con paclitaxel.
Los tensioactivos a examinar son dos
tensioactivos hidrófobos (Span 80 y Pluronic L101) y un tensioactivo
hidrófilo (Pluronic F127). Los tensioactivos de Pluronic son
polímeros ellos mismos, lo cual es una propiedad atractiva, ya que
se pueden mezclar con EVA para optimizar diversas propiedades de
administración de fármacos. Span 80 es una molécula más pequeña que,
de alguna manera, se dispersa en la matriz polímera y no forma una
mezcla.
Los tensioactivos son útiles para modular las
velocidades de desprendimiento de paclitaxel a partir de películas y
optimizar ciertos parámetros físicos de las películas. Un aspecto de
las películas de mezclas de tensioactivos que indica que las
velocidades de desprendimiento de fármacos se pueden controlar es la
capacidad de variar la velocidad y extensión a la que el compuesto
se hinchará en agua. La difusión de agua en una matriz de
polímero-fármaco es crítica para el desprendimiento
de fármaco desde el excipiente. Las figuras 12C y 12D presentan el
grado de hinchamiento de las películas cuando se altera el nivel de
tensioactivo en la mezcla. Películas de EVA puro no se hinchan en
ninguna extensión significativa en más de 2 meses. Sin embargo,
aumentando el nivel de tensioactivo añadido al EVA es posible
incrementar el grado de hinchamiento del compuesto, e incrementando
el carácter hidrófilo, también puede aumentar el hinchamiento.
Los resultados de los experimentos con estas
películas se presentan más abajo en las figuras
12A-E. En resumen, la figura 12A representa el
desprendimiento de paclitaxel (en mg) con el tiempo a partir de
películas de EVA puro. La figura 12B representa el porcentaje de
fármaco que permanece en las mismas películas. Según puede
observarse en ambas figuras, cuando la carga de paclitaxel aumenta
(es decir, aumenta el porcentaje de paclitaxel, en peso), la
velocidad de desprendimiento de fármaco aumenta, que demuestra la
esperada dependencia de la concentración. Cuando la carga de
paclitaxel se incrementa, el porcentaje de paclitaxel restante en la
película también aumenta, indicando que una carga más alta puede ser
más atractiva para formulaciones de desprendimiento a largo
plazo.
La resistencia física y la elasticidad de las
películas se representan en la figura 12E. En resumen, la figura 12E
presenta las curvas de esfuerzo/deformación para películas de EVA
puro y de mezclas de EVA-tensioactivo. Esta medición
tosca de esfuerzo demuestra que la elasticidad de películas se
incrementa con la adición de Pluronic F127 y que la resistencia a la
tracción (esfuerzo en el punto de rotura) se incrementa de una
manera que depende de la concentración con la adición de Pluronic
F127. La elasticidad y la resistencia física son consideraciones
importantes para diseñar una película que se pueda manipular para
aplicaciones clínicas peritubulares particulares sin causar
deformación permanente del compuesto.
Los datos de más arriba demuestran la capacidad
de ciertos aditivos tensioactivos para controlar las velocidades de
desprendimiento de fármacos y para alterar las características
físicas del excipiente.
Ejemplo
8
Los reactivos y equipo que se utilizaron en estos
experimentos incluyen metoxipolietilenglicol 350 ("MePEG" -
Union Carbide, Danbury, CT). MePEG es líquido a temperatura ambiente
y tiene un punto de congelación de 10ºC a -5ºC.
Pasta de MePEG/PCL se prepara disolviendo, en
primer lugar, una cantidad de paclitaxel en MePEG y, luego,
incorporando esto en el PCL fundido. Una ventaja de este método es
que no se requiere DCM.
El punto de fusión de mezclas polímeras de
PCL/MePEG se puede determinar por calorimetría diferencial de
barrido entre 30ºC y 70ºC, a una velocidad de calentamiento de 2,5ºC
por minuto. Los resultados de este experimento se presentan en las
figuras 13A y 13B. En resumen, tal como se presenta en la figura
13A, el punto de fusión de la mezcla polímera (determinado por
análisis térmico) es disminuido por MePEG de una manera que depende
de la concentración. El punto de fusión de las mezclas polímeras en
función de la concentración de MePEG se presenta en la figura 13A.
Este punto de fusión más bajo se traduce, también, en un incremento
del tiempo para que las mezclas polímeras se solidifiquen desde la
masa fundida, tal como se presenta en la figura 13.B Una mezcla de
30:70 de MePEG:PCL tarda más del doble de tiempo, para solidificar
desde la masa fundida fluida, que el que tarda la PCL solo.
La incorporación de MePEG en PCL parece producir
un sólido menos frágil, en comparación con PCL solo. Como manera
"grosera" de cuantificar esto, una aguja pesada se hace caer
desde una altura igual en mezclas polímeras que contienen de 0% a
30% de MePEG en PCL y, luego, se mide la distancia que penetra la
aguja en el sólido. La gráfica resultante se presenta en la figura
13C. Los puntos se dan como media de cuatro medidas \pm 1 de
desviación estándar.
Con fines de comparación, una muestra de cera de
parafina se sometió también a ensayo y la aguja penetró en ella una
distancia de 7,25 mm \pm 0,3 mm.
Gránulos de polímero (PCL que contiene 0%, 5%,
210% ó 20% de MePEG) se incuban en disolución salina tamponada con
fosfato (PBS, pH 7,4) a 37ºC y se mide, con respecto al tiempo, el
cambio en % del peso del polímero. Según se puede observar en la
figura 13D, la cantidad de pérdida de peso aumenta con la
concentración de MePEG originalmente presente en la mezcla. Es
probable que esta pérdida de peso sea debida al desprendimiento de
MePEG de la matriz polímera en el fluido de incubación. Esto
indicaría que paclitaxel se desprenderá fácilmente de una mezcla de
MePEG/PCL, ya que paclitaxel se disuelve primero en MePEG antes de
la incorporación en PCL.
Se fabrican termopastas que contienen entre 0,8%
y 20% de MePEG en PCL. Estos se cargan con 1% de paclitaxel. El
desprendimiento de paclitaxel de gránulos de 10 mg en tampón de PBS
a 37ºC se verifica usando HPLC. Tal como se presenta en la figura
13E, la cantidad de MePEG en la formulación no afecta la cantidad de
paclitaxel que se desprende.
Termopastas se fabrican que contienen 20% de
MePEG en PCL y cargadas con 0,2% y 10% de paclitaxel. El
desprendimiento de paclitaxel a lo largo del tiempo se mide tal como
se describe más arriba. Tal como se representa en la figura 13F, la
cantidad de paclitaxel desprendido a lo largo del tiempo aumenta
cuando aumenta la carga de paclitaxel. Sin embargo, si se representa
gráficamente en forma de porcentaje de paclitaxel total desprendido,
el orden se invierte (figura 13G). Esto da información acerca del
paclitaxel residual que permanece en la pasta y calcula una
proyección del período de tiempo a lo largo del cual, paclitaxel se
puede desprender de una termopasta de 20% de MePEG.
Un aparato para ensayo de la resistencia mecánica
CT-40 se usa para medir la resistencia de
"pastillas" de polímeros sólidos de 0,88 cm de diámetro y un
espesor medio de 0,560 cm. Las pastillas polímeras son mezclas de
MEPEG a concentraciones de 0%, 5%, 10% ó 20% en PCL.
Los resultados de este ensayo se representan en
la figura 13H, en la que la resistencia a la tracción y el tiempo
para romper están representados gráficamente en función del % de
MePEG en la mezcla. ANOVA de variable única indicaba que los
espesores de las pastillas en cada grupo no eran diferentes. Como se
puede comprobar en la figura 13H, la adición de MePEG a PCL
disminuía la dureza del sólido resultante.
Pasta de PCL:MePEG (80:20) cargada con 20% de
paclitaxel se irradió con radiación \gamma y se analizó el
desprendimiento de paclitaxel con respecto al tiempo. Los resultados
se representan en la figura 30.
En resumen, sobre la base de los experimentos de
más arriba se puede concluir que la adición de MePEG transforma al
polímero menos quebradizo más como una cera, reduce el punto de
fusión e incrementa el tiempo de solidificación del polímero. Todos
estos factores mejoran las propiedades de aplicación de la pasta. A
concentraciones bajas (20%), MePEG no tiene ningún efecto sobre el
desprendimiento de paclitaxel a partir de PCL. Radiación gamma
parece tener poco efecto sobre el desprendimiento de paclitaxel.
Ejemplo
9
Tal como se discute más arriba, dependiendo del
efecto terapéutico deseado, se pueden desear excipientes polímeros
de desprendimiento rápido o de desprendimiento lento. Por ejemplo,
policaprolactona (PCL) y mezclas de PCL con polietilenglicol (PEG)
producen composiciones que desprenden paclitaxel a lo largo de un
período de varios meses. En particular, la difusión de paclitaxel en
los polímeros es muy lenta debido a su gran tamaño molecular y
extrema cualidad de hidrófobo.
Por otro lado, poli(ácido
D,L-láctico) (PDLLA) de bajo peso molecular da una
rápida degradación, que oscila entre 1 día y unos pocos meses,
dependiendo de su peso molecular inicial. El desprendimiento de
paclitaxel, en este caso, es dominado por la degradación del
polímero. Otra característica de PDLLA de bajo peso molecular es su
baja temperatura de fusión (es decir, 40ºC-60ºC), lo
cual lo hace material apropiado para producir termopasta. Tal como
se describe más abajo con más detalle, varios métodos diferentes se
pueden utilizar con el fin de controlar la velocidad de degradación
de polímeros, que incluye, por ejemplo, cambiar el peso molecular
del PDLLA y/o mezclándolo con PCL, PCLLA o
poli(lactida-co-gliocida)
(PLGA).
Ácido D,L-láctico se adquirió de
Sigma Chemical Co., St. Louis, MO. PCL (peso molecular
10-20.000) se obtuvo de Polysciences, Warrington,
PA. PDLLA de alto peso molecular (0,66 dL/g de viscosidad
intrínseca) y PLGA (composición de 50:50, viscosidad 0,58 dL/g) eran
de Birmingham Polymers.
PDLLA de bajo peso molecular se sintetizó a
partir de ácido D,L-láctico por policondensación. En
resumen, ácido D,L-láctico se calentó en un vaso de
precipitados de vidrio a 200ºC con purga de nitrógeno y agitación
magnética durante un tiempo deseado. La viscosidad aumentó durante
la polimerización, debido al incremento del peso molecular. Tres
lotes se obtuvieron con diferentes tiempos de polimerización, es
decir, 40 min (peso molecular 800), 120 min y 160 min.
Paclitaxel se cargó, al 20%, en los siguientes
materiales mezclando a mano, a una temperatura de aproximadamente
60ºC:
- 1.
- PDLLA de bajo peso molecular con tiempo de polimerización de 40 min.
- 2.
- PDLLA de bajo peso molecular con tiempo de polimerización de 20 min.
- 3.
- PDLLA de bajo peso molecular con tiempo de polimerización de 160 min.
- 4.
- una mezcla al 50:50 de PDLLA de alto peso molecular y PDLLA de bajo peso molecular 40 min.
- 5.
- una mezcla al 50:50 de PLGA de alto peso molecular y PDLLA de bajo peso molecular 40 min.
- 6.
- mezclas de PCL de alto peso molecular y PDLLA de bajo peso molecular PDLLA 40 min con PCL:PDLLA de 10:90.20:80,40:60,60:40 y 20:80. Las mezclas de PDLLA o PLGA de alto peso molecular, con PDLLA de bajo peso molecular se obtuvieron disolviendo los materiales en acetona seguidas de secado.
El desprendimiento de paclitaxel en tampón de PBS
albúmina se midió tal como se describe más arriba con HPLC a tiempos
diversos.
PDLLA de bajo peso molecular 40 min era un
material blando con color amarillo pálido. El color es, quizás,
debido a la oxidación durante la policondensación. PDLLA de bajo
peso molecular 120 min (amarillo) y 160 min (marrón) eran sólidos
frágiles a temperatura ambiente. Todos ellos fundían a 60ºC. Mezclas
de PDLLA o PLGA de alto peso molecular 50:50 con PDLLA de bajo peso
molecular 40 min también fundían a aproximadamente 60ºC.
Durante el desprendimiento, PDLLA de bajo peso
molecular 40 min y 120 min se rompen en fragmentos al cabo de un
día; otros materiales estaban intactos hasta el momento de este
escrito (3 días).
El desprendimiento de paclitaxel de las
formulaciones 2-5 se presentan en la figura 14.
PDLLA de bajo peso molecular 40 min y 120 min dieron el
desprendimiento más rápido debido al despedazamiento de la pasta. El
desprendimiento fue limitado, tal vez, por la solubilidad. PDLLA de
bajo peso molecular 160 min también dio un desprendimiento rápido
pero mantenía unos gránulos intactos. Por ejemplo, 10% de
paclitaxel cargado se desprendió en un día. Las mezclas 50:50 de
PDLLA o PLGA de alto peso molecular con PDLLA de bajo peso molecular
40 min eran más lentas, es decir, 3,4% y 2,2% de desprendimiento en
un día.
Aunque no se establece específicamente más
arriba, una amplia variedad de otros excipientes polímeros se pueden
fabricar, que incluyen, por ejemplo, (1) poli(ácido
D,L-láctico), poli(ácido L-láctico),
poli(ácido glicólico), poli(ácido
6-hidroxicaproico), poli(ácido
5-hidroxivalérico), poli(ácido
4-hidroxibutírico) de bajo peso molecular
(500-10.000) y sus copolímeros; (2) mezclas de más
arriba (# 1); (3) mezclas de (# 1) de más arriba con poli(ácido
D,L-láctico), poli(ácido L-láctico),
poli(ácido glicólico), poli(ácido
6-hidroxicaproico), poli(ácido
5-hidroxivalérico), poli(ácido
4-hidroxibutírico) de alto peso molecular y sus
copolímeros; y (4) copolímeros de polietilenglicol y Pluronics con
poli(ácido D,L-láctico), poli(ácido
L-láctico), poli(ácido glicólico), poli(ácido
6-hidroxicaproico), poli(ácido
5-hidroxivalérico), poli(ácido
4-hidroxibutírico) y sus copolímeros.
Ejemplo
10
Micropartículas de
co-precipitados de paclitaxel/aditivo se prepararon
y subsiguientemente se añadieron a PCL para formar pastas. En
resumen, paclitaxel (100 mg) se disolvieron en 0,5 mL de etanol
(95%) y se mezclaron con el aditivo (100 mg) previamente disueltos o
dispersados en 1,0 mL de agua destilada. La mezcla se trituró hasta
que se formó una pasta suave. La pasta se extendió sobre una cápsula
de Petri y se secó al aire durante la noche a 37ºC. La masa seca se
pulverizó usando un mortero y su mano y se hizo pasar a través de un
tamiz de 140 mallas (106 \mum) (Endecotts Test Sieves Ltd.,
London, England). Las micropartículas (40%) se incorporaron luego al
PLC fundido (60%) a 65ºC que corresponde a una carga de 20% de
paclitaxel. Los aditivos usados en el estudio fueron gelatina (Tipo
B, 100 BLOOM, Fisher Scientific), metilcelulosa (British Drug
Houses), dextrano T500 (Pharmacia, Sweden), albúmina (Fisher
Scientific), y cloruro sódico (Fisher Scientific). Micropartículas
de paclitaxel y gelatina o albúmina se prepararon tal como se
describe más arriba, pero se hicieron pasar a través de un tamiz de
60 mallas (270 \mum) (Endecotts Test Sieves Ltd., London, England)
para evaluar el efecto del tamaño de micropartículas sobre el
desprendimiento de paclitaxel a partir de la pasta. También se
prepararon pastas para contener 10, 20 ó 30% de gelatina y 20% de
paclitaxel en PCL para estudiar el efecto de la proporción del
aditivo sobre el desprendimiento de fármaco. A no ser que se
especifique de otra manera, pastas que contenían 20% de paclitaxel
dispersadas en PCL se prepararon para servir de controles en los
estudios de velocidad de desprendimiento.
Gránulos de aproximadamente 2,5 mg de pasta con
carga de paclitaxel se pusieron en suspensión en 50 mL de disolución
salina tamponada con fosfato 10mM, pH 7,4 (PBS) en tubos con tapones
de rosca. Los tubos se agitaron enérgicamente a 37ºC y a intervalos
de tiempo dado, se separaron 49,5 mL de materia que sobrenadaba, se
filtraron a través de un filtro de membrana de 0,45 \mum y se
conservaron para el análisis de paclitaxel. Un volumen igual de PBS
se repuso en cada tubo para mantener las condiciones de colector a
lo largo del estudio. Para análisis, los filtrados se extrajeron con
3 x 1 mL de diclorometano (DCM), los extractos de DCM se evaporaron
a sequedad bajo una corriente de nitrógeno y se volvió a disolver en
1 mL de acetonitrilo. El análisis fue por HPCL usando una fase móvil
de agua:metanol:acetonitrilo (37:5:58) con un caudal de 1 mL/min
(Beckman Isocratic Puma), una columna de fase inversa C18 (Beckman)
y detección de UV (Shimadzu SPD A) a 232 nm.
Pastas de paclitaxel/aditivo/PCL se prepararon
usando micropartículas de aditivo con paclitaxel de tamaño de malla
140 (y 60 sólo para gelatina), se extrusionaron para formar
cilindros, se cortaron en porciones, se pesaron y el diámetro y la
longitud de cada porción se midieron usando un micrómetro (Mitutoyo
Digimatic). Las porciones se pusieron en suspensión en agua
destilada (10 mL) a 37ºC y a intervalos predeterminados se desechó
el agua y se midieron el diámetro y la longitud de las porciones
cilíndricas y se pesaron las muestras. La morfología de las muestras
(antes y después de la suspensión en agua) se examinó usando
microscopia electrónica de barrido (SEM) (Hitachi
F-2300). Las muestras se revistieron con 60% de Au y
40% de Pd (espesor 10 - 15 nm) usando un Hummer Instrument
(Technics, USA).
Embriones de pollo fecundados domésticos se
incubaron durante 4 días antes del cultivo sin cáscara. Los
contenidos de los huevos se incubaron a 90% de humedad relativa y 3%
de CO_{2} y al sexto día de incubación, porciones de 1 mg de la
pasta con carga de paclitaxel (que contenía 6% de paclitaxel, 24% de
gelatina y 70% de PCL) o pastas de control (30% de gelatina en PCL)
se situaron directamente sobre la superficie de CAM. Después de una
exposición de 2 días, se examinó la vasculatura usando un
estereomicroscopio en interfase con una cámara de vídeo; las señales
del vídeo se llevaron a ordenador y se imprimió el vídeo.
Con pastas, preparadas tal como se describe más
arriba (usando fracciones de tamaño de malla 140 de las microesferas
de paclitaxel-gelatina), que contenían 20% de
paclitaxel, 20% de gelatina y 60% de PCL, se llenaron jeringas de 87
x 1 mL (BD Insulin Sirynge, ½ cc), conteniendo cada jeringa 150 mg
de la pasta (equivalente a 30 mg de paclitaxel). Ratones hembras
DBA/2j (16) de 10 semanas de edad, que pesaban 18-20
g se aclimataron durante 4 días después de la llegada y cada ratón
se inyectó en el costado posteriolateral con células tumorales
MDAY-D2 (10 x 10^{6} mL^{-1}) en 100 \muL de
disolución salina tamponada con fosfato en el día 1. En el día 6,
los ratones se dividieron en dos grupos de ocho, el sitio del tumor
se abrió bajo anestesia y 150 mg de la pasta, previamente calentada
a aproximadamente 60ºC, se extrusionó en el sitio del tumor y se
cerró la herida. Un grupo se implantó con la pasta con carga de
paclitaxel y el otro grupo con pasta de control que solamente
contenía gelatina y PCL. En el día 16, los ratones se sacrificaron y
se midieron el peso de los ratones y el tumor extirpado.
Micropartículas de paclitaxel y gelatina o
albúmina co-precipitados eran duros y frágiles y se
incorporaron rápidamente en PCL, mientras que los otros aditivos
producían partículas blandas que presentaban tendencia a
desmenuzarse durante la preparación de la pasta.
La figura 15 representa el transcurso del tiempo
de desprendimiento de paclitaxel a partir de pastas que contienen
20% de paclitaxel en PCL ó 20% de paclitaxel, 20% de aditivo y 60%
de PCL. El desprendimiento de paclitaxel de PCL, con o sin aditivos,
siguió un modelo de desprendimiento bi-fásico;
inicialmente, había una velocidad de desprendimiento de fármaco
rápida, seguida por un desprendimiento más lento de fármaco. El
período inicial de velocidad de desprendimiento más rápido a partir
de las pastas, se pensaba que era debido a la disolución del
paclitaxel situado en la superficie o a la difusión de paclitaxel
desde las regiones superficiales de la pasta. La fase subsiguiente
más lenta de los perfiles de desprendimiento se puede atribuir al
decrecimiento del área superficial eficaz de las partículas de
fármaco en contacto con el disolvente, una ligera entrada del
disolvente en la matriz polímera o un incremento en las trayectorias
de difusión media del fármaco a través de la matriz polímera.
Ambas fases de los perfiles de desprendimiento de
paclitaxel a partir de PCL aumentaron en presencia de los aditivos
hidrófilos con gelatina, albúmina y metilcelulosa, que producían el
mayor incremento en las velocidades de desprendimiento de fármaco
(figura 15). Hubo incrementos posteriores en el desprendimiento de
paclitaxel desde la matriz polímera cuando partículas de aditivos de
paclitaxel más grandes (270 \mum) se usaron para preparar la
pasta, en comparación con las partículas de aditivos de paclitaxel
más pequeños (106 \mum) (figura 16). Incrementos en la cantidad
del aditivo (por ejemplo, gelatina) producía el correspondiente
aumento en el desprendimiento de fármaco (figura 16). La figura 17A
presenta el comportamiento de hinchamiento de pastas que contienen
20% de paclitaxel, 20% de aditivo y 60% de PCL. La velocidad de
hinchamiento siguió el orden gelatina > albúmina >
metilcelulosa > dextrano > cloruro sódico. Además, la
velocidad de hinchamiento aumentó cuando una proporción más alto de
polímero soluble en agua se añadió a la pasta (Figura 17B). Las
pastas que contenían gelatina o albúmina se hinchaban rápidamente
dentro de las 8-10 horas primeras y
subsiguientemente la velocidad de hinchamiento disminuyó cuando el
cambio en el volumen de la muestra fue superior al 40%. La pasta
preparada usando las partículas de
paclitaxel-gelatina más grandes (270 \mum) se
hinchaban a una velocidad más rápida que las preparadas con las
partículas de paclitaxel-gelatina más pequeñas (106
\mum). Todas las pastas se desintegraban cuando los aumentos de
volumen eran superiores al 50%. Los estudios de SEM demostraban que
el hinchamiento de las pastas era acompañado por la figuración de la
matriz (figura 18). Con grandes aumentos (figuras 18C y 18D) se tuvo
la evidencia de cristales de paclitaxel con forma de agujas o
varillas en la superficie de la pasta y en estrecha asociación con
gelatina después de hinchamiento (figuras 18C
y 18D).
y 18D).
Agentes hidrófilos osmóticos o capaces de ser
hinchados, incrustados en forma de partículas discretas en el
polímero hidrófobo dan lugar a desprendimiento de fármaco por una
combinación de la erosión de la matriz, difusión del fármaco a
través de la matriz polímera, y/o difusión y/o flujo de convección a
través de los poros creados en la matriz por la disolución de los
aditivos solubles en agua. Agentes osmóticos y polímeros capaces de
hincharse, dispersados en un polímero hidrófobo absorberían agua
(actuando a modo de mecha), se disuelven o hinchan y ejercen una
presión de turgencia que romperían el septo (capa de polímero) entre
partículas adyacentes, que crean micro-canales y
facilitan, así, el escape de las moléculas de fármaco al medio
circundante por difusión o flujo de convección. El hinchamiento y
formación de fisuras de la matriz de la pasta (figura 18)
probablemente dio lugar a la formación de
micro-canales a través del interior de la matriz.
Las diferentes velocidades y extensión de hinchamiento de los
polímeros (figura 17) pueden dar razón de las diferencias en las
velocidades de desprendimiento de paclitaxel observadas
(figuras
15 y 16).
15 y 16).
La figura 19 presenta CAM tratadas con pasta de
gelatina-PCL de control (figura 19A) y 20% de pasta
de paclitaxel-gelatina-PCL (figura
19B). La pasta sobre la superficie de las CAM está representada por
las flechas en las figuras. La CAM con la pasta de control muestra
una arquitectura de red de capilares normal. Las CAM tratadas con
pasta de paclitaxel-PCL consistentemente presentaba
regresión vascular y zonas que estaban faltas de una red de
capilares. La incorporación de aditivos en la pasta aumentó
marcadamente el diámetro de la zona sin vascularidad (figura
19).
Los resultados del estudio in vivo se
presentan en la figura 20. En resumen, la inyección
peri-tumoral de pasta de
paclitaxel-gelatina-PCL en ratones
con tumores establecidos y palpables demostró que esta preparación
producía una reducción media de 63% en la masa tumoral en
comparación con los controles. Además, no había ningún efecto
importante en los peso de los ratones después del tratamiento.
Pastas de paclitaxel-PCL (sin aditivos) no
produjeron ninguna reducción significativa en la masa de los
tumores.
Este estudio demostró que el desprendimiento
in vitro de paclitaxel a partir de PCL se podría incrementar
por la incorporación de micropartículas de paclitaxel/polímero
hidrófilo en matriz de PCL. Estudios in vivo que evalúan la
eficacia de la formulación en el tratamiento de tumores subcutáneos
en ratones, también demostraron que la pasta de
paclitaxel/gelatina/PCL reducía significativamente la masa tumoral.
Factores tales como el tipo de agente soluble en agua, el tamaño de
partícula y la proporción de aditivos demostraron influir en las
características del fármaco.
La inyección peritubular de una pasta
quimioterapéutica en la adventicia de un tubo obstruido por un
crecimiento excesivo maligno puede reducir el desarrollo local del
tumor y podría aliviar síntomas de obstrucción sin procedimientos
quirúrgicos agresivos.
Ejemplo
11
DL-Lactida se adquirió de
Aldrich. Polietilenglicol (PEG) con un peso molecular de 8.000,
octoato estannoso, y ácido DL-láctico se adquirieron
de Sigma. Poli \varepsilon-caprolactona (PCL) con
un peso molecular de 20.000 se obtuvo de Birmingham Polymers
(Birmingham, AL). Paclitaxel se adquirió de Hauser Chemicals
(Boulder, CO). Estándares de poliestireno con distribuciones de
pesos moleculares estrechas se adquirieron de Polysciences
(Warrington, PA). Acetonitrilo y cloruro de metileno eran de calidad
HPLC (Fisher Scientific).
El copolímero tribloque de
PDLLA-PEG-PDLLA se sintetizó por una
polimerización con abertura de anillo. Monómeros de
DL-lactida y PEG se mezclaron en diferentes
proporciones y se añadió 0,5% en peso de octoato estannoso. La
polimerización se llevó a cabo a 150ºC durante 3,5 horas. PDLLA de
bajo peso molecular se sintetizó por policondensación de ácido
DL-láctico. La reacción se realizó en un matraz de
vidrio en condiciones de purga suave de nitrógeno, agitación
mecánica y calentamiento a 180ºC durante 1,5 horas. El peso
molecular de PDLLA era aproximadamente 800, medido por titulación de
los grupos terminales del ácido carboxílico.
Paclitaxel en cargas de 20% ó 30% se mezcló
totalmente en los copolímeros de
PDLLA-PEG-PDLLA o mezclas de
PDLLA:PCL 90:10, 80:20 y 70:30 fundido a aproximadamente 60ºC. Las
pastas con carga de paclitaxel se pesaron en jeringas de 1 mL y se
almacenaron a 4ºC.
Los pesos y distribuciones moleculares de los
copolímeros de PDLLA-PEG-PDLLA se
determinaron a temperatura ambiente por GPC usando una bomba de HPLC
LC-10AD de Shimadzu y un detector de índice de
refracción RID-6A de Shimadzu (Kyoto, Japan)
acoplado a una columna de 10^{4} \ring{A} de HEWLETT PACKARD
PlGEL. La fase móvil era cloroformo con un caudal de 1 mL/min. El
volumen de inyección de la muestra fue 20 \muL con una
concentración de polímero de 0,2% (peso/volumen). Los pesos
moleculares de los polímeros se determinaron en relación con
estándares de poliestireno. La viscosidad intrínseca de
PDLLA-PEG-PDLLA en CHCl_{3} a 25ºC
se midió con un viscosímetro de Cannon-Fenske.
El análisis térmico de los copolímeros se llevó a
cabo por calorimetría diferencial de barrido (DSC) usando un
regulador TA Instruments 2000 y DSC 910S de DuPont (Newcastle,
Delaware). La velocidad de calentamiento fue de 10ºC/min y las
muestras de copolímero y matriz de paclitaxel/copolímero se pesaron
(3-5 mg) en bandejas de aluminio para muestras,
abiertas dobladas hacia dentro. Espectros de RMN de
PDLLA-PEG-PDLLA con carga de
paclitaxel se obtuvieron en CDCl_{3} usando un instrumento de RMN
(Broker, AC-200E) de 200 MHz. La concentración del
polímero fue de 1-2%.
La morfología de la pasta de
paclitaxel-PEG-PDLLA se investigó
usando microscopia electrónica de barrido (SEM) (Hitachi
F-2300). La muestra se revistió con 60% de Au y 40%
de Pd (espesor 10 - 15 nm) usando un instrumento de Hummer
(Technics, USA).
Un gránulo de pasta (aproximadamente 2 mg) de
PDLLA-PCL con carga de 20% de paclitaxel o un
cilindro (fabricado de pasta por extrusión de una pasta fundida a
través de una jeringa sin aguja) de pasta de
PDLLA-PEG-PDLLA con carga de 20% de
paclitaxel se introdujeron en tubos de vidrio de 14 mL taponados que
contenían 10 mL de disolución salina tamponada con fosfato (PBS, pH
7,4) con 0,4 g/L de albúmina. El tubo se incubó a 37ºC con mezcla
rotacional suave. La masa que sobrenadaba se extraía periódicamente
para análisis de paclitaxel y se reponía con tampón de PBS/albúmina
de nueva aportación. La materia que sobrenadaba (10 mL) se extrajo
con 1 mL de cloruro de metileno. La fase acuosa se decantó y la fase
de cloruro de metileno se secó con corriente de nitrógeno a 60ºC. El
residuo seco se reconstituyó en una mezcla 40:60 de
agua:acetonitrilo y se centrifugó a 10.000 g durante aproximadamente
1 min. La cantidad de paclitaxel en la materia que sobrenadaba se
analizó, luego, por HPLC. El análisis de HPLC se realizó usando una
bomba 110A y columna de ultraesfera C-8 (Beckman) y
un detector de UV SPD-6A ajustado a 232 nm, un
autoinyector SIL-9A y un integrador
C-R3A (Shimadzu). El volumen de inyección fue de 20
\muL y el caudal fue 1 mL/min. La fase móvil fue 58% de
acetonitrilo, 5% de metanol y 37% de agua destilada.
Diez ratones DBA/2j de 10 semanas de edad se
aclimataron durante 3-4 días después de su llegada.
Cada ratón se inyectó subcutáneamente, en el costado lateral
inferior, con 10 x 10^{5} células tumorales
MDAY-D2 en 100 \muL de PBS en el día 1. En el día
6, los ratones se dividieron, al azar, en dos grupos. El grupo 1 se
implantó con pasta sola (control) y el grupo 2 se implantó con pasta
cargada con paclitaxel. Una bolsa subcutánea próxima al tumor se
formó quirúrgicamente bajo anestesia y aproximadamente 100 mg de
pasta fundida (calentada a 50ºC-60ºC) se introdujo
en la bolsa y se cerró la herida. En el día 16, los ratones se
sacrificaron, y los tumores se separaron y se pesaron. El día 16 se
eligió para permitir el crecimiento del tumor en un tamaño
fácilmente mensurable dentro del límite ético.
El peso molecular y la distribución de pesos
moleculares de PDLLA-PEG-PDLLA, en
relación con estándares de poliestireno, se midieron por GPC (figura
21). La viscosidad intrínseca del copolímero en CHCl_{3} a 25ºC se
determinó usando un viscosímetro de Canon-Fenske. El
peso molecular y la viscosidad intrínseca disminuyeron cuando
aumentaba el contenido de PEG. Las polidispersidades de
PDLLA-PEG-PDLLA con contenidos de
PEG de 10% - 40% fueron 2,4 a 3,5. Sin embargo, el copolímero con
70% de PEG tenía una distribución estrecha de pesos moleculares con
una polidispersidad de 1,21. Esto puede ser porque un contenido alto
de PEG reducía la posibilidad de reacciones secundarias tales como
transesterificación, la cual da lugar a un distribución ancha del
peso molecular del polímero. Alternativamente, una estructura
enrollada de los copolímeros de bloques
hidrófobos-hidrófilos puede dar lugar a un valor de
polidispersidad artificialmente bajo.
Los resultados de DSC de copolímeros de PEG
puro y PDLLA-PEG-PDLLA se dan en
las figuras 21 y 22. Los PEG y
PDLLA-PEG-PDLLA con contenidos de
PEG de 70% y 40% presentaban picos endotérmicos con entalpía y
temperatura decrecientes cuando disminuía el contenido de PEG del
copolímero. Los picos endotérmicos en los copolímeros de 40% y 70%
de PEG se debieron probablemente al estado de fusión de la región de
PEG, que indica la ocurrencia de separación de fases. Aunque el PEG
puro tenía un pico de fusión puntiagudo, los copolímeros de 70% y de
40% de PEG presentaban picos anchos con un hombro nítido en el caso
de 70% de PEG. Los puntos de fusión anchos pueden haber resultado de
la interferencia de PDLLA con la cristalización de PEG. El hombro en
el caso de 70% de PEG puede representar la transición vítrea de la
región de PDLLA. Ningún cambio térmico ocurrió en los copolímeros
con contenidos de PEG de 10%, 20% y 30% en un intervalo de
temperaturas de 10 - 250ºC, lo cual indica que no había ocurrido
nada de cristalización significativa (por tanto, puede ser la fase
de separación).
Termogramas de DSC de mezclas de PDLLA:PCL
(70:30, 80:20, 90:10) sin paclitaxel o con 20% de paclitaxel
presentaban un pico endotérmico a aproximadamente 60ºC, resultante
de la fusión de PCL. Debido a la naturaleza amorfa de PDLLA y su
bajo peso molecular (800), no se observaron ni fusión ni
transiciones vítreas. No se observó ningún cambio térmico debido a
la recristalización o fusión de paclitaxel.
Copolímeros de
PDLLA-PEG-PDLLA de un contenido de
20% y 30% de PEG se eligieron como materiales de formulaciones
óptimas para la pasta por las siguientes razones.
PDLLA-PEG-PDLLA de 10% de PEG no
podían fundirse a una temperatura de aproximadamente 60ºC. Los
copolímeros de 40% y 70% de PEG fundían rápidamente a 60ºC y los
copolímeros de 20% y 30% de PEG se transformaron en un líquido
viscoso entre 50ºC y 60ºC. El hinchamiento de copolímeros de 40% y
70% de PEG en agua era muy alto, resultando en una rápida dispersión
de las pastas en agua.
Los perfiles de desprendimiento in vitro
de paclitaxel a partir de cilindros de
PDLLA-PEG-PDLLA se presentan en la
figura 23. El experimento que medía el desprendimiento en cilindros
con 40% de PEG se terminó porque los cilindros tenían un grado de
hinchamiento muy alto (aproximadamente 200% de absorción de agua en
un día) y se desmenuzaban a los pocos días. La fracción desprendida
de paclitaxel de cilindros con 30% de PEG aumentó gradualmente a lo
largo de 70 días. La fracción desprendida de cilindros de 20% de PEG
aumenta lentamente hasta los 30 días y, después, aumentaba
bruscamente, seguido por otro período de incremento gradual. Una
diferencia importante existía en la extensión en la que cada
cilindro individual (contenido de 20% de PEG) presentaba el cambio
brusco en el desprendimiento de paclitaxel. Antes del incremento
brusco, la fracción de desprendimiento de paclitaxel era más bajo
para copolímeros de contenido de PEG más bajo con el mismo diámetro
del cilindro (1 mm). Cilindros de 30% y 40% de PEG presentaban
proporciones de desprendimiento de paclitaxel mucho más altas que
los cilindros de 20% de PEG. Por ejemplo, el cilindro de de 30% de
PEG desprendió 17% de paclitaxel en 30 días en comparación con un
desprendimiento del 2% por el cilindro con 20% de PEG. Los cilindros
con diámetros más pequeños daban lugar a velocidades de
desprendimiento más rápidas, por ejemplo, en 30 días, los cilindros
de 30% de PEG con diámetros de 0,65 mm y 1 mm desprendieron 26% y
17% de paclitaxel respectivamente (figura 23).
Las observaciones de más arriba se pueden
explicar por los mecanismos de desprendimiento de paclitaxel desde
los cilindros. Paclitaxel se dispersó en el polímero en forma de
cristales tal como se comprueba por microscopia óptica. Los
cristales comenzaban disolviéndose en la matriz polímera a 170ºC y
se disolvieron completamente a 180ºC, tal como se observa por
microscopio de platina caliente. Termogramas de DSC de 20% de
paclitaxel cargado con pasta de
PDLLA-PEG-PDLLA (30% de PEG)
revelaban una pequeña exoterma de recristalización (16 J/g, 190ºC) y
una endoterma de fusión (6 J/g, 212ºC) para paclitaxel (figura 21)
que demuestra la recristalización de paclitaxel de la masa fundida
del copolímero, desde 180ºC. En este tipo de matriz de
fármaco/polímero, paclitaxel se podría desprender vía difusión y/o
erosión del polímero.
En el caso de difusión controlada, fármaco se
puede desprender por difusión molecular en el polímero y/o a través
de canales abiertos, formados por partículas de fármaco conectadas.
Por tanto, con carga de 20%, algunas partículas de paclitaxel
estaban aisladas y paclitaxel se puede desprender por disolución en
el copolímero seguido de difusión. Otras partículas de paclitaxel
podrían formar grupos que conectan con la superficie y ser
desprendidas a través de canales de difusión. En ambos casos, los
cilindros con dimensión más pequeña daban un desprendimiento de
fármaco más rápido debido a la trayectoria de difusión más corta
(figura 23).
Los cambios de dimensiones y la captación de agua
de los cilindros se registraron durante el desprendimiento (figura
23). Los cambios de longitud, diámetro y peso en húmedo de los
cilindros con 30% de PEG aumentó rápidamente a un máximo en 2 días,
permaneció sin cambiar durante aproximadamente 15 días y, después,
disminuyó gradualmente. El diámetro inicial del cilindro no afectó
al comportamiento de hinchamiento. Para los cilindros de 20% de PEG,
la longitud disminuyó un 10% en un día y se niveló, en tanto que el
diámetro y la captación de agua aumentaban gradualmente con el
tiempo. Puesto que más PEG en el copolímero captaba más agua para
facilitar la difusión de paclitaxel, se observó un desprendimiento
más rápido (Figura 23).
La degradación del peso molecular del copolímero
de la pasta de PDLLA-PEG-PDLLA se
verificó por GPC. Para el cilindro de 20% de PEG, el volumen de
elución en la posición del pico aumentaba con el tiempo, indicando
un reducido peso molecular del polímero durante el curso del
experimento de desprendimiento (figura 25). Una distribución
bifásica del peso molecular se comprobó el día 69. El peso molecular
del polímero también decreció para cilindros de 30% de PEG (1 mm y
0,65 mm). Sin embargo, no se observó distribución bifásica.
El espectro de RMN reveló un pico de PEG con 3,6
ppm y picos de PDLLA con 1,65 ppm y 5,1 ppm. El área del pico de
PEG en relación con el PDLLA en el copolímero disminuyó
significativamente después de 69 días (figura 26), que demuestra la
disolución de PEG después de su disociación de PDLLA. También se
registró la pérdida de masa seca de los cilindros (figura 26) y
demuestra una velocidad de degradación que disminuye en el orden 30%
de PEG-0,65 mm > 30% de PEG-1 mm
> 20% de PEG-1 mm.
Se observaron los cambios morfológicos de los
cilindros secos, antes y durante el desprendimiento de paclitaxel,
usando SEM (figura 27). En resumen, cristales sólidos de paclitaxel
y matrices polímeras no porosas se observaron antes del
desprendimiento (figuras 27A y 27B). Después de 69 días de
desprendimiento, no se observaron cristales de paclitaxel y las
matrices contenían muchos poros debidos a la degradación del
polímero y absorción de agua (figuras 27C y 27D).
Los cilindros de 30% de PEG presentaban un
hinchamiento extensivo después de sólo dos días en agua (figura 24)
y, por tanto, se redujo el obstáculo a la difusión del bloque de
PEG, soluble en agua, separado y de PDLLA degradado (es decir,
oligómeros de ácido LD-láctico). Puesto que la
pérdida de masa y la degradación de los cilindros de 30% de PEG eran
continuas, la contribución de desprendimiento por erosión aumentó
gradualmente, lo cual dio lugar a un desprendimiento sostenido de
paclitaxel sin ningún cambio repentino (figura 23). Para los
cilindros de 20% de PEG, el hinchamiento era bajo inicialmente
(figura 24), que resultaba en una difusión lenta de los productos de
degradación. Por tanto, los productos de degradación en la región
interior son retenidos originalmente, mientras hay muchos menos
productos de degradación en la región exterior debido a la
trayectoria de difusión más corta. Los productos de degradación
aceleraba la velocidad de degradación, ya que los grupos terminales
de ácidos carboxílicos de los oligómeros catalizaban la degradación
hidrolítica. Esto dio lugar a una corteza de alto peso molecular y
una parte interior de peso molecular bajo tal como se comprobaba por
la distribución de pesos moleculares de copolímero bifásico (figura
25, día 69). Puesto que la rotura de la corteza era dependiente de
factores tales como resistencia mecánica, espesor y defectos de la
cáscara y productos de degradación interior, el comienzo y extensión
de la pérdida de productos por degradación interior eran muy
variables. Debido a que la rotura de la cáscara no es consistente y
el fármaco en el polímero no es microscópicamente homogéneo, el
momento del tiempo para la explosión del desprendimiento y la
extensión del desprendimiento eran diferentes para las 4 muestras
sometidas a ensayo (figura 23).
El desprendimiento de paclitaxel de mezclas de
PDLLA y PCL está representado en la figura 28. En resumen, la
fracción de desprendimiento aumentaba con el contenido de PDLLA en
la mezcla. Por ejemplo, en el espacio de 10 días, el paclitaxel
desprendido de 80:20, 70:30 y 0:100 de PDLLA:PCL fue 17%, 11% y 16%
respectivamente. Después de una explosión inicial en un día,
aproximadamente se obtuvo un desprendimiento constante a partir de
la pasta 80:20 de PDLLA:PCL. No se observó ningún grado de
hinchamiento significativo durante el desprendimiento. Para las
mezclas de PDLLA:PCL, puesto que PDLLA tenía un peso molecular muy
bajo de aproximadamente 800, se hidrolizó rápidamente en productos
solubles en agua sin una larga demora en pérdida de masa. PCL sirvió
como material de "reserva" para proteger la pasta de una rápida
desintegración. Por tanto, la velocidad de desprendimiento aumentó
con el contenido de PDLLA en la mezcla, debido a la degradación
incrementada. La continua erosión de PDLLA controlaba el
desprendimiento de paclitaxel y daba lugar a un desprendimiento
constante. El desprendimiento de paclitaxel de PCL pura era
probablemente difusión controlada debida a la lenta velocidad de
degradación (en 1-2 años) de PCL.
Se encontraron dificultades en el estudio de
desprendimiento en pasta de PDLLA:PCL (90:10) con carga de 20% de
paclitaxel, debido a la desintegración del gránulo de pasta dentro
de las 24 horas de incubación. En resumen, durante las primeras 12
horas de incubación, se tomaron muestras cada hora con el fin de
garantizar las condiciones de colector para el desprendimiento de
paclitaxel. El paclitaxel desprendido de la pasta de 90:10 fue de
25-35% en 10 horas.
Se evaluó la eficacia de las formulaciones de
pastas para la regresión del desarrollo de tumores en ratones
(figura 29). En resumen, las pastas examinadas fueron PCL \pm 20%
de paclitaxel, PDLLA:PCL (80:20) \pm 20% de paclitaxel, PDLLA:PCL
(90:10) \pm 20% de paclitaxel y PDLLA:PCL (30% de PEG) \pm 20%
de paclitaxel. Las formulaciones de pasta, PDLLA:PCL (90:10) y
PDLLA-PEG-PDLLA que contenían
paclitaxel reducían el crecimiento del tumor in vivo en un 54
y 40%, respectivamente. Por el contrario, las formulaciones de
pastas PCL y PDLLA:PCL (80:20), que contenían paclitaxel, tuvieron
poco o ningún efecto sobre el crecimiento del tumor. Todas las
pastas de control (fármaco ausente) no tuvieron ningún efecto
significativo sobre el crecimiento del tumor. Las formulaciones de
pastas con velocidades de desprendimiento más rápidas de paclitaxel
(PDLLA:PCL (90:10) y PDLLA:PCL:PDLLA) fueron también más eficaces en
la reducción de del crecimiento del tumor, lo cual sugiere que una
concentración local crítica de paclitaxel se requiere en el sitio
del tumor pata la inhibición del crecimiento del tumor.
Formulaciones de pastas que desprenden paclitaxel lentamente, tales
como PCL y PDLLA:PCL (80:20) no eran eficaces. Todas las
formulaciones de pastas examinadas no tenían ningún efecto sobre los
pesos de los cuerpos de ratones, lo cual indica que la pasta con
carga de paclitaxel era muy tolerada in vivo.
Estos datos sugieren que la aplicación local de
paclitaxel en el sitio del tumor es una estrategia terapéutica
eficaz para inhibir el crecimiento local del tumor sin aumentar la
toxicidad sistémica. La incapacidad de las formulaciones con carga
de paclitaxel para inhibir completamente el crecimiento de tumores
es debida, lo más probablemente, al desprendimiento insuficiente de
paclitaxel desde el polímero y al rápido crecimiento tumoral de
tumores de MDAY-D2. La capacidad de pasta de
PDLLA:PCL (90:10) que contenía 30% de paclitaxel, que desprendía más
paclitaxel que la pasta de PDLLA:PCL (90:10) que contenía 20% de
paclitaxel, y que inhibía el crecimiento de tumores más eficazmente
es consistente a este respecto. Por tanto, la modulación de la
velocidad de desprendimiento de paclitaxel, que es regulada por las
propiedades del polímero y agentes quimioterapéuticos, así como por
el sitio de administración, es una fase importante en el desarrollo
de terapia local para inhibir el crecimiento de tumores.
Ejemplo
12
Microesferas (50 g) se prepararon usando PCL
(peso molecular nominal 80.000) usando el método de evaporación de
disolvente descrito más abajo.
Una preparación de 500 mL de 10% de PCL en
cloruro de metileno y 4.000 mL de disolución al 1% de PVA (peso
molecular 13.000-23.000, 99% hidrolizado) se
emulsionaron usando el Homo Mixer controlado con un reóstato con un
ajuste de 40 durante 10 horas. La mezcla se filtró usando un tamiz #
140 hasta que las microesferas sedimentaban en el fondo y, luego, la
materia que sobrenadaba se decantó. La preparación se lavó, después,
3x con agua destilada (usando el método de sedimentación seguido de
decantación) y, después, se volvió a poner en suspensión en 250 mL
de agua destilada y se filtró. Las microesferas se secaron con aire,
luego, durante toda la noche a 37ºC.
Los rendimientos de microesferas fueron como
sigue
Peso inicial de PCL | 50,1 g |
Peso de microesferas obtenido | 41,2 g |
Rendimiento, % | (43,2/50,0) x 100 = 86,4 |
Rendimiento (10 - 50 \mum) aproximadamente
72%.
Tamaño medio 21,4 \mum, mediano 22,0 \mum,
modo 24,7 \mum.
Intervalos de tamaños más estrechos
(20-40 \mum) se pueden obtener tamizando o por
separación usando el método de sedimentación.
Ejemplo
13
Se fabricaron microesferas a partir de
copolímeros de ácido láctico (PLLA)-ácido glicólico (GA).
Se fabricaron microesferas en los intervalos de
tamaños de 0,5 a 10 \mum, 10-20 \mum y
30-100 \mum, usando métodos estándar (el polímero
se disolvió en diclorometano y se emulsionó en una disolución de
poli(alcohol vinílico), con agitación tal como se describe
previamente en métodos de fabricación de microesferas de PCL o
PDLLA). Diversas relaciones de PLLA a GA se usaron como polímeros
con diferentes pesos moleculares (dados en forma de viscosidad
intrínseca (V.I.)
\vskip1.000000\baselineskip
PLLA | GA | V.I. |
50 | 50 | 0,74 |
50 | 50 | 0,78 |
50 | 50 | 1,06 |
65 | 35 | 0,55 |
75 | 25 | 0,55 |
85 | 15 | 0,56 |
\vskip1.000000\baselineskip
Paclitaxel en cargas de 10% ó 20% se incorporó
con éxito en todas estas microesferas. Ejemplos de distribuciones de
tamaños para un polímero de partida (85:15, VI = 0,56) se dan en las
figuras 31-34. Los experimentos de desprendimiento
de paclitaxel se llevaron a cabo usando microesferas de diversos
tamaños y diversas composiciones. Las velocidades de desprendimiento
se presentan en las figuras 35-38.
Ejemplo
14
Copolímeros de di-bloques de
poli(DL-lactida)-bloque-metoxi-polietilenglicol
(PDLLA-MePEG),
policaprolactona-bloque-metoxi-polietilenglicol
(PCL-MePEG) y
poli(DL-lactida-co-caprolactona)-bloque-metoxi-polietilenglicol
(PDLLACL-MePEG) se sintetizaron usando un
procedimiento de polimerización en masa en estado fundido. En
resumen, cantidades dadas de monómeros de
DL-lactida, caprolactona, y
metoxi-polietilenglicoles, con diferentes pesos
moleculares, se calentaron (130ºC) hasta fusión bajo burbujeo de
nitrógeno y agitando. Catalizador de octoato estannoso (0,2%,
peso/peso) se añadió a los monómeros fundidos. La polimerización se
realizó durante 4 horas. Los pesos moleculares, concentraciones
críticas de micelas, y las cargas máximas de paclitaxel se midieron
con análisis de GPC, fluorescencia, y disolución respectivamente
(figura 39). Se obtuvieron altas capacidades de transporte de
paclitaxel. La capacidad de disolver paclitaxel depende de las
composiciones y concentraciones de los copolímeros (figuras 39 y
40). PDLLA-MePEG dieron el paclitaxel disuelto más
estable (figuras 40 y 41).
Ejemplo
15
Paclitaxel se encapsuló en microcápsulas de
nailon usando las técnicas de polimerización interfacial. En
resumen, 100 mg de paclitaxel y 100 mg de Pluronic
F-127 se disolvieron en 1 mL de diclorometano (DCM)
y se añadieron 0,4 mL (aproximadamente 500 mg) de cloruro de
adipoilo (ADC). Esta disolución se homogenizó en disolución al 2% de
PVA usando el homogeneizador Polytron (regulación 1) durante 15
segundos. Una disolución de
1,6-hexano-diamina (HMD) en 5 mL de
agua destilada se añadió gota a gota mientras se homogenizaba. La
mezcla se homogenizó durante unos 10 segundos más después de la
adición de la disolución de HMD. La mezcla se transfirió a un vaso
de precipitados y se agitó con un agitador magnético durante 3
horas. La mezcla se centrifugó, se recogió y se volvió a poner en
suspensión en 1 mL de agua destilada.
Aproximadamente 0,5 mL de la suspensión se
filtraron y las microesferas se secaron. Aproximadamente 2,5 mg de
las microcápsulas se pesaron y se pusieron en suspensión en 10 mL de
acetonitrilo durante 24 horas. En la materia que sobrenadaba se
analizó el paclitaxel y el resultado se expresó en porcentaje de
paclitaxel. Estudios preliminares han demostrado que paclitaxel se
podría encapsular en microcápsulas de nailon con una carga alta
(hasta 60%) y alta eficiencia de encapsulación (superior al
80%).
\newpage
Aproximadamente 2,5 mg de microesferas de
paclitaxel-nailon se pusieron en suspensión en 50 mL
de agua que contenía 1M cada uno de cloruro sódico y urea y se
analizaba periódicamente. El desprendimiento de paclitaxel de la
microcápsula fue rápido con más del 95% del fármaco desprendido
después de 72 horas (figura 42).
Ejemplo
16
PDLLA-MePEG es un copolímero de
bloques con regiones hidrófobas (PDLLA) y regiones hidrófilas
(MePEG). Con pesos moleculares y composición química apropiados,
forman micelas de núcleo de PDLLA hidrófobo y cáscara de MePEG
hidrófilo. Paclitaxel se puede cargar en el núcleo hidrófobo,
proporcionando con ello paclitaxel con "solubilidad"
aumentada.
Monómeros de
metoxi-polietilenglicol (por ejemplo, peso molecular
2.000, 150 g) y DL-lactida (100 g) se añaden a un
matraz de fondo redondo y la temperatura se sube a
130-150ºC. Después de la fusión de los monómeros, se
añadieron 0,6 g de catalizador octoato estannoso. La polimerización
se termina en la hora 0. La reacción se lleva a cabo bajo protección
de N_{2} y con agitación.
El copolímero de PDLLA-MePEG se
disuelve en acetonitrilo o en etano-acetona (50:50)
(concentración de polímero < 40%). La disolución de polímero se
centrifuga (14.000 rpm) durante 5 min. La materia que sobrenada
(polímero insoluble desechado) se transfiere a un tubo de ensayo de
vidrio. Paclitaxel se disuelve en acetonitrilo o
etanol-acetona (50:50) y se añade a la disolución de
polímero purificada. Después de la mezcla con remolino, el
disolvente se evapora a 60ºC bajo corriente de nitrógeno
(normalmente tarda 2 horas para un típico lote de paclitaxel de 40
mg). El disolvente residual se puede separar aplicando vacío y
calor. La matriz se calienta a aproximadamente 60ºC hasta que se
transforma en un gel transparente. Después, un cierto volumen de
agua (> 4 veces el peso de la matriz). Esto es inmediatamente
seguido por mezcla con remolino hasta la disolución de la matriz de
paclitaxel/polímero. Las formulaciones se dan en la Tabla II.
Formulaciones de paclitaxel/PDLLA-MePEG* | ||
2.000/50/50 | Agua | 10% (20 mg/mL) |
2.000/40/60 | Gua | 10% (20 mg/mL) |
2.000/50/50 | disol. Salina 0,9% | 5% (10 mg/mL) |
2.000/50/50 | Disol.salina 0,9% | 10% (20 mg/mL) |
2.000/50/50 | % dextrosa | 10% (10 mg/mL) |
2.000/50/50 | 5% dextrosa | 10% (20 mg(mL)/ |
\vskip1.000000\baselineskip
Un polímero termogelificante tal como
poli(N-isopropilacrilamida) se disuelve en
agua destilada. Separadamente, se añade agua a una matriz de
paclitaxel/polímero micelar, por ejemplo,
PDLLA-MePEG 2000-40/60 con carga de
10% de paclitaxel, para formar una disolución micelar de paclitaxel.
Ambas disoluciones se enfrían (por ejemplo, 4ºC) y se mezclan para
formar el sistema de administración termogelificante.
Ejemplo
17
Un peso conocido de un polímero (típicamente un
gránulo de 2,5 mg) se añade a un tubo de ensayo de 15 mL que
contiene 14 mL de un tampón que contiene 10 mg de
Na_{2}HPO_{4}-NaH_{2}PO_{4}, 0,145 m de de
NaCl y 0,4 g/L de albúmina de suero bovino. Se taponan los tubos y
se agitan a 37ºC. A tiempos específicos, todos los 14 ml del tampón
líquido se separan y se sustituyen con tampón líquido de nueva
aportación.
El tampón líquido se añade a 1 mL de cloruro de
metileno y se agita durante 1 minuto para extraer todo el paclitaxel
en el cloruro de metileno. La fase acuosa se separa, luego, y la
fase de cloruro de metileno se seca bajo corriente de nitrógeno. A
continuación, el residuo se disuelve en 60% de acetonitrilo, 40% de
agua y la disolución se inyecta en un sistema de HPLC usando las
condiciones siguientes: columna C8 (Beckman Instruments USA), fase
móvil de acetonitrilo:metanol:agua (58%:5%:37%) con un caudal de 1
mL por minuto.
Para paclitaxel, el tampón recogido se analiza,
luego, a 232 nm. Para MTX, el tampón recogido se aplica directamente
a la columna de HPLC sin necesidad de extracción con cloruro de
metileno. MTX se analiza a 302 nm. Para compuestos que contienen
vanadio, el tampón líquido se analiza directamente usando un
espectrómetro de UV/VIS en el intervalo de 200 a 300 nm.
Ejemplo
18
Embriones de pollo domésticos fecundados se
incuban durante 3 días antes de tener separada sus cáscaras. Los
contenidos de los huevos se vacían separando la cáscara alrededor
del espacio de aire, rompiendo la membrana interior de la cáscara,
perforando el extremo opuesto de la cáscara y permitiendo que el
contenido del huevo salga suavemente por el extremo romo. Los
contenidos se vacían en boles de vidrio esterilizados de fondo
redondo, se cubren con tapas de cajas de Petri y se incuban a 90% de
humedad relativa y 3% de dióxido de carbono.
Células MDAY-D2 (tumor linfoide
de múrido) se inyectan en ratones y se les permite desarrollar en
tumores que pesan 0,5-1,0 g. Se sacrifican los
ratones, los sitios de los tumores se limpian frotando con alcohol,
se extirpan, se colocan en un medio estéril de cultivo de tejidos y
se cortan en piezas de 1 mm en una campana de flujo laminar. Antes
de colocar los tumores diseccionados sobre los embriones de pollo de
9 días de edad, la superficie de CAM se raspa suavemente con una
aguja de 0,76 mm para asegurar la implantación del tumor. Los
tumores se colocan, luego, sobre las CAM después de 8 días de
incubación (4 días después de DESHELLING) y se les permite
desarrollar sobre la CAM durante 4 días para establecer una
provisión vascular. Se preparan 4 embriones utilizando este método,
recibiendo cada embrión 3 tumores. En estos embriones, un tumor
recibe termopasta con carga de 20% de paclitaxel, el segundo tumor,
una termopasta sin carga y el tercer tumor, sin tratamiento. Los
tratamientos se continúan durante dos días antes de que se
registraran los resultados.
Los tumores MDAY-D2 explantados
secretan factores angiogénicos que inducen el desarrollo de
capilares (derivados de la CAM) en la masa del tumor y le permite
continuar creciendo de tamaño. Puesto que todos los vasos del tumor
derivan de la CAM, aunque todas las células tumorales derivan de la
explantación, es posible valorar el efecto de intervenciones
quirúrgicas sobre estos dos procesos independientemente. Este examen
se ha usado para determinar la efectividad de termopasta con carga
de paclitaxel sobre: (a) inhibir la vascularización del tumor y (b)
inhibir el crecimiento de las propias células del tumor.
La evaluación estereomicroscópica directa in
vivo y el examen histológico de tejidos fijos de este estudio,
demostraron lo siguiente. En los tumores tratados con termopasta con
carga de 20% de paclitaxel, hubo una reducción del número de vasos
sanguíneos que abastecían el tumor (véanse figuras 70C y 70D), una
reducción del número de vasos sanguíneos dentro del tumor, y una
reducción del número de vasos sanguíneos en la periferia del tumor
(el área que está típicamente la más altamente vascularizada en un
tumor sólido), si se compara con tumores de control (figuras 70A y
70B). Los tumores comenzaban a disminuir de tamaño y de masa durante
los dos días en que se dirigió el estudio. Adicionalmente, numerosas
células endoteliales se vieron impedidas en la división de células,
lo cual indica que la proliferación de células endoteliales había
sido afectada. Células tumorales se vieron también frecuentemente
impedidas de mitosis. Los 4 embriones presentaban una estructura
consistente con la termopasta con carga de paclitaxel que inhibía la
vascularidad del tumor, en tanto que la termopasta no cargada no
tenía ningún
efecto.
efecto.
Por comparación, en CAM tratadas con termopasta
sin carga, los tumores estaban bien vascularizados, con un aumento
del número y densidad de vasos, si se compara con el tejido
circundante normal, y dramáticamente más vasos que los que fueron
observados en los tumores tratados con pasta con carga de
paclitaxel. Los vasos nuevamente formados penetraron en el tumor
desde todos los ángulos que parecían como rayos de ruedas unidos en
centro de una rueda (véanse figuras 70A y 70B). Los tumores de
control continuaron aumentando de tamaño y masa durante el
transcurso del estudio. Histológicamente, numerosos capilares de
pared delgada, dilatados se vieron en la periferia del tumor y
pocos endoteliales se vieron que estaban en división celular. El
tejido tumoral estaba bien vascularizado y viable en todas
partes.
Como ejemplo, en dos tumores de tamaño similar
(inicialmente, en el tiempo de explantación) situados en la misma
CAM se obtuvieron los datos siguientes. Para el tumor tratado con
termopasta con carga de 20% de paclitaxel, el tumor medía 330 mm x
597 mm; la periferia inmediata del tumor tenía 14 vasos sanguíneos,
en tanto que la masa del tumor tenía solamente 3-4
pequeños capilares. Para el tumor tratado con termopasta no cargada,
el tamaño del tumor era de 623 mm x 678 mm; la periferia inmediata
del tumor tenía 54 vasos sanguíneos, en tanto que la masa tumoral
tenía 12-14 pequeños vasos sanguíneos. Además, la
propia CAM circundante contenía muchos más vasos sanguíneos en
comparación con el área que circundaba el tumor tratado con
paclitaxel.
Este estudio demuestra que la termopasta
desprende cantidades suficientes de agente
anti-proliferante (en este caso paclitaxel) para
inhibir la angiogénesis patológica que acompaña el crecimiento y
desarrollo de tumores. En estas condiciones, la angiogénesis es
máximamente estimulada por las células del tumor que producen
factores angiogénicos capaces de inducir el desarrollo de capilares
desde el tejido circundante al interior de la masa del tumor. La
termopasta con carga de 20% de paclitaxel es capaz de bloquear este
proceso y limitar la capacidad del tejido tumoral para mantener un
adecuado suministro de sangre. Esto da lugar a una disminución de la
masa del tumor por un efecto citotóxico del fármaco sobre las
propias células tumorales y privando al tejido de los nutrientes
requeridos para el crecimiento y la expansión.
Ejemplo
19
El modelo de tumores MDAY-D2 de
múridos se puede usar para examinar el efecto de desprendimiento
lento local de un compuesto anti-proliferante tal
como paclitaxel sobre el crecimiento de tumores, metástasis de
tumores, y supervivencia de animales. En resumen, la línea de célula
tumoral MDAY-D2 se desarrolla en una suspensión de
células que consiste en 5% de suero de ternero fetal en medios de
alfa-MEM. Las células se incuban a 37ºC en atmósfera
húmeda suplementada con 5% de dióxido de carbono, y se diluyen por
un factor de 15 cada 3 días hasta que se obtiene un número de
células suficiente. Después del período de incubación, las células
se examinan por microscopia óptica para viabilidad y, luego, se
centrifugan a 1.500 rpm durante 15 minutos. Se añade PBS a las
células para alcanzar una dilución de 1.000.000 de células por
mL.
Ratones hembra DBA/2j de diez semanas de edad se
aclimatan durante 3-4 días después de la llegada.
Cada ratón se inyecta, luego, subcutáneamente en el costado
posteriolateral con 100.000 células MDAY-D2 de PBS.
Estudios anteriores han demostrado que este procedimiento produce un
tumor visible en el sitio de la inyección en 3-4
días, alcanza un tamaño de 1,0-1,7 g a los 14 días y
produce metástasis visible en el hígado 19-25 días
después de la inyección. Dependiendo del objetivo del estudio, una
intervención quirúrgica se puede establecer en cualquier punto en la
progresión de la enfermedad.
Usando el modelo animal de más arriba, 20 ratones
se inyectaron con 140.000 células MDAY-D2 s.c. y se
dejó desarrollar el tumor. El día 5, los ratones se dividieron en
dos grupos de 5. El sitio del tumor se abrió quirúrgicamente con
anestesia, la región local se trató con la termopasta con carga de
fármaco o termopasta de control sin alterar el tejido tumoral
existente, y se cerró la herida. Los grupos de 5 o bien no
recibieron tratamiento (herida simplemente cerrada), o recibieron el
polímero (PCL) solo, o termopasta con carga de 10% de paclitaxel, o
termopasta con carga de 20% de paclitaxel (solamente 4 animales
inyectados) se implantaron adyacentes al sitio del tumor. El día 16,
los ratones se sacrificaron, los tumores se disecaron y se examinó
(a simple vista e histológicamente) el crecimiento del tumor,
metástasis tumoral, toxicidad local y sistémica resultante del
tratamiento, efecto sobre la cicatrización de la herida, efecto
sobre la vascularidad del tumor, y condición de la pasta que
permanece en el sitio de la incisión.
Los pesos de los tumores para cada animal se
presentan en la Tabla IV siguiente:
Pesos de los tumores (g) | ||||
Animal | No. Control | Termopasta de | Termopasta con | 20% de paclitaxel |
(EMPTY) | (PCL) | control | 10% de paclitaxel | |
1 | 1,387 | 1,137 | 0,487 | 0,114 |
2 | 0,589 | 0,763 | 0,589 | 0,192 |
3 | 0,461 | 0,525 | 0,447 | 0,071 |
4 | 0,606 | 0,282 | 0,274 | 0,042 |
5 | 0,353 | 0,277 | 0,362 | |
Media | 0,6808 | 0,6040 | 0,4318 | 0,1048 |
Desv. Estánd. | 0,4078 | 0,3761 | 0,1202 | 0,0653 |
Valor P | 0,7647 | 0,358 | 0,036 |
La termopasta cargada con 20% de paclitaxel
redujo el crecimiento del tumor en más del 85% (peso medio 0,105),
en comparación con los animales de control (peso medio 0,681).
Animales tratados solamente con termopasta o termopasta que contenía
10% de paclitaxel tenía solamente efectos modestos en el crecimiento
del tumor; los pesos de tumores se redujeron solamente en 10% y 35%
respectivamente (figura 43A). Por tanto, termopasta que contenía 20%
de paclitaxel fue más eficaz en la reducción del crecimiento del
tumor que termopasta que contenía 10% de paclitaxel (véase figura
43C; véase también figura 43B).
Termopasta se detectó en alguno de los animales
en el sitio de la administración. Polímero que oscilaba en peso
entre 0,026 g y 0,078 g se detectó en 8 de los 15 ratones. Cada
animal en el grupo que contenía termopasta con carga de 20% de
paclitaxel contenía algo de polímero residual, lo que sugiere que
era menos susceptible a la disolución. Histológicamente, los tumores
tratados con termopasta con carga de paclitaxel eran mucho menos
celularios y más necrosis de tejidos que los tumores de control. La
vascularidad se redujo y células endoteliales se veía frecuentemente
que estaban impedidas en la división de células. La termopasta con
carga de paclitaxel no parecía que afectaba a la integridad o al
número de células de la piel o tejidos que circundaban el tumor. A
simple vista, la cicatriz de la herida no estaba afectada.
Ejemplo
20
Se investigó la efectividad de una formulación de
pasta quirúrgica polímera biodegradable de desprendimiento
sostenido, de paclitaxel en el re-crecimiento
dilatorio de tumores RIF-1 parcialmente resecados en
ratones C3H/HeJ.
Paclitaxel (20%) se incorporó a una mezcla (4:19
de poli(\varepsilon-caprolactona) y
metoxipolietilenglicol. El perfil de desprendimiento in vitro
para esta formulación en disolución salina tamponada con fosfato que
contenía albúmina (0,4 mg/mL) a 37ºC se investigó usando un ensayo
de HPLC para paclitaxel. En resumen, 17 ratones se inyectaron en el
costado derecho con 100 \muL de una suspensión de células
RIF-1 (1,0 x 10^{6} células) en tampón de Hanks.
Se permitió que los tumores se desarrollaran durante 5 días después
de lo cual más del 70% de cada tumor se resecó quirúrgicamente y la
masa tumoral restante se dejó sin tratar o se revistió con
20-30 \muL de 20% de paclitaxel en pasta
quirúrgica o pasta quirúrgica sola (sin fármaco). Esto fue el día 0.
Las dimensiones de la masa tumoral visible por debajo de la piel se
midieron los días 4 a 7 y el día 9. El área de la superficie de este
tumor cilíndrico visible se demostró que estaba correlacionado con
el volumen del tumor (r = 0,812).
La curva de desprendimiento in vitro de
paclitaxel se caracterizaba por una fase explosiva inicial de 1 día
seguida por un largo período de un desprendimiento lento sostenido.
Las áreas de las superficies cilíndricas de los tumores visibles de
cada ratón desde los días 4 a 9 se presentan en la Tabla V. Todos
los ratones excepto 1 en cada uno de los dos grupos que no
recibieron paclitaxel, presentaban un re-crecimiento
extensivo del tumor en el día 4. Un ratón que recibió polímero,
solamente presentaba un re-crecimiento retardado del
tumor, en tanto que un ratón que no recibió tratamiento no
presentaba re-crecimiento. En contraste, casi sólo
uno de los ratones tratados con pasta quirúrgica de paclitaxel no
presentaba re-crecimiento de tumor hasta al menos el
día 5 y dos ratones aún no presentaban
re-crecimiento hasta el día 6.
Pasta con carga de paclitaxel inhibía
significativamente el re-crecimiento del tumor entre
los días 1 a 5. El re-crecimiento ocurrió después
del día 6 debido a la agresividad de la línea celular.
Tamaño de tumor de células RIF-1 (expresado como área de masa tumoral visible por debajo de la piel, en mm^{2}) | |||||
medido los días siguientes a la cirugía de resección del tumor | |||||
Tamaños de los tumores (mm^{2}) | |||||
Día 4 | Día 5 | Día 6 | Día 7 | Día 9 | |
20% de paclitaxel en polímero | 0,0 | 0,0 | 41,3 | 58,8 | * |
20% de paclitaxel en polímero | 30,7 | 35,3 | 49,0 | 67,9 | * |
20% de paclitaxel en polímero | 0,0 | 0,0 | 0,0 | * | 42,4 |
20% de paclitaxel en polímero | 0,0 | 47,2 | 55,4 | 47,8 | * |
Tamaño de tumor de células RIF-1 (expresado como área de masa tumoral visible por debajo de la piel, en mm^{2}) | |||||
medido los días siguientes a la cirugía de resección del tumor | |||||
Tamaños de los tumores (mm^{2}) | |||||
Día 4 | Día 5 | Día 6 | Día 7 | Día 9 | |
20% de paclitaxel en polímero | 0,0 | 25,5 | 41,9 | 57,1 | * |
20% de paclitaxel en polímero | 0,0 | 0,0 | 0,0 | * | 46,6 |
Polímero sólo | 44,2 | 52,8 | * | * | * |
Polímero sólo | 36,3 | 39,0 | 32,7 | * | 38,5 |
Polímero sólo | 36,9 | 44,2 | 51,5 | 42,7 | * |
Polímero sólo | 0,0 | 12,9 | 14,9 | * | 29,2 |
Polímero sólo | 37,4 | 39,6 | 40,7 | 54,1 | * |
Polímero sólo | 40,7 | 24,2 | 40,7 | * | 36,9 |
Sin tratamiento | 0,0 | 0,0 | 0,0 | * | * |
Sin tratamiento | 52,2 | 77,8 | * | * | * |
Sin tratamiento | 39,0 | 45,4 | 43,6 | * | * |
Sin tratamiento | 22,1 | 21,2 | 31,2 | * | 26,9 |
Sin tratamiento | 21,2 | 30,7 | 36,3 | * | * |
* Tumor no medido o animal ya sacrificado |
Ejemplo Comparativo
21
Un mililitro de 5% de EVA
[poli(polietileno-acetato de vinilo)
reticulado con 5% de acetato de vinilo] en diclorometano
("DCM") se mezcló con un peso fijado de suramina sodio molida a
tamaño sub-micrométrico. Esta mezcla se inyecta en 5
mL de 5% de poli(alcohol vinílico) ("PVA") en agua en un
tubo de ensayo de fondo plano de 30 mL. Tubos que contienen pesos
diferentes del fármaco se cuelgan, luego, en un baño de agua para
muchas muestras, a 40ºC durante 90 minutos con agitación
automatizada. Se separan las mezclas y se toman muestras de
microesferas para análisis de tamaños. Los tubos se centrifugan a
1.000 g durante 5 minutos. El PVA que sobrenada se separa y se
guarda para análisis (fármaco no encapsulado). Después, las
microesferas se lavan (con remolino) en 5 mL de agua y se vuelven a
centrifugar. El lavado de 5 mL se guarda para análisis (fármaco para
heridas superficiales). A continuación, las microesferas se empapan
con 50 \muL de metanol, y se remolinean en 1 mL de DCM para
disolver el ELVAX. Las microesferas se calientan, luego, a 40ºC y 5
mL de agua a 50ºC se añaden lentamente con agitación. Este
procedimiento da lugar a la inmediata evaporación de DCM, causando
con ello el desprendimiento de suramina sodio en los 5 mL de
agua.
El contenido de fármaco de todas las muestras se
sometieron a ensayo mediante cuantificación por fluorescencia. En
resumen, la suramina sodio absorbe UV/VIS con una lambda máxima de
312 nm. Esta absorción es lineal en el intervalo de 0 a 100
\mum/L.
Los resultados de estos experimentos se presentan
en las figuras 44-50. En resumen, la distribución de
tamaños de microesferas en número (figura 44) o en peso (figura 45)
no aparece que es afectada por la inclusión del fármaco en el DCM.
Se pueden obtener buenos rendimientos de microesferas en el
intervalo de 20 a 60 \mum.
La encapsulación de suramina es muy baja (<1%)
(véase figura 47). Sin embargo, cuando el peso de fármaco se
incrementa en el DCM, la cantidad total de fármaco encapsulado
aumenta, aunque el % de encapsulación disminuye. Tal como se
presenta en la figura 46, 50 \mug de fármaco se pueden encapsular
en 50 mg de ELVAX. La encapsulación de suramina sodio en 2,5% de PVA
que contiene 10% de NaCl se presenta en la figuras 48 (distribución
de tamaños en peso). La encapsulación de suramina sodio en 5% de PVA
que contiene 10% de NaCl se presenta en las figuras 49 y 50
(distribución de tamaños en peso y en número, respectivamente).
Para valorar suramina y acetato de cortisona como
agentes anti-angiogénicos potenciales, cada agente
se mezcló con 0,5% de metilcelulosa y se aplicó el disco seco que
contenía el agente sobre los vasos sanguíneos en desarrollo de la
CAM de 6 días de edad. Un tratamiento de combinación de suramina (70
\mug) con acetato de cortisona (20 \mug) fue exitosa en la
inhibición de angiogénesis cuando se sometió a ensayo sobre la CAM
durante 48 horas. La región vascular resultante medía 6 mm de
diámetro y reveló ausencia de flujo de sangre y aparición de islas
de sangre dispersas (figuras 51A y 51B).
Ejemplo Comparativo
22
Metotrexato ("MTX", Sigma Chemical Co.) se
tritura con un mortero y su mano para reducir el tamaño de
partículas a menos de 5 micrómetros. Se mezcla, luego, en forma de
polvo seco con policaprolactona (peso molecular 18.000 Birmingham
Polymers, AL, USA). La mezcla se calienta a 65ºC durante 5 minutos
y la mezcla de polímero/metotrexato fundida se agita durante 5
minutos para obtener una pasta uniforme. La pasta fundida se toma,
luego, en una jeringa de 1 mL y se extruye como se desee.
Los resultados se presentan en las figuras
52A-E. En resumen, la figura 52A presenta
desprendimiento de MTX a partir de discos de PCL que contienen 20%
de MePEG y diversas concentraciones de MTX. La figura 52B muestra un
experimento similar para pasta que no contiene MaPEG. Las figuras
52C, D y E presentan la cantidad de MTX que permanece en el
disco.
Tal como se puede ver por los resultados de más
arriba, cantidades sustanciales de MTX se pueden desprender del
polímero cuando se utilizan altas concentraciones de MePEG.
Ejemplo Comparativo
23
Metotrexato (Sigma) se trituró en un mortero con
mano para reducir el tamaño de partículas por debajo de 5
micrómetros. Cien mililitros de un EVA al 2,5% (peso/volumen)
(Aldrich o Sigma) en agua se agitó durante 15 minutos con 500 mg de
MTX no triturado a 25ºC para saturar la disolución con MTX. Esta
disolución se centrifugó, luego, a 2.000 rpm para separar el MTX no
disuelto y la materia que sobrenadaba se usó para la fabricación de
microesferas.
En resumen, 10 mL de una disolución al 5%
(peso/volumen) de poli(ácido DL-láctico) (peso
molecular 500.000; Polysciences), poli(ácido láctico:glicólico)
(50:50, VI 0,78, Polysciences) o policaprolactona (peso molecular
18.000, BPI) que contenía MTX (molido); los polímeros (10:90)
(peso/peso) se empaparon lentamente en 100 mL de la disolución
saturada al 2,5% (peso/volumen) de PVA (Aldrich o Sigma) con
agitación a 600 rpm. La mezcla se agitó a 25ºC durante 2 horas y las
microesferas resultantes se lavaron y secaron.
Usando este método, microesferas con carga de MTX
se pueden fabricar reproduciblemente en el intervalo de 30 a 160
micrómetros (véase figura 53).
Microesferas con carga de MTX se pueden fabricar
usando ácido hialurónico ("HA") como excipiente mediante un
método de fabricación de emulsión de agua en aceite, esencialmente
tal como se describe más abajo. En resumen, 50 mL de aceite de
parafina (aceite ligero; Fisher Scientific) se calienta a 60ºC con
agitación a 200 rpm. Una disolución de 5 mL de hialuronato sódico
(20/mL); (origen = cresta de gallo; Sigma) en agua que contenía
diversas cantidades de MTX se añade gota a gota en el aceite de
parafina. La mezcla se agita a 200 rpm durante 5 horas, y se
centrifuga a 500 xg durante 5 minutos. Las microesferas resultantes
se lavan en hexano 4 veces, y se dejan secar.
\newpage
Ejemplo Comparativo
24
Vanadil-sulfato (Fisher
Scientific) se tritura en primer lugar en un mortero y mano para
reducir el tamaño de partículas, y luego se dispersa en PCL fundido
tal como se describe más arriba para MTX. Después se recoge en una
jeringa para solidificar y está listo para uso.
El desprendimiento de fármaco se determinó
esencialmente tal como se describe más arriba en el Ejemplo 31,
excepto que un gránulo de 65 mg de VOSO_{4} (10% peso/peso):PCL se
dispersó en 10 mL de agua y se analizó el
vanadil-sulfato desprendido en la materia que
sobrenadaba usando espectroscopia de absorción de UV/VIS del pico en
el intervalo de 200 a 300 nm.
Los resultados se presentan en la figura 54. En
resumen, de una composición polímera que contenía 10% de VOSO_{4},
1 mg de VOSO_{4} se desprendió en 6 horas, tres mg después de 2
días y 5 mg el día 6.
Vanadil-sulfato se incorporó en
microesferas de poli(ácido láctico) o ácido hialurónico, tal como se
describe en el Ejemplo 23. Los resultados se presentan en la figura
55.
Vanadato orgánico se carga en una pasta de PLC
esencialmente tal como se describe más arriba en el Ejemplo 22. El
desprendimiento de vanadato de las microesferas se determinó tal
como se describe más abajo. Los resultados se presentan en las
figuras 56A y 56B.
Vanadato orgánico se puede cargar, también, en
microesferas esencialmente tal como se describe en el Ejemplo 23.
Tales microesferas se presentan en la figura 57 para poli(ácido
D,L-láctico) (peso molecular 500.000;
Polysciences).
Ejemplo Comparativo
25
Poli(\varepsilon-caprolactona)
(peso molecular 20.000) (BPI Birmingham AL) y BMOV se pesaron
directamente en un vaso de precipitados de vidrio en las
proporciones apropiadas. En algunas formulaciones
metoxipolietilenglicol (MEPEG) (peso molecular 350) (Union carbide,
Danbury CT.) se añadió, también, al PCL y BMOV. El vaso de
precipitados y el contenido se calentaron a 55ºC con agitación suave
durante 5 minutos hasta que el BMOV estaba totalmente disperso en el
polímero fundido. La mezcla fundida se extrajo con una jeringa
precalentada y se almacenó a 4ºC hasta uso.
A tubos que contenían 15 mL de disolución salina
con tampón de fosfato 10 mM (PBS pH 7,4) y 100 \mug/mL de albúmina
de suero bovino (fracción 5 Boehringer Mannheim, Germany) se
añadieron 150 mg de láminas, en forma de disco, de pasta de
PCL-BMOV. Los tubos se cerraron y se agitaron a 30
rpm a 37ºC. En tiempos apropiados, la lámina de
PCL-BMOV se dejó decantar por gravedad durante 5
minutos y se retiró toda la materia que sobrenadaba. La
concentración de de BMOV se determinó en las materias que
sobrenadaban midiendo la absorbancia a 256 nm (A256) y 276 nm
(A276). La materia que sobrenadaba se reemplazó con 15 mL de PBS de
nueva aportación y los tubos se volvieron a agitar. Una curva de
calibración lineal de concentración de BMOV vs. A256 ó A276 se
obtuvo usando estándares de BMOV en el intervalo de 0 a 25
\mug/mL. Los valores de absorbancia a 256 nm y 276 nm de estos
estándares demostraron que no eran afectados por almacenamiento en
tubos cerrados a 37ºC durante 2 ó 3 días (las mismas condiciones
usadas en los estudios de desprendimiento de fármaco).
Al final de los experimentos de desprendimiento
de fármaco, se analizó el contenido de fármaco residual en muestras
de la matriz de PCL-BMOV, por disolución de un peso
en seco conocido de la matriz en 0,5 mL de diclorometano (DCM)
(Fisher). A esta disolución se añadieron 50 mL de agua caliente
(50ºC), mezclando para evaporar el DCM que sale del BMOV en agua
para el análisis espectrofotométrico (A256).
Muestras de la matriz de PCL-BMOV
que se había usado en los experimentos de desprendimiento de fármaco
de 2 meses se examinaron usando SEM. Estas muestras se compararon
con muestras de control recientemente preparadas. Muestras de
polímero se revistieron (oro:paladio al 60:40) (Hummer Instruments,
Technics, USA) y se examinaron usando un microscopio electrónico de
barrido Hitachi (modelo F-2300) con un sistema de
recogida de datos de IBM.
El desprendimiento de BMOV de la matriz de PCL se
presenta en las figuras 58A y 58B. Incrementar la carga de BMOV
desde 5% a 35% en la matriz de PCL incrementó la velocidad de
desprendimiento de fármaco a lo largo del período de dos meses
(figura 58A). Con carga de 35% de BMOV, la velocidad de
desprendimiento aumentó enormemente. Los perfiles de desprendimiento
para cargas de 20% a 30% presentaban una fase inicial más rápida de
desprendimiento de fármaco en los dos primeros días, seguido de un
desprendimiento del orden de casi cero a lo largo de los 2 meses
siguientes.
Los perfiles de desprendimiento de droga se
expresan, también, en forma del % de fármaco que permanece en el
gránulo (figura 58B). En resumen, el % de BMOV que permanecía en la
matriz de PCL era casi idéntica en todos los valores del tiempo para
todas las cargas de BMOV hasta (e incluyendo) 30%, de manera que
entre 65% y 80% del BMOV original estaba aún presente en la matriz
después de 2 meses. (Por cuestión de claridad, solamente los datos
para 25% y 30% de cargas de BMOV se presentan en la figura 58B). El
porcentaje de fármaco que permanecía en la matriz disminuía más
rápidamente con una carga de 35% de BMOV, de manera que un poco más
del 50% del BMOV original estaba presente en la matriz después de un
mes. Con el fin de verificar los datos acumulativos de
desprendimiento de fármaco, se analizó el contenido de fármaco que
permanecía en muestras de la matriz de PCL-BMOV al
final de cada experimento de desprendimiento de fármaco. El % de
fármaco que permanecía a los 70 días, tal como se determinó por el
ensayo residual, fue como sigue: 67% \pm 10% (5% de BMOV), 56%
\pm 10% (10% de BMOV), 80% \pm 20% (15 de BMOV), 84% \pm 20%
(20 de BMOV), 85% \pm 12% (25 de BMOV), 77% \pm 14% (305 de
BMOV) y 57% \pm 15% (35% de BMOV).
Las figuras 59A y 59B presentan el efecto de
añadir 20% de MePEG a la matriz de PCL, sobre los perfiles de
desprendimiento de fármaco para varias concentraciones de carga de
BMOV. La adición de MePEG a la matriz incrementa la velocidad de
desprendimiento de BMOV enormemente en comparación con el
desprendimiento de BMOV a partir de PCL solo (figura 58). Más del
50% del BMOV se desprendió de la matriz de polímero en 7 días (una
semana) en todas las concentraciones de carga de BMOV. El análisis
residual de los gránulos de
PCL-BMOV-MePEG dieron los siguientes
valores para el % de BMOV que permanece a los 7 días en los
gránulos; 24% (\pm 9%), 5% de BMOV; 25% \pm (8%), 10% de BMOV;
22% (\pm 4%), 15% de BMOV; 27% (\pm7%), 20% de BMOV.
La figura 60A presenta la morfología de los
cristales de BMOV con mucho aumento. Las figuras 60B y 60C presentan
la morfología de las matrices de fármaco con polímero antes y
después del estudio de dos meses del desprendimiento de fármaco en
tampón acuoso. Las matrices de PCL-BMOV para cargas
de 15%, 20% y 30% de BMOV eran típicamente suaves en sus caras
externas antes del estudio de desprendimiento y un SEM
representativo se presenta en la figura 60B. Después de incubación
en el tampón acuoso durante dos meses, las superficies externas eran
rugosas y llenas de hoyos.
Se comprobó que este compuesto se desprendía muy
lentamente de la matriz de PCL con características de
desprendimiento casi ideales para el mantenimiento de
concentraciones sostenidas de vanadio. Estas características
incluían solamente un pequeño efecto de explosión de desprendimiento
de fármaco en los primeros pocos días, seguido por una cinética de
desprendimiento del orden de casi cero en la mayoría de las cargas
de fármacos (figura 58). BMOV es menos soluble en agua que
vanadil-sulfato u ortovanadato sódico y la
característica de hidrofobia de la molécula probablemente incrementa
la afinidad de las moléculas de BMOV con la matriz de PCL hidrófoba
y disminuye la velocidad de desprendimiento de fármaco en un medio
de incubación acuoso.
La adición de 20% de MePEG a PCL se ha comprobado
que mejora las propiedades de flujo térmico de la pasta al reducir
la viscosidad de la matriz y la temperatura a la que solidifica el
polímero. Estas propiedades son importantes para aplicar la pasta en
un sitio de tumor peritubular, ya que la mejor protección del sitio
se obtiene en estas condiciones. La adición de MePEG a matriz de
pasta de VMOV-PCL ha demostrado que incrementa las
velocidades de desprendimiento de BMOV in vitro (figura 59)
en todas las concentraciones de carga de BMOV (5% a 20%) en relación
con las velocidades de desprendimiento a partir de
BMOV-PCL (sin MePEG) (figura 58). La pasta de
PCL-MePEG con carga de 5% de BMOV se comprobó que
desprendía entre 500 y 1.000 \mug de BMOV al día (que era similar
a la velocidad de desprendimiento a partir de PCL con carga de 35%
de BMOV).
Ejemplo Comparativo
26
Termopasta de PCL polímero con carga de BMOV se
preparó tal como se describe previamente y se sometió a ensayo su
eficacia contra líneas de células tumorales in vitro e in
vivo.
Las líneas de células de tumores humanos de colon
HT-29, de mama MCF-7 y de pulmón de
células no pequeñas SKMES1 se obtuvieron de la American Type Culture
Collection. La línea de células de colon HT-29 se
cultivó en RPMI 1640 con 10% de suero bovino fetal inactivado por
calor (HIFBS), la línea de células de colon MCF-7 en
medio de Eagles modificado por Iscove con 5% de HIFBS más insulina
10-9 M, y la línea de células pulmonares SKMES1 en
medio esencial mínimo de Eagle con 10% de FBS no inactivado con
calor.
Médula de hueso humano normal (histológicamente
negativo para células tumorales) se obtuvo de pacientes que habían
de tener transplantes de médula de hueso para sus tumores sólidos
pero murieron antes de que se usara la médula. Después de
centrifugación, la capa amarillenta se separó y las células se
trataron con tampón de lisis y se lavó dos veces y, luego, se volvió
a poner en suspensión en RPMI 1640 con 20% de HIFBS. Las células se
extrajeron a través de una aguja de 25 g y se contaron.
El sistema Bactec (Johston Laboratories, Towson,
MD) se basa en un instrumento clínico que se desarrolló para
detectar bacterias en cultivos de sangre y se ha usado para
investigar nuevos agentes antineoplásticos. Este sistema
radiométrico es un sistema rápido y semiautomático que utiliza la
inhibición de la conversión de ^{14}C de glucosa a ^{14}C de
CO_{2}, como índice de citotoxicidad. La máquina Bactec
automáticamente vierte el ^{14}CO_{2} en una cámara iónica en la
que la señal del CO_{2} radiomarcado se transforma en una señal
eléctrica proporcional o valor del índice de crecimiento en una
escala de 1 a 1.000. Para la exposición continua, las células
tumorales o células de médula normales se añadieron a 2 mL del medio
de desarrollo apropiado que contenía 2 uCi de ^{14}C de glucosa
más BMOV en concentraciones finales de 5% de 0,01, 0,1, 1, 10,25 y
50 uM y se inyectaron en viales de suero de 20 mL con tapón de
caucho, que contenían una mezcla de 5% de CO_{2} y aire, y se
incubaron a 37ºC durante 24 días. Para exposición de una hora más,
células y BMOV con las mismas concentraciones se incubaron en
matraces cónicos de polipropileno de 15 mL en un baño de agua a 37ºC
durante una hora. Después, las células se centrifugaron y se
lavaron en el medio, luego se pusieron de nuevo en suspensión en 2
mL del medio de desarrollo apropiado que contenía 2 uCi de ^{14}C
de glucosa y se inyectaron en viales de suero de 20 mL con tapón de
caucho, que contenía una mezcla de 5% de CO_{2} y aire, y se
incubaron a 37ºC durante 24 días; los días 6, 9 y 12 para líneas de
células tumorales y los días 6, 15 y 24 para células de médula, los
viales se separaron y se insertaron en el instrumento Bactec para la
determinación de la cantidad de ^{14}CO_{2} producido por las
células por metabolizar el ^{14}C de glucosa. Los valores del
índice de desarrollo de células tratadas con BMOV se compararon con
los valores del índice de desarrollo de células no tratadas y se
calculó el % de supervivencia en comparación con controles no
tratados.
Ratones C3H/HeJ machos de siete semanas de edad,
se usaron en estos estudios. Células
RIF-1(fibrosarcoma inducido por radiación de
múridos) se cultivaron en medios de alfa-MEM que
contenía 10% de FBS (Gibco Canada). Las células se dispersaron en
una disolución de sal tamponada de Hanks al 1% (HBSS, pH 7,4) (Gibco
Canada) con una concentración de 1 x 10^{7} células /mL. 100
\muL de estas células (1 x 10^{6} células) se inyectaron en el
costado derecho de cada ratón. Se permitió que los tumores se
desarrollaran durante 5 días (en cuyo tiempo, los tumores oscilaban
entre 6 y 8 mm de diámetro). El día 5, los ratones se anestesiaron
con una combinación de 0,02 mL/g de Ketamine:Rompom (70 mg/kg:10
mg/kg). Una incisión se hizo 5 mm desde el borde del tumor y se
separó aproximadamente el 90% de cada tumor y 150 mg de PCL:BMOV
fundido (50ºC) o PCL solo (control) se extrusionaron desde una
jeringa de 500 \mum sobre la superficie entera del sitio del tumor
resecado. El PCL solidificó en 30 segundos y el área se cerró con
suturas de proleno 5-0. Los ratones se examinaron
los días 4, 5, 6 y 7. En cada uno de los días, los tumores se
midieron (diámetros largo y corto) y se tomaron imágenes. Cuando los
tumores alcanzaron un diámetro máximo de 9 mm, se sacrificaron los
ratones y el área del tumor se extirpó para futuros estudios
histológicos.
Los resultados se presentan en la figura 63.
La línea de células hematopoyéticas
MDAY-D2 (obtenida del Dr. J. Dennos, Mount Sinai
Hospital, Toronto) se cultivó en placa o se desarrolló en suspensión
en DMEM que contenía 5% de FBS (Gibco Canada). Cada ratón se inyectó
subcutáneamente en el lado lateral posterior con 4 x 10^{5}
células en 100 \muL de PBS. Después de 5 días de crecimiento del
tumor, 150 mg de la pasta fundida de PCL o de
PCL-BMOV se implantaron en un área adyacente al
sitio del tumor de cada ratón. Después de 15 días, los ratones se
sacrificaron, se pesaron y los tumores se disecaron y se pesaron.
Los resultados se presentan en la figura 62.
En contraste con las células de médulas óseas
humanas normales, la exposición de una hora de BMOV también tenía
muy poco efecto, incluso con una concentración de 50 \muM. Usando
una exposición continua, tampoco fue muy pronunciado el efecto de
BMOV sobre las células de médulas, con sensibilidad (49% de
supervivencia) observada solamente con la concentración de 50
\muM. Por tanto, el compuesto BMOV no pareció que era muy
mielosupresor y exposiciones en las concentraciones y exposiciones
sometidas a ensayo.
En este estudio, el efecto antineoplástico de
BMOV se había presentado in vitro frente a tres líneas de
células cancerosas humanas en condiciones que asegurara una
exposición continua al fármaco. Sin embargo, in vivo, la
eficacia puede depender de la exposición continua de las células
tumorales a BMOV. El objetivo principal de este estudio era diseñar
y someter a ensayo (in vivo) un sistema de administración
polímero biodegradable que pudiera proporcionar una administración
continua de vanadio (en forma de BMOV) con bajas
concentraciones.
Experimentos in vivo demostraron que la
administración única de pasta de PCL-BMOV
subcutáneamente, inhibía el desarrollo de tumores MDAY D2. La figura
62 presenta los datos sobre pesos de tumores a partir de ratones de
control (PCL - no BMOV) y ratones tratados con 25%, 30% y 35% de PCL
con carga de BMOV. Había una inhibición del 54% del crecimiento del
tumor para PCL con carga de 25% de BMOV (significante a p<0,05).
Las cargas de 30% y 35% de BMOV producían una inhibición del 76% y
80% del crecimiento del tumor respectivamente y uno de los seis
ratones en el grupo de 35% de BMOV presentaba una completa
erradicación del tumor.
Interesantemente, los perfiles de desprendimiento
de fármaco in vivo demostraban que la pasta que consistía en
25% y 30% de BMOV desprendían aproximadamente 500 \mug de BMOV por
día que previamente había demostrado eficacia. Sin embargo, pasta de
PCL con carga de 35% de BMOV que era la más eficaz en la reducción
del desarrollo de tumores, desprendía aproximadamente dos veces esta
cantidad. Estos datos demuestran que el desprendimiento sostenido de
cantidades pequeñas de compuestos de vanadio será un régimen
antineoplástico igual o más eficaz, en comparación con un régimen de
administración diaria de vanadato.
Aunque la pasta de PCL-BMOV era
igualmente eficaz para inhibir el desarrollo de tumores, los ratones
no presentaban signos de estrés y pérdida de peso. El incremento de
estrés y pérdida de peso comúnmente observados con inyecciones
diarias de dosis altas de vanadato está relacionado, los más
probablemente, con la toxicidad inducida por los altos niveles de
vanadato en el plasma que siguen inmediatamente a la administración.
El uso de pasta de PLC-BMOV para proporcionar
desprendimiento sostenido de vanadato durante largos períodos puede
reducir grandes fluctuaciones de concentraciones de vanadato en el
plasma y prevenir la toxicidad inducida por vanadato. Estos datos
son consistentes con nuestra hipótesis de que un desprendimiento
sostenido de BMOV es igual o más eficaz para reducir el desarrollo
de tumores y evitar la toxicidad inducida por vanadato.
Ejemplo comparativo
27
El objetivo de este estudio fue someter a ensayo
la capacidad de microesferas de PLLA con carga de BMOV (20%) para la
regresión del desarrollo de tumores en ratones.
Veinte de los veinticuatro ratones se inyectaron
subcutáneamente con 100 mL de células MDAY-D2 con
densidad de 10 x 10^{6}/mL. El día 6, los ratones se dividieron en
6 grupos. El grupo 1, control vacío, grupo 2, control del tumor,
grupo 3, se inyectaron subcutáneamente con 0,25 mg/100 \mul de
BMOV, dos veces al día. El grupo 4 se inyectó IP con microesferas de
20 mg de PLLA que contenían 5 mg de BMOV. El grupo 5 se inyectó IP
con 10 mg de microesferas de BMOV el día 6 y el día 9
respectivamente. El grupo 6 se inyectó intramuscularmente con 10 mg
de BMOV el día 6 y el día 9. El día 16, los ratones se sacrificaron
y se disecaron los tumores.
Los resultados de estos experimentos se presentan
en las Tablas VI y VII más abajo.
Pesos del cuerpo de ratones en grupos de control y tratados | ||||||
Control | Control | Disolución | Gránulos de | Gránulos | gránulos de | |
del tumor | de BMOV | BMOV, IP 5 | de BMOV, | BMOV, | ||
0,25 mgx1 | mg/una vez | IP 2mgx2 | IM 2 mgx2 | |||
1 | 19 | 23,9 | 18 | 18,8 | 19,2 | 18,2 |
2 | 20,2 | 21 | 17,8 | 19,3 | 18,9 | 22,6 |
3 | 18,4 | 20 | 18,4 | 21,6 | 17,2 | 20,1 |
4 | 22,2 | 24,1 | 17,3 | 19,1 | 22,2 | |
Media | 19,95 | 22,25 | 17,87 | 19,9 | 18,6 | 20,78 |
Peso de tumores de grupos de control y tratados | |||||
Control de | Disolución s. de | Gránulos de | Gránulos de | Gránulos de | |
tumores | BMOV c. | BMOV, IP 5 | BMOV, IP 2 | BMOV, Im 2 | |
mg/una vez | Mg x2 | Mg x2 | |||
1 | 3,8 | 0,4 | 0,2 | 0,12 | 2,0 |
2 | 1,2 | 0,12 | 0,9 | 0,4 | 3,3 |
3 | 1,3 | 0,07 | 0,26 | 0,3 | 1,1 |
4 | 1,5 | 0,04 | muerto | 1,2 | 1,6 |
Media | 1,95 | 0,15 | 0,45 | 0,50 | 1,6 |
Ejemplo Comparativo
28
Este estudio se llevó a cabo para investigar la
encapsulación y cinéticas de desprendimiento in vitro de las
cuatro formas de complejos orgánicos de vanadio (BMOV, BEMOV, V5,
PRC-V) en termopastas de
poli(\varepsilon-caprolactona) y/o
termopastas de PCL-metoxipolietilenglicol
(PCL-MePEG).
Análisis cuantitativo (análisis
espectrofotométrico de UV/VIS) se llevó a cabo con diferentes
concentraciones de disoluciones de vanadio para obtener las
longitudes de onda de absorbancia de picos y las ecuaciones de
calibración. Se estudió la solubilidad de vanadio en disolución
salina tamponada con fosfato 10 mM con albúmina (PBS/ALB) (pH 7,4).
1%, 5%, 10% y 20% (% de complejo de vanadio en PCL) de cada forma
compleja orgánica de vanadio se encapsuló en un PCL de polímero
biodegradable y/o en mezclas de PCL con MePEG (peso molecular 350)
para producir un producto de administración de fármaco polímero
denominado "termopasta". Estudios de desprendimiento in
vitro de las diversas formas de vanadio a partir de termopastas
se llevaron a cabo a 37ºC en PBS/ALB con desprendimiento de vanadio
medido por espectroscopia de absorbancia de UV/VIS.
Los resultados se presentan en las figuras 64 a
68. En resumen, los picos de absorbancia de BMOV, BEMOV, y V5
ocurrieron a 276 nm y el de PRC-V fue a 266 nm. La
velocidad y extensión de solubilidad de cada forma de vanadio era
del orden de V5 > BMOV & BEMOV > PRC-V.
Los estudios de desprendimiento in vitro demostraron que la
velocidad de fármaco desprendido de la termopasta aumentaba cuando
(1) aumenta la solubilidad del fármaco, (2) aumenta la concentración
de fármaco, y (3) aumenta la cantidad de MePEG incorporada en las
termopastas.
Una dosis controlada de vanadio puede ser
desprendida de termopastas de PCL usando una forma diferente de
vanadio (como fármaco), cambiando el % de carga de la forma
particular de vanadio en PCL o incluyendo MePEG en PCL. Mientras que
cambiar el % de carga de una forma particular de vanadio puede
controlar la velocidad de desprendimiento a corto plazo, la
administración de una dosis controlada puede suponer la implantación
de un muy grande (y potencialmente tóxico) depósito del fármaco (en
PCL) en el animal. Por tanto, el uso de una forma alternativa de
vanadio o
la inclusión de MePEG en PCL pueden ofrecer un método alternativo que administra una dosis controlada de vanadio.
la inclusión de MePEG en PCL pueden ofrecer un método alternativo que administra una dosis controlada de vanadio.
Ejemplo Comparativo
29
Camptotecina se trituró en un mortero con su mano
para reducir el tamaño de partícula a menos de 5 \mum. A
continuación se mezcló, en forma de polvo seco, con policaprolactona
(peso molecular 18.000 Birmingham Polymers, AL USA). La mezcla se
calienta a 65ºC durante 5 minutos y la mezcla fundida de
polímero/agente se agita, para obtener una pasta uniforme, durante 5
minutos. La pasta fundida se introduce, luego, en una jeringa de 1
mL y se extruye para formar gránulos de 3 mg. Estos gránulos se
colocaron, luego, en la CAM para analizar sus propiedades
anti-angiogénicas.
La termopasta con camptotecina fue eficaz en la
inhibición de angiogénesis si se compara con los gránulos de PCL de
control. Con carga de 5% de fármaco, 4/5 de las CAM sometidas a
ensayo presentaban inhibición de angiogénesis. Además, con carga de
1% y 0,25%, 2/3 y ¾ de las CAM presentaban inhibición de
angiogénesis respectivamente. Por tanto, es evidente, por los
resultados, que camptotecina se desprendió suficientemente de la
termopasta de PCL y tenía eficacia terapéutica
anti-angiogénica.
Ejemplo Comparativo
30
Policaprolactona (Birmingham Polymers,
Birmingham, AL) y s-fosfonato se pulverizaron en
proporciones apropiadas a 55ºC durante 2 minutos. A continuación, la
mezcla fundida, con ayuda de una pipeta, se transformó en gránulos
semi-esféricos de 3 mg y se les dejó permanecer a
4ºC.
Embriones de pollo fecundados domésticos
(Fitzsimmons Consulting & Research Services Ltd., B.C.) se
incubaron durante 4 días y, luego, se abrió una ventana. En resumen,
un pequeño orificio (que mide aproximadamente 2 cm de diámetro) se
formó separando la cáscara y la membrana interior de la cáscara del
extremo romo del huevo (sitio de espacio de aire) y, luego, el área
expuesta se selló con cera de Parafilm esterilizada. A continuación,
se colocó el huevo en una incubadora a 37ºC durante 2 días
adicionales con la ventana en posición vertical. El día 6 de
incubación, gránulos de 3 mg de polímero con carga de
s-fosfato o polímero de control (sin fármaco) se
colocaron sobre la superficie de los vasos de CAM en crecimiento.
Después de una exposición de 2 días (día 8 de incubación), la
vasculatura se examinó usando un estereomicroscopio conectado con un
sistema de cámara Contax. Para incrementar el contraste de los vasos
y ocultar cualquier información de fondo, la CAM se inyectó con 1 ml
de disolución intralípido (Abbott Laboratorios) antes de la
formación de imágenes.
Gránulos de PCL cargados con
s-fosfonato con 0%, 1%, 2%, 4% y 8% inducían una
reacción anti-angiogénica dependiente de la dosis,
en la CAM. La reacción anti-angiogénica se
caracteriza por la ausencia de vasos sanguíneos en la región
directamente por debajo del gránulo con carga de
s-fosfonato. El desarrollo normal de de la densa red
de capilares vista en la CAM de control ha sido claramente inhibida
en las CAM tratadas con s-fosfonato. A
concentraciones más altas (4% y 8%), las CAM tratadas estaban
estructuralmente alteradas en la vecindad del gránulo de
fármaco/polímero. Esta alteración incluía un pronunciado
engrosamiento de la CAM inmediatamente adyacente al gránulo de
s-fosfonato/polímero y adelgazamiento de la membrana
adyacente al gránulo. En todas las CAM tratadas con
s-fosfonato, una zona no vascular estaba aparente
después de una exposición de dos días; esto se definió como un área
desprovista de una red capilar que medía aproximadamente 3 mm^{2}
de área.
Ejemplo Comparativo
31
Inhibidores de tirosina quinasa se trituraron con
mortero y su mano para reducir el tamaño de partículas por debajo de
5 \mum. A continuación se mezclaron, en forma de polvo seco, con
policaprolactona (peso molecular 18.000 Birmingham Polymers, AL
USA). La mezcla se calentó a 65ºC durante 5 minutos y la mezcla
fundida de polímero/agente se agitó, para dar una pasta uniforme,
durante 5 minutos. La pasta fundida se introdujo, luego, en una
jeringa de 1 m Ly se extrusionó para formar gránulos de 3 mg. Estos
gránulos se sometieron a ensayo, luego, en el ensayo de la CAM. Los
inhibidores de tirosina quinasa que se sometieron a ensayo en el
ensayo de CAM, incluyen lavendustina-c, erbstatina,
herbimisina, y genisteina. Cuando se comparan los efectos de
inhibición anti-angiogénica de estos agentes,
herbimisina (2% en PCL) fue el más potente induciendo una zona no
vascular en 4/4 de las CAM sometidas a ensayo.
Ejemplo Comparativo
32
Alcaloides de vincapervinca (vinblastina y
vincristina) se molieron con un mortero y su mano para reducir el
tamaño de partículas a menos de 5 \mum. Después se mezclaron en
forma de polvo seco con policaprolactona (peso molecular 18.000
Birmingham Polymers, AL USA). La mezcla se calentó a 65ºC durante 5
minutos y la mezcla fundida de polímero/agente se agitó, para
obtener una pasta uniforme, durante 5 minutos. La pasta fundida se
introdujo, luego, en una jeringa de 1 mL y se extrusionó para formar
gránulos de 3 mg. Estos gránulos se sometieron a ensayo, luego, en
el ensayo de la CAM.
Al ensayar las formulaciones sobre la CAM, fue
evidente que los agentes estaban siendo desprendidos del gránulo de
PCL en cantidades suficientes para inducir un efecto biológico.
Vinblastina y vincristina inducían efectos
anti-angiogénicos en el ensayo de CAM cuando se
compara con gránulos de termopasta de PCL de control.
A concentraciones de 0,5% y 0,1% de carga de
fármaco, vincristina inducía inhibición de angiogénesis en todas las
CAM sometidas a ensayo. Cuando se sometieron a ensayo
concentraciones que excedían del 2%, vinblastina era también tóxico
para el embrión.
Ejemplo
33
Se fabricaron microesferas a partir de 100 k
g/mol de FLLA con un intervalo de diámetro de partículas que
oscilaba de10 a 60 \mum. Las microesferas se incubaron en una
disolución de hidróxido sódico para producir grupos de ácidos
carboxílicos sobre la superficie por hidrólisis del poliéster. La
reacción se caracterizó con respecto a la concentración de hidróxido
sódico y el tiempo de incubación midiendo la carga superficial. La
reacción alcanzó su terminación después de 45 minutos de incubación
en hidróxido sódico 0,1 M. Después del tratamiento de base, las
microesferas se revistieron con dimetilaminopropilcarbodiimida
(DEC), un agente de reticulación dispersando las microesferas en una
disolución alcohólica de DEC y dejando secar la mezcla en un polvo
capaz de ser dispersado. La relación de pesos de microesferas a DEC
fue 9,1. Después de que las microesferas estaban secas, se
dispersaron, con agitación, en una disolución al 2% (peso/volumen)
de poli(ácido acrílico) y la DEC se dejó reaccionar con PAA para
producir una red insoluble en agua de PAA reticulado sobre la
superficie de las esferas. La microscopia electrónica de barrido se
usó para confirmar la presencia de PAA sobre la superficie de las
microesferas.
Calorimetría diferencial de barrido de las
microesferas, antes y después del tratamiento con base reveló que no
se observaban cambios en las propiedades térmicas (Tg, punto de
fusión, y grado de cristalinidad) por microscopia electrónica de
barrido.
Se fabricaron microesferas con carga de
paclitaxel (cargas de 10% y 30% peso/peso) con el mismo intervalo de
tamaños de partículas y perfiles de desprendimiento in vitro
durante 10 días en disolución salina tamponada con fosfato. El
desprendimiento fue proporcional a la carga de fármaco, 400 \mum
de paclitaxel desprendidos de 5 mg de microesferas con carga de 30%
en 10 días y 150 \mug desprendidos de microesferas con carga de
10% en el mismo período. La eficiencia de encapsulación fue
aproximadamente de 80%. Las microesferas con carga de paclitaxel se
incubaron en hidróxido sódico 0,1 M durante 45 minutos y el
potencial zeta se midió antes y después de incubación en hidróxido
sódico. La carga superficial de microesferas con carga de paclitaxel
era más baja que microesferas sin paclitaxel, ni antes ni después
del tratamiento con base.
Microesferas de PLLA se prepararon conteniendo 1%
de negro sudan (para colorear las microesferas). Estas esperas se
dispersaron en una disolución al 2% (peso/volumen) de
poli-lisina (Sigma Chemicals - forma de
Hydrobromell) o fibronectina (Sigma) durante 10 minutos. Las
microesferas se lavaron en tampón una vez y se colocaron sobre la
superficie interna de vejigas recientemente preparadas de ratas. La
vejiga se dejó durante 10 minutos y después se lavó tres veces con
tampón. Microesferas residuales (unidas) estaban presentes sobre la
pared de la vejiga después del proceso, comprobando, por tanto, que
se había producido bioadhesión (figuras 69A y 69B) tanto para
microesferas revestidas con fibronectina como para las revestidas
con poli-1-lisina.
Ejemplo
34
Poliacrilamida y sus derivados se pueden
sintetizar fácilmente por polimerización de radicales libres y
polimerización inducida por irradiación. Lo siguiente es un ejemplo
de síntesis de poli(N-isopropilacrilamida),
en la que el monómero N-isopropilacrilamida se
purifica por recristalización en un disolvente orgánico tal como
hexano o tolueno.
En resumen, N-isopropilacrilamida
se disuelve en tolueno a una temperatura tal como 60ºC. Esta
disolución se enfría hasta una temperatura más baja (por ejemplo,
4ºC) para permitir la recristalización del monómero. El monómero se
recoge, luego, por filtración y se seca a vacío. Para síntesis, el
monómero purificado (20 g) se disuelve en agua destilada (180 mL) en
un matraz de vidrio de fondo redondo. La disolución se purga con
nitrógeno durante 30 minutos para reemplazar el oxígeno disuelto. A
continuación se sube la temperatura a 65ºC y algo de iniciador (0,1
g) tal como persulfato amónico y
2,2'-azobis-isobutironitrilo se
añade para iniciar la polimerización. La polimerización está
completada en 10 horas y está bajo la protección de nitrógeno y
agitación. Finalmente,
poli(N-isopropilacrilamida) se precipita
añadiendo etanol. El polímero se seca y se almacena.
Ejemplo
35
Poli(ácido acrílico) y sus derivados se pueden
sintetizar por polimerización de radicales libres y por
polimerización inducida por irradiación. Lo siguiente es un ejemplo
de síntesis de poli(ácido acrílico), en la que ácido acrílico
monómero se purifica por destilación (por ejemplo, 40ºC) bajo
presión reducida (por ejemplo, 10 mmHg).
En resumen, el monómero purificado (20 g) se
disuelve en dioxano (180 mL) en un matraz de vidrio de fondo
redondo. La disolución se purga con nitrógeno durante 30 minutos
para reemplazar el oxígeno disuelto. A continuación se sube la
temperatura a 65ºC y algo de iniciador (0,1 g) de
2,2'-azobis-isobutironitrilo se
añade para iniciar la polimerización. La polimerización está
completada en 24 horas y está bajo la protección de nitrógeno y
agitación. Finalmente, el poli(ácido acrílico) se precipita
añadiendo n-hexano. El polímero se seca y se
almacena.
Ejemplo
36
Ratas WISTAR que pesan 250-300 g
se anestesian mediante inyección intramuscular de Innovar (0,33
mL/kg). Una vez sedadas, se colocan, luego, bajo anestesia de
halotano. Después de que se ha establecido la anestesia general, se
afeita el pelo sobre la región cuello, la piel se sujeta y se limpia
con betadina. Una incisión vertical se produce en la arteria
carótida izquierda y la arteria carótida externa expuesta. Dos
ligaduras se colocan alrededor de la arteria carótida externa y se
realiza una arteriotomía transversa. Un catéter de globo FRENCH
FOGART número 2 se introduce, luego, en la arteria carótida y se
hace pasar a la arteria carótida común izquierda y el globo se infla
con disolución salina. El catéter se hace pasar por encima y por
debajo de la arteria carótida tres veces. Se retira, luego, el
catéter y la ligadura se conecta sobre la arteria carótida externa
izquierda.
Paclitaxel (33%) en
etileno-acetato de vinilo (EVA) se inyecta, luego,
de una manera circunferencial alrededor de la arteria carótida común
en diez ratas. EVA solo se inyecta alrededor de la arteria carótida
común en diez ratas adicionales. Cinco ratas de cada grupo se
sacrifican a los 14 días y las cinco finales a los 28 días. En las
ratas se observa la pérdida de peso u otros signos de dolencia
sistémica. Después de 14 ó 28 días, los animales se anestesian y la
arteria carótida izquierda de expone de la manera del experimento
inicial. La arteria carótida se aísla, se fija en formaldehído
tamponado de 10% y se examina histológicamente.
Ejemplo
37
Lesiones arterioscleróticas se crean en conejos
blancos de Nueva Zelanda mediante la dieta solamente. Brevemente,
conejos blancos de Nueva Zelanda que pesan aproximadamente 1,6 kg se
someten a una alimentación en polvo suplementada por 0,25% de
colesterol en peso. El colesterol total del plasma se mide
semanalmente tomando muestras de una vena marginal de un oído
después de una inyección de Innovar (0,1 mL/kg) para dilatar los
vasos sanguíneos. Las muestras se mezclan con EDTA para conseguir
una concentración de 0,15% en la mezcla y se coloca sobre hielo
hasta separación de plasma por centrifugación a baja velocidad.
Una semana después de la iniciación de la dieta
completa de colesterol, los animales se dividen al azar en 3 grupos
de 10. Después de una inducción anestésica con 35 mg/kg de cetamina
y 7 mg/kg de xilazina y, luego, anestesia general con intubación, el
pelaje se afeita y la piel se esteriliza en el abdomen. Se realiza
una laparotomía y se aísla la arteria abdominal. Usando una aguja de
22 g, pasta de etileno-acetato de vinilo, pasta de
etileno-acetato de vinilo que contenía 5% de
paclitaxel, o pasta de etileno-acetato de vinilo que
contenía 33% de paclitaxel, se coloca de una manera circunferencial
alrededor de la mitad proximal de la arteria abdominal infrarrenal.
La mitad distal de la aorta que se extiende a la bifurcación aórtica
no se trata. En 10 conejos de control, la aorta abdominal
infrarrenal se aísla pero no se inyecta nada alrededor de ella.
Los alimentos aterogénicos se continúan durante
24 semanas. En ese tiempo, los animales se anestesian con una
inyección de cetamina (350 mg/kg) y xilazina (7 mg/kg)
intramuscularmente y después se sacrifican con una sobredosis
intravenosa de Euthanol (240 mg/mL; 2 mL/4,5 kg). Los animales se
fijan, luego, por perfusión a 100 mm de mercurio vía el ventrículo
izquierdo, por perfusión de disolución salina equilibrada de Hanks
con 0,15 mmol/litro de ácido
N-2-hidroxietilpaparazina-N'-2-etanosulfónico
(pH 7,4) que contiene heparina (1 IU/mL) durante 10 minutos, seguido
por fijador diluido de Kamovsky. Las arterias aorta torácica y
abdominal y la ilíaca se separan en bloque y se colocan en una
disolución similar, durante 30 minutos adicionales.
Secciones delgadas consecutivas se efectúan,
luego, a través la aorta torácica y particularmente a través de la
aorta abdominal infrarrenal. Tinciones de Movat, H&E, y Masson
se llevan a cabo y se realiza el análisis histológico para examinar
el grado de acomodo luminal, el grado de desarrollo de lesión
aterosclerótica y cualquier reacción periluminal a las medicaciones
arteriales circunferenciales.
Ejemplo
38
Ratones WISTAR que pesan 250-300
g se anestesian por inyección intramuscular de Innovar (0,33 mL/kg).
Una vez que están sosegados se colocan bajo anestesia de halotano.
Después que se establece la anestesia general, el pelo sobre la
región del cuello se afeita y la piel se limpia con betadina. Una
incisión vertical se realiza sobre la arteria carótida izquierda y
se expone la arteria carótida externa. Dos ligaduras se llevan a
cabo alrededor de la arteria carótida externa y se realiza una
arteriotomía transversa entre ellas. Un catéter de globo de 2Fr
Fogarty se introduce en la arteria carótida externa y se hace pasar
en la arteria carótida común y el globo se infla con disolución
salina. El catéter se hace pasar por arriba y por debajo de la
arteria carótida tres veces para desnudar el endotelio. El catéter
se separa y las ligaduras se conectan con la arteria carótida
externa izquierda.
Los animales se colocan al azar en grupos de 5.
Subgrupos de 5 ratas son control, polímero de excipiente solo,
polímero de excipiente más se suministra 1, 5, 10, 20 y 33% de
paclitaxel. Existen dos polímeros de excipiente a investigar. EVA y
mezcla de EVA/PLA. La mezcla de polímeros se sitúa de manera
circunferencial alrededor de la arteria carótida. La herida se
cierra después. Ratas de cada grupo se sacrifican a los 14 y 28
días. Entretanto, en las ratas se observan la pérdida de peso y
otros signos sistémicos. Después de 14 ó 28 días, los animales se
sacrifican por sedación inicial con Innovar intramuscular (0,33
mL/kg). Luego se examinan las arterias por histología.
Ejemplo
39
Anestesia general se induce en cerdo doméstico.
Se afeita la región del cuello y la piel se esteriliza con
disolución de limpieza. Se realizan incisiones verticales en cada
lado del cuello y la arteria carótida está al descubierto y un
injerto de PTFE de 8 mm se inserta por 2 extremos para anastomosis
lateral, la anastomosis proximal sobre la arteria carótida común y
la anastomosis distal en la arteria carótida interna bilateralmente.
La arteria derivada interpuesta se ata con ligadura. Loa animales se
dividen al azar en grupos de 10 cerdos que reciben polímero de
excipiente solo, 10 cerdos que reciben polímero de excipiente más 5%
de paclitaxel, y 10 cerdos que reciben polímero de excipiente más
33% de paclitaxel adyacente a cada anastomosis quirúrgica creada en
el lado izquierdo solamente. Los injertos del lado derecho servirán
como control en cada cerdo. Las heridas se cierran y los cerdos se
recuperan.
Se estudia un segundo grupo de cerdos. Los
injertos se crean de una manera similar. Ningún agente vasoactivo se
coloca próximo a los sitios anastomóticos en el tiempo de la
operación. Los animales se recuperan. Dos semanas después de que se
ha llevado a cabo el injerto, se administra una segunda anestesia
general y se vuelve a explorar la arteria carótida izquierda.
Adyacente a las anastomosis proximal y distal, 10 cerdos cada uno
recibe excipiente solo, excipiente polímero más 5% de paclitaxel y
excipiente polímero más 33% de paclitaxel de una manera
circunferencial adyacente a las anastomosis proximal y distal. Las
heridas se cierran y los cerdos se recuperan. En el lado opuesto, el
injerto del lado derecho sirve como control.
A los 3 meses, todos los cerdos experimentan
anestesia general. Una reducción se realiza en la arteria femoral y
un catéter de cola de puerco se inserta en la arteria torácica
ascendente bajo guía fluoroscópica. Se lleva acabo una inyección de
arco con formación de imagen de la vasculatura de la carótida.
Específicamente, se mide el grado de estenosis de los injertos
proximal y distal y la arteria inmediatamente distal a la
anastomosis distal del injerto y se calcula el % de estenosis. Si es
necesario, se llevan a cabo inyecciones selectivas de las arterias
carótidas comunes.
5 cerdos de cada grupo se sacrifican. Los
animales se fijan, luego, por perfusión a 100 mm de mercurio vía el
ventrículo izquierdo por perfusión de la disolución salina
equilibrada de Hanks con 0,15 mmol/L de ácido
N-2-hidroxietilpaparazina-N'-2-etanosulfónico
(pH 7,4) que contiene heparina (1U/mL) durante 10 minutos seguido
por dilución fijadora de Karnovsky durante 15 minutos. La aorta
torácica y abdominal y arterias carótidas se separan en bloque y se
sitúan en una disolución similar durante 30 minutos adicionales.
Secciones histológicas se llevan a cabo a través
de la arteria carótida inmediatamente próxima a la anastomosis
proximal, en la anastomosis proximal, en la anastomosis distal y la
arteria carótida inmediatamente distante de la anastomosis distal.
Las secciones se tiñen con disolución colorante de Movat y H&E y
Masson. Se toma nota del análisis histológico de la reacción íntima
y adventicia así como la reacción perivascular. Se calcula el
análisis morfométrico con grado de estrechamiento luminal.
Los cerdos restantes se estudian a los 6 meses y
se lleva a cabo un procedimiento de sacrificio de angiografía.
Claims (20)
1. Uso de paclitaxel, o uno de sus análogos o
derivados, para la fabricación de un medicamento para tratar o
prevenir enfermedades de vías de conducción del cuerpo, o
enfermedades asociadas con la obstrucción o estrechamiento de vías
de conducción del cuerpo, en el que el medicamento se ha de
administrar a una porción externa de dichas vías de conducción del
cuerpo.
2. Uso de acuerdo con la reivindicación 1, en el
que dicho medicamento comprende, además, un polímero.
3. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es biodegradable.
4. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es poli(etileno-acetato de
vinilo) (40% reticulado).
5. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es un copolímero de ácido láctico y ácido
glicólico.
6. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es poli(caprolactona).
7. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es poli(ácido láctico).
8. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es un copolímero de poli(ácido láctico) y
poli(caprolactona).
9. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es un poliéster.
10. Uso de acuerdo con la reivindicación 2, en el
que dicho polímero es un polianhídrido.
11. Uso de acuerdo con una cualquiera de las
reivindicaciones 2 a 10, en el que dicho medicamento esta en forma
de hilo.
12. Uso de acuerdo con una cualquiera de las
reivindicaciones 2 a 10, en el que dicho medicamento está en forma
de pulverización.
13. Uso de acuerdo con una cualquiera de las
reivindicaciones 2 a 10, en el que dicho medicamento está en forma
de película.
14. Uso de acuerdo con la reivindicación 1, en el
que dichas vías de conducción del cuerpo se eligen en el grupo que
consiste en arterias, el esófago, el estómago, el duodeno, el
intestino delgado, el intestino grueso, el tracto biliar, el uréter,
la vejiga, la uretra, los conductos lagrimales, la tráquea,
bronquios, bronquiolos, vías nasales, trompas de Eustaquio, el canal
auditivo externo y las trompas de Falopio.
15. Uso de acuerdo con la reivindicación 1, en el
que dicha vía del cuerpo es una arteria.
16. Uso de acuerdo con la reivindicación 1, en el
que dicha vía de conducción del cuerpo es una vena.
17. Uso de acuerdo con la reivindicación 1, en el
que dicha vía de conducción del cuerpo es un sitio de una
anastomosis de injerto.
18. Uso de acuerdo con la reivindicación 1, en el
que dicho medicamento se administra a una arteria por inyección
directa, vía una pared exterior de la arteria al interior del órgano
adventicio.
19. Uso de acuerdo con la reivindicación 1, en el
que dicha enfermedad es una reacción a un dispositivo
endoluminal.
20. Uso de acuerdo con cualquier reivindicación
precedente, en el que dicha enfermedad se elige en el grupo que
consiste en enfermedades vasculares, enfermedades
gastrointestinales, enfermedades genitourinarias y enfermedades
pulmonares.
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Families Citing this family (277)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20070117863A1 (en) * | 1993-02-22 | 2007-05-24 | Desai Neil P | Novel formulations of pharmacological agents, methods for the preparation thereof and methods for the use thereof |
US5439686A (en) * | 1993-02-22 | 1995-08-08 | Vivorx Pharmaceuticals, Inc. | Methods for in vivo delivery of substantially water insoluble pharmacologically active agents and compositions useful therefor |
EP1632259B1 (en) * | 1993-07-19 | 2011-12-21 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Anti-angiogene compositions and methods of use |
CA2178541C (en) | 1995-06-07 | 2009-11-24 | Neal E. Fearnot | Implantable medical device |
KR20000015944A (ko) * | 1996-05-24 | 2000-03-15 | 팜 윌리암 엔. | 신체 통로의 질병을 치료 또는 예방하기 위한조성물 및 방법 |
US20070092563A1 (en) * | 1996-10-01 | 2007-04-26 | Abraxis Bioscience, Inc. | Novel formulations of pharmacological agents, methods for the preparation thereof and methods for the use thereof |
US6495579B1 (en) | 1996-12-02 | 2002-12-17 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Method for treating multiple sclerosis |
EP2292225B9 (en) | 1997-03-31 | 2012-06-27 | Boston Scientific Scimed Limited | Dosage form comprising taxol in crystalline form |
US8853260B2 (en) | 1997-06-27 | 2014-10-07 | Abraxis Bioscience, Llc | Formulations of pharmacological agents, methods for the preparation thereof and methods for the use thereof |
US20030199425A1 (en) * | 1997-06-27 | 2003-10-23 | Desai Neil P. | Compositions and methods for treatment of hyperplasia |
US6306166B1 (en) * | 1997-08-13 | 2001-10-23 | Scimed Life Systems, Inc. | Loading and release of water-insoluble drugs |
DE19744135C1 (de) * | 1997-09-29 | 1999-03-25 | Schering Ag | Beschichtete medizinische Implantate, Verfahren zu ihrer Herstellung und ihre Verwendung zur Restenoseprophylaxe |
US20030040790A1 (en) | 1998-04-15 | 2003-02-27 | Furst Joseph G. | Stent coating |
US20020099438A1 (en) * | 1998-04-15 | 2002-07-25 | Furst Joseph G. | Irradiated stent coating |
US8070796B2 (en) | 1998-07-27 | 2011-12-06 | Icon Interventional Systems, Inc. | Thrombosis inhibiting graft |
US7967855B2 (en) | 1998-07-27 | 2011-06-28 | Icon Interventional Systems, Inc. | Coated medical device |
US6689121B1 (en) * | 1998-09-24 | 2004-02-10 | C. R. Bard, Inc. | Systems and methods for treating ischemia |
US6251079B1 (en) | 1998-09-30 | 2001-06-26 | C. R. Bard, Inc. | Transthoracic drug delivery device |
US6291519B1 (en) * | 1998-10-14 | 2001-09-18 | Novartis Ag | Method of preventing damage to eye tissue |
US6494879B2 (en) | 1998-10-15 | 2002-12-17 | Scimed Life Systems, Inc. | Treating urinary retention |
AU775875B2 (en) * | 1999-01-12 | 2004-08-19 | Quanam Medical Corporation | Composition and methods for administration of water-insoluble paclitaxel derivatives |
EP1568363A3 (en) * | 1999-02-23 | 2006-07-12 | Angiotech International Ag | Compositions and methods for improving integrity of compromised body passageways and cavities |
US6620170B1 (en) | 1999-04-26 | 2003-09-16 | C. R. Bard, Inc. | Devices and methods for treating ischemia by creating a fibrin plug |
US6719805B1 (en) | 1999-06-09 | 2004-04-13 | C. R. Bard, Inc. | Devices and methods for treating tissue |
US6277082B1 (en) | 1999-07-22 | 2001-08-21 | C. R. Bard, Inc. | Ischemia detection system |
US6629987B1 (en) | 1999-07-30 | 2003-10-07 | C. R. Bard, Inc. | Catheter positioning systems |
US6713119B2 (en) | 1999-09-03 | 2004-03-30 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biocompatible coating for a prosthesis and a method of forming the same |
US6749626B1 (en) | 2000-03-31 | 2004-06-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Actinomycin D for the treatment of vascular disease |
US6503954B1 (en) * | 2000-03-31 | 2003-01-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biocompatible carrier containing actinomycin D and a method of forming the same |
US6790228B2 (en) | 1999-12-23 | 2004-09-14 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coating for implantable devices and a method of forming the same |
US6759054B2 (en) | 1999-09-03 | 2004-07-06 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Ethylene vinyl alcohol composition and coating |
US6503556B2 (en) | 2000-12-28 | 2003-01-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods of forming a coating for a prosthesis |
US20070032853A1 (en) | 2002-03-27 | 2007-02-08 | Hossainy Syed F | 40-O-(2-hydroxy)ethyl-rapamycin coated stent |
US6440414B1 (en) * | 1999-10-01 | 2002-08-27 | Amgen Inc. | Pharmaceutical compositions of fibrinolytic agent |
US6261820B1 (en) * | 1999-10-01 | 2001-07-17 | Amgen Inc. | Fibronolytically active polypeptide |
US6365734B1 (en) * | 1999-10-21 | 2002-04-02 | Pohang University Of Science And Technology Foundation | Cucurbituril derivatives, their preparation methods and uses |
US7033776B2 (en) * | 1999-12-17 | 2006-04-25 | Amgen Inc. | Method for treatment of indwelling catheter occlusion using fibrinolytic metalloproteinases |
US6908624B2 (en) | 1999-12-23 | 2005-06-21 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coating for implantable devices and a method of forming the same |
US20020041898A1 (en) * | 2000-01-05 | 2002-04-11 | Unger Evan C. | Novel targeted delivery systems for bioactive agents |
AU778318B2 (en) * | 2000-02-03 | 2004-11-25 | Tissuemed Limited | Device for the closure of a surgical puncture |
US20040220559A1 (en) * | 2000-03-01 | 2004-11-04 | Kramer Hans W. | Preparation of working fluid for use in cryotherapies |
AU2001238383A1 (en) * | 2000-03-10 | 2001-09-24 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US6818247B1 (en) | 2000-03-31 | 2004-11-16 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Ethylene vinyl alcohol-dimethyl acetamide composition and a method of coating a stent |
WO2001074415A1 (en) * | 2000-03-31 | 2001-10-11 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Actinomycin d for the treatment of vascular disease |
US6716444B1 (en) | 2000-09-28 | 2004-04-06 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Barriers for polymer-coated implantable medical devices and methods for making the same |
US6833153B1 (en) | 2000-10-31 | 2004-12-21 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Hemocompatible coatings on hydrophobic porous polymers |
US6824559B2 (en) | 2000-12-22 | 2004-11-30 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Ethylene-carboxyl copolymers as drug delivery matrices |
US7504125B1 (en) | 2001-04-27 | 2009-03-17 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | System and method for coating implantable devices |
US6540776B2 (en) | 2000-12-28 | 2003-04-01 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Sheath for a prosthesis and methods of forming the same |
CA2434254C (en) * | 2001-01-12 | 2013-08-13 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Novel antiseptic derivatives with broad spectrum antimicrobial activity for the impregnation of surfaces |
US6780424B2 (en) | 2001-03-30 | 2004-08-24 | Charles David Claude | Controlled morphologies in polymer drug for release of drugs from polymer films |
CA2445763A1 (en) * | 2001-05-01 | 2002-11-07 | Angiotech Pharmaceuticals Inc. | Compositions comprising an anti-microtubule agent and a polypeptide or a polysaccharide and the use thereof for the preparation of a medicament for the treatment of inflammatory conditions |
US20030157161A1 (en) * | 2001-05-01 | 2003-08-21 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Compositions and methods for treating inflammatory conditions utilizing protein or polysaccharide containing anti-microtubule agents |
US7651695B2 (en) | 2001-05-18 | 2010-01-26 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Medicated stents for the treatment of vascular disease |
US6702744B2 (en) | 2001-06-20 | 2004-03-09 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Agents that stimulate therapeutic angiogenesis and techniques and devices that enable their delivery |
US8741378B1 (en) | 2001-06-27 | 2014-06-03 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods of coating an implantable device |
US6656216B1 (en) | 2001-06-29 | 2003-12-02 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Composite stent with regioselective material |
JP4886939B2 (ja) * | 2001-07-19 | 2012-02-29 | 真也 岡崎 | 生体内留置用ヨウ素放出性治療材料およびステント |
JP2005501652A (ja) * | 2001-09-10 | 2005-01-20 | パラコー メディカル インコーポレイテッド | 心不全治療用装置 |
AU2002330088B2 (en) * | 2001-09-24 | 2009-09-03 | Jessie L.-S. Au | Methods and compositions to determine the chemosensitizing dose of suramin used in combination therapy |
US6753071B1 (en) | 2001-09-27 | 2004-06-22 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Rate-reducing membrane for release of an agent |
US8608661B1 (en) | 2001-11-30 | 2013-12-17 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method for intravascular delivery of a treatment agent beyond a blood vessel wall |
US7175874B1 (en) | 2001-11-30 | 2007-02-13 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Apparatus and method for coating implantable devices |
US6663880B1 (en) | 2001-11-30 | 2003-12-16 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Permeabilizing reagents to increase drug delivery and a method of local delivery |
TWI287986B (en) * | 2001-12-13 | 2007-10-11 | Novartis Ag | Use of Epothilones for the treatment of the carcinoid syndrome |
US7022063B2 (en) * | 2002-01-07 | 2006-04-04 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness |
US7744584B2 (en) | 2002-01-22 | 2010-06-29 | Mercator Medsystems, Inc. | Methods and kits for volumetric distribution of pharmaceutical agents via the vascular adventitia and microcirculation |
WO2003061731A2 (en) * | 2002-01-22 | 2003-07-31 | Endobionics, Inc. | Methods and kits for delivering pharmaceutical agents into the coronary vascular adventitia |
US10441747B2 (en) * | 2002-01-22 | 2019-10-15 | Mercator Medsystems, Inc. | Methods and systems for inhibiting vascular inflammation |
ES2298510T3 (es) * | 2002-05-03 | 2008-05-16 | Janssen Pharmaceutica Nv | Microemulsiones polimericas. |
US8506617B1 (en) | 2002-06-21 | 2013-08-13 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Micronized peptide coated stent |
WO2004002367A1 (fr) * | 2002-06-27 | 2004-01-08 | Microport Medical (Shanghai) Co., Ltd. | Stent eluant des medicaments |
US7361368B2 (en) | 2002-06-28 | 2008-04-22 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Device and method for combining a treatment agent and a gel |
US7332160B2 (en) * | 2002-07-12 | 2008-02-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device and method for tissue removal and repair |
PT1521572E (pt) | 2002-07-15 | 2009-04-21 | Alcon Inc | Película bioerodível para administração oftálmica de fármacos |
BR0313539A (pt) | 2002-07-31 | 2005-06-21 | Alza Corp | Composições depósito de polìmero multimodais injetáveis e seus usos |
US8016881B2 (en) | 2002-07-31 | 2011-09-13 | Icon Interventional Systems, Inc. | Sutures and surgical staples for anastamoses, wound closures, and surgical closures |
US7732535B2 (en) | 2002-09-05 | 2010-06-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coating for controlled release of drugs from implantable medical devices |
JP2006515186A (ja) * | 2002-09-26 | 2006-05-25 | アンジオテック インターナショナル アクツィエン ゲゼルシャフト | 血管周囲ラップ |
US7396538B2 (en) * | 2002-09-26 | 2008-07-08 | Endovascular Devices, Inc. | Apparatus and method for delivery of mitomycin through an eluting biocompatible implantable medical device |
US7544932B2 (en) * | 2002-10-21 | 2009-06-09 | The United States Of America, As Represented By The Secretary, Of The Department Of Health And Human Services | Contiguous capillary electrospray sources and analytical devices |
AU2003285195A1 (en) * | 2002-11-08 | 2004-06-03 | Innovational Holdings, Llc | Method and apparatus for treating vulnerable artherosclerotic plaque |
EP1575638A1 (en) * | 2002-11-08 | 2005-09-21 | Conor Medsystems, Inc. | Expandable medical device and method for treating chronic total occlusions with local delivery of an angiogenic factor |
US7022372B1 (en) | 2002-11-12 | 2006-04-04 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Compositions for coating implantable medical devices |
JP2006506183A (ja) * | 2002-11-15 | 2006-02-23 | パラコー メディカル インコーポレイテッド | 心臓ハーネス送給装置 |
US7736299B2 (en) | 2002-11-15 | 2010-06-15 | Paracor Medical, Inc. | Introducer for a cardiac harness delivery |
US7220431B2 (en) * | 2002-11-27 | 2007-05-22 | Regents Of The University Of Minnesota | Methods and compositions for applying pharmacologic agents to the ear |
LT1585548T (lt) * | 2002-12-09 | 2018-09-25 | Abraxis Bioscience, Llc | Farmakologinių agentų kompozicijos ir įvedimo būdai |
US7776926B1 (en) | 2002-12-11 | 2010-08-17 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biocompatible coating for implantable medical devices |
US7758880B2 (en) | 2002-12-11 | 2010-07-20 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biocompatible polyacrylate compositions for medical applications |
WO2004054569A1 (en) * | 2002-12-16 | 2004-07-01 | Council Of Scientific And Industrial Research | Pharmaceutical composition containing brevifoliol for use in chemotherapeutic treatment of human beings |
US7871607B2 (en) | 2003-03-05 | 2011-01-18 | Halozyme, Inc. | Soluble glycosaminoglycanases and methods of preparing and using soluble glycosaminoglycanases |
DK2177620T3 (en) | 2003-03-05 | 2015-01-26 | Halozyme Inc | Soluble hyaluronidase glycoprotein (sHASEGP), process for preparing the same, use and pharmaceutical compositions comprising thereof |
US20060104968A1 (en) | 2003-03-05 | 2006-05-18 | Halozyme, Inc. | Soluble glycosaminoglycanases and methods of preparing and using soluble glycosaminogly ycanases |
US7883500B2 (en) * | 2003-03-26 | 2011-02-08 | G&L Consulting, Llc | Method and system to treat and prevent myocardial infarct expansion |
ATE455563T1 (de) * | 2003-04-04 | 2010-02-15 | Tissuemed Ltd | Zusammensetzungen für die gewebeadhäsion |
US8821473B2 (en) | 2003-04-15 | 2014-09-02 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods and compositions to treat myocardial conditions |
US8038991B1 (en) | 2003-04-15 | 2011-10-18 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | High-viscosity hyaluronic acid compositions to treat myocardial conditions |
US7641643B2 (en) | 2003-04-15 | 2010-01-05 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods and compositions to treat myocardial conditions |
US7279174B2 (en) | 2003-05-08 | 2007-10-09 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent coatings comprising hydrophilic additives |
US7323209B1 (en) | 2003-05-15 | 2008-01-29 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Apparatus and method for coating stents |
SI1644024T1 (sl) * | 2003-06-06 | 2019-11-29 | Univ Texas | Protimikrobne raztopine za izpiranje |
EP1641783B1 (en) * | 2003-06-19 | 2012-03-28 | Janssen Pharmaceutica NV | Aminosulfonyl substituted 4-(aminomethyl)-piperidine benzamides as 5ht4-antagonists |
WO2004113502A2 (en) * | 2003-06-20 | 2004-12-29 | Avalon Pharmaceuticals, Inc. | Identification of therapeutic agents using genetic fingerprinting |
US20050118344A1 (en) | 2003-12-01 | 2005-06-02 | Pacetti Stephen D. | Temperature controlled crimping |
WO2005020933A2 (en) * | 2003-09-02 | 2005-03-10 | University Of South Florida | Nanoparticles for drug-delivery |
JP2007508563A (ja) * | 2003-10-15 | 2007-04-05 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 装置、システム及び電気素子 |
US20060009831A1 (en) * | 2003-11-07 | 2006-01-12 | Lilip Lau | Cardiac harness having leadless electrodes for pacing and sensing therapy |
US20050288715A1 (en) * | 2003-11-07 | 2005-12-29 | Lilip Lau | Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing |
US7155295B2 (en) * | 2003-11-07 | 2006-12-26 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing |
WO2005049105A2 (en) * | 2003-11-10 | 2005-06-02 | Angiotech International Ag | Medical implants and anti-scarring agents |
US9066912B2 (en) * | 2003-11-17 | 2015-06-30 | Ethicon, Inc. | Drug-enhanced adhesion prevention |
US9114198B2 (en) | 2003-11-19 | 2015-08-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biologically beneficial coatings for implantable devices containing fluorinated polymers and methods for fabricating the same |
US20050208095A1 (en) * | 2003-11-20 | 2005-09-22 | Angiotech International Ag | Polymer compositions and methods for their use |
US20050197634A1 (en) * | 2004-01-20 | 2005-09-08 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Methods for coating and impregnating medical devices with antiseptic compositions |
US7211108B2 (en) * | 2004-01-23 | 2007-05-01 | Icon Medical Corp. | Vascular grafts with amphiphilic block copolymer coatings |
US8293890B2 (en) | 2004-04-30 | 2012-10-23 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Hyaluronic acid based copolymers |
US9561309B2 (en) | 2004-05-27 | 2017-02-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Antifouling heparin coatings |
US7563780B1 (en) | 2004-06-18 | 2009-07-21 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Heparin prodrugs and drug delivery stents formed therefrom |
US7494665B1 (en) | 2004-07-30 | 2009-02-24 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymers containing siloxane monomers |
KR20070051297A (ko) | 2004-08-03 | 2007-05-17 | 티슈메드 리미티드 | 조직-접착성 물질 |
US20060280785A1 (en) * | 2004-08-11 | 2006-12-14 | Easterly Clay E | Biocidal materials for treatment against pathogens |
US8119153B2 (en) * | 2004-08-26 | 2012-02-21 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stents with drug eluting coatings |
WO2006032202A1 (en) * | 2004-09-21 | 2006-03-30 | Shandong Luye Pharmaceutical Co., Ltd. | Long acting sustained-release formulation containing dopamine receptor agonist and the preparation method thereof |
US8603634B2 (en) | 2004-10-27 | 2013-12-10 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | End-capped poly(ester amide) copolymers |
US7905826B2 (en) * | 2004-11-03 | 2011-03-15 | Cook Incorporated | Methods for modifying vascular vessel walls |
WO2006062976A2 (en) | 2004-12-07 | 2006-06-15 | Cook Incorporated | Methods for modifying vascular vessel walls |
US7727554B2 (en) * | 2004-12-21 | 2010-06-01 | Board Of Regents Of The University Of Nebraska By And Behalf Of The University Of Nebraska Medical Center | Sustained-release nanoparticle compositions and methods for using the same |
US7604818B2 (en) | 2004-12-22 | 2009-10-20 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymers of fluorinated monomers and hydrocarbon monomers |
EP1830886B1 (en) | 2004-12-27 | 2016-04-13 | Eisai R&D Management Co., Ltd. | Method for stabilizing anti-dementia drug |
US20060280789A1 (en) * | 2004-12-27 | 2006-12-14 | Eisai Research Institute | Sustained release formulations |
US20090208579A1 (en) * | 2004-12-27 | 2009-08-20 | Eisai R & D Management Co., Ltd. | Matrix Type Sustained-Release Preparation Containing Basic Drug or Salt Thereof, and Method for Manufacturing the Same |
US20070129402A1 (en) * | 2004-12-27 | 2007-06-07 | Eisai Research Institute | Sustained release formulations |
US9107899B2 (en) | 2005-03-03 | 2015-08-18 | Icon Medical Corporation | Metal alloys for medical devices |
US7540995B2 (en) | 2005-03-03 | 2009-06-02 | Icon Medical Corp. | Process for forming an improved metal alloy stent |
US20060200048A1 (en) * | 2005-03-03 | 2006-09-07 | Icon Medical Corp. | Removable sheath for device protection |
WO2006110197A2 (en) | 2005-03-03 | 2006-10-19 | Icon Medical Corp. | Polymer biodegradable medical device |
US9539410B2 (en) | 2005-04-19 | 2017-01-10 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods and compositions for treating post-cardial infarction damage |
US20080125745A1 (en) | 2005-04-19 | 2008-05-29 | Shubhayu Basu | Methods and compositions for treating post-cardial infarction damage |
US8828433B2 (en) | 2005-04-19 | 2014-09-09 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Hydrogel bioscaffoldings and biomedical device coatings |
US8187621B2 (en) | 2005-04-19 | 2012-05-29 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods and compositions for treating post-myocardial infarction damage |
US8303972B2 (en) | 2005-04-19 | 2012-11-06 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Hydrogel bioscaffoldings and biomedical device coatings |
JP2008536937A (ja) * | 2005-04-20 | 2008-09-11 | ザイロス コーポレイション | 経皮薬物送達系に用いる微生物セルロース材料、製造および使用方法 |
CA2604617C (en) * | 2005-04-28 | 2014-06-17 | Eisai R&D Management Co., Ltd. | Composition containing anti-dementia drug |
WO2006133943A1 (en) * | 2005-06-15 | 2006-12-21 | Academisch Medisch Centrum | Nuclear receptors agonists for treatment of atherosclerosis and/or related cardiovascular disease |
US7655288B2 (en) * | 2005-07-29 | 2010-02-02 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Composite self-cohered web materials |
US7655584B2 (en) * | 2005-07-29 | 2010-02-02 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Highly porous self-cohered web materials |
US20070026040A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-02-01 | Crawley Jerald M | Composite self-cohered web materials |
US20070027551A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-02-01 | Farnsworth Ted R | Composite self-cohered web materials |
US7604668B2 (en) * | 2005-07-29 | 2009-10-20 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Composite self-cohered web materials |
US8048503B2 (en) * | 2005-07-29 | 2011-11-01 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Highly porous self-cohered web materials |
US7850810B2 (en) * | 2005-07-29 | 2010-12-14 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Method of making porous self-cohered web materials |
US20070026039A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-02-01 | Drumheller Paul D | Composite self-cohered web materials |
US20070038273A1 (en) * | 2005-08-10 | 2007-02-15 | Maurice Bales | Method and apparatus for improved photon irradiation therapy and treatment of pain |
US20070100199A1 (en) * | 2005-11-03 | 2007-05-03 | Lilip Lau | Apparatus and method of delivering biomaterial to the heart |
US20070073218A1 (en) * | 2005-09-26 | 2007-03-29 | Lilip Lau | Inflatable cardiac device for treating and preventing ventricular remodeling |
US20070071706A1 (en) * | 2005-09-28 | 2007-03-29 | Filiberto Zadini | Lipodissolving dermatological topical preparation |
US20070110788A1 (en) * | 2005-11-14 | 2007-05-17 | Hissong James B | Injectable formulation capable of forming a drug-releasing device |
CA2630454C (en) | 2005-11-18 | 2014-05-27 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Methods for coating surfaces with antimicrobial agents |
US20070196423A1 (en) * | 2005-11-21 | 2007-08-23 | Med Institute, Inc. | Implantable medical device coatings with biodegradable elastomer and releasable therapeutic agent |
US8304383B2 (en) | 2005-11-22 | 2012-11-06 | Atheronova Operations, Inc. | Dissolution of arterial plaque |
US20090035348A1 (en) * | 2005-11-22 | 2009-02-05 | Z & Z Medical Holdings, Inc. | Dissolution of arterial plaque |
US20070129425A1 (en) * | 2005-11-22 | 2007-06-07 | Filiberto Zadini | Dissolution of arterial cholesterol plaques by pharmacological preparation |
US20070249543A1 (en) * | 2006-04-19 | 2007-10-25 | Filiberto Zadini | Dissolution of arterial cholesterol plaques by phytochemical emulsifiers |
EP1955698B1 (en) * | 2005-12-02 | 2013-10-30 | Mochida Pharmaceutical Co., Ltd. | Preventive/therapeutic agent for alzheimer's dementia |
US7674864B2 (en) * | 2005-12-23 | 2010-03-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Polymeric hybrid precursors, polymeric hybrid precursor composite matrices, medical devices, and methods |
US8455088B2 (en) | 2005-12-23 | 2013-06-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Spun nanofiber, medical devices, and methods |
EP1977246B1 (en) * | 2005-12-30 | 2010-01-20 | Ventana Medical Systems, Inc. | Na+, k+-atpase expression in cervical dysplasia and cancer |
CA2640629A1 (en) * | 2006-02-03 | 2007-08-09 | Tissuemed Limited | Tissue-adhesive materials |
EP1832289A3 (en) * | 2006-03-08 | 2007-12-12 | Sahajanand Medical Technologies PVT. ltd | Compositions and coatings for implantable medical devices |
US7709631B2 (en) | 2006-03-13 | 2010-05-04 | Xylos Corporation | Oxidized microbial cellulose and use thereof |
US20100233350A1 (en) * | 2006-03-15 | 2010-09-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Drug delivery composition and methods of making same using nanofabrication |
US9561351B2 (en) | 2006-05-31 | 2017-02-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Drug delivery spiral coil construct |
US20070286884A1 (en) * | 2006-06-13 | 2007-12-13 | Xylos Corporation | Implantable microbial cellulose materials for hard tissue repair and regeneration |
US9028859B2 (en) | 2006-07-07 | 2015-05-12 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Phase-separated block copolymer coatings for implantable medical devices |
US7732190B2 (en) | 2006-07-31 | 2010-06-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Modified two-component gelation systems, methods of use and methods of manufacture |
US9242005B1 (en) | 2006-08-21 | 2016-01-26 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Pro-healing agent formulation compositions, methods and treatments |
WO2008026644A1 (fr) * | 2006-08-29 | 2008-03-06 | Fujifilm Corporation | Matrice hydrophile ayant un composé faiblement soluble dans l'eau scellé à l'intérieur de celle-ci et procédé pour produire celle-ci |
EP2078052B1 (en) * | 2006-10-31 | 2010-07-28 | Surmodics Pharmaceuticals, Inc. | Spheronized polymer particles |
US8741326B2 (en) | 2006-11-17 | 2014-06-03 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Modified two-component gelation systems, methods of use and methods of manufacture |
US9005672B2 (en) | 2006-11-17 | 2015-04-14 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods of modifying myocardial infarction expansion |
US8192760B2 (en) | 2006-12-04 | 2012-06-05 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods and compositions for treating tissue using silk proteins |
CN101199623B (zh) * | 2006-12-16 | 2011-04-27 | 石茂光 | 治疗高血压药物缓控释制剂的制备方法 |
DK2120919T3 (da) * | 2006-12-18 | 2012-11-26 | Cardoz Ab | Ny kombination til anvendelse ved behandling af inflammatoriske lidelser |
WO2008075028A1 (en) * | 2006-12-20 | 2008-06-26 | Cardoz Ab | New combination for use in the treatment of inflammatory disorders |
BRPI0806727B8 (pt) | 2007-01-21 | 2021-06-22 | Hemoteq Ag | método para o revestimento de um cateter de balão |
US8932345B2 (en) * | 2007-02-07 | 2015-01-13 | Cook Medical Technologies Llc | Medical device coatings for releasing a therapeutic agent at multiple rates |
ES2385940T3 (es) * | 2007-03-30 | 2012-08-03 | Cardoz Ab | Combinación para uso en el tratamiento de trastornos inflamatorios. |
WO2008133928A2 (en) * | 2007-04-27 | 2008-11-06 | The Gi Company, Inc. | Mucin glycoproteins and their use for treatment of epithelial lesions and mucin dependent disorders |
WO2008144458A1 (en) * | 2007-05-15 | 2008-11-27 | Z & Z Medical Holdings, Inc. | Dissolution of arterial cholesterol plaques by pharmacologically induced elevation of endogenous bile salts |
US8147769B1 (en) | 2007-05-16 | 2012-04-03 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stent and delivery system with reduced chemical degradation |
US9056155B1 (en) | 2007-05-29 | 2015-06-16 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Coatings having an elastic primer layer |
US20080312639A1 (en) * | 2007-06-13 | 2008-12-18 | Jan Weber | Hardened polymeric lumen surfaces |
US20100197614A1 (en) * | 2007-06-27 | 2010-08-05 | Soeren Kristiansen | Treatment of urinary tract infections with a mixture of saponin and an antibiotic |
US9192697B2 (en) | 2007-07-03 | 2015-11-24 | Hemoteq Ag | Balloon catheter for treating stenosis of body passages and for preventing threatening restenosis |
EP2182957A4 (en) * | 2007-07-31 | 2012-07-18 | Limerick Biopharma Inc | PHOSPHORYLATED PYRONANALOGES AND CORRESPONDING METHODS |
US20090043330A1 (en) * | 2007-08-09 | 2009-02-12 | Specialized Vascular Technologies, Inc. | Embolic protection devices and methods |
US20090043380A1 (en) * | 2007-08-09 | 2009-02-12 | Specialized Vascular Technologies, Inc. | Coatings for promoting endothelization of medical devices |
GB0715514D0 (en) * | 2007-08-10 | 2007-09-19 | Tissuemed Ltd | Coated medical devices |
US8192351B2 (en) | 2007-08-13 | 2012-06-05 | Paracor Medical, Inc. | Medical device delivery system having integrated introducer |
US20090112239A1 (en) * | 2007-10-31 | 2009-04-30 | Specialized Vascular Technologies, Inc. | Sticky dilatation balloon and methods of using |
US9504491B2 (en) * | 2007-11-07 | 2016-11-29 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Catheter having window and partial balloon covering for dissecting tissue planes and injecting treatment agent to coronary blood vessel |
US8870847B2 (en) * | 2007-11-27 | 2014-10-28 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Blood vessel permeability-enhancement for the treatment of vascular diseases |
US8361538B2 (en) | 2007-12-19 | 2013-01-29 | Abbott Laboratories | Methods for applying an application material to an implantable device |
US8211489B2 (en) | 2007-12-19 | 2012-07-03 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Methods for applying an application material to an implantable device |
US9314524B2 (en) * | 2007-12-31 | 2016-04-19 | Calla Therapeutics Llc | Topical formulations of Flucytosine |
AU2009232000B2 (en) * | 2008-04-03 | 2014-12-11 | Baxter International Inc. | Hemostatic microspheres |
EP2303251B1 (en) * | 2008-04-07 | 2012-05-16 | Cardoz AB | New combination for use in the treatment of inflammatory disorders |
US20090319031A1 (en) * | 2008-06-19 | 2009-12-24 | Yunbing Wang | Bioabsorbable Polymeric Stent With Improved Structural And Molecular Weight Integrity |
WO2009158031A2 (en) * | 2008-06-27 | 2009-12-30 | Limerick Biopharma, Inc. | Methods and compositions for therapeutic treatment |
US8642063B2 (en) | 2008-08-22 | 2014-02-04 | Cook Medical Technologies Llc | Implantable medical device coatings with biodegradable elastomer and releasable taxane agent |
ES2586439T3 (es) * | 2008-09-18 | 2016-10-14 | Purdue Pharma Lp | Formas farmacéuticas de dosificación que comprenden poli (E-caprolactona) |
AU2013203747B2 (en) * | 2008-09-18 | 2016-01-07 | Purdue Pharma L.P. | Pharmaceutical dosage forms comprising poly(e-caprolactone) |
WO2010054121A2 (en) * | 2008-11-07 | 2010-05-14 | Specialized Vascular Technologies, Inc. | Extracellular matrix modulating coatings for medical devices |
US20120064142A1 (en) * | 2008-11-30 | 2012-03-15 | University Of The Witwatersrand, Johannesburg | Polymeric pharmaceutical dosage form in sustained release |
US20100135983A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Anti-inflammatory compositions and methods |
US20100135984A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Anti-inflammatory compositions and methods |
US20100137246A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Anti-inflammatory compositions and methods |
US20100136094A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Systems for modulating inflammation |
US20100137247A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Anti-inflammatory compositions and methods |
US20100136097A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Systems for modulating inflammation |
US20100136095A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Systems for modulating inflammation |
US20100136096A1 (en) * | 2008-12-02 | 2010-06-03 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Systems for modulating inflammation |
WO2010077985A1 (en) * | 2008-12-16 | 2010-07-08 | Board Of Regents, The University Of Texas System | In situ formation of nanoparticles in resins |
IT1394522B1 (it) * | 2009-01-09 | 2012-07-05 | Invatec Technology Ct Gmbh | Dispositivo medicale con rilascio di farmaco |
WO2010124098A2 (en) * | 2009-04-24 | 2010-10-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Use of drug polymorphs to achieve controlled drug delivery from a coated medical device |
WO2010135468A1 (en) * | 2009-05-19 | 2010-11-25 | Vivia Biotech S.L. | Methods for providing personalized medicine tests ex vivo for hematological neoplasms |
EP2451496B1 (en) | 2009-07-10 | 2015-07-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Use of nanocrystals for a drug delivery balloon |
EP2453938B1 (en) | 2009-07-17 | 2015-08-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Nucleation of drug delivery balloons to provide improved crystal size and density |
US8628790B2 (en) | 2009-10-09 | 2014-01-14 | Pls Technologies, Llc | Coating system and method for drug elution management |
USD661900S1 (en) | 2010-02-22 | 2012-06-19 | Bajer Design & Marketing, Inc. | Collapsible structure |
US8398916B2 (en) | 2010-03-04 | 2013-03-19 | Icon Medical Corp. | Method for forming a tubular medical device |
US8685433B2 (en) | 2010-03-31 | 2014-04-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Absorbable coating for implantable device |
US8945156B2 (en) | 2010-05-19 | 2015-02-03 | University Of Utah Research Foundation | Tissue fixation |
US8858577B2 (en) | 2010-05-19 | 2014-10-14 | University Of Utah Research Foundation | Tissue stabilization system |
WO2012031236A1 (en) | 2010-09-02 | 2012-03-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Coating process for drug delivery balloons using heat-induced rewrap memory |
US8852214B2 (en) | 2011-02-04 | 2014-10-07 | University Of Utah Research Foundation | System for tissue fixation to bone |
US9351924B2 (en) * | 2011-03-11 | 2016-05-31 | Snu R&Db Foundation | Drug delivery system including laminated structure |
WO2015051194A1 (en) * | 2013-10-02 | 2015-04-09 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Improving shelf life and color profile of resin compositions with silver nanoparticles |
WO2015051196A1 (en) * | 2013-10-02 | 2015-04-09 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Improving color and release profile of resin compositions comprising silver nanoparticles |
WO2013022458A1 (en) | 2011-08-05 | 2013-02-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Methods of converting amorphous drug substance into crystalline form |
US9056152B2 (en) | 2011-08-25 | 2015-06-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device with crystalline drug coating |
US11944531B2 (en) | 2012-07-30 | 2024-04-02 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US10390935B2 (en) | 2012-07-30 | 2019-08-27 | Conextions, Inc. | Soft tissue to bone repair devices, systems, and methods |
US10835241B2 (en) | 2012-07-30 | 2020-11-17 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US9629632B2 (en) | 2012-07-30 | 2017-04-25 | Conextions, Inc. | Soft tissue repair devices, systems, and methods |
US11253252B2 (en) | 2012-07-30 | 2022-02-22 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US10219804B2 (en) | 2012-07-30 | 2019-03-05 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US11957334B2 (en) | 2012-07-30 | 2024-04-16 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US9427309B2 (en) | 2012-07-30 | 2016-08-30 | Conextions, Inc. | Soft tissue repair devices, systems, and methods |
EP2882426A1 (en) * | 2012-08-13 | 2015-06-17 | Institut National de la Santé et de la Recherche Médicale (INSERM) | Methods and pharmaceutical compositions for treatment of cystic fibrosis |
WO2014200929A1 (en) * | 2013-06-10 | 2014-12-18 | The Regents Of The University Of California | Tungstate treatment of the dysbiosis associated with gastrointestinal inflammation |
US11583384B2 (en) | 2014-03-12 | 2023-02-21 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
CN106535826A (zh) | 2014-06-24 | 2017-03-22 | 怡康医疗股份有限公司 | 用于医疗装置的改进的金属合金 |
ES2934140T3 (es) * | 2015-01-26 | 2023-02-17 | Mercator Medsystems Inc | Métodos y sistemas para inhibir la inflamación vascular |
KR20180053676A (ko) | 2015-09-16 | 2018-05-23 | 디에프비 소리아, 엘엘씨 | 약물 나노입자 전달체 및 이의 제조방법 |
US10173027B2 (en) | 2015-10-07 | 2019-01-08 | Cook Medical Technologies Llc | Methods, medical devices and kits for modifying the luminal profile of a body vessel |
US11766506B2 (en) | 2016-03-04 | 2023-09-26 | Mirus Llc | Stent device for spinal fusion |
WO2018002673A1 (en) | 2016-07-01 | 2018-01-04 | N4 Pharma Uk Limited | Novel formulations of angiotensin ii receptor antagonists |
CN109475498B (zh) * | 2016-07-06 | 2021-04-02 | 株式会社三养生物制药 | 包含水难溶性药物的聚合物胶束制剂的体外释放试验及评价方法 |
EP4295906A3 (en) | 2016-09-22 | 2024-02-21 | Mercator Medsystems, Inc. | Treatment of restenosis using temsirolimus |
US11696822B2 (en) | 2016-09-28 | 2023-07-11 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
CN110087637A (zh) | 2016-12-14 | 2019-08-02 | 株式会社三养生物制药 | 胶束稳定性提升的两亲性嵌段共聚物组合物及包含其的药学组合物 |
CA3056395C (en) | 2017-03-15 | 2022-06-28 | Dfb Soria, Llc | Topical therapy for the treatment of skin malignancies using nanoparticles of taxanes |
CA3064780A1 (en) | 2017-05-26 | 2018-11-29 | Mercator Medsystems, Inc. | Combination therapy for treatment of restenosis |
WO2018232289A1 (en) | 2017-06-15 | 2018-12-20 | Wiesman Holdings, LLC | Device for delivery of a solution into a body orifice |
US11547397B2 (en) | 2017-12-20 | 2023-01-10 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
EP3755236A4 (en) | 2018-02-20 | 2021-11-17 | Conextions, Inc. | DEVICES, SYSTEMS AND METHODS FOR REPAIRING SOFT TISSUE AND ATTACHING SOFT TISSUE TO A BONE |
CN111760174B (zh) | 2018-03-14 | 2023-08-25 | 墨卡托医疗系统公司 | 用于局部药物递送的医疗器械和医疗方法 |
EP3765035A4 (en) | 2018-03-16 | 2021-10-27 | DFB Soria, LLC | TOPICAL THERAPY FOR TREATMENT OF CERVICAL INTRAEPITHELIAL NEOPLASIA (CIN) AND ETERNAL CANCER USING TAXANNANO PARTICLES |
USD918388S1 (en) | 2018-06-15 | 2021-05-04 | Wiesman Holdings, LLC | Solution diffusing head |
US11780142B2 (en) * | 2018-08-31 | 2023-10-10 | Compagnie Generale Des Etablissements Michelin | Extrusion system for tire tread manufacturing with horizontally arranged extrusion barrels |
US11911499B2 (en) | 2019-11-07 | 2024-02-27 | Resurge Therapeutics, Inc. | System and method for prostate treatment |
WO2022072597A1 (en) * | 2020-09-30 | 2022-04-07 | Diomics Corporation | Transdermal medicament delivery device |
US11602516B1 (en) | 2022-01-29 | 2023-03-14 | Resurge Therapeutics Inc. | Treating benign prostatic hyperplasia |
US11957654B2 (en) | 2022-01-29 | 2024-04-16 | Resurge Therapeutics, Inc. | Treating benign prostatic hyperplasia |
CN115337463B (zh) * | 2022-04-18 | 2023-10-13 | 东南大学 | 一种双载药微球-静电纺丝覆膜支架的制备方法及应用 |
Family Cites Families (178)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US2286254A (en) * | 1939-09-15 | 1942-06-16 | Silex Co | Spring arrester |
US3312753A (en) | 1964-01-13 | 1967-04-04 | Union Carbide Corp | Preparation of block copolymers of a caprolactone and oxirane compound |
US3797485A (en) * | 1971-03-26 | 1974-03-19 | Alza Corp | Novel drug delivery device for administering drug into blood circulation in blood vessel |
US4531936A (en) | 1981-01-29 | 1985-07-30 | Gordon Robert T | Device and method for the selective delivery of drugs to the myocardium |
US4768523A (en) | 1981-04-29 | 1988-09-06 | Lifecore Biomedical, Inc. | Hydrogel adhesive |
US4539234A (en) * | 1981-05-27 | 1985-09-03 | Unitika Ltd. | Urethral catheter capable of preventing urinary tract infection and process for producing the same |
US4357312A (en) | 1981-07-16 | 1982-11-02 | The Children's Hospital Medical Center | Method of making prolonged release body |
DE3378250D1 (en) | 1982-04-22 | 1988-11-24 | Ici Plc | Continuous release formulations |
US4906474A (en) | 1983-03-22 | 1990-03-06 | Massachusetts Institute Of Technology | Bioerodible polyanhydrides for controlled drug delivery |
US4591496A (en) | 1984-01-16 | 1986-05-27 | Massachusetts Institute Of Technology | Process for making systems for the controlled release of macromolecules |
GB8416234D0 (en) | 1984-06-26 | 1984-08-01 | Ici Plc | Biodegradable amphipathic copolymers |
US4663308A (en) | 1984-07-18 | 1987-05-05 | Medical College Of Ohio | Method of use of polymers containing cross-linked azo bonds for releasing therapeutic agents into the lower gastrointestinal tract |
US5032572A (en) | 1984-07-18 | 1991-07-16 | Medical College Of Ohio | Polymers containing cross-linked azo bonds, which polymers are useful for releasing therapeutic agents into the lower gastrointestinal tract |
US4863735A (en) | 1985-02-19 | 1989-09-05 | Massachusetts Institute Of Technology | Biodegradable polymeric drug delivery system with adjuvant activity |
FR2601675B1 (fr) | 1986-07-17 | 1988-09-23 | Rhone Poulenc Sante | Derives du taxol, leur preparation et les compositions pharmaceutiques qui les contiennent |
US4978668A (en) * | 1986-09-02 | 1990-12-18 | Purdue Research Foundation | Treatment to reduce ischemic tissue injury |
US4882168A (en) | 1986-09-05 | 1989-11-21 | American Cyanamid Company | Polyesters containing alkylene oxide blocks as drug delivery systems |
US5002572A (en) | 1986-09-11 | 1991-03-26 | Picha George J | Biological implant with textured surface |
US4987071A (en) | 1986-12-03 | 1991-01-22 | University Patents, Inc. | RNA ribozyme polymerases, dephosphorylases, restriction endoribonucleases and methods |
US4800882A (en) | 1987-03-13 | 1989-01-31 | Cook Incorporated | Endovascular stent and delivery system |
US4808402A (en) | 1987-05-29 | 1989-02-28 | Northwestern University | Method and compositions for modulating neovascularization |
US4947840A (en) | 1987-08-21 | 1990-08-14 | Massachusetts Institute Of Technology | Biodegradable templates for the regeneration of tissues |
US5254678A (en) | 1987-12-15 | 1993-10-19 | Gene Shears Pty. Limited | Ribozymes |
US5019096A (en) | 1988-02-11 | 1991-05-28 | Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Infection-resistant compositions, medical devices and surfaces and methods for preparing and using same |
US5446070A (en) | 1991-02-27 | 1995-08-29 | Nover Pharmaceuticals, Inc. | Compositions and methods for topical administration of pharmaceutically active agents |
US4942184A (en) | 1988-03-07 | 1990-07-17 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Water soluble, antineoplastic derivatives of taxol |
US5157049A (en) | 1988-03-07 | 1992-10-20 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health & Human Services | Method of treating cancers sensitive to treatment with water soluble derivatives of taxol |
US4989601A (en) | 1988-05-02 | 1991-02-05 | Medical Engineering & Development Institute, Inc. | Method, apparatus, and substance for treating tissue having neoplastic cells |
US5100668A (en) | 1988-06-14 | 1992-03-31 | Massachusetts Institute Of Technology | Controlled release systems containing heparin and growth factors |
US5502158A (en) | 1988-08-08 | 1996-03-26 | Ecopol, Llc | Degradable polymer composition |
US5575815A (en) | 1988-08-24 | 1996-11-19 | Endoluminal Therapeutics, Inc. | Local polymeric gel therapy |
US5843156A (en) * | 1988-08-24 | 1998-12-01 | Endoluminal Therapeutics, Inc. | Local polymeric gel cellular therapy |
US5213580A (en) | 1988-08-24 | 1993-05-25 | Endoluminal Therapeutics, Inc. | Biodegradable polymeric endoluminal sealing process |
US5328471A (en) | 1990-02-26 | 1994-07-12 | Endoluminal Therapeutics, Inc. | Method and apparatus for treatment of focal disease in hollow tubular organs and other tissue lumens |
US5053048A (en) | 1988-09-22 | 1991-10-01 | Cordis Corporation | Thromboresistant coating |
US4938763B1 (en) | 1988-10-03 | 1995-07-04 | Atrix Lab Inc | Biodegradable in-situ forming implants and method of producing the same |
US5126141A (en) | 1988-11-16 | 1992-06-30 | Mediventures Incorporated | Composition and method for post-surgical adhesion reduction with thermo-irreversible gels of polyoxyalkylene polymers and ionic polysaccharides |
US5057606A (en) | 1989-01-24 | 1991-10-15 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Form-in-place polysaccharide gels |
US5089606A (en) | 1989-01-24 | 1992-02-18 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Water-insoluble polysaccharide hydrogel foam for medical applications |
US4990535A (en) * | 1989-05-03 | 1991-02-05 | Schering Corporation | Pharmaceutical composition comprising loratadine, ibuprofen and pseudoephedrine |
US5171262A (en) | 1989-06-15 | 1992-12-15 | Cordis Corporation | Non-woven endoprosthesis |
US5324519A (en) | 1989-07-24 | 1994-06-28 | Atrix Laboratories, Inc. | Biodegradable polymer composition |
US5268178A (en) * | 1989-09-25 | 1993-12-07 | The Board Of Regents, The University Of Texas System | Biodegradable antibiotic implants and methods of their use in treating and preventing infections |
US5225347A (en) | 1989-09-25 | 1993-07-06 | Innovir Laboratories, Inc. | Therapeutic ribozyme compositions and expression vectors |
US6326017B1 (en) | 1989-10-02 | 2001-12-04 | University Of Washington | Methods for the localized delivery of agents to blood vessels |
US5527532A (en) | 1989-11-13 | 1996-06-18 | President And Fellows Of Harvard College | Extraluminal regulation of the growth and repair of tubular structures in vivo |
AU6747790A (en) * | 1989-11-13 | 1991-06-13 | President And Fellows Of Harvard College | Extraluminal regulation of the growth and repair of tubular structures in vivo |
US5059166A (en) | 1989-12-11 | 1991-10-22 | Medical Innovative Technologies R & D Limited Partnership | Intra-arterial stent with the capability to inhibit intimal hyperplasia |
US5304121A (en) | 1990-12-28 | 1994-04-19 | Boston Scientific Corporation | Drug delivery system making use of a hydrogel polymer coating |
US5439446A (en) | 1994-06-30 | 1995-08-08 | Boston Scientific Corporation | Stent and therapeutic delivery system |
US5580575A (en) | 1989-12-22 | 1996-12-03 | Imarx Pharmaceutical Corp. | Therapeutic drug delivery systems |
US5049132A (en) | 1990-01-08 | 1991-09-17 | Cordis Corporation | Balloon catheter for delivering therapeutic agents |
US5545208A (en) | 1990-02-28 | 1996-08-13 | Medtronic, Inc. | Intralumenal drug eluting prosthesis |
US5597798A (en) | 1990-03-05 | 1997-01-28 | The Regents Of The University Of California | Taxol and epidermal growth factor used to enhance treatment of ovarian cancer |
JP3740549B2 (ja) | 1990-03-30 | 2006-02-01 | アルザ・コーポレーション | イオン侵透療法による薬剤投与の装置と方法 |
US5179174A (en) | 1990-04-23 | 1993-01-12 | C. R. Bard, Inc. | Flexible lubricious organic coatings |
US5593683A (en) | 1990-05-01 | 1997-01-14 | Mdv Technologies, Inc. | Method of making thermoreversible polyoxyalkylene gels |
US5219564A (en) | 1990-07-06 | 1993-06-15 | Enzon, Inc. | Poly(alkylene oxide) amino acid copolymers and drug carriers and charged copolymers based thereon |
AU7998091A (en) | 1990-05-17 | 1991-12-10 | Harbor Medical Devices, Inc. | Medical device polymer |
US5407683A (en) | 1990-06-01 | 1995-04-18 | Research Corporation Technologies, Inc. | Pharmaceutical solutions and emulsions containing taxol |
AU8074591A (en) | 1990-06-15 | 1992-01-07 | Cortrak Medical, Inc. | Drug delivery apparatus and method |
US5462751A (en) | 1990-06-22 | 1995-10-31 | The Regeants Of The University Of California | Biological and pharmaceutical agents having a nanomeric biodegradable core |
US5278324A (en) | 1990-08-28 | 1994-01-11 | Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. | Water soluble derivatives of taxol |
US5173298A (en) * | 1990-09-27 | 1992-12-22 | Allergan, Inc. | Nonaqueous fluorinated drug delivery vehicle suspensions |
US5410016A (en) | 1990-10-15 | 1995-04-25 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Photopolymerizable biodegradable hydrogels as tissue contacting materials and controlled-release carriers |
NZ240214A (en) | 1990-10-16 | 1993-02-25 | Takeda Chemical Industries Ltd | Polymer compositions comprising a polylactic acid and a copolymer of glycolic acid and a hydroxycarboxylic acid; use as carrier for prolonged release pharmaceutical compositions of water soluble drugs |
US5160790A (en) | 1990-11-01 | 1992-11-03 | C. R. Bard, Inc. | Lubricious hydrogel coatings |
US5166289A (en) | 1990-12-19 | 1992-11-24 | Exxon Chemical Patents Inc. | Thermoset coating composition having improved hardness |
US5399363A (en) | 1991-01-25 | 1995-03-21 | Eastman Kodak Company | Surface modified anticancer nanoparticles |
US5145684A (en) | 1991-01-25 | 1992-09-08 | Sterling Drug Inc. | Surface modified drug nanoparticles |
US5540928A (en) | 1991-02-27 | 1996-07-30 | President And Fellows Of Harvard College | Extraluminal regulation of the growth and repair of tubular structures in vivo |
WO1992015286A1 (en) | 1991-02-27 | 1992-09-17 | Nova Pharmaceutical Corporation | Anti-infective and anti-inflammatory releasing systems for medical devices |
US5171217A (en) * | 1991-02-28 | 1992-12-15 | Indiana University Foundation | Method for delivery of smooth muscle cell inhibitors |
US5391164A (en) | 1991-05-03 | 1995-02-21 | Giampapa; Vincent C. | Subcutaneous implantable multiple-agent delivery system |
GB9112267D0 (en) | 1991-06-07 | 1991-07-24 | Biocompatibles Ltd | Polymeric coating |
WO1994007505A1 (en) | 1991-07-03 | 1994-04-14 | Norpharmco Inc. | Use of hyaluronic acid and forms to prevent arterial restenosis |
US5330768A (en) | 1991-07-05 | 1994-07-19 | Massachusetts Institute Of Technology | Controlled drug delivery using polymer/pluronic blends |
CA2074304C (en) | 1991-08-02 | 1996-11-26 | Cyril J. Schweich, Jr. | Drug delivery catheter |
US5464450A (en) | 1991-10-04 | 1995-11-07 | Scimed Lifesystems Inc. | Biodegradable drug delivery vascular stent |
US5284868A (en) | 1991-10-09 | 1994-02-08 | Eli Lilly And Company | Pharmaceutical compounds |
US5262409A (en) | 1991-10-11 | 1993-11-16 | Fred Hutchinson Cancer Research Center | Binary tumor therapy |
US5288502A (en) | 1991-10-16 | 1994-02-22 | The University Of Texas System | Preparation and uses of multi-phase microspheres |
US5318780A (en) | 1991-10-30 | 1994-06-07 | Mediventures Inc. | Medical uses of in situ formed gels |
US5302397A (en) | 1991-11-19 | 1994-04-12 | Amsden Brian G | Polymer-based drug delivery system |
US5270047A (en) | 1991-11-21 | 1993-12-14 | Kauffman Raymond F | Local delivery of dipyridamole for the treatment of proliferative diseases |
US5258042A (en) | 1991-12-16 | 1993-11-02 | Henry Ford Health System | Intravascular hydrogel implant |
US5516781A (en) * | 1992-01-09 | 1996-05-14 | American Home Products Corporation | Method of treating restenosis with rapamycin |
US5260066A (en) | 1992-01-16 | 1993-11-09 | Srchem Incorporated | Cryogel bandage containing therapeutic agent |
US5573934A (en) | 1992-04-20 | 1996-11-12 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Gels for encapsulation of biological materials |
PT627911E (pt) | 1992-02-28 | 2001-04-30 | Univ Texas | Hidrogeis biodegradaveis fotopolimerizaveis como materiais de contacto de tecidos e veiculos de libertacao controlada |
US5301664A (en) | 1992-03-06 | 1994-04-12 | Sievers Robert E | Methods and apparatus for drug delivery using supercritical solutions |
US5571166A (en) | 1992-03-19 | 1996-11-05 | Medtronic, Inc. | Method of making an intraluminal stent |
EP0706373B1 (en) | 1992-03-23 | 2000-07-19 | Georgetown University | Liposome encapsulated taxol and a method of using the same |
ZA932272B (en) * | 1992-03-30 | 1993-10-19 | Alza Corp | Viscous suspensions of controlled-release drug particles |
US5368566A (en) | 1992-04-29 | 1994-11-29 | Cardiovascular Dynamics, Inc. | Delivery and temporary stent catheter having a reinforced perfusion lumen |
US5461140A (en) | 1992-04-30 | 1995-10-24 | Pharmaceutical Delivery Systems | Bioerodible polymers for solid controlled release pharmaceutical compositions |
US5518730A (en) * | 1992-06-03 | 1996-05-21 | Fuisz Technologies Ltd. | Biodegradable controlled release flash flow melt-spun delivery system |
US5383928A (en) | 1992-06-10 | 1995-01-24 | Emory University | Stent sheath for local drug delivery |
GB9213077D0 (en) | 1992-06-19 | 1992-08-05 | Erba Carlo Spa | Polymerbound taxol derivatives |
US5602112A (en) | 1992-06-19 | 1997-02-11 | Supergen, Inc. | Pharmaceutical formulation |
US5538504A (en) | 1992-07-14 | 1996-07-23 | Scimed Life Systems, Inc. | Intra-extravascular drug delivery catheter and method |
KR940003548U (ko) | 1992-08-14 | 1994-02-21 | 김형술 | 세탁물 건조기 |
US5614549A (en) | 1992-08-21 | 1997-03-25 | Enzon, Inc. | High molecular weight polymer-based prodrugs |
US5405919A (en) | 1992-08-24 | 1995-04-11 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of Health And Human Services | Polymer-bound nitric oxide/nucleophile adduct compositions, pharmaceutical compositions and methods of treating biological disorders |
KR950007907B1 (ko) | 1992-09-01 | 1995-07-21 | 동국제약 주식회사 | 치주질환 치료용 막형 국소약물송달제제 |
DE69332758D1 (de) | 1992-09-22 | 2003-04-17 | Us Gov Health & Human Serv | Taxol zur behandlung von lymphomen und brustkrebs und zur verminderung der multi-drug resistenz gegen taxol |
US5336178A (en) * | 1992-11-02 | 1994-08-09 | Localmed, Inc. | Intravascular catheter with infusion array |
EP0669128B1 (en) * | 1992-11-17 | 2000-01-05 | Yoshitomi Pharmaceutical Industries, Ltd. | Sustained-release microsphere containing antipsychotic and process for producing the same |
FR2698543B1 (fr) | 1992-12-02 | 1994-12-30 | Rhone Poulenc Rorer Sa | Nouvelles compositions à base de taxoides. |
US5342348A (en) | 1992-12-04 | 1994-08-30 | Kaplan Aaron V | Method and device for treating and enlarging body lumens |
FR2698871B1 (fr) | 1992-12-09 | 1995-02-24 | Rhone Poulenc Rorer Sa | Nouveau taxoïdes, leur préparation et les compositions pharmaceutiques qui les contiennent. |
FR2699406B1 (fr) | 1992-12-21 | 1995-03-10 | Commissariat Energie Atomique | Films à base de copolymères, leurs applications dans des systèmes transdermiques et leurs procédés de préparation. |
US5419760A (en) | 1993-01-08 | 1995-05-30 | Pdt Systems, Inc. | Medicament dispensing stent for prevention of restenosis of a blood vessel |
US5585348A (en) | 1993-02-10 | 1996-12-17 | Albert Einstein College Of Medicine Of Yeshiva University, A Division Of Yeshiva University | Use of excitatory opioid receptor antagonists to prevent growth factor-induced hyperalgesia |
US5439686A (en) | 1993-02-22 | 1995-08-08 | Vivorx Pharmaceuticals, Inc. | Methods for in vivo delivery of substantially water insoluble pharmacologically active agents and compositions useful therefor |
FR2702212B1 (fr) | 1993-03-02 | 1995-04-07 | Rhone Poulenc Rorer Sa | Nouveaux taxoïdes, leur préparation et les compositions pharmaceutiques qui les contiennent. |
KR960015447B1 (ko) | 1993-03-16 | 1996-11-14 | 주식회사 삼양사 | 의료용 생분해성 고분자 |
WO1994021308A1 (en) | 1993-03-18 | 1994-09-29 | Cedars-Sinai Medical Center | Drug incorporating and releasing polymeric coating for bioprosthesis |
US5475011A (en) | 1993-03-26 | 1995-12-12 | The Research Foundation Of State University Of New York | Anti-tumor compounds, pharmaceutical compositions, methods for preparation thereof and for treatment |
US5523092A (en) | 1993-04-14 | 1996-06-04 | Emory University | Device for local drug delivery and methods for using the same |
EP0621015B1 (en) | 1993-04-23 | 1998-03-18 | Schneider (Europe) Ag | Stent with a covering layer of elastic material and method for applying the layer on the stent |
KR970002523B1 (en) | 1993-04-24 | 1997-03-05 | Korea Inst Sci & Tech | Biodegradable polylactic acid having improved properties and method for manufacturing the same |
US5464650A (en) | 1993-04-26 | 1995-11-07 | Medtronic, Inc. | Intravascular stent and method |
JPH08510451A (ja) | 1993-05-13 | 1996-11-05 | ネオルックス コーポレイション | 異常増殖性平滑筋細胞に関連した病因の予防及び治療 |
US5462523A (en) | 1993-05-18 | 1995-10-31 | Target Therapeutics, Inc. | Drug delivery system |
CA2123647C (en) | 1993-06-11 | 2007-04-17 | Steven L. Bennett | Bioabsorbable copolymer and coating composition containing same |
EP0982302B1 (en) | 1993-06-11 | 2004-04-14 | PHARMACIA & UPJOHN COMPANY | Delta 6,7-taxols antineoplastic use and pharmaceutical compositions containing them |
EP1632259B1 (en) * | 1993-07-19 | 2011-12-21 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Anti-angiogene compositions and methods of use |
US5994341A (en) | 1993-07-19 | 1999-11-30 | Angiogenesis Technologies, Inc. | Anti-angiogenic Compositions and methods for the treatment of arthritis |
US5599307A (en) | 1993-07-26 | 1997-02-04 | Loyola University Of Chicago | Catheter and method for the prevention and/or treatment of stenotic processes of vessels and cavities |
AU7476894A (en) | 1993-07-29 | 1995-02-28 | Government Of The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services, The | Method of treating atherosclerosis or restenosis using microtubule stabilizing agent |
US5441947A (en) | 1993-08-25 | 1995-08-15 | Eli Lilly And Company | Methods of inhibiting vascular restenosis |
US5653760A (en) | 1993-08-30 | 1997-08-05 | Saffran; Bruce N. | Method and apparatus for managing macromolecular distribution |
US5466262A (en) | 1993-08-30 | 1995-11-14 | Saffran; Bruce N. | Malleable fracture stabilization device with micropores for directed drug delivery |
US5455046A (en) | 1993-09-09 | 1995-10-03 | Edward Mendell Co., Inc. | Sustained release heterodisperse hydrogel systems for insoluble drugs |
US5531716A (en) | 1993-09-29 | 1996-07-02 | Hercules Incorporated | Medical devices subject to triggered disintegration |
US5457113A (en) | 1993-10-15 | 1995-10-10 | Eli Lilly And Company | Methods for inhibiting vascular smooth muscle cell proliferation and restinosis |
US5415869A (en) | 1993-11-12 | 1995-05-16 | The Research Foundation Of State University Of New York | Taxol formulation |
JPH09507233A (ja) | 1993-12-29 | 1997-07-22 | マトリクス ファーマスーティカル,インコーポレイティド | 細胞増殖性疾患に罹る宿主の治療方法及び治療のための組成物 |
KR0148704B1 (ko) | 1994-01-10 | 1998-08-17 | 김상응 | 생체분해성 약물전달용 고분자 |
US5519042A (en) | 1994-01-13 | 1996-05-21 | Hoechst Aktiengesellschaft | Method of treating hyperproliferative vascular disease |
CA2113683A1 (en) * | 1994-01-18 | 1995-07-19 | Tony Cruz | Treatment of proliferative disorders, metastases, and drug resistant tumors with vanadate compounds and derivatives or analogues thereof |
US5554147A (en) | 1994-02-01 | 1996-09-10 | Caphco, Inc. | Compositions and devices for controlled release of active ingredients |
US5516522A (en) | 1994-03-14 | 1996-05-14 | Board Of Supervisors Of Louisiana State University | Biodegradable porous device for long-term drug delivery with constant rate release and method of making the same |
US5470307A (en) | 1994-03-16 | 1995-11-28 | Lindall; Arnold W. | Catheter system for controllably releasing a therapeutic agent at a remote tissue site |
FR2717688B1 (fr) | 1994-03-28 | 1996-07-05 | Lhd Lab Hygiene Dietetique | Système matriciel transdermique d'administration d'un oestrogène et/ou un progestatif à base d'EVA. |
US5588962A (en) | 1994-03-29 | 1996-12-31 | Boston Scientific Corporation | Drug treatment of diseased sites deep within the body |
US5599335A (en) | 1994-03-29 | 1997-02-04 | The Procter & Gamble Company | Absorbent members for body fluids having good wet integrity and relatively high concentrations of hydrogel-forming absorbent polymer |
US5578661A (en) | 1994-03-31 | 1996-11-26 | Nepera, Inc. | Gel forming system for use as wound dressings |
US5464932A (en) | 1994-04-15 | 1995-11-07 | The Penn State Research Foundation | Photocrosslinkable polyphosphazenes and their use as microencapsulation materials |
US5399666A (en) | 1994-04-21 | 1995-03-21 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Easily degradable star-block copolymers |
US5554120A (en) | 1994-07-25 | 1996-09-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymer blends for use in making medical devices including catheters and balloons for dilatation catheters |
US5514092A (en) | 1994-08-08 | 1996-05-07 | Schneider (Usa) Inc. | Drug delivery and dilatation-drug delivery catheters in a rapid exchange configuration |
US5582591A (en) | 1994-09-02 | 1996-12-10 | Delab | Delivery of solid drug compositions |
US5531735A (en) | 1994-09-27 | 1996-07-02 | Hercules Incorporated | Medical devices containing triggerable disintegration agents |
US5565432A (en) | 1994-11-07 | 1996-10-15 | American Home Products Corporation | Smooth muscle cell proliferation inhibitors |
US5607686A (en) | 1994-11-22 | 1997-03-04 | United States Surgical Corporation | Polymeric composition |
US5569197A (en) | 1994-12-21 | 1996-10-29 | Schneider (Usa) Inc | Drug delivery guidewire |
JP4140981B2 (ja) | 1994-12-26 | 2008-08-27 | 東菱薬品工業株式会社 | 再狭窄症及び動脈硬化症治療薬 |
US5872104A (en) * | 1994-12-27 | 1999-02-16 | Oridigm Corporation | Combinations and methods for reducing antimicrobial resistance |
US5580899A (en) | 1995-01-09 | 1996-12-03 | The Liposome Company, Inc. | Hydrophobic taxane derivatives |
US5576072A (en) | 1995-02-01 | 1996-11-19 | Schneider (Usa), Inc. | Process for producing slippery, tenaciously adhering hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with at least one other, dissimilar polymer hydrogel |
US5695504A (en) * | 1995-02-24 | 1997-12-09 | Heartport, Inc. | Devices and methods for performing a vascular anastomosis |
US5612052A (en) * | 1995-04-13 | 1997-03-18 | Poly-Med, Inc. | Hydrogel-forming, self-solvating absorbable polyester copolymers, and methods for use thereof |
US5766584A (en) | 1995-06-02 | 1998-06-16 | Massachusetts Institute Of Technology | Inhibition of vascular smooth muscle cell proliferation with implanted matrix containing vascular endothelial cells |
US5871723A (en) * | 1995-06-06 | 1999-02-16 | The Regent Of The University Of Michigan | CXC chemokines as regulators of angiogenesis |
US5609629A (en) | 1995-06-07 | 1997-03-11 | Med Institute, Inc. | Coated implantable medical device |
US5534449A (en) | 1995-07-17 | 1996-07-09 | Micron Technology, Inc. | Methods of forming complementary metal oxide semiconductor (CMOS) integrated circuitry |
US5607418A (en) | 1995-08-22 | 1997-03-04 | Illinois Institute Of Technology | Implantable drug delivery apparatus |
US5702717A (en) * | 1995-10-25 | 1997-12-30 | Macromed, Inc. | Thermosensitive biodegradable polymers based on poly(ether-ester)block copolymers |
EP0932399B1 (en) * | 1996-03-12 | 2006-01-04 | PG-TXL Company, L.P. | Water soluble paclitaxel prodrugs |
KR20000015944A (ko) * | 1996-05-24 | 2000-03-15 | 팜 윌리암 엔. | 신체 통로의 질병을 치료 또는 예방하기 위한조성물 및 방법 |
US6273913B1 (en) * | 1997-04-18 | 2001-08-14 | Cordis Corporation | Modified stent useful for delivery of drugs along stent strut |
US6231585B1 (en) | 1997-11-20 | 2001-05-15 | Medivas, Llc | Device for stabilizing a treatment site and method of use |
US6179858B1 (en) | 1998-05-12 | 2001-01-30 | Massachusetts Institute Of Technology | Stent expansion and apposition sensing |
US6091980A (en) | 1998-05-12 | 2000-07-18 | Massachusetts Institute Of Technology | Stent slip sensing system and method |
US6534693B2 (en) * | 2000-11-06 | 2003-03-18 | Afmedica, Inc. | Surgically implanted devices having reduced scar tissue formation |
WO2002062335A2 (en) * | 2001-01-16 | 2002-08-15 | Vascular Therapies, Llc | Implantable device containing resorbable matrix material and anti-proliferative drugs for preventing or treating failure of hemodialysis vascular access and other vascular grafts |
-
1997
- 1997-05-26 KR KR1019980709500A patent/KR20000015944A/ko active IP Right Grant
- 1997-05-26 ES ES97921563T patent/ES2248847T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1997-05-26 JP JP09541313A patent/JP2000511161A/ja active Pending
- 1997-05-26 WO PCT/CA1997/000345 patent/WO1997045105A1/en active IP Right Grant
- 1997-05-26 CA CA002255891A patent/CA2255891C/en not_active Expired - Fee Related
- 1997-05-26 KR KR10-2004-7015554A patent/KR20040097250A/ko not_active Application Discontinuation
- 1997-05-26 AU AU27604/97A patent/AU737078C/en not_active Ceased
- 1997-05-26 EP EP05018291A patent/EP1616563A3/en not_active Withdrawn
- 1997-05-26 CN CN97194908A patent/CN1219872A/zh active Pending
- 1997-05-26 DK DK97921563T patent/DK0914102T3/da active
- 1997-05-26 BR BR9710682A patent/BR9710682A/pt not_active Application Discontinuation
- 1997-05-26 AT AT97921563T patent/ATE302599T1/de not_active IP Right Cessation
- 1997-05-26 NZ NZ505584A patent/NZ505584A/en not_active IP Right Cessation
- 1997-05-26 DE DE69734060T patent/DE69734060T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-05-26 EP EP97921563A patent/EP0914102B8/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-11-23 NO NO19985463A patent/NO319946B1/no not_active IP Right Cessation
-
1999
- 1999-11-11 HK HK99105188A patent/HK1020007A1/xx not_active IP Right Cessation
-
2001
- 2001-08-20 US US09/933,652 patent/US6759431B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2003
- 2003-09-25 US US10/671,327 patent/US20040224023A1/en not_active Abandoned
-
2004
- 2004-05-14 JP JP2004145728A patent/JP2004285074A/ja active Pending
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