HUT70177A - Salts of peptides with carboxy-terminated polyesters - Google Patents
Salts of peptides with carboxy-terminated polyesters Download PDFInfo
- Publication number
- HUT70177A HUT70177A HU9403371A HU9403371A HUT70177A HU T70177 A HUT70177 A HU T70177A HU 9403371 A HU9403371 A HU 9403371A HU 9403371 A HU9403371 A HU 9403371A HU T70177 A HUT70177 A HU T70177A
- Authority
- HU
- Hungary
- Prior art keywords
- peptide
- polyester
- salt
- solution
- drug
- Prior art date
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
- A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
- A61K47/69—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit
- A61K47/6921—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit the form being a particulate, a powder, an adsorbate, a bead or a sphere
- A61K47/6927—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit the form being a particulate, a powder, an adsorbate, a bead or a sphere the form being a solid microparticle having no hollow or gas-filled cores
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
- A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
- A61K47/51—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent
- A61K47/56—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent the modifying agent being an organic macromolecular compound, e.g. an oligomeric, polymeric or dendrimeric molecule
- A61K47/59—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent the modifying agent being an organic macromolecular compound, e.g. an oligomeric, polymeric or dendrimeric molecule obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. polyureas or polyurethanes
- A61K47/593—Polyesters, e.g. PLGA or polylactide-co-glycolide
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
- A61K9/0012—Galenical forms characterised by the site of application
- A61K9/0019—Injectable compositions; Intramuscular, intravenous, arterial, subcutaneous administration; Compositions to be administered through the skin in an invasive manner
- A61K9/0024—Solid, semi-solid or solidifying implants, which are implanted or injected in body tissue
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/29—Coated or structually defined flake, particle, cell, strand, strand portion, rod, filament, macroscopic fiber or mass thereof
- Y10T428/2982—Particulate matter [e.g., sphere, flake, etc.]
- Y10T428/2989—Microcapsule with solid core [includes liposome]
Description
A találmány legalább egy bázikus csoportot tartalmazó pepiidből levezethető kationból, valamint terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterből levezethető anionból kialakított uj sókra vonatkozik. A találmány tárgya továbbá eljárás a fenti sók előállítására. A találmány tárgyát képezi a • · · ·
- 2 fenti sók felhasználása nyújtott hatóanyag-felszabadulásu gyógyászati készítmények előállításában. A találmány szerinti sók - akár tiszta állapotban, akár a szabad, megkötetlen peptid vagy a szabad poliészter fölöslegével képezett keverékek formájában - olyan tulajdonságokkal rendelkeznek, amelyek a nyújtott hatóanyag-felszabadulásu gyógyszerkészítmények gyártásában igen jól hasznosíthatók. Ezek a sók amfipatikusak, ugyanis egyrészt egy hidrofil és lipofób pepiidből, másrészt pedig egy hidrofób és lipofil poliészterből épülnek fel.
A peptid megjelölést a leírásban és az igénypontokban a szakirodalomban rendszerint peptidek-nek, polipeptidek nek vagy fehérjék-nek nevezett poli(aminosav)-ak általános megjelölésére használjuk. A bázikus peptid megjelölésen olyan peptideket értünk, amelyek bázikus jellegűek. A bázikus jelleg például bázikus aminosavak (igy arginin vagy lizin) jelenlétére vagy a peptid N-terminális részére lehet visszavezethető. Ez a megjelölés olyan peptidekre is vonatkozik, amelyek legalább egy bázikus csoportot tartalmaznak adott esetben egy vagy több savas aminosav-csoport jelenlétében. Ez a megjelölés azokat a szintetikus peptid-analógokat is magában foglalja, amelyek bázikus funkciós csoportot hordozó, a természetben elő nem forduló aminosavakat tartalmaznak, vagy amelyekbe bármilyen egyéb formában bázikus csoport van beépítve. A poliészter megjelölésen terminális karboxilcsoportot hordozó poliésztereket értünk.
Az 58 481 sz. európai szabadalmi leírás utal a poliészterek terminális karbonsav-csoportja és a peptidekben lévő bázikus csoport(ok) közötti speciális kémiai kölcsönhatások lehetőségére. Erre a lehetőségre Lawter és
munkatársai [ Proc. Int. Symp. Control Rel. Bioact. Mater. 14, (1987)] és Okada és munkatársai [ Pharmaceutical Research 8, 584-587 (1991)] is utalnak, ezek a közlemények azonban a feltételezett kölcsönhatás vonatkozásában csak spekulatív jellegűek, mert tételesen egyetlen peptid-poliészter sót sem ismertetnek, semmiféle útmutatást nem adnak azok előállítására, és arról sem közölnek semmiféle információt, hogy származhat-e bármilyen előnyös hatás az ilyen sók felhasználásából gyógyászati készítmények előállításában.
A találmány olyan kompozícióra vonatkozik, amely képződését tekintve - legalább egy bázikus csoportot tartalmazó peptidből származó kationból és egy terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterből származó anionból képezett sót tartalmaz vagy ilyen sóból áll, és a kompozíció a/ a sónak a szabad poliésztert oldó, a szabad peptidet azonban nem oldó oldószerrel képezett oldata vagy diszperziója, ahol a diszperzióban lévő só szemcsemérete 5 gin nél kisebb, előnyösen 0,2 gm-nél kisebb, vagy b/ mikroszemcsés készítmény, vagy c/ injekciós célokra vagy bőr alatti implantációra alkalmas implantációs készítmény.
A só kation-komponense gyógyászatilag hatásos bázikus peptidből vagy gyógyászatilag inaktív bázikus peptidből levezethető kation egyaránt lehet. Ha a bázikus peptid gyógyászatilag hatásos, a találmány szerinti só önmagában is nyújtott hatóanyag-felszabadulásu gyógyászati készítménnyé formálható. Ha a bázikus peptid gyógyászatilag hatástalan, a találmány szerinti só excipiensként használható olyan más, gyógyászatilag hatásos peptideket tartalmazó, nyújtott • · · ·
hatóanyag-felszabadulásu gyógyászati készítmények kialakításához, amelyekben a gyógyászatilag hatásos peptidek savjellegüek (például savas aminosavakat, igy aszparaginsavat vagy glutaminsavat tartalmaznak) vagy semlegesek.
A peptideket tartalmazó, nyújtott hatóanyagfelszabadulásu készítményekkel szemben támasztott további követelmény, hogy a peptid a készítményben a felszabadulás várható tartama alatt lényegében stabil legyen. A lényegében stabil megjelölésen azt értjük, hogy a gyógyszerforma felhasználásának várható tartama alatt a gyógyhatású anyag nem válik teljesen oldhatatlanná vagy nem denaturálódik.
Az alkalmas gyógyászatilag hatásos peptidek molekulatömege legalább 300 Dalton, előnyösen legalább 800 Dalton lehet. A nyújtott hatóanyag-felszabadulásu készítményekben a felszabadulás kívánt tartama alatt lényegében stabil - és ennek megfelelően a találmány szerinti kompozíciókban felhasználható - ilyen peptidek például a következők: oxitocin, vazopresszin, adrenokortikotrop hormon (ACTH), epidermisz növekedési faktor (EGF), prolaktin, luteinizáló hormon, tüszőserkentő hormon, luliberin vagy luteinizáló hormont felszabadító hormon (LHRH), inzulin, szomatosztatin, glükagon, interferon, gasztrin, tetragasztrin, pentagasztrin, urogasztron, szekretin, kalcitonin, enkefalinok, endorfinok, kiotorfin, taftszin, timopoietin, timozin, timostimulin, csecsemőmirigy humorális faktor, szérum csecsemőmirigy faktor, tumor nekrózis faktor, telepserkentő faktorok, motilin, bombezin, dinorfin, neurotenzin, cerulein, bradikinin, urokináz, kallikrein, P-szubsztancia analógok és antagonisták, angiotenzin II, idegnövekedési faktor, ···· ···
- 5 vérkoagulációs faktor VII és IX, lizozim-klorid, renin, bradikinin, tirocidin, gramicidinek, növekedési hormonok, melanocita-serkentő hormon, tiroid hormont felszabadító hormon, tiroid-serkentő hormon, paratiroid hormon, pankreozimin, kolecisztokinin, humán placenta laktogén, humán korion gonadotrofin, fehérjeszintézist serkentő peptin, gasztrikus gátló peptid, vazoaktiv intesztinális peptid, vérlemezkeeredetü növekedési faktor, növekedési hormont felszabadító faktor, csont-morfogén fehérje, valamint azok szintetikus analógjai, módosulatai és gyógyászatilag hatásos fragmensei.
A találmány szerinti kompozíciók előnyös peptidkomponensei az LHRH szintetikus analógjai, amelyek közül példaként a következőket soroljuk fel: buszerelin { [ D-Ser(Bufc) 6, des-Gly-NH2loJ -LHRH (1-9) NHEt} , dezlorelin {[ D-Trp6, des.GlyNH21oJ -LHRH (1-9) NHEt} , fertirelin {[ des-Gly-NH210] -LHRH(19) NHEt} , goszerelin {[ D-Ser (Búj 6, Azgly10] -LHRH} , hisztrelin { [ D-His (Bzl) 6, des-Gly-NH210] -LHRH (1-9) NHEt} , leuprorelin {[ D.Leu6, des-Gly-NH210] -LHRH (1-9) NHEt} , lutrelin {[ D-Trp6, MeLeu7, des-Gly-NH210] -LHRH (1-9)NHEt} , nafarelin {[ D-Nal6] -LHRH} , triptorelin {[ D-Trp6] -LHRH} , és ezek gyógyászatilag hatásos sói.
A találmány szerinti sókban felhasználható gyógyászatilag inaktív bázikus peptidek például a következők lehetnek: D-, L- vagy DL-formáju poliarginin, polilizin és poli(arginin-ko-lizin), semleges aminosavak (ko)polimerjei, amelyekben az arginin és/vagy a lizin D-, L- vagy racém formában van jelen, vagy olyan peptidek vagy (ko)polipeptidek, amelyekben a peptidláncok egy része vagy teljes egésze az Nterminális részen bázikus csoportban végződik, és a peptid vázát semleges aminosav-maradékok alkotják.
• ···· · ·· · · ·· ·· · ·· · · · • · ·· · · · • · · · · ··· «·· ··· · ···
- 6 A találmány szerinti sókban anionforrásként felhasználható, terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterek homopoliészterek vagy kopoliészterek lehetnek. Előnyösek azok a poliészterek, amelyek vizes fiziológiás környezetben - igy az izombeli vagy bőr alatti szövetekben lévő fiziológiás környezetben - kis molekulatömegü, vizoldható fragmensekké bomlanak le vagy erodeálnak. Ebben a környezetben a lebomlás főfolyamata az észtercsoportok hidrolitikus hasadását is magában foglaló egyszerű hidrolízis, amelynek eredményeként kezdetben kisebb molekulatömegü homo- vagy kopoliészter fragmensek képződnek, mig végül a készítmény eltűnik a beadagolás helyéről. Megjegyezzük azonban, hogy az injekció vagy implantáció helyein, valamint az élő szövetek más helyein egyéb lebomlási mechanizmusok, például enzim-közvetitett bomlási folyamatok is végbemehetnek.
Alkalmas homo- és ko-poliészterek lehetnek a hidroxisavakból származó vegyületek, valamint a diolok és/vagy poliolok - igy például poli(etilén-glikol)-ok, poli(propilénglikol)-ok, 2-10 szénatomos alkilén-glikolok, glicerin, trimetilol-propán és polifunkciós alkoholok (például glicerin, trimetilol-propán és cukrok) polietoxilezett származékai dikartonsavakkal és/vagy polikarbonsavakkal - igy például (1-10 szénatomos alkán)-dikarbonsavakkal, előnyösen malonsavval, borostyánkősavval, glutársavval, ftálsavakkal, mellitsavval és piromellitsavval - adott esetben hidroxi-karbonsav(ak) és/vagy monoolok jelenlétében végzett polikondenzációjából származó vegyületek.
A hidroxi-karbonsav alapú homo- és ko-poliésztereket előnyösen a savak gyűrűs dimerjeinek gyűrűielnyitásos
• ···· · ···· ·· ··· ·· · · · • ··· · · · • · · · · ·«· <·· ··· · ···
- 7 polimerizációjával vagy a hidroxi-karbonsavak vagy hidroxikarbonsav-elegyek vagy ilyen hidroxi-karbonsavakból levezethető laktonok közvetlen polikondenzációjával vagy kopolikondenzációjával állíthatjuk elő. Ezeket a polimerizációs reakciókat (a gyürüfelnyitásos és a polikondenzációs reakciókat egyaránt beleértve) előnyösen úgy végezzük, hogy olyan homovagy ko-poliészterekhez jussunk, amelyeknek legalább egy része vagy teljes mennyisége karbonsav funkciós csoportot hordozó polimer láncot tartalmaz. így a karbonsav-dimerek gyürüfeinyitásos polikondenzációját olyan polimer láncátadószer vagy ko-iniciátor jelenlétében végezzük, amely a képződő homovagy ko-poliészter móitömegét és szerkezetét egyaránt szabályozza. Megfelelő láncátadószernek bizonyult például a viz, valamint a hidroxi-karbonsavak, a monokarbonsavak, a dikarbonsavak és a polikarbonsavak.
A polikondenzációval vagy ko-polikondenzációval előállított poliészterek esetén a polimerizáció körülményei között a karbonsav-funkciót fölöslegben alkalmazzuk, ami azt jelenti, hogy a [ COOH] : [ -OH] arány értéke 1 vagy annál nagyobb. A polikondenzátum szerkezetét és móltömegét a felhasznált alkohol jellege (azaz hogy az alkohol monool, diói, poliol vagy azok elegye-e), a felhasznált savak jellege (azaz hogy a sav mono-, di- vagy polikarbonsav vagy azok elegye-e), valamint a karbonsav-fölösleg mennyisége határozza meg. Különösen előnyösen alkalmazhatók a Krebs-ciklusban szereplő karbonsavak.
A találmány szerinti célokra alkalmas homo- és kopoliészterek előállításához például a következő hidroxikarbonsavakat és laktonokat használhatjuk fel: β-propiolakton, ···· ·· • ·· • · · · · ···«·« ··· · ··«
β-butirolakton, γ-butirolakton és pivalolakton, továbbá ahidroxi-vajsav, α-hidroxi-izovajsav, α-hidroxi-valeriánsav, ahidroxi-izovaleriánsav, α-hidroxi-kapronsav, a-hidroxiizokapronsav, a-hidroxi^-metil-valeriánsav, a-hidroxiheptánkarbonsav, α-hidroxi-dekánkarbonsav, a-hidroxi mirisztinsav és α-hidroxi-sztearinsav. A találmány céljaira felhasználható homo- és ko-poliészterek előnyös képviselői a DL- vagy DL-tejsavból és glikolsavból, vagy a megfelelő dimer laktidokból és glikolidokból levezethető vegyületek. Az adott esetben jelenlévő láncletörőszer előnyösen tej sav lehet.
Noha a makromolekuláris, bázikus peptid-gyógyszerek részben vagy teljes mennyiségükben polimer kation formájában létezhetnek, és a poliészterek is részben vagy teljes mennyiségükben polimer anion formájában létezhetnek, az ilyen polimerek között sav-bázis kölcsönhatás révén a hagyományos módszerekkel (elegyítéssel vagy szerves oldószeres közegek felhasználásával) rendkívül nehéz, sőt esetenként lehetetlen sóképzést létrehozni. így például a két komponens ömledékének elegyítése alkalmatlan módszer, mert jól ismert, hogy a peptidek a polimerek ömlesztésére általánosan használt megnövelt hőmérsékleteken megömlés helyett rendszerint elbomlanak. Még abban az esetben is, ha a peptidek esetleg megömleszthetőek lennének (ami a gyakorlatban nem fordul elő), összeférhetetlenek lennének a homo- vagy ko-poliészterekkel, vagy azokban oldhatatlanok lennének. Ennek termodinamikai magyarázatát az alábbiakban ismertetjük.
A peptidek makromolekulák, ennek megfelelően a hagyományos polimerek számos tipikus sajátságával rendelkeznek.
• ···· · ··«· ·· ··· ·· ··· • ··· · e · • « · · · ···«·· ··· « ·««
Ezért (speciális kémiai vagy fizikai kölcsönhatások hiányában) teljesen inkompatibilisek vagy teljesen oldhatatlanok olyan más makromolekulákban, amelyek más kémiai és polimerváz szerkezetűek, a két eltérő polimer tipus elegyítésének szabad energiája ugyanis nagymértékben pozitív, és ezért termodinamikailag nem kedvező. Ömlesztett állapotban a peptidek rendkívül poláris és erős hidrogénkötésekkel rendelkező molekulák, ami azt eredményezi, hogy a peptidek homo- vagy kopoliészterekkel (amelyek viszonylag nempoláris molekulák, és amelyek hidrogénkötéseket egyáltalán nem tartalmaznak, vagy az esetlegesen jelenlévő hidrogénkötések gyengék) való elegyítésének entalpiája nagymértékben pozitív, vagyis a folyamat endoterm, és igy termodinamikailag kedvezőtlen.
Továbbá, a makromolekulák - definíciójuknak megfelelően - nagy molekulák, igy belső entrópiájuk kis érték, ami azt eredményezi, hogy két különböző tpiusu makromolekula elegyitési entrópiája igen kis érték, sőt esetenként negatív is lehet (lásd például P.J. Florey: Principles of Polymer Chemistry, Cornell Universigy, 1953, 555. oldal, L. Bohn: Polymer Handbook, 2. kiadás, J. Wiley, 1975, III-211. oldal, és L. Bohn: Rubber Chemistry and Technology 1966, 493. oldal). Következésképpen ha egy peptidet és egy poliésztert megnövelt hőmérsékleten, ömledékben elegyítünk egymással, nem következik be a sóképződéshez szükséges, molekuláris szintű elegyedés. Ezért a peptidek és poliészterek egyszerű elegyítése nem vezet sóképződéshez.
Hasonló nehézségek lépnek fel akkor, ha peptidekből és poliészterekből szerves oldószerek felhasználásával kísérelnek meg sót képezni, hacsak az adott peptid nem duzzad ····
• ··· · · · • · · · · ···«·· *«· « «··
-10vagy oldódik némileg az adott oldószerben. A poliészterek és a peptidek oldhatósági jellemzői ugyanis teljesen eltérőek. Azok az oldószerek, amelyek a peptidet oldják (igy például a viz), egyáltalán nem oldják a poliésztert, és általában a poliésztert jól oldó oldószerek (igy például a diklór-metán) egyáltalán nem oldják a peptidet. Azokkal az oldószerekkel kapcsolatban viszont, amelyek a peptidet és a poliésztert egyaránt oldják (ilyen például a dimetil-szulfoxid, a dimetil-formamid, a dimetil-acetamid és az N-metil-pirrolidon) más nehézségek merülnek fel, ezek ugyanis viszonylag nem illékony anyagok, forráspontjuk magas, igy rendkívül nehezen távolíthatók el, és a felsorolt oldószerek egyes képviselői toxicitási jellemzőik miatt alkalmatlanok. Van ugyan a két komponensnek néhány olyan közös oldószere, amelyek az előbbieknél illékonyabbak és toxikológiai szempontokból is elfogadhatóak, ezek felhasználása azonban más problémákat vet fel. így például az ecetsav a peptideket és a poliésztereket egyaránt oldja, a szükséges nagy mennyiségű savas oldószer jelenlétében azonban - a tömeghatás törvényének megfelelően - a peptid acetátsó formájában van jelen, és igy ha az ecetsavat szobahőmérsékleten (például 2025°C-on) vagy fagyasztva szárítással távolitják el, fázisszétválás megy végbe a peptid és a poliészter között, ami a kívánt sóképződés ellen hat.
A találmány egyik célja olyan eljárás kidolgozása, amellyel bázikus pepiidből származó kationt és terminális karboxilcsoportot tartalmazó poliészterből származó aniont tartalmazó sók állíthatók elő.
A találmány értelmében a peptid-poliészter sók előállításához karboxilcsoportokat tartalmazó homo- vagy ko-11• <···· · ···· ·· • · a ·· ··· * 4 · · · 4· • · 4 ·4 »44 ♦·« 444 4«4»
poliésztereket, valamint olyan peptideket használunk fel, amelyekben a bázikus maradékok szabad bázis vagy gyenge savval - előnyösen 10-3-nál kisebb savas disszociációállandóju vagy 3nál nagyobb pKa értékű (pKa = -log10Ka, ahol Ka a savas disszociációállandó) illékony savval - képezett só formájában vannak jelen. Az ilyen bázikus peptid-sók különösen előnyös képviselői az ecetsavval képezett sók. Figyelembe véve azonban a két tipusu makromolekula közötti inkompatibilitást, a peptidpoliészter sók előállításához különleges körülményeket kell alkalmaznunk.
Az egyik lehetséges megoldás szerint olyan oldószert használunk, ami a peptidet és a poliésztert egyaránt oldja, és ahol a képződött oldatból az oldószer közvetlenül eltávolítható, amelynek eredményeként (1) vagy az amfipatikus só marad vissza, (2) vagy a poliészter és a peptid fizikai keveréke marad vissza, ami a további feldolgozás során a kívánt amfipatikus sóvá alakítható.
A fent ismertetett első megoldás szerint olyan oldószereket - például dimetil-szulfoxidot, dimetil-formamidot, dimetil-acetamidot, illetve N-metil-pirrolidont - használunk, amelyek lényegében semlegesek, és amelyek a peptidet és a poliésztert egyaránt oldják. Miként már korábban közöltük, normál körülmények között ezek az oldószerek magas forráspontjuk és viszonylag csekély illékonyságuk miatt rendkívül nehezen távolíthatók el. Ha a felsorolt oldószerek valamelyikében egy peptidet (például acetátsó formájában) és egy poliésztert oldunk, az oldatban a peptid a poliészterrel képezett só formájában lesz jelen, mert a poliészterben lévő erősebben savas tejsav vagy glikolsav-csoportok kiszorítják a gyengébb karbonsa-
·· · · · ···· ·· ·· V «· · · · • ·«· β · · • · · · · ··· ··« ··· · ··»
-12vat. Ezután az oldószer főtömegét és a felszabadult ecetsavat (vagy más gyenge, de illékony karbonsavat) csökkentett nyomáson eltávolíthatjuk, majd a visszamaradt oldatot, ami peptid-poliészter sót tartalmaz, desztillált vízhez adjuk, és igy kicsapjuk az oldhatatlan polimer sót.
Előnyösen szén-dioxid mentes desztillált vizet használunk, nehogy a poliészter anion kiszorításával karbonátsók képződjenek. Egyes esetekben a polimer sót az oldat közvetlen vizreöntésével - azaz előzetes oldószer-eltávolítás nélkül - is elkülöníthetjük. Ez a megoldás különösen előnyös akkor, ha a peptidet szabad bázis formájában használjuk.
A találmány tárgya tehát eljárás bázikus peptidből és terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterből alkotott só előállítására oly módon, hogy a bázikus peptidet - szabad bázis vagy gyenge savval, például ecetsavval képezett só formájában, - valamint a terminális karboxilcsoportot hordozó poliésztert mindkét anyagot oldó, semleges, poláris oldószerben oldjuk, az oldószert vagy annak főtömegét eltávolítjuk, és az igy kapott tömény oldatot a peptid-poliészter sót nem oldó oldószer fölöslegéhez adjuk.
A fent ismertetett, szintén a peptidet és a poliésztert egyaránt oldó oldószer használatán alapuló második megoldás értelmében fagyasztással és hagyományos fagyasztva szárítással vagy porlasztásos szárítással eltávolítható oldószert alkalmazunk. Ennek a megoldásnak lényeges eleme, hogy a peptid-poliészter elegyből rendkívül gyorsan, szinte pillanatszerű sebességgel távolitjuk el az oldószert, előnyösen a poliészter és a peptid üveg-átmeneti hőmérsékleténél alacsonyabb hőmérsékleten.Ebben az esetben oldószerként savas vagy • «·1<
• ···
• · · * · ·*· ··« ··· · ··«
-13semleges anyagokat használhatunk. Előnyös oldószernek bizonyult az ecetsav.
Ha az oldószert rendkívül gyorsan távolitják el viszonylag nagy viszkozitású vagy viszko-elasztikus jellegű oldatokból, extrém kicsi kolloid méretekben fázisszétválás megy végbe a két inkompatibilis makromolekula-tipus között. Ez azt jelenti, hogy a képződött peptid-poliészter keveréknek rendkívül nagy fajlagos felülete és felületi energiája van. Következésképpen, ha a fenti tipusu, lényegében oldószermentes peptid-poliészter keverékhez egy uj, az előzőtől eltérő olyan oldószert adunk, ami a poliésztert oldja, a peptidet azonban rendszerint nem, a nagy felületi energia sóképződés révén diszszipálódik, és egyúttal megszűnik a poliészterben szétoszlatott peptid kolloid jellege. Ehhez a megoldáshoz olyan oldószereket használhatunk, amelyek fagyasztva száríthatok (ilyen például az ecetsav, a dioxán/viz elegyek és a terc-butanol/viz elegyek), vagy amelyek porlasztva szárítással eltávolithatók.
A fentiek alapján tehát a találmány tárgya továbbá eljárás bázikus pepiidből és terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterből alkotott só előállítására oly módon, hogy a bázikus peptidet - szabad bázis vagy gyenge savval, például ecetsavval képezett só formájában - és a terminális karboxilcsoportot hordozó poliésztert mindkét anyagot oldó és fagyasztva szárítással eltávolítható oldószerben oldjuk, a kapott oldatot nagy sebességgel megfagyasztjuk, a megfagyasztott elegyet fagyasztva szárítjuk, a kapott elegyet a poliészter komponenst oldó oldószerben oldjuk, és az elegyet peptid-poliészter só kialakulása közben feloldódni hagyjuk.
·· <9 ·· · * · • ?·· 4 · · • · · · · ··· ··· «·· · ···
-14Α fenti eljárást például úgy végezzük, hogy a peptid és politejsav vagy tejsav-glikolsav ko-polimer ecetsavas oldatát folyékony nitrogénbe csepegtetjük. Ekkor az ecetsavas oldat többé-kevésbé pillanatszerüen megfagy, és többé-kevésbé pillanatszerü sebességgel egy lényegében oldószermentes peptidpoliészter keverék képződik. Az ecetsav oldószert fagyasztva szárítással eltávolítjuk; ekkor a peptid és a poliészter rendkívül finom, kolloid eloszlású elegyét kapjuk. Számos peptid esetén az igy kapott anyag kolloid jellege úgy nyilvánul meg, hogy ha az elegyhez a poliésztert oldó oldószert adunk, rendkívül finom kolloid szuszpenzió képződik. Ha ez az elegy fölöslegben tartalmaz karbonsav funkciós csoportokat, esetenként már állás közben is átlátszóü oldat képződik, ami arra vezethető vissza, hogy a peptid-poliészter só kialakulásával párhuzamosan a fölös felületi energia elvész. A folyékony nitrogénbe való becsepegtetés helyett más megoldásokat is alkalmazhatunk a peptid/poliészter/ecetsav elegy lényegében pillanatszerü megfagyasztására; igy például az elegyet szilárd szén-dioxid és hexán elegyébe csepegtethetjük.
Hipotetikusan természetesen egy teljesen oldhatatlan anyagot oldhatóvá tehetünk, ha abból kellően kis átlagméretü részecskéket tudunk képezni. Feltételezve, hogy az adott részecske egy r sugaru, σ sűrűségű, γ fajlagos felületi energiájú gömb, a részecske felületi energiája 4r πγ. Az adott részecske tömege ugyanakkor 4/3 r πσ, tehát a részecske tömegegységére jutó felületi energia 3Ky/ar. Tekintsük most a telitett oldatok két esetét:
• · ·
(i) Tekintsünk egy C3 koncentrációjú telitett oldatot, amelyben rendkívül durvaszemcsés, tehát igen kis felületi energiájú szilárd anyag-fölösleg van. Ekkor a Gibbs-féle szabad energia a következő egyenlettel irható le:
13 oldat % + RTlnCs — G 3Ziiárd (ii) Ha a szilárd anyag-fölösleg r sugaru, rendkívül finom szemcsés anyag, a rendkívül finom szemcsékkel egyensúlyban lévő oldat Gibbs-féle szabad energiája:
Goidat = Go + RTlnC, ebben az esetben azonban a szilárd anyag Gibbs-féle szabad energiáj a
G^ziiárd + 3Ky/ar, és G2 oldat = Go + RTlnC = + 3%y/ar, vagy G1 szilárd = Go + RTlnC - 3πγ/σχ.
A fenti (i) pont szerint azonban
G1 sziiárd = Go + RTlnCs, és ezért
Go + RTlnC - 3πγ/ση = Go + RTlnCs, vagy
C = Cs.e3,ty/ar, vagyis r értékének csökkenésével párhuzamosan C értéke (hipotetikusan) nő.
A rendszerinti esetben a kis részecskeméretnek tulajdonítható, normálisnál nagyobb oldhatóság azonban metastabilis
állapot, és a részecskék mérete - például feloldódás és azt követő átkristályosodás következtében - nő, ami hatástalanítja a nagy felületi energia hatását. A kis részecskeméretü peptid-poliészter elegyek esetén azonban sóképződés mehet végbe, ami alternatív lehetőséget nyújt a kolloid részecskék felületi energiájának csökkentésére azáltal, hogy oldható amfipatikus só képződik, ami - oldat lévén - a legkisebb szabad energiájú állapotnak felel meg.
A találmány tárgya továbbá eljárás bázikus peptidből és terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterből alkotott só előállítására oly módon, hogy a bázikus peptidet erős savval képezett sója (például kloridja vagy szulfátja) formájában olyan poliészterrel reagáltatjuk, ahol a karboxilcsoportok egy része vagy teljes mennyisége alkálifémmel vagy alkáliföldfémmel képezett só (például nátrium-, kálium-, kalcium- vagy magnézium-karboxilát) formájában van jelen. A kis molekulatömegü poliészterek (azaz amelyek súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 10 000-nél kisebb) alkálifémsói vízben oldhatók, vagy vízzel igen finom diszperziót képeznek. Ha ezt az oldatot vagy diszperziót a peptid (előnyösen szén-dioxid-mentes) vizes oldatához adjuk, az elegyből kiválik a vízben oldhatatlan amfipatikus peptid-poliészter só.
Hasonlóképpen, a PEGilezett bázikus peptidek (peptidek poli-oxi-etilénnel képezett konjugátumai) kloridvagy szulfátsói egyes oldószerekben, például diklór-metánban oldhatóak, illetve ilyen oldószerekkel részlegesen vagy teljesen kompatibilisek lehetnek, és a terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterek nátrium- vagy káliumsói ugyancsak oldhatóak lehetnek diklór-metánban. így ha két ilyen
-17··· 9 9 9 •99 · ··· ··· * ··· sót megfelelő arányban elegyítünk egymással, cserebomlás révén kialakulhat az oldható peptid-poliészter só, és egyidejűleg csapadékként alkálifém-klorid vagy -szulfát válik le.
Az eltérő makromolekulák termodinamikai inkompatibilitását - amire a korábbiakban hivatkoztunk - már évek óta jól ismerik, ezt a tényt azonban a poliészter mátrixu, nyújtott hatóanyag-felszabadulásu peptid-gyógyszerek kialakításakor korábban alig vették figyelembe. Ennek a termodinamikai inkompatibilitásnak vagy oldhatatlanságnak az a szükségszerű következménye, hogy normál körülmények között a poliészterek a peptid-gyógyszerek számára teljesen átjárhatatlanok. Ahhoz, hogy egy peptid megoszlásfüggő Fick-diffúzió révén áthatolhasson egy poliészteren, arra van szükség, hogy a peptid a poliészterben legalább kismértékben oldható legyen. Ez azonban - a korábbiakban már ismertetett okok miatt - nem fordul elő, igy a peptid megoszlásfüggő Fick-diffúzióval nem képes áthatolni a poliészteren.
Csupán elvi bemutatás céljából mégis tételezzük fel, hogy a peptid-gyógyszer vagy annak valamely szintetikus analógja bizonyos mértékig oldódik a poliészterben, illetve kompatibilis a poliészterrel. A peptid diffúzió általi áthatolása a poliészter fázison még ebben az esetben is lehetetlen. Már régen felismerték, hogy a poliészterben lévő szabad térfogat (ami a poliészter-szegmensek rotációs és transzlációs mobilitásából származik, és ami utat enged a diffundáló molekulák vándorlásának) nem elég nagy ahhoz, hogy lehetővé tegye a körülbelül 500 daltonnál nagyobb molekulatömegü makromolekulák diffúzióját (lásd például R.W. Baker és H.K. Lonsdale: Controlled Release: Mechamism and Rates; a Controled Release
-18of Biologically Active Agents c. szakkönyv /szerk.: A.C. Tanquary és R.E. Lacey, kiadó: Plenum Press, 1974/ 15. és következő oldalait).
Noha a körülbelül 500 daltonnái nagyobb molekulatömegü peptid-gyógyszerek Fick-diffúzió révén lényegében képtelenek áthatolni a poliésztereken, mégis elérhető volt a polipeptidek folyamatos felszabadulása ilyen poliészterekből. Az 58 481 sz. európai szabadalmi leírás ismerteti, hogyan érhető el egy peptid-gyógyszer folyamatos felszabadulása egy poliészterből a kétféle makromolekula, azaz egyrészről a hidrofil és vízben oldódó peptid, másrészről a hidrofób és vízben oldhatatlan poliészter nagymértékben eltérő tulajdonságainak kihasználása révén. Az idézett szabadalmi leírásban ismertetett készítményekben a peptid-gyógyszer főként azokon a vizes pórusokon keresztül szabadul fel, amelyek eredetüket tekintve a készítmény felszínén lévő, vagy pedig a készítmény felületével egybefüggő vagy ahhoz kapcsolódó peptid egyszerű kioldódásával alakulnak ki. Ez a kioldódás teszi lehetővé a hatóanyag kezdeti felszabadulását, majd a poliészter ezt követő hidrolitikus lebomálsa révén a poliészterben további pórusok alakulnak ki, és igy - a lebomlás és erózió folyamatától vezérelve - további peptid felszabadulása válik lehetővé. Ha a poliészter hidrolitikus bomlására visszavezethető porozitás nem alakul ki elég gyorsan, a kioldódás révén bekövetkező kezdeti hatóanyagfelszabadulás már azelőtt teljessé válik, mielőtt a hatóanyagot szolgáltató mátrix lebomlás révén elég porózussá válna, azaz ekkor a peptid felszabadulása nem folyamatos. Ezért az 58 481 sz. európai szabadalmi leírásban ismertetett készítmények paramétereit úgy választották meg, hogy a kezdeti, kioldódásos ···· ··
- w · · · ··· • ··· · · · * · · · · ··· ··· ··. ,
-19hatóanyag-felszabadulási szakaszhoz viszonyítva kellő időben menjen végbe a poliészter hidrolitikus bomlása ahhoz, hogy a két íázis átíedjen egymással, és igy a peptid-gyógyszer íelszabadulása íolyamatos legyen.
Összehasonlítva ezekkel az ismert peptid-poliészter elegyekkel·, ahol lehetetlen a peptid áthatolása a poliészter íázison Fick-diííuzió által, a találmány szerinti, peptid-poliészter sókat és adott esetben szabad polimert tartalmazó készítmények esetén teljesen más helyzet áll fenn. Az ezeket az anyagokat tartalmazó készítményekben kizárólag poliészterből áló külön íázis nincs; a peptid telszabadulását szabályozó íolytonos íázist teljes egészében vagy részben a peptidpoliészter só alkotja. A szabad peptid bizonyos mértékig oldódik ebben a peptid-poliészter só íázisban, és igy az ilyen anyagokat tartalmazó készítményekben - amennyiben az egyéb ieltételek (például a megíelelő szabad téríogat) is adotak lehetővé válik a peptid valódi, megoszlásíüggő Fick-diííuziója.
Minthogy a peptid-poliészter só nagymértékben hidrofil szegmenst tartalmaz, a peptid-poliészter sót tartalmazó készítmény vizfelvétele lényegesen nagyobb, mint a poliészteré. Ezekben a készítményekben a vizfelvételt a peptid-poliészter kölcsönhatás ionos jellege, és a makromolekuláris sóban lévő ionok vagy ionpárok viz általi szolvatációja tovább fokozza. Ez azt jelenti, hogy a peptid-poliészter só lényegében hidrogél jellegű, ami azzal jár, hogy nő a polikation-polianion komplexben lévő makromolekula-szegmensek mobilitása. Ennek megfelelően a mátrix anyagának tényleges szabad térfogata nő, és lehetővé teszi a makromolekuláris peptidek áthatolását.
A peptid-poliészter só (ami mellett adott esetben szabad polimer is jelen lehet) fent felsorolt tulajdonságainak összhatásaként lehetővé válik a makromolekuláris peptid Fick-diffuzió szerinti áthatolása a peptid-poliészter mátrixon vagy a só és a szabad polimerfázis keverékén. Ez a helyzet teljesen eltér a csak poliésztert tartalmazó, vagy peptidek és poliészterek egyszerű keverékét tartalmazó készítményeken tapasztaltaktól. Ennek megfelelően a peptid-poliészter sók felhasználására visszavezethető fokozott permeabilitásu, nyújtott hatóanyag-felszabadulást lehetővé tevő mátrixok vagy membránok a későbbiekben ismertetendő, a peptideket szabályozott módon leadó készítmények kialakítása szempontjából központi jelentőségűek.
A találmány szerinti peptid-poliészter sók tehát - az adott peptidtartalmu csoportok lipofil oldószerekben való, uj és meglepő oldhatósága révén -uj és nem várt előnyöket biztosítanak olyan parenterális hatóanyag-szolgáltató rendszerek tervezésében, amelyek vagy a szabad peptid-hatóanyag, a szabad poliészter és a peptid-poliészter só változó összetételű elegyeinek vizes és/vagy nemvizes, gyógyászatilag alkalmazható injekciós hordozóanyaggal készített oldatain vagy diszperzióin, vagy pedig intramuszkulárisan vagy szubkután utón injektálható vagy beültethető bőr alatti implantumokon alapulnak. Az ilyen peptid-poliészter só alapú készítmények - elsősorban azok, amelyekben nagymértékben lipofil poliészter van jelen - azonban más módon is bejuttathatok a szervezetbe. Különösen jelentős az orális adagolásmód, amelynek céljára jó hatással alkalmazhatók a peptid-poliészter sók és/vagy szabad peptid-gyógyszerek és/vagy szabad poliészterek változó összetételű kombinációi. Az
orálisan adagolható készítmények kialakításához sok esetben előnyösen alkalmazhatunk gyógyászati célokra elfogadható hordozóanyagokként növényi olajokat vagy azok módosulatait, illetve az ilyen készítményekhez mono-, di- és triglicerideket adhatunk akár önmagukban, akár más olajos anyagokkal együtt. Az előzőnél kisebb jelentőségűek a helyileg, rektálisan és intranazálisan adagolható készítmények.
A korábban már idézett 58 481 sz. európai szabadalmi leíráson kívül tudomásunk szerint a szakirodalomban csak Lawter és munkatársai, valamint Okada és munkatársai fent idézett közleményei utalnak peptid-poliészter sók előállításának lehetőségére. Mindkét közlemény azonban csak spekulatív jellegű, mert egyikük sem ismerteti, hogy a vélt kölcsönhatás hogyan hozható létre, illetve hogyan hasznosítható. A találmány lehetőséget nyújt peptid-poliészter sót és/vagy szabad peptid gyógyszert és/vagy szabad poliésztert változó arányokban tartalmazó olyan nyújtott hatóanyag-felszabadulást biztositó gyógyászati készítmények kialakítására, amelyekből a hatóanyag legalább három eltérő profil szerint szabályozottan szabadul fel.
A találmány tárgyát képezik tehát a fentiekben meghatározott peptid-poliészter sót és/vagy szabad peptid gyógyszert és/vagy szabad poliésztert önmagában vagy adott esetben egy vagy több más gyógyszerészeti excipienssel együtt tartalmazó, nyújtott hatóanyag-felszabadulást biztositó gyógyászati készítmények is.
A találmány szerinti gyógyászati készítmények tervezése a következő megfontolásokon alapul: Mig az egyszerű peptid gyógyszerek általában vízben oldódó anyagok, azok
-22··»· ···· ·· ··· • «··
poliészterrel képezett sói - és maga a szabad poliészter is általában vízben teljes mértékben oldhatatlan (itt megjegyezzük, hogy a poliészterek és ko-poliészterek egyes igen kis tagszámú oligomer formái peptid-poliészter só formájában vizoldhatóak lehetnek annak ellenére, hogy maguk az oligomerek vízben oldhatatlanok). Ha azonban a peptid gyógyszer és a poliészter elegyét, amelyben a peptid egy része vagy teljes mennyisége peptid-poliészter só formájában van jelen, vizes élettani folyadékokban inkubáljuk, a poliészter bizonyos mértékben lebomlik. Ha ezek a degradált termékek vízben oldhatatlanok, akkor a lebomló peptid-poliészter só továbbra is oldhatatlan marad. Viszont ha a poliészter kezdeti móltömege elég kis érték (vagy ha a poliészter ugyanilyen vagy hasonlóan kis móltömegü komponenst tartalmaz) ahhoz, hogy vízben oldódó, poliészter-eredetű savas fragmensek képződjenek, ezek a fragmensek - mint anionok - együtt transzportálhatók a polipeptid kationnal. Tapasztalataink szerint a poliészter komponens molekulatömege és molekulatömeg-eloszlása nagymértékben megszabja a hatóanyag felszabadulásának kezdetét és sebességét a találmány szerinti uj peptid-poliészter só alapú kompozíciókból
A molekulatömeg-eloszlás az hányadosnak felel meg, ahol (a súly szerinti átlagos molekulatömeg) értéke:
Ση^ . M± 2 és Mn (a szám szerinti átlagos molekulatömeg) értéke:
···* ··
Σην_._Μ±
Ση± és a felsorolt törtekben w± az Mx molekulatömegü polimer molekulák tömeghányada, mig n± az M± molekulatömegü polimer molekulák száma.
A molekulatömeg-eloszlást sok esetben polidiszperzitásnak is nevezik, és a szűk, normál (vagy legvalószínűbb) és széles eloszlás különböző értéktartományai szakember számára jól ismertek (lásd például Polymer Handbook 2. kiadás /kiadó: J. Wiley,1975/ IV-3. fejezet). Általánosan elfogadott, hogy az
1,8-nél kisebb polidiszperzitás szűk eloszlást, a körülbelül
1,8 és 2,2 közötti polidiszperzitás normál vagy legvalószínűbb eloszlást, mig a körülbelül 2,2-nél nagyobb polidiszperzitás széles eloszlást vagy nagyfokú polidiszperzitást jelent.
Parenterálisan (például intramuszkuláris vagy szubkután injekció formájában vagy bőr alá ültetendő depó- vagy hatóanyagleadó készítményként) adagolandó peptid gyógyszerek kialakításához előnyösen olyan poliésztereket használhatunk, amelyek szám szerinti átlagos molekulatömege 2000 daltonnái natgyobb, vagy amelyek 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatban 25°C-on mért látszólagos viszkozitása 0,08 dl/g és 4,0 dl/g közötti érték (a szélső határokat is beleértve). Más módszerrel - például orálisan - adagolandó gyógyszerkészítmények kialakításához előnyösen olyan poliésztereket használunk, amelyek szám szerinti átlagos molekulatömege 500 - 5000 dalton.
A fenti megfontolásokból - amelyeket a technika jelenlegi állása szerint nagymértékben mellőznek - nyilvánvaló, hogy a poliésztereknek akár kis mennyiségű vizoldható fragmensszármazékok képződéséhez vezető bomlási folyamatát (elsősorban
bázikus peptid jelenlétében) és az ehhez szükséges időt a molekulatömeg és a molekulatömeg-eloszlás szabja meg. Szűk és normál eloszlású poliészterek esetén, amelyek súly szerinti átlagos molekulatömege a molekulatömeg-eloszlás típusától függően körülbelül 10 000 daltonnái, illetve körülbelül 15 000 daltonnái kisebb, csaknem azonnal bekövetkezik a vizoldható fragmenseket szolgáltató lebomlás. Általában minél kisebb a poliészter polidiszperzitása, annál kisebb az a súly szerinti átlagos molekulatömeg, ami az azonnal vizoldható fragmenseket szolgáltató lebomláshoz szükséges. 15 000 daltonnái nagyobb súly szerinti átlagos molekulatömegü poliészterek esetén ehhez normál vagy széles eloszlásra van szükség. Noha a jelenséget bizonyos mértékig a molekulatömeg-eloszlás természete és típusa is befolyásolja, általában minél nagyobb egy adott poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege, annál nagyobb polidiszperzitás szükséges ahhoz, hogy rövid idő alatt bekövetkezzen .
Azokból a poliészter- (vagy ko-poliészter) - peptid kompozíciókból, ahol a peptid egy része vagy teljes mennyisége peptid-poliészter só formájában van jelen, és a kompozíció adott esetben szabad poliésztert is tartalmaz,a peptid három különböző profil szerint szabadulhat fel. Ezek közül az első eset az, amikor a poliészter lebomlása során lényegében azonnal kialakulnak savas vizoldható vagy hidrofil fragmensek, amelynek eredményeként azonnal megindul a peptid felszabadulása a következő mechanizmus szerint:
lebomlás
Pn’.D+ -------> P^-.D* + P ------> Pn-i + P · D+ ------> hatóar ' nyag
-felszabadulás
i · · · ··» ··· ··· * ··.
A fenti sémában
Pn _.D+ a vízben teljesen oldhatatlan polimer/gyógyszer sót jelenti,
P lebomlással képződött olyan poliészter fragmenst jelent, amely vagy vizoldható, vagy hidrofil, és az utóbbi a bázikus peptiddel képezett só formájában vizoldható, a Pn_i_-D+ só vízben oldhatatlan, lebomlóban lévő polimer/gyógyszer só,
Pn-1 lebomlóban lévő, vizoldhatatlan polimert jelent, és
D a bázikus peptidet jelenti.
Ebben az első esetben a készítmény vagy az összes hatóanyagot peptid-poliészter só formájában tartalmazza, vagy peptid-poliészter só mellett még szabad hatóanyagot is tartalmazhat, és mindkét esetben a készítményben szabad polimer is lehet jelen. A polimerből azonban - a peptid jelenlétében csaknem azonnal képződnek lebomlás révén vízben oldódó fragmensek, ami azt jelenti, hogy csaknem azonnal megindul a peptid késleltetett, folyamatos felszabadulása. Megjegyezzük, hogy a mátrix megnövekedett permeabilitása (ami annak tulajdonítható, hogy a folytonos fázisban a felszabadulást moduláló peptid-poliészter só van jelen) megkönnyíti a szabad vizoldható peptid diffúzióját a lebomlásban lévő kompozíción keresztül .
A második eset az, amikor a peptid gyógyszer teljes mennyisége peptid-poliészter só formájában van jelen (a kompozíció adott esetben szabad poliésztert is tartalmaz), a poliészter lebomlása során azonban nem képződnek azonnal vízben oldódó fragmensek. Ekkor egy kezdeti időszakaszban peptid gyógyszer nem szabadul fel. Noha a peptid-poliészter só kellően ·*4· ·-
-26megnöveli a mátrix permeabilitását ahhoz, hogy a peptid szabad diffúziója lehetséges legyen, ebben a kezdeti szakaszban nincs jelen szabad peptid gyógyszer, ami átdiffundálhatna a mátrixon. A peptid teljes mennyisége vizoldhatatlan peptid-poliészter só formájában van jelen, és bizonyos időnek kell eltelnie ahhoz, hogy a poliészter lebomlása elérje a vizoldható fragmensek képződésének szintjét, amikor a szálitható gyógyszer már szabaddá válik. Ebben az esetben a gyógyszer felszabadulása csak egy meghatározott kezdeti indukciós szakasz után indul meg, és az indukciós szakaszban nincs gyógyszerfelszabadulás. Ez a második eset ideális az oldható vakcinák és peptidek időzített és pulzáló felszabadulásának biztosítására.
A harmadik eset az, amikor a peptid-poliészter alapú készítmény a peptid gyógyszert szabad formában és poliészterrel képezett só formájában egyaránt tartalmazza, a készítményben adott esetben szabad poliészter is van jelen, és a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 15 000 daltonnái (előnyösen körülbelül 30 000 daltonnái) nagyobb, molekulatömeg-eloszlása pedig szűk vagy normál (legvalószínűbb) . Ha ilyen készítményt helyezünk élettani környezetbe (mint amilyen például az intramuszkuláris vagy szubkután injekció beadásának környezete) , szakaszos hatóanyag-felszabadulás következhet be. A felszabadulás első szakasza annak tulajdonítható, hogy a készítményben szabad peptid gyógyszer van jelen, ami át tud hatolni a fokozott permeabilitásu peptid-poliészter só rendszeren. Ha a szabad peptid gyógyszer felszabadulásának ezen első szakasza még azelőtt befejeződik, mielőtt a peptid-poliészter sóban lévő poliészter lebomlása elérné a további peptid gyógyszer szabaddá • · · · ·· • · «4
válását lehetővé tevő szintet, a peptid gyógyszer szakaszosan szabadul fel a készítményből.
Nyilvánvaló, hogy ha a fenti lebomlási folyamat során nincs olyan időszak, amikor a készítményben nincs szabad peptid gyógyszer, akkor a hatóanyag felszabadulása folyamatos. Ez a hatóanyag-felszabadulási profil hasonló az 58 481 sz. európai szabadalmi leírásban ismertetetthez, de az 58 481 sz. európai szabadalmi leírás szerinti hatóanyag-felszabadulás mechanizmusa és az ott felhasznált anyagok (amelyek nem peptid-poliészter sók) élesen eltérnek a találmány szerinti felszabadulási mechanizmustól, illetve a találmány szerint felhasznált anyagoktól. Ezek a keverékek - a hatóanyag-felszabadulás profiljától függően - ideálisan hasznosíthatók lehetnek peptidek, fehérjék és oldható vakcinák folyamatos felszabadulásának biztosítására.
Miként már közöltük, a találmány szerinti peptidpoliészter só alapú gyógyszerkészítmény-rendszerek, azok fizikai-kémiai jellemzői, és a peptid felszabadulásának mechanizmusa élesen eltér az 58 481 és 52 510 sz. európai szabadalmi leírásban, valamint a feltalálók előtt ismert, tej sav- és glikolsav-homo- és -kopolimerekből való peptidfelszabadulásra vonatkozó közleményekben leírtaktól. A szakirodalomban csak az 58 481 sz. európai szabadalmi leírásban és Lawter és munkatársai, valamint Okada és munkatársai korábban idézett közleményében található utalás sóképződés lehetőségére a poliészterek karboxilcsoportjai, valamint a peptidekben lévő bázikus aminosavak ionos kölcsönhatása révén, azonban az említett irodalmi helyeken leírtak szerint előállított készítmények nem tartalmaznak peptid gyógyszer/po• · · · • ·
• · ·· « • · · • ·· ··♦ ···
-28liészter sókat. Ezek a korábbi közlemények a sóképződés vonatkozásában csak spekulatív jellegűek, tételesen még azt sem állítják, hogy ezek a kölcsönhatások ténylegesen fellépnek, nem ismertetik, hogy a peptid-poliészter sók hogyan állíthatók elő és különíthetők el, és arra sem adnak információt, hogy ezekből - lipofil szerves oldószerekben való nem várt oldhatóságuk révén - hogyan és milyen profilok szerint szabadulhatnak fel a peptidek.
A peptid-poliészter elegyeknek a hatóanyag felszabadulását meghatározó, eddig még nem említett jellemzői között szerepel a pepiidben lévő bázikus funkciós csoportok száma és a poliészterben lévő savas karboxilcsoportok száma. A korábban idézett közlemények a peptid-poliészter sók felhasználásából származó figyelemreméltó és nem várt hatásokra sem utalnak, és arról sem közölnek információt, hogy a részben vagy teljes egészében peptid-poliészter sóból álló rendszerek permeabilitása meglepő mértékben meghaladja a csak poliészterből álló, vagy a két komponens egyszerű keverékét (tehát nem peptid-poliészter sót) tartalmazó rendszerekét.
Ez a permeabilitás-különbség egyszerű diffúziós cella-kisérletekkel, ahol a vizsgálandó anyagból készített membrán egy peptid vizes oldatát választja el a tiszta vizes fázistól, könnyen igazolható. Ebben a kísérletben a folytonos, hibamentes poliészter membránon a membrán anyagát képező poliészter jelentős mértékű lebomlása előtt nem képes a peptid áthatolni, mig ha a membrán részben vagy teljes egészében peptid-poliészter sóból áll, azon megoszlásfüggő diffúzió révén még az 500 Daltonnál nagyobb molekulatömegü peptidek is átha tolnak .
-29A találmány szerinti peptid-poliészter sók még számos olyan, a hasonló jellegű ismert anyagokon nem észlelhető meglepő és előnyös tulajdonsággal rendelkeznek, amelyek különösen előnyösen hasznosíthatók gyógyhatású anyagokat leadó rendszerek tervezésében és gyártásában. A legelőnyösebben hasznosítható tulajdonságok egyike az, hogy a poliészter-só formájában jelenlévő peptid olyan szerves oldószerekben is jól oldható, amelyekben a peptidek egyébként teljesen oldhatatlanok. Ez a tulajdonság a gyógyszergyártás terén igen előnyösen aknázható ki, igy például a gyógyszerleadó rendszerek előállításában uj műveletek és eljárások alkalmazását teszi lehetővé, és nagymértékben megkönnyíti az aszeptikus gyógyszergyártást. Ezek az eljárások, és az azokhoz felhasznált anyagok teljesen eltérnek a szakirodalomban ismertetett eljárásoktól és anyagoktól.
így például a peptid-poliészter sók oldatai (amelyek adott esetben szabad polimert és/vagy szolubilizált vagy diszpergált állapotban szabad peptidet is tartalmaznak) sterilre szűrhetők, és ezáltal kiküszöbölhetők vagy visszaszoríthatok a szilárd vagy szuszpendált peptid-készitmények steril gyártásával kapcsolatban felmerülő nehézségek. A peptid-poliészter sók sterilre szűrt oldatai ugyanis aszeptikus körülmények között alávethetők a szokásos gyógyszergyártási szárítási műveleteknek. Ebből a szempontból előnyösek a szilárd részecskék képződéséhez vezető szárítási műveletek (plporlasztva szárítás vagy porlasztva gélesités), amelyek könnyel végrehajthatók aszeptikus körülmények között.
Különösen előnyös a gyógyászati célokra alkalmas injekciós hordozóanyagokban szuszpendálható, 0,2 μιη és 500 pm közötti méretű mikrorészecskék kialakítása. Ezeket a
mikrorészecskéket közvetlenül a felhasználás előtt szuszpendálhatjuk injekciós célokra alkalmas vizes közegben, vagy azokat az anyagokat nem oldó szerves injekciós hordozóanyagokban szuszpendálhatjuk. Tej sav- és glikolsav-homo- és -ko-polimer alapú hatóanyagleadó rendszerekhez ilyen szerves hordozóanyagokként előnyösen használhatunk nagymértékben lipofil olajokat, például etil-oleátot, izopropil-mirisztátot, növényi olajokat és különböző glicerideket. Egyes esetekben előnyös lehet az ilyen lipofil hordozóanyagok elegyeinek használata.
Noha ezek a lipofil hordozóanyagok a tej sav- és glikolsav-alapu hatóanyagleadó rendszereket nem oldják, nem használhatók fel nagymértékben lipofil poliészterekkel (például hosszú szénláncu hidroxi-karbonsav- alapú /igy hidroxi-sztearinsav-alapu/ poliészterekkel) kapcsolatban. Az ilyen nagymértékben lipofil poliésztereken vagy ko-poliésztereken alapuló készítményekhez előnyösen hidrofil szerves injekciós hordozóanyagokat, például propilén-glikolt és kis móltömegü poli(etilén-glikol)-okát használhatunk. A lipofilebb polimereken alapuló hatóanyagleadó rendszerekhez természetesen vizes injekciós hordozóközegeket is használhatunk.
A mikrorészecskék kialakításának egy másik módszerében a találmány szerinti peptid-poliészter sók egy további nem várt és előnyös tulajdonságát hasznosítjuk. A peptid-poliészter sót alkotó hidrofil peptid-rész termodinamikailag preferenciálisan létezik vagy oldódik vizes vagy poláris környezetben vagy fázisban, mig a hidrofób poliészter-lánc termodinamikailag preferenciálisan oldódik hidrofób fázisban. A peptid-poliészter só tehát amfipatikus, igy olyan felületaktivitási jellemzőkkel rendelkezik, amelyek az egyszerű peptid-31-
sókon nem észlelhetők. Speciális felületaktivitása következtében a peptid-poliészter só preferenciálisan két fázis határfelületén helyezkedik el, és a só általános jellege (a hidrofób lánc részaránya és hossza) miatt nagymértékben vizes fázisban a peptid-poliészter só diszperzióinak termodinamikailag legstabilabb típusa a vizes diszperzió (ugyanis a kritikus micellakoncentráció igen kis érték, és sok esetben a só teljes mennyisége nem képes a határfelületen elhelyezkedni).
A fentiekből következik, hogy a peptid-poliészter só rendkívül hatásos diszpergálószer, és kiváló eredménnyel használható vizes diszperziók stabilizálására, valamint stabilitásának fenntartására. A mikroszemcsés gyógyászati készítmé nyek előállításának ebben a második módszerében a peptidpoliészter só (például diklór-metánnal készített) oldatát egyszerűen vizes fázisban diszpergáljuk, ahol a vizes fázis adott esetben viszkozitásnövelő polimert, például poli(vinilalkohol)-t is tartalmazhat, azaz a mikroszemcsék képzésére a peptid-poliészter só felületaktív tulajdonságait hasznosítjuk. Noha a peptid-poliészter sókat tartalmazó szerves oldatok egy része spontán diszpergálódhat, a vizes diszperziók kialakításához rendszerint bizonyos mértékű keverésre vagy nyírásra is szükség van.
Egy előnyös megoldás szerint - miként már korábban utaltunk rá - a vizes diszperziót szén-dioxid távollétében, közömbös atmoszférában alakítjuk ki. Előnyös, ha a peptid poliészter só szerves oldószeres oldata sem tartalmaz széndioxidot. Normál körülmények között ugyanis a levegő és a viz szén-dioxid koncentrációja a poliészter savas karboxilcsoport-32-
jainak koncentrációjához viszonyítva már elég nagy ahhoz, hogy a szén-dioxid a tömeghatás törvényének megfelelően a
P’.D+ + HCO3_-------> D+.HCO3 + P egyenlet szerint kompetitiv sóképzési reakcióba lépjen (az egyenletben P a poliésztert, D pedig a peptid-gyógyszert jelenti) . A képződött vizes diszperziót ezután különféle müdszerekkel (például a szerves oldószer csökkentett nyomnáson való lepárlásával és azt követő fagyasztva szárítással, vagy a szerves oldószer és a viz egyetlen fagyasztva szárítási lépéssel végzett egyidejű eltávolításával) száríthatjuk. Az igy kapott terméket a korábbiakban közöltek szerint használhatjuk fel injekciós célokra alkalmas gyógyszerkészítmények gyártásá hoz .
A mikroszemcsés gyógyászati készítmények előállításának egy további módszerében a peptid-poliészter só alkalmas szerves oldószerrel vagy hordozóanyaggal készített, kolloidálisan diszpergált szabad peptidet tartalmazó, lényegében vízmentes oldatából indulunk ki. (A lényegében vízmentes megjelölés egyrészt arra utal, hogy a pepiidből nyilvánvalóan lehetetlen a viz összes nyomait eltávolítani, másrészt pedig azt jelenti, hogy a gyógyszer nulla hányada van jelen különálló vizes fázissal alkott vizes oldat formájában.) Ehhez az oldathoz erélyes keverés közben a polimert nem oldó oldószert adunk, majd az oldószerrel duzzasztott peptid-poliészter sót (ami adott esetben szabad polimert és adott esetben szabad gyógyszeranyagot is tartalmaz) a kivált mikrorészecskék továbbszilárditása és stabilizálása céljából a polimert nem oldó második oldószer nagy mennyiségéhez adjuk. Ekkor a végső formát kapjuk.
Nyilvánvaló, hogy megfelelő körülmények között, vagy megfelelő
felületaktiv anyagok, igy például szorbit-zsirsavészterek jelenlétében a mikrorészecskéket a poliésztert nem oldó egyetlen oldószer (például egy paraffin, igy hexán) felhasználásával is leválaszthatjuk.
A fent ismertetett módszerekkel kialakított mikrorészecskék szerkezetüket tekintve teljesen eltérnek az 52 510 és 145 240 sz. európai szabadalmi leírásokban közöltek szerint előállított mikrokapszuláktól, ahol a peptidek csak poliészterből álló fázisba vannak bezárva. A mikrokapszula megjelölés olyan készítményeket jelöl, ahol egy vegyületből vagy anyagból álló egy vagy több mag helyezkedik el egy folytonos második fázison belül úgy, hogy a második fázis anyaga által alkotott folytonos bevonat teljes egészében bezárja a mag anyagát. A mag anyagának tehát nulla hányada helyezkedik el a mikrokapszula felületén, és a mikrokapszulázott mag-anyag minden vonatkozásban megtartja a kapszulába be nem zárt mag-anyag vagy mag-vegyület fiziko-kémiai és termodinamikai sajátságait.
Az 52 510 sz. európai szabadalmi leírás szerint a peptid hig vizes oldatának cseppecskéit fázisszétválásos koacerválással vonják be úgy, hogy a vizes cseppecskéket körülvevő folytonos bevonatot kizárólag a polimer alkotja. Ezzel a megoldással tehát valódi mikrokapszulákat alakítanak ki, amelyek geometriájukat és alakjukat tekintve mikrogömböcskék. A kivált mikrokapszulák elkülönítése, keményitése és szárítása után olyan terméket kapnak, amelyben a peptid-gyógyszer polimer burkolatba zárt diszkrét mag vagy magok formájában van jelen. A szárítatlan mikrokapszula belsejébe zárt viz miatt, amit a polimer üveg-átmeneti hőmérsékleténél alacsonyabb hőmérsékleten végzett vizmentesitéssel távolítanak el, nagymér• · ·
-34• · · · ···
tékben lyukacsos részecskék képződhetnek. Az 52 510 sz. európai szabadalmi leírásban ismertetett megoldás egyetlen lépésében sem használnak peptid-poliészter sót, ilyen só egyetlen lépésben sem képződik, és az ott ismertetett megoldás aszeptikus gyártás esetére nem teszi lehetővé a peptid-poliészter oldat vagy szuszpenzió sterilre szűrését.
Az 52 510 sz. európai szabadalmi leírás továbbá kizárólag a 3 773 919 sz. amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás szerinti tejsav- és/vagy glikolsav-alapu poliészterek felhasználását ismerteti. Ezeket a poliésztereket az idézett amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás benzolban 25°C-on oldható anyagokként határozza meg. Ezzel szemben a találmány értelmében a hatóanyagot viszonylag rövid (például 2 hónapnál rövidebb) idő alatt leadó gyógyszerkészítmények kialakításához előnyösen benzolban oldhatatlan, kloroformban azolban oldható tejsav- és/vagy glikolsav-alapu poliésztereket használunk.
A 190 833 sz. európai szabadalom szerint a pepiidből gélesitett vizes oldatot készítenek, és a gélesitett vizes fázist diszpergálják a polimer oldatában. Ezután a képződött viz(gyógyszertartalmú vizes gél)-az-olajban(polimer oldatban) diszperziót nyírás közben vízben diszpergálják, és igy (viz-azolajban)-vízben tipusu kettős diszperziót alakítanak ki. A szerves oldószert csökkentett nyomáson eltávolítják, majd a maradékot fagyasztva szárítják. Ekkor olyan mikrokapszulákat kapnak, ahol a gyógyszer/gélesitőszer kombinációt csak a polimer vonja be. Az igy készített termékek a gyógyszert egyszerű só, és nem peptid-polimer só formájában tartalmazzák. A találmány szerinti gyógyszerkészítmények tehát mind szerkezetük, «··· • ·
-35• · · · *>·
mind fiziko-kémiai jellemzőik, mind pedig termodinamikai sajátságaik szempontjából teljesen eltérőek az 52 510, 145 240 és 190 833 sz. európai szabadalmi leírásokban ismertetett termékektől, amely utóbbiak mikrogömb-formáju valódi mikrokapszulák, ahol a gyógyszer-magot vagy -magok csak polimerbe vannak teljes mértékben bezárva.
Noha a találmány szerint kialakított mikrorészecskék is lehetnek mikrogömb-alakuak (a részecskéknek adott esetben más formája is lehet), ezek a mikrogömbök azonban vagy egyáltalán nem mikrokapszulák, hanem a peptid-poliészter só oldatai (amelyek adott esetben szabad polimert is tartalmazhatnak) , vagy pedig olyan mikrokapszulák, ahol a szabad peptid-gyógyszer polimer-peptid sóból álló, adott esetben szabad polimert is tartalmazó folytonos fázisba van bezárva. Miként már korábban közöltük, az ilyen polimer-peptid sók permeabilitási jellemzői teljesen eltérnek a szabad polimeréitől, és ennek hatására a találmány szerinti termékekből teljesen más módon szabadul fel a peptid-gyógyszer, mint az 52 510, 145 240 és 190 833 sz. európai szabadalmi leírásokban ismertetettekből.
A találmány tárgya tehát továbbá eljárás mikrokapszuláknak nem minősülő mikrogömbök előállítására a peptid-poliészter só adott esetben szabad polimert is tartalmazó oldatának felhasználásával, valamint eljárás olyan, mikrokapszuláknak minősülő mikrogömbök előállítására, amelyekben a szabad gyógyszer peptid-poliészter sóból álló, adott esetben szabad polimert is tartalmazó fázisba vagy burkolatba van beágyazva.
A fenti tipusu részecskéket különféle módszerekkel, például kicsapással, fázisszétválásos koacerválással, porlasztva szárítással vagy porlasztva sűrítéssel állíthatjuk elő. A ···
-36kialakitott részecskék mérete előnyösen 0,2 gm és 500 gm közötti lehet. Ezeket a részecskéket injekciós célokra alkalmas hordozóanyagban szuszpendálva injekció formájában juttathatjuk a szervezetbe.
A peptid-gyógyszereket tartalmazó, parenterálisan adagolható gyógyászati készítmények különösen hatásos és előnyösen használható fajtái továbbá a gyógyszer-poliészter só adott esetben szabad poliésztert és adott esetben diszpergált vagy szolubilizált szabad gyógyszert is tartalmazó oldatai, amelyekben az oldószer a szabad poliésztert oldó, peptideket és azok egyszerű sóit (például kloridjait vagy acetátjait) azonban nem oldó, gyógyászatilag alkalmazható szerves oldószer.
A találmány tárgya tehát továbbá a peptid-gyógyszert nyujtottan leadó, peptid-gyógyszert és poliésztert tartalmazó gyógyászati készítmény. Ez a készítmény oldat, amely a következő komponenseket tartalmazza:
(a) legalább 300 Dalton, előnyösen legalább 800 Dalton molekulatömegü, a fenti meghatározásnak megfelelő bázikus peptid-gyógyszer a poliészterrel képezett só formájában, ahol a só a bázikus peptid kationjából és a terminális karboxilcsoportot tartalmazó poliészter anionjából épül fel, (b) a szabad poliésztert oldó, a szabad peptidet azonban nem oldó, gyógyászati célokra alkalmas szerves oldószer, (c) fölöslegben vett poliészter, és adott esetben (d) fölöslegben vett szabad peptid-gyógyszer szolubilizált vagy kolloidálisan diszpergált formában.
···· • ··« *
Az ilyen gyógyszerkészítmények kialakítására alkalmas bázikus peptidek és terminális karboxilcsoportot tartalmazó poliészterek a korábbiakban felsoroltak lehetnek. A peptidek különösen előnyös képviselői a korábbiakban felsorolt szintetikus LHRH analógok.
Tej sav- és glikolsav-homo- és -ko-polimer alapú poliészterekből kialakított poliészter-peptidgyógyszer sókhoz gyógyászatilag alkalmazható szerves oldószerekként például benzil-benzoátot, benzil-alkoholt, etil-laktátot, gliceril-triacetátot, citromsav-észtereket, továbbá 1000-nél kisebb molekulatömegü poli(etilén-glikol)-okát, alkoxi-poli(etilén-glikol)-okát és poli(etilén-glikol)-acetátokat használhatunk. Ezek közül különösen előnyösnek bizonyult a benzil-benzoát és a benzil--alkohol. Kiemelkedően előnyös oldószer a benzil-benzoát.
A szerves oldószerekkel szemben támasztott követelmény mindössze az, hogy gyógyászati célokra alkalmazhatóak legyenek, és azokban a poliészter-peptidgyógyszer só oldható legyen. Erre a célra adott esetben oldószer-elegyeket is használhatunk. Az egyedi oldószerek, illetve oldószer-elegyek alkalmasságát egyszerű kísérletekkel könnyen eldönthetjük. A tejsav és a glikolsav homo- és ko-polimerjei a legpolárisabb és leginkább lipofób poliészterek közé tartoznak, igy az injekciós célokra használatos lipofil szerves oldószerekben, például etil-oleátban, növényi olajokban és más lipofil hordozóanyagokban nem oldódnak, mig a lipofil monomer(ek)bői felépített homo- és ko-polimerek, illetve a lipofil hidroxi-karbonsavak (például a hidroxi-sztearinsav) oldhatóak a felsorolt lipofil injekciós hordozóanyagokban.
····
-38Azokban a szilárd anyagokban, amelyek feloldásával a találmány szerinti oldatkészitmények kialakíthatók, a peptidgyógyszer és a poliészter egymáshoz viszonyított aránya a peptidgyógyszer hatásosságától, a felhasznált poliészter jellegétől, és a peptidgyógyszer felszabadulásának elérni kívánt időtartamától függően változik.
A peptidgyógyszer mennyisége előnyösen 0,1-30 tömeg/térfogat % lehet. Az optimális gyógyszertartalom rendszerint a poliészter molekulatömegétől és molekulatömeg-eloszlásától, a hatóanyag felszabadulásának elérni kívánt időtartamától, valamint a peptidgyógyszer hatásosságától függően változik. Nyilvánvaló, hogy a viszonylag gyenge hatású gyógyszerekből esetenként a fentinél nagyobb mennyiséget kell a készítménybe bevinni.
A készítmény vizfelvétele fontos tényező a poliészter hidrolitikus hasadási sebességének szabályozásában, és a vizfelvétel sebességét bizonyos mértékben a kompozíció gyógyszertartalma is megszabja. így olyan esetekben, amikor viszonylag gyors hatóanyagfelszabadulást kívánunk elérni viszonylag rövid idő (például 3 hónap) alatt, a legföljebb 30 %os peptidgyógyszer-tartalom megfelelő lehet.
A poliészter bomlásának és a peptidgyógyszer felszabadulásának sebességét befolyásoló másik jelentős tényező a ko-poliészterek monomer-összetétele, például a laktid- és glikolid-monomerek aránya a laktid-ko-glikolid poliészterekben. A hatóanyag-felszabadulás időtartamát részben a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege is megszabja, a gyógyszerkészítménybe peptidgyógyszer-poliészter só formájában beépíthető peptidgyógyszer mennyiségét azonban a szám szerinti átlagos ···· ··· ·· • · · • 9 * · • ·*· ··«
molekulatömeg határozza meg. Ez azt jelenti, hogy a polidiszperzitás (azaz a súly szerinti és a szám szerinti átlagos molekulatömeg hányadosa) fontos tényező.
1-4 hónapos hatóanyag-felszabadulási időtartam eléréséhez azok a kompozíciók az előnyösek, amelyekben a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege 4000 és 20000 közötti, polidiszperzitása pedig 1,2 és 2,2 közötti érték, és a készítmény 0,1-30 % peptidgyógyszert tartalmaz. Rendszerint minél kisebb a készítmény gyógyszertartalma, annál kisebb súly szerinti átlagos molekulatömegü és annál nagyobb polidiszperzitásu poliészterre van szükség. Hosszabb (például 2-6 hónapos) felszabadulási időtartam eléréséhez azok a kompozíciók az előnyösek, amelyek 0,1-20 % peptidgyógyszert tartalmaznak, és ahol a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege 8000 és 20000, polidiszperzitása pedig 1,5 és >2,2 közötti érték. 6 hónapnál hosszabb felszabadulási időtartam eléréséhez azok a kompozíciók az előnyösek, amelyek 0,1-10 % peptidgyógyszert tartalmaznak, és azol a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege 20000-50000, polidiszperzitása pedig >1,8.
A találmány szerinti gyógyszerkészítmények teljes peptid-poliészter szilárd anyag-tartalma a peptidkomponens hatáserősségétől, a peptidgyógyszer felszabadulásának elérni kívánt időtartamától, az összes szilárd anyagnak a kiválasztott oldószerben való oldhatóságától, továbbá a szervezetbe beadni kívánt oldatkompozició térfogatától és viszkozitásától függően változik.
A találmány szerinti oldatkompoziciók viszkozitását a poliészter molekulatömege és a peptidgyógyszer-tartalom szabja meg. Azok az oldatok, amelyek körülbelöl 40 tömeg/térfogat %···· ·· • · · • · • · • ···
-nál több szilárd anyagot (peptidgyógyszer-poliészter sót, szabad gyógyszert, szabad poliésztert) tartalmaznak, és ahol a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege 8000-nél nagyobb, viszkozitásuk miatt injekciós utón rendszerint nehezen adhatók be. Ilyen poliészterek felhasználásakor tehát előnyösen legföljebb 40 tömeg/térfogat %-os oldatokat készítünk. Ha a felhasznált poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 8000 és körülbelül 20000 közötti érték, az oldatkompoziciók koncentrációja előnyösen legföljebb 30 tömeg/térfogat % lehet, mig ha a felhasznált poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 20000 és körülbelül 50000 közötti érték, a legföljebb 20 tömeg/térfogat %-os oldatkoncentráció az előnyös. Egyes esetekben - például igen keskeny tűvel beadható injekciós készítmények kialakításához az igen kis viszkozitású oldatok az előnyösek, és ekkor a koncentrációt 2 tömeg/térfogat %-ra, sőt annál kisebb értékre is csökkenthetjük. A viszkozitás csökkentésével párhuzamosan azonban nő a beadandó injekciótérfogat; a helyes egyensúly betartására figyelemmel kell lennünk.
A találmány tárgyát képezi továbbá a találmány szerinti kompozíciók előállítása. A találmány értelmében a következőképpen járunk el:
(1) a bázikus peptidgyógyszer és a poliészter bensőséges keverékét az adott gyógyászatilag alkalmazható oldószerben oldjuk, vagy (2) a peptidgyógyszer 1-6 szénatomos alkanollal készített oldatát lassú ütemben a poliészter injekciós célokra alkalmas oldószerrel készített oldatához adjuk, majd ha a hidroxilcsoportokát tartalmazó oldószer injekciós gyógyszerké···
szitményekben nem alkalmazható, azt bepárlással eltávolítjuk, illetve ha a hidroxilcsoportokat tartalmazó oldószer injekciós gyógyszerkészítményekben alkalmazható, azt kívánt esetben eltávolíthatjuk.
A fenti (1) eljárásban használt, bázikus peptidgyógyszert és poliésztert tartalmazó bensőséges keveréket előnyösen úgy állítjuk elő, hogy a bázikus peptidet és a poliésztert a bázikus peptidgyógyszert és a poliésztert egyaránt oldó és fagyasztva szárítással eltávolítható oldószerben vagy oldószer-elegyben (igy például jégecetben vagy dioxán/viz elegyekben) oldjuk, majd a kapott oldatot fagyasztva szárítjuk. Más megoldás szerint a két komponenst például dimetil-szulfoxidban oldjuk, majd az oldószert eltávolítjuk.
A bensőséges keveréket úgy is kialakíthatjuk, hogy a peptidgyógyszert hidroxilcsoportot tartalmazó oldószerben, például metanolban oldjuk, ezt az oldatot a poliészter - például diklór-metánnal készített - oldatához adjuk, majd az oldószereket - például bepárlással - eltávolítjuk.
Eljárhatunk azonban úgy is, hogy a peptidgyógyszert klorid-sója formájában vízben oldjuk, ezt az oldatot a poliészter nátriumsójának vizes oldatához vagy diszperziójához adjuk, majd az elegyet fagyasztva szárítjuk. Ekkor a peptidgyógyszer-poliészter só és nátrium-klorid keverékét kapjuk. Kívánt esetben az utóbbi komponenst eltávolíthatjuk, például úgy, hogy a kapott keveréket szerves oldószerben oldjuk, és az oldhatatlan nátrium-kloridőt kiszűrjük.
Az (1) eljárás során a bensőséges keverék gyógyászatilag alkalmazható oldószerben való oldódását a reakcióelegy melegítésével és/vagy keverésével gyorsíthatjuk.
····
-42Α (2) eljárásban a peptid feloldásához alkanol oldószerként például metanolt, etanolt vagy propilén-1,2-diolt használhatunk.
A poliészter-peptidgyógyszer só oldata (amely adott esetben szabad gyógyszert és/vagy szabad poliésztert is tartalmaz) formájában kikészített gyógyhatású peptidkészitmények legfőbb előnye, hogy a betegnek közvetlenül (azaz más komponenssel való előzetes összekeverés nélkül) beadható steril injekciós készítmény egyszerű előállítását teszi lehetővé, mert az oldat sterilre szűrhető. Ez a művelet gyártástechnológiailag lényegesen egyszerűbb, mint a szilárd anyagok vagy a szuszpenziók sterilizálása. Steril injektálható oldatokat más megoldással úgy is előállíthatunk, hogy a steril poliészter-peptidgyógyszer sót (ami adott esetben szabad gyógyszert és/vagy szabad poliésztert is tartalmaz) feloldjuk a gyógyászatilag alkalmazható szerves injekciós hordozóközegben.
Noha az előzőekben elsősorban parenterálisan beadható készítményeket tárgyaltunk, a találmány szerinti poliészter-peptidgyógyszer sókat orálisan adagolható gyógyszerkészítmények előállításában is felhasználhatjuk.
Az előzőekben tárgyaltaktól teljesen eltérő injektálható vagy bőr alá beültethető gyógyszerformák az implantumokon vagy különböző implantumok keverékén alapuló hatóanyagleadó rendszerek. Ezeket hagyományos polimerömledék-feldolgozási módszerekkel, például extrudálással, sajtolással vagy fröccsöntéssel (ahol a poliészter-peptidgyógyszer sót megnövelt, de előnyösen 100°C-nál alacsonyabb hőmérsékleten ömlesztjük) állíthatjuk elő a találmány szerinti, adott esetben szabad peptidgyógyszert és/vagy szabad poliésztert is tartalma* ♦<·· ·· « • · · · • w ··· ···
zó poliészterpeptidgyógyszer sókból. Ezeket az implantumokat aszeptikus körülmények között állíthatjuk elő, vagy az implantumokat előállításuk után besugárzással (például γ sugárzással vagy röntgensugárzással) sterilizálhatjuk. Ezeket a szilárd gyógyszerformákat aprítással vagy őrléssel mikroré szecskékké - előnyösen 1 μια és 500 μια közötti méretű részecskékké) apríthatjuk, majd az igy kapott mikroszemcsés hatóanyagleadó rendszert (ami sem nem mikrogömb, sem nem mikrokapszula) megfelelő hagyományos, gyógyászatilag alkalmazható injekciós hordozóanyagban szuszpendálhatjuk.
A gyógyhatású peptid-poliészter sók ömledékben való feldolgozhatósága jól szemlélteti a találmány szerinti peptidgyógyszer-poliészter sók, valamint a szabad peptidek és egyszerű sóik fiziko-kémiai és termodinamikai sajátságai között fennálló egyik legfontosabb különbséget. A találmány szerinti peptid-poliészter sók sok esetben megömlenek és elfolyósodnak, ezzel szemben a szabad peptidek és azok egyszerű sói (igy kloridjai és acetátjai) megnövelt hőmérsékleten nem olvadnak, hanem elbomlanak.
A poliészterek lebomlási folyamatát részben azok molekulatömege és polidiszperzitása szabja meg. Nyilvánvaló, hogy a poliészternek vagy a poliésztert tartalmazó gyógyászati készítménynek vizet kell felvennie ahhoz, hogy a főként az észtercsoportok hidrolitikus lehasadásán alapuló lebomlás végbemehessen. Azokban a hatóanyagleadó rendszerekben, ahol a hatóanyag felszabadulását szabályozó mátrix vagy membrán részben vagy teljes egészében peptid-poliészter sóból áll, a szabályozó mátrix vagy membrán nagyobb mennyiségű vizet vesz fel, mint a csak poliészterből álló membrán. Következésképpen a
poliészter-peptidgyógyszer sót tartalmazó folytonos mátrixfázisok vagy membránok a csak poliésztert tartalmazó folytonos mátrix-fázisoktól vagy membránoktól eltérően bomlanak le. Az is nyilvánvaló, hogy a hatóanyag-felszabadulást szabályozó poliész-ter mátrix vagy membrán lebomlásának sebességét részben az a sebesség is szabályozza, amivel a viz vagy a testnedvek a membránba diffundálnak. A viz vagy a testnedvek diffúzióját a készítmény méretei és alakja is befolyásolja, a polipeptidpoliészter sókat tartalmazó készítményekből való hatóanyagfelszabadulás tehát ezektől a tényezőktől is függ.
A találmány szerinti peptidgyógyszer-poliészter sók poliészter komponensei közül különösen értékesek a tej sav- és glikolsav-homo- és -ko-polimereken alapuló poliészterek, amelyekben a tej sav egységek racém állapotban vagy bármelyik optikailag aktív formában előfordulhatnak. Az ilyen tipusu poliészterek már évek óta ismertek, és részletesen vizsgálták azok alkalmazhatóságát különféle szabályozott hatóanyag-leadásu rendszerekben [ lásd például D.H. Lewis: Controlled Release of Bioactive Agents from Lactide/Glycolide Polymers a Biodegradable Polymers as Drug Delivery Systems c. szakkönyvben (szerk.: M. Chasin és R. Langer, kiadó: Marcel Dekker) és az ott hivatkozott további közleményeket] .
A 3 773 919 sz. amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás például nagy általánosságban megemlíti az antimikróbás hatású polipeptideket tartalmazó laktid-poliészter és laktid-ko-poliészter alapú, szabályozott hatóanyag-felszabadulásu gyógyszerkészítmények előállithatóságát. Az ott ismertetett antimikróbás hatású peptidek azonban poliészter-sók képzésére alkalmatlanok, mert vagy szulfátok formájában «···
-45·· . ,i Γ .
j ·♦» · . · * · · · Λ ··· ♦·· ·*« · ·<«
fordulnak elő, vagy olyan más sajátságokkal rendelkeznek, amelyek meggátolják vagy lehetetlenné teszik a poliészter-peptidgyógyszer só kialakulását. Valóban, ha az idézett szabadalmi leírás példáiban közölteket követve az ott megadott magas hőmérsékleten összekeverjük a peptidgyógyszert a polimerrel, a peptidgyógyszer pontos jellegétől függetlenül minden esetben bekövetkezik a peptid rendkívüli mértékű bomlása.
Az előzőekhez hasonlóan a 25 698 sz. európai szabadalmi leírás is megemlít a polilaktidokkal formálható vegyületek sorában egy antimikróbás hatású polipeptidet (a kolisztint), ennek a vegyületnek a szerkezeti jellemzői azonban szintén lehetetlenné teszik a sóképzést a poliészter terminális savas karboxilcsoportjaival.A kolisztint gyógyászati célokra csak kolisztin-szulfát vagy kolisztin-szulfometán-nátrium formájában használják, amelyek egyikéből sem alakítható ki a találmány szerinti, poliészterekkel képezett amfipatikus só. Polipeptideket tej sav- és glikolsav-homo- és -ko-polimer alapú, biológiailag lebontható polimerekkel együtt tartalmazó készítményeket ismertetnek továbbá a korábban már részletesen tárgyalt 52 510, 58 481, 145 240 és 190 833 sz. európai szabadalmi leírások.
Noha a tej savból és glikolsavból felépített kopolimerek már évek óta ismertek, a szakirodalomban eddig nem fordítottak figyelmet azok szerkezetének komplexitására, igy különösen a komonomer egységek eloszlására és azok szekvenciahosszaira (azonos komonomer egységekből álló szekvenciák véletlenszerűtől eltérő ismétlődéseire a kopolimerben), és azt sem vizsgálták, hogy ezek a szerkezeti változások milyen hatást
9··· ··
| • | ···· « | |
| ·· | • | 99 |
| 9 | ||
| • | * | |
| ••9 | ««· |
♦··
fejtenek ki, ha a polimert mátrixként használják gyógyszerleadó készítményekben. Ez a kopolimer szerkezet szabja meg részlegesen a polimer oldószerekben (például benzolban) való oldhatóságát vagy duzzaszthatóságát, valamint a bomlás sebességét. Ezt az összefüggést elsőként Hutchinson észlelte (58 481 sz. európai szabadalmi leírás); a jelen találmányban Hutchinson észleléseit fejlesztettük tovább és finomítottuk.
A fentiek szemléltetéseként a következőkre mutatunk rá: A 3 773 919 sz. amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás benzolban oldható 50/50 arányú tejsav-glikolsav kopoliészterek felhasználását ismerteti egyes szabályozott hatóanyagleadásu gyógyszerformák kialakításában. Ez a szabadalmi leírás a felhasználható tejsav/glikolsav kopolimerek körét a benzolban oldhatóakra korlátozza. Az ilyen benzolban oldható ko-poliészterek alkalmasságát speciális felhasználási területeket az 52 510 sz. európai szabadalmi leírás is megerősíti. A 3 773 919 sz. amerikai egyesült államokbeli szabadalom szabadalmasának korábbi, 2 703 316 sz. amerikai egyesült államokbeli szabadalma viszont benzolban oldhatatlan 50/50 arányú laktid-glikolid ko-poliésztereket ismertetett. A személyegyezőségből (mindkét szabadalom a duPont cégé) arra kell következtetni, hogy a későbbi szabadalom kidolgozására az a felismerés vezetett, hogy a benzolban oldhatatlan ko-polimerek egyes vonatkozásokban alkalmatlanabbak a benzolban oldhatóaknái. Erősiti ezt a felfogást az 52 510 sz. európai szabadalmi leírás, ahol kizárólag a 3 773 919 sz. amerikai egyesült államokbeli szabadalom szerinti, benzolban oldható ko-polimerek felhasználásáról számolnak be.
• ··· ϊ .· · .· ♦·· ··· ··« · ·*·
-47A szakirodalomban (saját 58 481 sz. európai szabadalmunk kivételével) nem fordítottak figyelmet arra, hogy a tejsav-glikolsav ko-poliészterek szerkezete milyen hatást gyakorol azok oldhatóságára és lebonthatóságára. Megállapítottuk, hogy a hasonló molekulatömegü és molekulatömeg-eloszlásu, kloroformban 25°C-on oldható poliésztererek nagy többségére érvényes a következő általános összefüggés: a lebomlási vizsgálatokat vizes élettani folyadékokban vagy 7,4 pH-értékü pufferoldatban 37°C-on végezve a benzolban oldhatatlan poliészterek gyorsabban bomlanak le, mint a benzolban csak duzzadóképes, de nem oldódó poliészterek, és ezek a benzolban duzzadóképes poliészterek gyorsabban bomlanak le, mint a benzolban könnyen oldódó poliészterek. Következésképpen a peptid hatóanyagot rövid idő (például 1 héttől 2 hónap) alatt leadó, folyamatos hatóanyag-felszabadulásu parenterális gyógyszerkészítmények kialakításához különösen előnyösen használhatók fel a benzolban oldhatatlan poliészterek.
Az előzőek alapján a 0,1-75 tömeg/térfogat % peptidet tartalmazó készítmények esetn a poliészter összetételére, és a poliészterek szerkezete, viszkozitása és polidiszperzitása közötti összefüggésekre a következők vonatkoznak:
Olyan peptidsó-poliészterek előállítására, amelyek a találmány szerint formálva 1 hét és 2 hónap közötti időtartam alatt folyamatosan adják le a hatóanyagot, a fenti benzolban oldhatatlan (és előnyösen normál - széles polidiszperzitásu) poliészterek moláris összetétele előnyösen 60 % glikolsav (vagy glikolid)/40 % tejsav (vagy laktid) és körülbelül 25 % glikolsav (vagy glikolid/75 % tejsav (vagy laktid) között változhat, és a poliészterek 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos
| • | ···· | í | |
| • * | v· | • V * | |
| • | ··· | 4 | • · |
| • | • | • | • · |
| ··· | ··· | «·· | • ··· |
oldatának 25°C-on meghatározott látszólagos viszkozitása előnyösen 0,08-4,0 dl/g lehet.
A poliészter jellemzőinek (a molekulatömeget és a molekulatömeg-eloszlást is beleértve) megfelelő megválasztásával a polipeptidet 1 hét és 2 hónap közötti időtartam alatt folyamatosan leadó készítményeket alakíthatunk ki olyan politejsav homopolimerek vagy ko-poliészterek felhasználásával is, amelyek moláris összetétele 35 % glikolsav (vagy glikolid(65 % tej sav (vagy laktid) és 10 % glikolsav (vagy glikolid)/90 % tej sav (vagy laktid) között változik, a poliészterek benzolban oldhatóak, 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatuk 25°C-on meghatározott látszólagos viszkozitása 0,08-0,5 dl/g, és a poliészterek szűk - széles polidiszperzitásuak.
A peptideket viszonylag hosszabb idő (például 2-6 hónap) alatt folyamatosan leadó találmány szerinti készítmények kialakításához olyan politejsav homopolimereket vagy kopoliésztereket használhatunk, amelyek moláris összetétele 35 % glikolsav (vagy glikolid)/65 % tej sav (vagy laktid) és 0 % glikolsav (vagy glikolid)/100 % tejsav (vagy laktid) között változik, a poliészterek benzolban oldhatóak, 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatuk 25°C-on meghatározott látszólagos viszkozitása 0,08-0,8 dl/g, és a poliészterek szűk - széles polidiszperzitásuak.
A peptideket igen hosszú (például 2 évig terjedő) idő alatt folyamatosan leadó találmány szerinti készítmények kialakításához olyan politejsav homopolimereket vagy ko-poliésztereket használhatunk, amelyek moláris összetétele 25 % glikolsav (vagy glikolid)/75 % tejsav (vagy laktid) és 0 % glikolsav
(vagy glikolid)/100 % tejsav (vagy laktid) között változik, a poliészterek benzolban oldhatóak, 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatuk 25°C-on meghatározott látszólagos viszkozitása 0,2-4,0 dl/g, és a poliészterek normál - nagy polidiszperzitásuak.
A hatóanyagot viszonylag rövid időn (például 2 hónapon) belül késleltetetten vagy pulzálóan leadó (azaz ahol a hatóanyag-felszabadulást indukciós időszak előzi meg) vagy szakaszosan leadó (azaz ahol a kezdeti hatóanyag-felszabadulást leállás vagy elégtelen mértékű hatóanyag-felszabadulás követi, és ezután egy újabb hatóanyag-felszabadulási szakasz kezdődik) találmány szerinti készítmények kialakításához olyan benzolban oldhatatlan polimereket használhatunk, amelyek molekulatömeg-eloszlása szűk - legvalószínűbb, és 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatuk 25°C-on meghatározott látszólagos viszkozitása 0,3-4,0 dl/g.
A találmány szerinti megoldás egy további uj, és a találmányt minden eddig ismertetett poliészter- vagy kopoliészter alapú, szabályozott hatóanyag-felszabadulást biztositó hatóanyag-leadó rendszertől megkülönböztető jellemzője, amelynek révén a hatóanyag-felszabadulás sebessége tovább szabályozható, a poliészter-só formájában (adott esetben szabad gyógyszer és/vagy szabad polimer jelenlétében) bevitt peptid mennyisége. Ez a további szabályozó tényező teljes mértékben eltér azoktól a paraméterektől, amelyek révén fokozható a viszonylag csekély vizoldhatósággal rendelkező, nagymértékben lipofil gyógyszerek (például szteroidok) felszabadulásának sebessége a hagyományos poliészter-alapú hatóanyag-leadó rendszerekből. Ezeknél az ismert készítményeknél a bevitt
gyógyszermennyiség növelésével párhuzamosan rendszerint nő a felszabadulás sebessége, noha a rendszer vizfelvétele csökken, mert növekszik a lipofil gyógyszer fázistérfogata. Valójában a szteroidok és hasonló gyógyszerek felszabadulási sebességének növekedése magától a termodinamikai azonosságát megtartó gyógyszertől és az egyszerű Fick-diffúzió kinetikájától függ (lásd Baker és Lonsdale korábban idézett munkáját). Más szavakkal, a szteroidok és hasonló gyógyszerek esetén - feltéve, hogy a lipofil gyógyszer valamelyest oldódik a lipofil polimerben -, a gyógyszertartalom növekedésével párhuzamosan nő az egyszerű Fick-diffúzió sebessége.
A találmány szerinti termékek esetén a helyzet ettől gyökeresen eltér. Felismertük, hogy a poliészterek és kopoliészterek lebomlása elsődlegesen az észtercsoportok hidrolízisére vezethető vissza, a hidrolízis sebessége viszont a vizfelvételtől függ [ lásd: Pitt és Zhong-wei Gu: J. Controlled Release 4, 283-292 (1987), Hutchinson és Furr: uo. .13, 279-294 (1990)] . A peptidek hidrofil anyagok, és poliészterekkel való sóképzésük révén olyan poliészter-peptid sót tartalmazó fázis képződik, amelynek vizfelvétele nagyobb a csak poliésztert tartalmazó fázisénál. Ennek megfelelően a só formájában jelenlévő poliészterek láncai gyorsabban tudnak lebomlani, mint a hasonló összetételű, molekülatömegü és polidiszperzitásu szabad poliészterek láncai. Minthogy a peptidfelszabadulás nagymértékben függ a lebomlástól, a felszabadulást mind a készítményben lévő poliészter-peptidgyógyszer só mennyisége, mind pedig a sóban lévő peptid részaránya befolyásolja. Azonos összetételű és szerkezetű poliésztereket vagy ko-poliésztereket véve a fenti két mennyiség bármelyikének (vagy akár mindkét-
-öl
tőnek) növelése a felszabadulási sebesség növekedését eredményezi, beleértve azt is, hogy bizonyos körülmények között egyúttal a hatóanyag-felszabadulás időtartamát is csökkentheti. A poliészter-hatóanyag kombinációkban a peptidgyógyszer (ami akár poliészter-peptidgyógyszer só, akár pedig poliészter-peptidgyógyszer só és szabad peptidgyógyszer formájában lehet jelen) mennyisége előnyösen 0,1-75 tömeg % lehet.
A találmány szerinti készítményekben a peptidgyógyszer mennyisége a poliészter molekulatömegének és polidiszperzitásának figyelembevételével a következő elvek szerint változhat:
A peptidet igen hosszú (például 2 évig terjedő) időtartam alatt leadó készítmények előnyösen kis mennyiségű (1,0-20 tömeg %) peptidgyógyszert tartalmaznak, és a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege előnyösen 20000 Dalton vagy annál nagyobb, polidiszperzitása pedig 2,2-nél nagyobb (célszerűen 3,5-nél nagyobb) érték lehet. Ezeket az igen hosszú ideig tartó hatóanyag-leadást biztositó paramétereket bizonyos mértékig a készítmény egyéb jellemzői, igy a poliészter komonomer tartalma, szerkezete és benzolban való oldhatósága vagy oldhatatlansága, továbbá a dózisegység geometriája és méretei is befolyásolják. A körülbelül 20000 Dalton súly szerinti átlagos molekulatömegü poliészterek látszólagos viszkozitása a poliészter egyéb jellemzőitől, igy szerkezetétől, összetételétől és polidiszperzitásától függően - 0,2 körüli érték lehet.
A hatóanyagot viszonylag hosszú időtartam (például legföljebb 6 hónap) alatt folyamatosan leadó készítményekben a peptidgyógyszer mennyisége előnyösen 0,5-35 tömeg % lehet, és a
• ···* · *.·« ..
* * · · ♦ · · • *··β · . .
······* ··· * , .
-52poliészterek vagy ko-poliészterek súly szerinti átlagos molekulatömege előnyösen 10000 Dalton vagy annál nagyobb, polidiszperzitása pedig 1,8-nál, előnyösen 2,2-nél nagyobb érték lehet. Ezeket az értékeket a készítmény egyéb paraméterei, igy a poliészter összetétele, szerkezete, benzolban való oldhatósága vagy oldhatatlansága, valamint a dózisegységek geometriája és méretei is befolyásolják.
A hatóanyagot viszonylag rövid időtartam (például legföljebb 2 hónap) alatt folyamatosan leadó készítményekben a peptidgyógyszer mennyisége előnyösen 0,1-75 tömeg % lehet, és a poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege előnyösen 2000 Dalton vagy annál nagyobb, polidiszperzitása pedig 1,2-nél nagyobb érték lehet. Ezeket az értékeket a készítmény egyéb paraméterei, igy a poliészter összetétele, szerkezete, benzolban való oldhatósága vagy oldhatatlansága, valamint a dózisegységek geometriája és méretei is befolyásolják.
A találmány szerinti készítményekből történő peptidgyógyszer-felszabadulást szabályozó további paraméter (ami a tej sav- és glikolsav homo- és ko-polimer alapú, ismert hatóanyag-rendszereknél szabályozó tényezőként nem szerepel) a peptid funkcionalitása (azaz a peptidgyógyszer molekulájában lévő bázikus csoportok - igy az arginin- és lizin-maradékok száma), valamint a poliészter vagy ko-poliészter funkcionalitása (azaz az átlagos polimer vagy ko-polimer láncban lévő savas karboxilcsoportok átlagos száma). Általában minél nagyobb az ilyen polifunkciós kölcsönhatások száma a peptid-poliészter polielektrolit komplexben, annál nagyobb polidiszperzitásra van szükség olyan készítmények kialakításához, amelyekből a peptid hatóanyag folyamatosan
szabadul fel. Ezzel szemben a szakaszos vagy pulzáló hatóanyag-felszabadulás elérésének a 2,2-nél kisebb polidiszperzitás kedvez.
Két eltérő kémiai szerkezetű polimertipus kölcsönös kompatibilitása vagy oldhatósága viszonylag ritkán fordul elő. Az ilyen ritka esetek egyikét jelentik a tej sav- és glikolsavhomo- és -ko-polimer alapú poliészterek kis molekulatömegü poli (oxi-etilén)-ekkel, elsősorban kis molekulatömegü poli(etilén-glikol)-okkal képezett elegyei. Ez a kompatibilitás a találmány szerinti poliészter-peptidgyógyszer sók kialakításában uj és nemvárt előnyöket biztositó módon hasznosítható. Ismert, hogy egyes gyógyhatású peptidek ’’pegilezhetők , azaz poli(etilén-glikol)-lal vagy alkoxi-poli(etilén-glikol)-lal konjugálhatók úgy, hogy a peptid gyógyhatása fennmarad. A pegilezett peptid molekulában lévő konjugált poli(oxi-etilén) lánc a pegilezett peptidet részlegesen kompatibilissé teszi a poliészterrel vagy ko-poliészterrel.
így - feltéve, hogy a pegilezett pepiidben fennmaradt lizin- vagy arginin-maradékok gyenge savakkal képezett sókként fordulnak elő -, a fent ismertetett kompatibilitás megkönnyíti a poliészter-peptidgyógyszer só előállítását, és egyúttal újabb elemet szolgáltat a hatóanyagleadás szabályozásához. Erre a célra a peptidek más vizoldható polimerekkel, például poliszacharidokkal, szintetikus polipeptidekkel és poli(vinil-pirrolidin)-nel képezett, gyógyhatású konjugátumai is alkalmasak, azonban a pegilezett peptideknél kevésbé előnyösek, mert az utóbb felsorolt vizoldható polimerek egyike sem oldható vagy kompatibilis a poliészterrel vagy ko-poliészterrel.
·· ··
A találmány szerinti megoldás előnyösen bázikus funkcionalitást tartalmazó gyógyászatilag hatásos anyagokkal kapcsolatban alkalmazható. Ez a megoldás azonban olyan gyógyászatilag hatásos peptidekkel kapcsolatban is alkalmazható, amelyek vagy semlegesek, vagy pedig elsősorban polianionok formájában létezhetnek (fölös savas karboxil funkciós csoportokat tartalmazó polipeptidek).
Az első esetben, tehát amikor a gyógyászatilag hatásos polipeptid semleges, és sem savas, sem bázikus maradékokat nem tartalmaz, a poliészterrel való sóképzéshez bázikus funkciós csoportokat tartalmazó, gyógyászatilag hatástalan szintetikus polipeptidet használunk. A gyógyászatilag hatástalan szintetikus polipeptid poliészterrel vagy kopoliészterrel alkotott sója is amfipatikus anyag, és igy diszpergálószerként hat a gyógyászatilag hatásos semleges peptid szolubilizálásához vagy kolloidális diszpergálásához a szerves fázisban.
A második esetben, tehát amikor a gyógyászatilag hatásos polipeptid fölös savas karboxil funkciós csoportokat tartalmaz, a poliészterrel vagy ko-poliészterrel való sóképzéshez olyan gyógyászatilag hatástalan, szintetikus polipeptidet használunk, amelynek szintetikus polipeptid-lánca legalább két bázikus csoportot hordoz. Ebben a második esetben a szintetikus polipeptid és a poliészter által alkotott sóban nagyobb a bázikus funkciós csoportok koncentrációja, mint a gyógyászatilag hatásos, savas pepiidben lévő savas karboxilcsoportok koncentrációja. A só fölös bázikus funkciós csoportjai a gyógyászatilag hatásos savas peptid savas karboxilcsoportjaival további sóképzési kölcsönhatásba léphetnek. Az igy kialakult
-55sókomplex az egyéb poliészter-peptid sókra fent közeitekkel hasonló módon szolubilizálható vagy diszpergálható olyan szerves oldószerekben vagy fázisokban, amelyek a kérdéses peptidet normál körülmények között egyáltalán nem oldják, a poliésztert vagy a ko-poliésztert viszont igen.
Minthogy a bázikus funkciós csoportokat tartalmazó peptidek savas karboxilcsoportokat tartalmazó poliészterekkel és ko-poliészterekkel képezett sói amfipatikusak, azok felületaktivitását jól hasznosíthatjuk más hidrofil gyógyszereknek vagy azok vizes szuszpenzióinak a poliészter-peptid sót tartalmazó szerves oldószerben vagy fázisban való diszpergálódásának elősegítésére. Az amfipatikus peptidpoliészter (vagy -ko-poliészter) sók diszprgálószerként vagy szolubilizálószerként való felhasználása is a találmány tárgyát képezi.
A találmányt az oltalmi kör korlátozása nélkül az alábbi példákban részletesen ismertetjük
A viszkozitás mérésére alkalmas egyes módszereket és a viszkozitás és a különböző átlagmóltömegek összefüggését Sorensen és Campbell Preparative Methods of Polymer Chemistry c. könyvének (2. kiadás, 1968, kiadó: Interscience Division of John Wiley) 43-50. oldala ismerteti. Az ismertetendő példákban a viszkozitás mérésére tiszta kloroformra körülbelül 1OO másodperces kifolyási időt adó Ubbelohde viszkozimétert használtunk. A viszkozitásmérésekhez mindn a benzolban oldható, mind a benzolban oldhatatlan polimerek esetén oldószerként kloroformot használtunk.
A bejelentésben ismertetett, körülbelül 2000
Daltonnál nagyobb molekulatömegü poliészterek molekulatömegét
···
és molekulatömeg-eloszlását méretkizárásos kromatografálással határoztuk meg, polisztirol standardokhoz viszonyítva. A mérésekhez 3x30 cm-es PL gélt, valamint egymással sorba kötött és 10 μτη-es őroszloppal ellátott 10 pm-es vegyes B oszlopokat (gyártja a Polymer Laboratories cég, Church Stretton, Shropshire, Nagy-Britannia) használtunk. Oldószerként 40°C hőmérsékletű tetrahidrofuránt használtunk, 1 ml/perc névleges átfolyási sebességgel. A molekulatömeg-értékeket GPC szoftver segítségével számítottuk ki Data Analysis Package Perkin-Elmer 7700 Professional Computer tipusu számítógépen.
A 2000 Daltonnál kisebb molekulatömegek mérésére a méretkizárásos kromatografálás nem előnyös módszer, ezért ehelyett nemvizes potenciometrikus titrálás alkalmazható, amivel a poliészter vagy ko-poliészter karbonsav-tartalmának közvetlen mérése utján határozhatjuk meg a poliészter molekulatömegét vagy egyenérték-tömegét. A nemvizes potenciometrikus titrálásokat rendszerint ismert tömegű poliészter vagy ko-poliészter 10 térfogat % vizet tartalmazó acetonos oldatain végeztük. Titráló oldatklént hig vizes nátrium-hidroxid oldatokat használtunk. A titrálást a Radiometer cég (Koppenhága, Dánia) titrátorból (TIT 80), autobürettából (ABU 80), pH-mérőből (PHM 83) és RussellCMAWK elektródából álló müszeregyüttesén végeztük. A titrálási görbét Servograph (REC 80) készüléken nyomtattuk ki, és a polimer molekulatömegét a w x 1000 x f v x n képletből számítottuk ki - a képletben w a bemért polimer tömege,
f a karboxilcsoportok polimer lánconként! átlagos száma, v a felhasznált nátrium-hidroxid oldat térfogata, és n a felhasznált nátrium-hidroxid oldat normalitása.
1. példa ml anhidridmentes jégecetben 100,6 mg goszerelinacetátot (körülbelül 86 mg szabad peptid-bázissal egyenértékű mennyiség) és 300,3 mg 50/50 mól % összetételű D,L-laktid/glikolid ko-polimert (a polimer lánconként egy terminális savas karboxilcsoportot tartalmaz, súly szerinti átlagos molekulatömege 4300 Dalton, 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°C-on 0,08 dl/g, a polimer benzolban nem oldható) oldottunk fel. A gyógyszer és a polimer ecetsavas oldatát folyékony nitrogénbe csepegtettük, és a megfagyott cseppeket igen kis nyomáson 24 órán át fagyasztva szárítottuk. A fagyasztva szárított terméket ezután igen kis nyomáson 50°C-on 24 órán át utószáritottuk. Az igy kapott poliészter-gyógyszer keverék névlegesen körülbelül 25 tömeg % goszerelin-acetátot (körülbelül 22,3 tömeg % szabad peptidbázissal egyenértékű mennyiség) tartalmaz.
400 mg szárított poliészter-gyógyszer keveréket diklór-metánhoz adtunk, és a térfogatot 4 ml-re egészítettük ki. Kezdetben zavaros, kolloid elegy képződött, ez azonban 1 óra alatt fokozatosan feltisztult, és tiszta oldattá alakult. Ebből az oldatból filmet öntöttünk, és a filmet szobahőmérsékleten körülbelül 6 órán át, majd igen kis nyomáson 50°C-on 20 órán át szárítottuk. Poliészter-gyógyszer sót tartalmazó tiszta, átlátszó filmet kaptunk.
(i) Az igy kapott tiszta, átlátszó film 100 mg tömegű részét megömlesztettük, majd 80°C-on körülbelül 0,02 cm
vastagságu átlátszó filmmé sajtoltuk. 37°C-os vízben 24 órán át való áztatás után a hidratált gyógyszer-polimer film tömege 225 mg-ra nőtt. Ezzel szemben az ugyanígy kezelt 100 mg tiszta poliészter tömege csak 126 mg-ra nőtt, mig a 25 mg goszerelinacetát és 75 mg polimer egyszerű keverékét tartalmazó film (amit úgy állítottunk elő, hogy a gyógyszert a polimer diklórmetános oldatához adtuk, az oldószert eltávolitottuk, majd a kapott anyagot ömlesztés közben körülbelül 0,02 cm vastag filmmé sajtoltuk) tömege 37°C-os vízben való 24 órás áztatás után csak 136 mg volt. Ebből a kísérletből megállapítható, hogy a találmány szerinti poliészter-gyógyszer sókompozició lényegesen hidrofilebb és lényegesen több vizet vesz fel, mint akár a tiszta poliészter, akár a gyógyszer és a poliészter egyszerű keveréke.
A gyógyszer és a polimer diklór-metánban készített egyszerű keverékéből még 1 hónap elteltével sem tapasztaltunk gyógyszer-kioldódást, és a szárított, majd sajtolt keverékből homályos film képződött. Ezzel szemben - miként egy további kísérlet eredményei igazolták - a fentiek szerint előállított, 100 mg tömegű tiszta, átlátszó film 1 ml diklór-metánban oldva tiszta, átlátszó poliészter-gyógyszer oldatot képezett. Ehhez az oldathoz 50 μΐ trifluor-ecetsavat adtunk, és az elegyet erélyesen kevertük. Az elegyből azonnal kivált a goszerelin trifluor-acetát sója.
Az elvégzett két kísérlet eredményei azt igazolják, hogy a fentiek szerint előállított, poliészter-gyógyszer sót tartalmazó tiszta, átlátszó film a polimerek hagyományos ömledékfeldolgozási módszereivel formált hatóanyagleadó rendszerré alakítható. Minthogy ebben a termékben sem ecetsav,
sem acetát-ion nem mutatható ki, a gyógyszernek poliészterrel képezett só formájában kell jelen lennie. A poliésztergyógyszer só azáltal alakulhat ki, hogy a ko-polimer tej savból vagy glikolsavból származó terminális savas csoportjai az ecetsavnál lényegesen erősebb savak, igy a polimer kiszorítja sójából a gyengébb ecetsavat. A diklór-metában oldható poliészter-gyógyszer sóból viszont a polimer karbonsav szorítható ki egy annál lényegesen erősebb karbonsavval, igy trifluor-ecetsavval. Amikor ez a folyamat lezajlik, a peptid trifluor-acetát sója alakul ki, ami - minthogy diklór-metánban nem oldható - csapadék formájában kiválik.
(ii) 50 mg tömegű, a fentiek szerint előállított, poliészter-gyógyszer sót tartalmazó tiszta, átlátszó filmből ömlesztéssel kb. 0,02 cm vastagságú filmet készítettünk. Ezt a filmet 37°C-on 7,4 pH-ju, 0,02 % nátrium-azidot is tartalmazó, foszfáttal pufferolt nátrium-klorid oldatban inkubáltuk, a pufferoldatból időről időre mintát vettünk, és ultraibollya fényben mértük a felszabadult goszerelin mennyiségét. Ebből az ömlesztett termékből a goszerelink körülbelül 2 hét alatt folyamatosan szabadult fel. A harmadik héten a termék lebomlása látszólag teljessé vált, mert a termék eltűnt az inkubáló elegyből.
Ez a kísérlet az igen kis molekulatömegü, benzolban oldhatatlan polimerek alkalmazhatóságát igazolja a hatóanyagot rövid idő alatt leadó készítmények kialakításához.
Hasonló ömledékben formált készítményeket alakíthatunk ki a goszerelin-acetát helyett természetben előforduló gonadotrofin-feiszabaditó hormonokat vagy a gonadotrofinfelszabaditó hormon nagyhatású, agonista vagy antagonista
• ···· · ···· ·' ί ·· · · .
• ··· · · ·
-60szintetikus analógjait (igy triptorelint, leuprorelint, buszerelint és nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponensként bármely egyéb, az intakt gonadotrofinnak vagy a gonadotrofin bármely alegységének szekrécióját szabályozó polipeptid hormont is alkalmazhatunk.
2. példa
100 ml diklór-metánban 100 mg, az 1. példában leírtak szerint előállított tiszta, átlátszó filmterméket és 1,05 g 50/50 % moláris összetételű D,L-laktid/glikolid ko-polimert (a ko-polimer súly szerinti átlagos molekulatömege 121000 Dalton, a ko-polimer 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°C-on 0,84 dl/g) oldottunk. Ezt az oldatot 1000 fordulat/perc sebességgel erélyesen kevertük, és a poliészter-gyógyszer só, valamint a szabad poliészter kicsapása céljából az oldathoz lassú ütemben, 1 óra alatt 50 ml szilikonolajat adtunk. 1 óra elteltével a részlegesen kicsapott poliészter-gyógyszer só, szabad poliészter, szilikonolaj és diklór-metán keverékét a poliészter-gyógyszer só és a szabad poliészter mikrorészecskéinek kikeményitése céljából 2 liter erélyesen kevert hexánhoz adtuk. A keveréket 2 órán át kevertük, majd ülepedni hagytuk, és a hexános fázist elöntöttük. A kapott, szabad bázisban számítva körülbelül 1,95 tömeg % goszerelint tartalmazó mikrorészecskéket háromszor 500 ml friss hexánnal mostuk, majd szűréssel elkülönítettük, és 24 órán át igen kis nyomáson 35°C-on szárítottuk. Az igy kapott, közel gömbalaku, a poliészter-gyógyszer só szabad polimerben való oldatát tartalmazó mikrorészecskék átlagos mérete körülbelül 30 μιη volt.
*··· «·· ♦··* »· • ·
-61Az igy kapott termék 250 mg tömegű részletét 37°C-on
7,4 pH-ju, 0,02 % nátrium-azidot is tartalmazó, foszfáttal pufferolt nátrium-klorid oldatban inkubáltuk, a pufferoldatból időről időre mintát vettünk, és ultraibolya fényben meghatároztuk a felszabadult goszerelin mennyiségét. A mikrorészecskékből a gyógyszer körülbelül 5 hét alatt szabadult fel, és a hetedik héten a mikrorészecskék szemmel láthatóan eltűntek az inkubáló közegből.
A fent ismertetett kísérletben felhasznált polimer kompozíció két, azonos moláris laktid/glikolid összetételű, azonban egymástól nagymértékben eltérő molekulatömegű ko-polimer keveréke volt. Ez a polimer keverék benzolban oldhatatlan, a keverék súly szerinti átlagos molekulatömege 108000 Dalton, polidiszperzitása 5,1, és a keverék 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°C-on 0,72 dl/g.
A fenti kísérletek az benzolban oldhatatlan, nagy molekulatömegü és nagy pölidiszperzitásu poliészterek alkalmazhatóságát igazolják a goszerelint viszonylag rövid időtartam (5-7 hét) alatt leadó készítmények kialakításában.
Hasonló mikroszemcsés készítményeket alakíthatunk ki goszerelin-acetát helyett a gonadotrofin-felszabaditó hormonok természetben előforduló analógjait vagy a gonadotrofin-felszabaditó hormon más nagyhatású, agonista vagy antagonista szintetikus analógjait (igy triptorelint, leuprorelint, buszerelint vagy nafarelint) használva előnyösen acetát-sóik vagy más gyenge savakkal képezett sóik formájában. Gyógyszerkomponensként az intakt gonadotrofinok vagy bármely ··<♦ *·· ··«
-62gonadotrofin-alegység szekrécióját szabályozó vagy moduláló más polipeptid hormonokat is felhasználhatunk.
3. példa ml anhidrid-mentes jégecetben 101 mg goszerelin-acetátot (körülbelül 86 mg szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) és 299,7 mg 100 %-os poli(D,L-tejsav)-at (a polimer benzolban oldható, súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 5400 Dalton, polidiszperzitása 1,8, és 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°Con 0,08 dl/g) oldottunk. A poliészter és a goszerelin igy kapott ecetsavas oldatát folyékony nitrogénbe csepegtettük, a megfagyott cseppeket elkülönítettük, csökkentett nyomáson 24 órán át fagyasztva szárítottuk, majd igen kis nyomáson 24 órán át 55°C-on szárítottuk.
(i) A kapott szárított terméket 4 ml diklór-metánhoz adtuk. Kezdetben zavaros elegy képződött, a termék azonban gyorsan feloldódott, és átlátszó oldat alakult ki. Ezt az oldatot nylonból készült, 0,2 pm száltávolságu sterilizáló szűrőn szűrtük.
A kísérlet azt igazolja, hogy a goszerelin poliészter-sójának oldata - a gyógyszer egyszerű sóinak a poliészter szerves oldószeres oldatával képezett elegyeivel vagy diszperzióival ellentétben - sterilre szűrhető.
(ii) 1 ml, a fenti (i) pont szerint kapott átlátszó diklór-metános oldathoz erélyes keverés közben 50 μΐ trifluorecetsavat adtunk. A goszerelin trifluor-acetát sója azonnal kiválik, ami azt igazolja, hogy a diklór-metános oldatban a goszerelin a terminális karboxilcsoportokat tartalmazó poliészterrel képezett sója formájában volt jelen.
• ··♦· ·· · • ··· • 9 ··· ··· ·· ··· ···· V» • · » •c •· ···
Hasonló steril oldatkészitményeket állíthatunk elő goszerelin-acetát helyett természetben előforduló gonadotrofinfelszabaditó hormonokat vagy a gonadotrofin-felszabaditó hormon nagyhatású, agonista vagy antagonista szintetikus analógjait (igy triptorelint, leuprorelint, buszerelint vagy nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponensként az intakt gonadotrofinok vagy bármely gonadotrofin-alegység szekréciójának szabályozására vagy modulálására alkalmas bármely más polipeptid hormont is alkalmazhatunk.
4. példa ml, a 3. példa szerint készített diklór-metános goszerelin-poliészter oldat térfogatát diklór-metánnal 10 ml-re egészítettük ki, és ezt az oldatot 1 liter erélyesen kevert hexánba permeteztük. A képződött mikrorészecskéket elkülönítettük, és 24 órán át csökkentett nyomáson, 45°C-on szárítottuk. A mikrorészecskék mérete körülbelül 2 pm és körülbelül 30 pm között változott, az átlagméret körülbelül 10 pm volt. Az igy kapott mikrorészecskék körülbelül 22 tömeg % szabad bázisnak megfelelő menyiségü goszerelint tartalmaztak.
Ezeket a mikrorészecskéket 37°C-on 7,4 pH-ju, foszfáttal pufferolt nátrium-klorid oldatban inkubáltuk, a felüluszóból időről időre mintát vettünk, és a mintákat ultraibolya fényben goszerelin jelenlétére vizsgáltuk. A goszerelin folyamatosan szabadult fel, a felszabadulás körülbelül 8 hét elteltével lényegében teljessé vált, és a 11. héten a mikrorészecskék teljes mértékben lebomlottak és eltűntek az inkubáló közegből. Ez a kísérlet az igen kis molekulatömegü, benzolban oldható poliészterek felhasználhatóságát igazolja a
....
··· ··· ···
-64·· ···
pepiidet körülbelül 2 hónap alatt folyamatosan leadó készítmények kialakításában.
Ha a fenti kísérletekben goszerelin-acetát helyett goszerelin-trifluor-acetátot használunk, nem képződik átlátszó oldat, hanem a poliészter diklór-metános oldatában diszpergált goszerelin-trifluor-acetátot kapunk. Ez a keverék a 0,2 μτη száltávolságu szűrőkön nem tud áthatolni, ezért szűréssel nem sterilizálható. Ha ezt a poliészter oldattal képezett goszerelin-trifluor-acetát diszperziót kevert hexánba permetezzük, mikrorészecskék helyett gélesedett, flokkulált massza képződik.
A goszerelin-poliészter só tehát sokkal egyszerűbben formálható mikrorészecskékké, mint az egyszerű só igen kis molekulatömegü polimert tartalmazó oldattal készített keverékei.
Hasonló mikrorészecskéket alakíthatunk ki goszerelinacetát helyett természetben előforduló gonadotrofinfelszabaditó hormonokat vagy a gonadotrofin-felszabaditó hormon nagyhatású, agonista vagy antagonista szintetikus analógjait (igy triptoreiint, leuprorelint, buszerelint vagy nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponenskét az intakt gonadotrofinok vagy bármely egyedi gonadotrofin-alegység szekréciójának szabályozására vagy modulálására alkalmas bármely más polipeptid hormont is használhatunk.
5. példa ml anhidrid-mentes jégecetben 304 mg goszerelinacetátot (körülbelül 248 mg szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) és 102 mg 100 %-os poli(D,L-tejsav)-at (a • · · · • * • · ·
• · · · · · • · • · • ·
polimer súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 5400 Dalton, polidiszperzitása 1,8, 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°C-on 0,08 dl/g) oldottunk. A goszerelin és a poliészter ecetsavas oldatát folyékony nitrogénbe csepegtettük, a megfagyott cseppeket elkülönítettük, igen kis nyomáson 24 órán át fagyasztva szárítottuk, majd csökkentett nyomáson 55°C-on 24 órán át utószárítóttűk.
A kapott terméket 2 ml diklór-metánhoz adtuk.
Zavaros, kolloid elegyet kaptunk, ami később sem tisztult fel tökéletesen. Ez a diklór-metános elegy lényegében goszerelin-acetát goszerelin-poliészter sóval képezett diszperzióját tartalmazta.
Ezt a poliészter-goszerelin só diklór-metános oldatával képezett goszerelin-acetát diszperziót porlasztva szárítással, porlasztva, gélesitéssel, egyszerű kicsapással vagy fázisszétválásos koacerválással mikrorészecskékké formáltuk. Az igy kapott mikrorészecskék szabad bázisban kifejezett goszerelin-tartalma körülbelül 72 tömeg % volt. A mikrorészecskék a goszerelin-poliészter sóból álló folytonos fázisban diszpergált goszerelin-acetátot tartalmaztak.
Hasonló mikrorészecskéket állíthatunk elő goszerelinacetát helyett természetben előforduló gonadotrofin-felszabaditó hormonokat vagy a gonadotrofin-felszabaditó hormonok más nagyhatású, agonista vagy antagonista szintetikus analógjait (igy triptorelint, leuprorelint, buszerelint vagy nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponensként az intakt gonadotrofinok vagy azok bármely egyedi alegységének
• ·
szekrécióját szabályozó vagy moduláló bármely más polipeptid hormont is felhasználhatunk.
6. példa
A megfelelő két hidroxi-karbonsav ko-polikondenzációjával 78 mól % D,L-tejsavat és 22 mól % glikolsavat tartalmazó D,L-tejsav/glikolsav ko-poliésztert állítottunk elő. A kopolimer tisztítása céljából a ko-poliészter acetonos oldatát metanolhoz adtuk, és a kivált anyagot elkülönítettük és szárítottuk. Az igy kapott ko-poliészter súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 11000 Dalton, szám szerinti átlagos molekulatömege (nemvizes potenciometriás méréssel meghatározva, és feltételezve, hogy minden egyes ko-poliészter lánc csak egy terminális karboxilcsoportot tartalmaz) pedig 6100 Dalton, ennek megfelelően polidiszperzitása 1,6 volt. A ko-poliészter 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°C-on 0,15 dl/g volt.
ml anhidrid-mentes jégecetben 228,9 mg (körülbelül
200 mg szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiségű) goszerelin-acetátot és 1,8 g, a fentiekben ismertetett ko-poliésztert oldottunk. Az igy kapott goszereiin-poliészter oldatot folyékony nitrogénbe csepegtettük, a megfagyott cseppeket elkülönítettük, 24 órán át fagyasztva szárítottuk, majd csökkentett nyomáson, 50°C-on 24 órán át utószáritottuk.
A megszáritott goszereiin-poliészter keveréket 10 ml diklór-metánhoz adtuk. Kezdetben zavaros, kolloid elegy képződött, ami azonban 24 óra elteltével 0,2 μη száltávolságu, nylonból készült sterilizáló szűrőn átszűrhető, tiszta oldattá alakult.
• · ·
-67A tiszta oldat kis mintájához trifluor-ecetsavat adva csapadék formájában azonnal levált a goszerelin trifluor-acetát sója. Ez azt igazolja, hogy a tiszta, átlátszó diklór-metános oldatban a goszerelin főtömege vagy teljes egésze a poliészterrel képezett só formájában van jelen.
A goszerelin-poliészter só diklór-metános oldatát szárazra pároltuk, és a kapott szilárd anyagot 6 órán át szobahőmérsékleten, majd 20 órán át csökkentett nyomáson, 55°Con szárítottuk. Goszerelin-poliészter sót tartalmazó, tiszta öntött filmet kaptunk.
g, a fentiek szerint előállított szárított goszerelin-poliészter elegyet 8 ml diklór-metánban oldottunk. A kapott oldatot 250 ml ürtartalmu többnyaku gömblombikba töltöttük, és a lombikba a levegő kiűzése és szén-dioxid-mentes atmoszféra létrehozása céljából nitrogénáramot vezettünk. Ezután a lombikba 90 ml, előzetesen szén-dioxid-mentesitett és felhasználásig szén-dioxid-mentes nitrogén atmoszférába tárolt vizet töltöttünk, és az elegyet lényegében szén-dioxid-mentes atmoszférában körülbelül 500 fordulat/perc sebességgel erélyesen kevertük. A goszerelin-poliészter só diklór-metános oldata gyorsan diszpergálódott, és stabil olaj-a-vizben diszperzió képződött, amelynek olajos fázisát a gyógyszer-polimer só diklór-metános oldata alkotta. Az elegyet körülbelül 200 fordulat/perc sebességgel továbbkeverve a nyomást fokozatosan csökkentettük, és csökkentett nyomáson lepároltuk a diklór-metán főtömegét. A goszerelin-poliészter só vizes diszperzióját kaptuk. Ezt a diszperziót fagyasztva szárítottuk. A goszerelint goszerelin-poliészter só formájában tartalmazó, körülbelül 20 μπι átlagos méretű mikrorészecskéket kaptunk,
amelyekből a goszerelin - 37°C-os, 7,4 pH-ju foszfáttal pufferolt nátrium-klorid. oldatban végzett inkubálás során körülbelül 6 hét alatt szabadult fel (a hatóanyag felszabadulását a felüluszó ultraibolya fényben való vizsgálatával követtük) .
Hasonló mikrorészecskéket úgy is előállíthatunk, hogy a vizes fázishoz a polipeptid stabilitását fokozó ismert anyagokat, például mannitot adunk. Noha a fenti eljárást előnyösen szén-dioxid-mentes atmoszférába végezzük, a poliészter molekulatömegétől és a bevitt gyógyszer mennyiségétől függően esetenként nyomnyi mennyiségű szén-dioxid jelenlétében is megfelelő eredményhez juthatunk.
Hasonló steril oldatokat, öntött filmeket és mikrorészecskéket alakíthatunk ki goszerelin-acetát helyett természetben előforduló gonadotrofin-felszabaditó hormonokat vagy a gonadotrofin-felszabaditó hormonok nagyhatású, agonista vagy antagonista szinetikus analógjait (igy triptorelint, leuprorelint, buszerelint vagy nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponensként az intakt gonadotrofinok vagy bármely egyedi gonadotrofin-alegység szekréciójának szabályozására vagy modulálására alkalmas bármely más polipeptid hormont is használhatunk.
7. példa
Az 5. példában leirt eljárással tiszta, átlátszó filmet készítettünk, és 1 g igy kapott filmet 4 ml diklórmetánban oldottunk. Az oldatot körülbelül 35°C-ra melegítettük, ezután a goszerelin-poliészter só diklór-metános oldatához 15 mg tisztított zselatin 100 μΐ vízzel készített, körülbelül 40°C-69-
os oldatát adtuk. Az elegyet 35°C körüli hőmérsékleten erélyesen kevertük. A goszerelin-poliészter só diklór-metános oldatában extrém finoman diszpergált vizes zselatin oldatot kaptunk. A szuszpenziót szobahőmérsékletre hütve a kolloid jelleg fennmaradt .
Ez a kísérlet azt igazolja, hogy a goszerelin-poliészter só felületaktív tulajdonságokkal rendelkezik, és alkalmas más vizoldható anyagok, például zselatin, poliszacharidok és egyéb vizoldható polimerek vizes oldatainak olajos fázisban (például diklór-metánban) való stabil diszpergálására és viszont.
A vizes zselatin-oldatot diszpergálva tartalmazó, diklór-metános goszerelin-poliészter sóoldatból a 6. példában leirt eljárással mikrorészecskéket képeztünk. Zselatint és goszerelin-poliészter sót tartalmazó mikrokapszulákat kaptunk.
A vizes polimer fázisba más kis molekulatömegü vegyületeket is bejuttathatunk. Esetenként előnyös lehet a vizes fázishoz a peptidek stabilitását fokozó ismert anyagokat, például mannitot adni.Más megoldás szerint ezeket a stabilizálószereket komplex (viz-az-olajban)-vízben diszperzió mindkét vizes fázisához hozzáadhatjuk. Ilyen komplex diszperzió képződik például akkor, ha a goszerelin-poliészter só diklór-metános oldatát (ami diszpergált vizes zselatint tartalmaz) vízben diszpergáljuk.
Hasonló szuszpenziókat és mikrorészecskéket alakíthatunk ki goszerelin-acetát helyett természetben előforduló gonadotrofin-felszabadító hormonokat vagy a gonadotrofin-felszabaditó hormonok nagyhatású agonista vagy antagonista analógjait (igy triptorelint, leuprorelint, buszerelint vagy ···
-70nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponensként az intakt gonadotrofinok vagy bármely egyedi gonadotrofin-alegység szekréciójának szabályozására vagy modulálására alkalmas bármely más polipeptid hormont is használhatunk.
8. példa ml anhidrid-mentes jégecetben 771 mg (körübelül
670 mg szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiségű) goszerelin-acetátot, 1,8 g 95/5 mól % összetételű D,L-laktid/glikolid ko-polimert (a ko-polimer súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 3600 Dalton, 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°C-on 0,08 dl/g) és 4,2 g 95/5 mól % összetételű D,L-laktid/glikolid ko-polimert (a ko-polimer súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 15000 Dalton, 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldatának látszólagos viszkozitása 25°C-on 0,17 dl/g) oldottunk. A polimer-kombináció súly szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 12300 Dalton, polidiszperzitása pedig körülbelül 2,6 volt. A goszerelin-poliészter oldatot folyékony nitrogénbe csepegtettük, a megfagyott cseppeket elkülönítettük, és igen kis nyomáson körülbelül 18 órán át fagyasztva szárítottuk. A kapott gyógyszer-polimer elegyet igen kis nyomáson 24 órán át 55°C-on utószáritottuk.
g, a fentiek szerint kapott, megszáritott gyógyszer-polimer elegyet 60 ml diklór-metánhoz adtunk. Kezdetben zavaros, kolloid elegy képződött, ami 1 óra alatt fokozatosan feltisztult, és goszerelin-poliészter só diklór-metános oldatá vá alakult.
-71Ezt az oldatot Buchi tipusu porlasztva száritó
berendezésben (bemeneti hőmérséklet: 60 °C, kimeneti hőmérséklet:
35°C) porlasztva szárítottuk. Körülbelül 1 pm és 10 pm közötti átmérőjű, lényegében gömbalaku mikrorészecskéket kaptunk.
A mikrorészecskék ecetsav-tartalma (szabad sav és anion együtt) 0,06 % vagy annál kisebb érték volt. Minthogy goszerelin-acetát esetén az ecetsav-tartalom 0,6-0,7 % lenne, ez azt jelzi, hogy a mikrorészecskékben a gyógyszer lényegében teljes egésze goszerelin-poliészter só formájában van jelen.
A mikrorészecskékből 80°C-on végzett sajtolással tiszta, átlátszó, törékeny filmet képeztünk.
Ez a kísérlet a peptidek kis molekulatömegü, adott esetben nagy polidiszperzitásu, benzolban oldható poliészterekkel képezett sóinak felhasználhatóságát igazolja.
Hasonló oldatokat, mikrorészecskéket és sajtolt készítményeket alakíthatunk ki goszerelin-acetát helyett természetben előforduló gonadotrofin-felszabaditó hormonokat vagy gonadotrofin-felszabaditó hormonok nagyhatású, agonista vagy antagonista szintetikus analógjait (igy triptorelint, leuprorelint, buszerelint vagy nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponensként az intakt gonadotrofinok vagy bármely egyedi gonadotrofin-alegység szekréciójának szabályozására vagy modulálására alkalmas bármely más polipeptid hormont is használhatunk.
9. példa
A goszerelin-acetát és a gonadotrofin-felszabaditó hormon más nagyhatású szintetikus agonistái szelektív kémiai kasztrálószerek, amelyek hormonfüggő ráktipusok, például * · · · • ·
-72férfiakon prosztatarák és nőkön menopauza előtti mellrák kezelésére alkalmasak. Ezek a gyógyszerek nőkön jóindulatú nőgyógyászati betegségek vagy rendellenességek kezelésére is alkalmasak. Véghatásukat tekintve ezek a vegyületek visszaszorítják a hipofízis gonadotrofin-szekrécióját, ennek következtében csökken a nemi hormonok (igy női szervezetekben az ösztrogén és férfi szervezetekben a tesztoszteron) termelődése.
A fentiek alapján az ilyen hatóanyagok folyamatos nyújtott felszabadulása in vivő körülmények között szabályos ivarzási ciklusú, normál kifejlett nőstény patkányokon vizsgálható. Ennek az állatfajtának az ivarzási ciklusa körülbelül 4 nap, és az oestrus beálltát az jelzi, hogy az oestrus napján vett hüvelykenetben csak elszarusodott sejtek találhatók. A gyógyszeres (például goszerelines) kezeléssel kémiailag kasztrált állatokn szervezetében oestrus nem lép fel, következésképpen a hüvelykenetben nem jelennek meg elszarusodott sejtek. A kémiai kasztrálószer hatására az állatok szervezetében elnyújtott dioestrus-szakasz lép fel, ami mindaddig fennmarad, amíg hatásos mennyiségű gyógyszer jut az állatok szervezetébe.
(i) 450 mg, a 8. példa szerint előállított mikrorészecskét 2 tömeg/térfogat % nátrium-karboxi-metil-cellulózt és 0,2 tömeg/térfogat % poliszorbát-80-at tartalmazó vízben diszpergáltunk, és a diszperzió térfogatát vizel 3 ml-re állítottuk be. Szabályos ivarzási ciklusú normál kifejlett nőstény patkányoknak szubkután injekció formájában 0,2 ml igy kapott diszperziót (szabad bázisban kifejezve körülbelül 3 mg goszerelinnel egyenértékű mennyiség) adtunk be, és a • ·· ···· ·· • · · ♦ ··
hüvelykenetek mikroszkópos vizsgálatával követtük az ivarzási ciklus felfüggesztődését. Az állatok 95+3 napig folyamatosan dioestrus-szakaszban (azaz kémiailag kasztrált) állapotban maradtak.
Ez a kísérlet azt igazolja, hogy a kis molekulatömegü, benzolban oldható poliészterrel képezett goszerelin-poliészter sót tartalmazó vizes szuszpenziókból viszonylag hosszú idő (körülbelül 3 hónap) alatt szabályozottan szabadul fel a mindössze 4-6 órás metabolikus felezési idejű peptidgyógyszer.
(ii) 450 mg, a 8. példa szerint előállított mikroszemcsés anyagot etil-oleátban diszpergáltunk, és a diszperzió térfogatát 3 ml-re állítottuk be. Szabályos ivarzási ciklusú normál kifejlett nőstény patkányoknak (6 állat) szubkután injekció formájában ismét 0,2 ml igy kapott diszperziót adtunk be. Az állatok 81 _+ 3 napig folyamatosan dioestrus-szakaszban maradtak.
Ez a kísérlet azt igazolja, hogy a goszerelin-poliészter sónak a szabad poliésztert nem oldó szerves injekciós hordozóanyaggal készített folyékony kompozíciójából viszonylag hosszú időn át szabályozott módon szabadul fel a peptidgyógyszer .
10. példa ml anhidrid-mentes jégecetben 50,3 mg leuprorelinacetátot és 453,2 mg, a 6. példában ismertetett, 78 mól % D,L-tejsavat és 22 mól % glikolsavat tartalmazó ko-poliésztert oldottunk. A kapott oldatot folyékony nitrogénbe csepegtettük, és a megfagyott cseppeket igen kis nyomáson 22 órán át ·· · ·
-74fagyasztva szárítottuk, majd igen kis nyomáson 24 órán át 55°Con utószáritottuk.
Az igy kapott 500 mg tömegű terméket 100 ml ürtartalmu gömblombikba töltött 10 ml kétszer desztillált acetonban oldottuk. Kezdetben zavaros, kolloid elegy képződött, ami fokozatosan feltisztult, és átlátszó oldattá alakult. Az acetont csökkentett nyomáson lepároltuk, és a kapott átlátszó filmet igen kis nyomáson 4 órán át 55°C-on szárítottuk. Ezt a leuprorelin-poliészter sóból álló filmet 10 ml acetonban újra oldottuk, az oldatot gázmentesitettük, majd nitrogénnel átöblítettük.
200 ml frissen desztillált vizet nitrogén atmoszférában erélyesen kevertünk, és a kevert viz felszínére a fentiek szerint kapott acetonos leuprorelin-poliészter sóoldatot permeteztük. Az acetonos oldat teljes egészének bepermetezése után a keverést még 1 órán át folytattuk, majd az elegyet ülepedni hagytuk. A leuprorelin-poliészter só mikrorészecskéinek kiülepedése után a vizes felüluszót elöntöttük. A mikrorészecskéket körülbelül 200 ml szén-dioxid-mentes vízben újra szuszpendáltuk, és a szuszpenziót újabb 1 órán át nitrogén atmoszférában kevertük. A mikrorészecskéket ülepedni hagytuk, a vizes fázist dekantáltuk, majd a maradékból kiszűrtük a viz fölöslegét. Az elkülönített mikrorészecskéket igen kis nyomáson 24 órán át 30°C-on szárítottuk. Körülbelül 15 μπι átlagos szemcseméretü terméket kaptunk.
A leuprorelin-poliészter sót tartalmazó mikrorészecskéket 37°C-on foszfáttal pH 7,4-re pufferolt sóoldatban inkubáltuk, és a felüluszót időről időre ultraibolya fényben leuprorelin jelenlétére vizsgáltuk. A leuprorelin körülbelül 5
hét alatt folyamatosan szabadult fel, és ekkorra a mikrorészecskék tökéletesen lebomlottak.
Hasonló mikrorészecskéket alakíthatunk ki leuprorelin-acetát helyett természetben előforduló gonadotrofin-felszabaditó hormonokat vagy a gonadotrof in-felszabaditó hormonok nagyhatású agonista vagy antagonista szintetikus analógjait (igy goszerelint, triptorelint, buszerelint vagy nafarelint) használva előnyösen acetát-sók vagy más gyenge savakkal képezett sók formájában. Gyógyszerkomponensként az intakt gonadotrofinok vagy bármely egyedi gonadotrofin-alegység szekréciójának szabályozására vagy modulálására alkalmas bármely más polipeptid hormont is használhatunk.
11. példa ml anhidrid-mentes jégecetben 2,28 g goszerelinacetátot (körülbelül 2,00 g szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) oldottunk. Két, egyaránt 95/5 mól % összetételű poli(D, L-tejsav)/poliglikolsav ko-polimert (12,6 g 15846 Dalton súly szerinti átlagos molekulatömegü, 1,38 polidiszperzitásu ko-polimert és 5,4 g 3896 Dalton súly szerinti átlagos molekulatömegü, 1,78 polidiszperzitásu ko-polimert) keverés közben 150 ml anhidrid-mentes jégecetben oldottunk. Az igy kapott átlátszó oldathoz, ami a bázikus gyógyszerhez viszonyítva fölöslegben tartalmazott ko-polimerhez kötött savas karboxil-végcsoportokat, hozzáadtuk a gyógyszer oldatát, majd az elegyet alaposan összekevertük. Az igy kapott elegyet folyékony nitrogénbe csepegtettük. A megfagyott apró gyöngyöket Edwards tipusu berendezésben igen kis nyomáson 2 napig fagyasztva szárítottuk, majd vákuum-száritószekrényben 24 órán át 50-55°C-on utószáritottuk.
-Ίδ-
ΙΟ mg igy kapott szárított terméket 1 ml diklór-metánhoz adtunk. Az anyag 2 óra alatt teljesen feloldódott, és tiszta oldat képződött. Ez a példa tehát azt igazolja, hogy a poliészterrel való sóképzés olyan jó oldékonyságot biztosit, hogy a gyógyszer nempoláris oldószerben is feloldható.
(ii) 60 ml anhidrid-mentes jégecetben 2,28 g goszerelin-acetátot (körülbelül 2,00 g szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) oldottunk. Két, egyaránt 100 %-os poli(D, L-tejsav) polimert (12,6 g 15178 Dalton súly szerinti átlagos molekulatömegü, 1,27 polidiszperzitásu polimert és 5,4 g 4204 Dalton súly szerinti átlagos molekulatömegü, 1,84 polidiszperzitásu polimert) keverés és tiszta oldat képződése közben 150 ml anhidrid-mentes jégecetben oldottunk. Az igy kapott oldathoz, ami a bázikus gyógyszerhez viszonyítva fölöslegben tartalmazott polimerhez kötött savas karboxilvégcsooportokat, hozzáadtuk a gyógyszer oldatát, az elegyet alaposan összekevertük, majd a kapott elegyet folyékony nitrogénbe csepegtettük. A megfagyott apró gyöngyöket Edwards tipusu berendezésben igen kis nyomáson 2 napig fagyasztva szárítottuk, majd vákuum-száritószekrényben 24 órán át 5O-55°C-on utószáritottuk.
100 mg igy kapott szárított terméket 1 ml diklórmetánhoz adtunk. A szilárd anyag 2 óra alatt tiszta oldat képződése közben teljesen feloldódott. Ez a példa tehát azt igazolja, hogy a poliészterrel való sóképzés a goszerelinnek olyan jó oldékonyságot biztosit, hogy a gyógyszer nempoláris oldószerben is feloldható.
(iii) 60 ml anhidrid-mentes jégecetben 2,28 g goszerelin-acetátot (körülbelül 2,00 g szabad goszerelin • ···· * · *i · · ·· ·· · ·· · · · ··· · · · • · · · · ·»· ··· ··· · ···
-ΊΊ-
bázissal egyenértékű mennyiség) oldottunk. 12,6 g 80/20 mól % összetételű poli(D,L-tejsav)/poliglikolsav ko-polimer (súly szerinti átlagos molekulatömege 106510 Dalton, polidiszperzitása 2,27) és 5,4 g 95/5 mól % összetételű poli(D, L-tejsav)/poliglikolsav ko-polimer (súly szerinti átlagos molekulatömege 3896 Dalton, polidiszperzitása 1,78) elegyét keverés közben 150 ml anhidrid-mentes jégecetben oldottuk. A kapott átlátszó oldathoz, ami a bázikus gyógyszerhez viszonyítva fölöslegben tartalmazott ko-polimerhez kötött savas terminális karboxilcsoportokat, hozzáadtuk a gyógyszer oldatát, és az elegyet alaposan összekevertük. A kapott elegyet folyékony nitrogénbe csepeg-tettük. A megfagyott apró gyöngyöket Edwards tipusu berendezésben igen kis nyomáson 2 napig fagyasztva szárítottuk, majd vákuum-száritószekrényben 24 órán át 50-55°C-on utószáritóttűk.
100 mg igy kapott szárított terméket 1 ml diklórmetánhoz adtunk. A szilárd anyag 2 órán belül tiszta oldat képződése közben teljesen feloldódott. Ez a példa azt igazolja, hogy a poliészterrel való sóképzés a goszerelinnek olyan jó oldékonyságot biztosit, hogy a gyógyszer nempoláris oldószerben is oldhatóvá válik.
(iv) 60 ml anhidrid-mentes jégecetben 2,17 g goszerelin-acetátot (körülbelül 1,90 g szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) oldottunk. Két, egyaránt 67/33 mól % összetételű poli(D,1-tejsav)/poliglikolsav ko-polimer elegyét (12,0 g 35833 Dalton súly szerinti átlagos molekulatömegü, 1,83 polidiszperzitásu ko-polimer és 5,15 g 4116 Dalton súly szerinti átlagos molekulatömegü, 1,86 polidiszperzitásu ko-polimer) keverés közben 150 ml anhidrid-mentes jégecetben oldottuk. A • »·4« · «-«·· *· ·· 9 ·· · · · • ··· ♦ · · • * « · · ··· ··· ··· ♦ ··«
kapott átlátszó oldathoz, ami a bázikus gyógyszerhez viszonyítva fölöslegben tartalmazott ko-polimehez kötött savas karboxil-végcsoportokat, hozzáadtuk a gyógyszer oldatát, és az elegyet alaposan, összekevertük. A kapott elegyet folyékony nitrogénbe csepegtettük. A megfagyott apró gyöngyöket Edwards tipusu berendezésben igen kis nyomáson 2 napig fagyasztva szárítottuk, majd vákuum-száritószekrényben 24 órán át 5O-55°C-on utószáritottuk.
100 mg igy kapott szárított terméket 1 ml diklórmetánhoz adtunk. Az anyag 10 percen belül tökéletesen feloldódott, és átlátszó oldat képződött. Ez a példa tehát azt igazolja, hogy a poliészterrel való sóképzés a goszerelinnek olyan jó oldékonyságot biztosit, hogy a gyógyszer nempoláris oldószerben oldhatóvá válik.
Összehasonlitó példa ml anhidrid-mentes jégecetben 2,28 g goszerelinacetátot (körülbelül 2,00 g szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) oldottunk. 18,0 g 50/50 móül % összetételű poli(D,L-tejsav)/poliglikolsav ko-polimert (súly szerinti átlagos molekulatömege 22307 Dalton, polidiszperzitása 2,07) keverés közben 150 ml anhidrid-mentes jégecetben oldottunk. A kapott átlátszó oldathoz, ami a bázikus gyógyszerhez viszonyítva lényegében sztöchiometrikus mennyiségben tartalmazott kopolimerhez kötött savas karboxil-végcsoportokat, hozzáadtuk a gyógyszer oldatát, és az elegyet alaposan összekevertük. A kapott elegyet folyékony nitrogénbe csepegtettük. A megfagyott apró gyöngyöket Edwards tipusu berendezésben, igen kis nyomáson 2 napig fagyasztva szárítottuk, majd a szárított anyagot vákuum-száritószekrényben 24 órán át 50-55°C-on utószáritottuk.
• · · « « · *9 ·· « · · • » · ··« ··«
100 mg igy kapott szárított terméket 1 ml diklórmetánhoz adtunk. A szilárd anyag 4 óra elteltével nem oldódott fel teljesen, 4 nap elteltével azonban átlátszó oldat képződése közben oldódott. Ez a példa azt igazolja, hogy poliészterrel való sóképzés révén hatásosabban növelhetjük a goszerelin oldékonyságát a nempoláris folyadékokban való oldódást lehetővé tevő mértékig, ha a sóképzéshez a savas karboxilcsopor-tokat a bázikus gyógyszerhez viszonyítva fölöslegben tartalmazó poliésztereket használunk.
Az (i)-(iv) pontok szerint előállított szárított termékeket diklór-metánban oldottuk, és a diklór-metános oldatokat Buchi 190 tipusu laboratóriumi méretű berendezéssel porlasztva szárítottuk. A műveleteket a következő körülmények között végeztük:
| Termék | Termék/oldószer arány, % | Bemeneti hőmérséklet, °C | Kimeneti hőmérséklet, °C |
| (i) | 10 | 48 | 32 |
| (ü) | 10 | 58 | 38 |
| (Üi) | 2 | 58 | 44 |
| (iv) | 10 | 55 | 35 |
A felsorolt oldatok porlasztva szárításával igen finomszemcsés anyagokat kaptunk; pásztázó elektronmikroszkópos mérés szerint a szemcsék átmérője körülbelül 1-10 μιη volt. A kapott finomszemcsés anyagok ecetsav-tartalmát körülbelül 0,03 % kimutatási határu gázkromatográfiás berendezéssel vizsgáltuk. Ezzel a méréssel egyik anyagban sem tudtunk ecetsavat kimutatni, ami azt igazolja, hogy az anyagok a gyógyszert nem
• <*··· 9 ···«*· ·· · ·· · 9· • ·♦-> · · « • * 9 9· ··· ·«» *·· · ·««
-80acetát-só, hanem poliészterrel képezett só formájában tartalmazzák (ellenkező esetben a jelenlévő ecetsav mennyisége körülbelül 0,5 % lenne).
50-50 mg, a fentiek szerinti porlasztva szárítással kapott finomszemcsés anyagot 0,5-0,5 ml diklór-metánban oldottunk. Mind a négy esetben átlátszó oldat képződött. Az oldatokhoz 1-1 csepp trifluor-ecetsavat adtunk, aminek hatására mind a négy esetben fehér csapadék vált ki az oldatból. A mintákból centrifugálással elkülönítettük a csapadékot, majd diklór-metánnal mostuk, és nagynyomású folyadékkromatografálással elemeztük. Az elemzés eredménye szerint a csapadék mind a négy esetben goszerelin volt. Ezek a kísérletek azt igazolják, hogy a nempoláris oldószerben oldott gyógyszerpoliészter sóból az erős sav ki tudja szorítani a gyógyszert, és ennek hatására az oldhatóság visszatér a peptidgyógyszerek savas sóinak nempoláris oldószerben várható szintjére (azaz a só nem oldódik).
12. példa
A 11. példa (i)-(iv) pontja szerint kapott anyagokból porlasztva szárítással képezett részecskéket injekciós célokra alkalmas vizes hordozóközegben (2 % Fluka gyártmányú, közepes viszkozitású karboxi-metil-cellulóz és 0,2 % Fluka gyártmányú Polysorbate-80 /TweenR/ vizes oldata) diszpergáltuk. 18 tömeg/térfogat %-os diszperziókat készítettünk.
Az igy kapott diszperziókat injekció formájában 10-10 nőstény Wistar patkánynak adtuk be. A beadást követő 7., 14. és 28. napon 5-5 patkány farokvénájából vérmintát vettünk, és a vérmintákat radioimmunológiás módszerrel (ismert gyógyszerspecifitás, a metabolitokkal való keresztreaktivitások igazolt
•·4« «· «· * ·· · * « • ··· ♦ · · • « · · ♦ ··· ··· ··· · «··
-81hiánya) goszerelin jelenlétére vizsgáltuk. A mérési eredmények szerint a készítményekkel kezelt patkányok vérében legalább 4 héten át mérhető mennyiségű goszerelin jelent meg.
13. példa
A 11. példa (ii) pontja szerint kapott termékből porlasztva szárítással készített finomszemcsés anyagot a következő, injekciós célokra alkalmas vizes hordozóközegekben diszpergáltuk:
a) 1,0 % Fluka gyártmányú, közepes viszkozitású nátrium- karboxi-metil-cellulózt és 0,75 % Polysorbate 80-at (Tween) tartalmazó közeg,
b) 0,75 % metil-cellulózt (15 mPa.s, Fluka gyártmány) és 0,75 % Polysorbate-80-at (Tween) tartalmazó közeg.
A felsorolt közegekben a finomszemcsés anyagok jól diszpergálódtak, és parenterális adagolásra alkalmas diszperziókat képeztek.
14. példa
400 mg, a 11. példa (ii) pontja szerint kapott termékből porlasztva szárítással készített, finomszemcsés anyagot 4 ml diklór-metánban oldottunk. Ezt az oldatot fecskendő segítségével 0,25 % poli(vinil-alkohol)-t (Aldrich gyártmány, 75 %-ban hidrolizált, 2000 Dalton molekulatömegü anyag) tartalmazó, 2500 fordulat/perc sebességgel kevert vízhez adtuk. 2 perc elteltével a keverés sebességét 800 fordulat/percre csökkentettük, és a keverést még 30 percig folytattuk. Ezután a keverést leállítottuk, és a képződött részecskéket kiülepedni hagytuk. A poli(vinil-alkohol)-os oldatot dekantáltuk, a szemcséket jéghideg vízzel kétszer mostuk, majd centrifugálással :···« 4· • ·
·· 4 • ··♦ • · ♦ ·· ♦·· 4·· · 999
-82elkülönitettük. Végül a szemcséket fagyasztva szárítottuk. Goszerelint tartalmazó, finomszemcsés anyagot kaptunk.
15. példa
A 11. példa (iv) pontja szerint előállított termékből porlasztva szárítással készített anyagot 82°C-on körülbelül 1 mm átmérőjű hengeres extrudátummá extrudáltuk. Az extrudátumot körülbelül 36 mg tömegű darabokra vágtuk szét, az igy kapott darabok goszerelin-tartalma körülbelül 3,6 mg volt. A kapott extrudátum teljesen tiszta és átlátszó volt, szemben a gyógyszer és a polimer egyszerű (sóképzés nélküli) keverékéből képezhető extrudátumok jellegzetes fehér színével (mint amilyen például a kereskedelemben kapható Zoladex depó-készítmény). Az extrudátum átlátszósága azt jelzi, hogy a goszerelin peptid kompatibilis a poliészter fázissal, és nem képez külön fázist, ami fénytöréshez és ennek következtében fehér szinhatáshoz vezetne. Ilyen kompatibilitás csak akkor léphet fel, ha a peptid a polimerrel azonos fázisban van, azaz ha a készítmény a peptidet poliészterrel képezett süja formájában tartalmazza.
Wistar-patkányba altatás közben egy-egy 3,6 mg hatóanyagtartalmu depó-készítményt ültettünk be. Ezt követően meghatározott időtartamok elteltével 3-3 állatot leöltünk, és az állatok testéből kiemeltük a depó-készitményeket. A kiemelt depó-készitményeket térfogatbeosztásos lombikban jégecetben oldottuk, és a polimert vízzel kicsaptuk. A polimert 0,5 μπι száltávolságu Millex szűrőn kiszűrtük, és a szürlet hatóanyagtartalmát nagynyomású folyadékkromatografálással vizsgáltuk. A hatóanyag depó-készitményből való felszabadulásának profilját az azonos kísérletbe bevont, de be nem ültetett depó-készitmények hatóanyagtartalmával egybevetve számítottuk ki. Ezekből a
gyógyszer-poliészter sót tartalmazó depó-készítményekből in vivő körülmények között legalább 4 héten keresztül elnyujtottan szabadult fel a goszerelin.
16. példa (i) 8,87 g 95/5 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot tartalmazó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 5750, polidiszperzitás: 1,5, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2516 g/mól, az 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása 0,10 dl/g) keverés közben 50 ml diklór-metánban oldottunk. Az oldathoz 1,3 g goszerelin-acetátot adtunk. Zavaros szuszpenzió képződött. Az elegyhez keverés közben 5 ml metanolt adtunk. 30 perc elteltével az elegy teljesen feltisztult. Ezután az oldatból forgó bepárló készüléken lepároltuk az oldüszert. Az igy kapott átlátszó szilárd anyagot 50 ml diklór-metánban oldottuk, és az oldószert forgó bepárló készüléken ismét lepároltuk. Ezt az ujraoldási/oldószer-eltávolitási műveletet még kétszer megismételtük, majd a kapott, rendkívül viszkózus folyadékot igen kis nyomásonszáritottuk. Fehér habot kaptunk. Ezt a habot feltörtük, és a törmeléket 24 órán át szobahőmérsékleten, csökkentett nyomáson 24 órán át szárítottuk. Finom, amorf szilárd anyagot kaptunk.
(ii) Megismételtük a fenti (i) pontban leirt eljárást azzal a különbséggel, hogy 8,87 g 75/25 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 10900, polidiszperzitás: 1,85, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 3210 g/mól, az 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása:
0,14 dl/g) használtunk. Finom, amorf szilárd anyagot kaptunk.
• * · · · · • · · • ·
-84Az igy kapott szilárd, anyagokból a következő készítményeket alakítottuk ki:
1. készítmény:
g, a fenti (i) pont szerint kapott goszerelin-laktid/glikolid polimer sót 2 ml 99 %-os benzil-benzoáthoz (Janssen gyártmány) adtuk, és az elegyet a szilárd anyag melegitettük. 110 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmaz.
2. készítmény:
Az 1. készítmény kialakításánál leírtak szerint jártunk el, de oldószerként 67 % benzil-benzoátból (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) és 33 % benzil-alkoholból (vízmentes, %-os tisztaságú anyag, Aldrich gyártmány) álló
1,7 ml elegyet használtunk. 100 μΐ igy kapott oldatkészitmény
3,6 mg goszerelint tartalmazott.
3. készítmény:
Az 1. készítmény kialakításánál leírtak szerint jártünk el, de oldószerként 1,7 ml benzil-alkoholt (vízmentes, 99 %-os tisztaságú anyag, Aldrich gyártmány) használtunk. 100 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott.
4. készítmény:
Az 1. készítmény kialakításánál leírtak szerint jártunk el, de 1 g, a fenti (ii) pont szerint előállított goszerelin - laktid/glikolid polimer sót és 3 ml benzil-benzoátot használtunk. 150 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott.
5. készítmény:
• « · • ·
-854. készítmény kialakításánál leírtak szerint jártünk el, de a 2. készítménynél említett oldószer-elegyet hasz náltuk. 100 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott.
6. készítmény:
A 4. készítmény kialakításánál leírtak szerint jártunk el, de a 3. készítménynél említett oldószert használtuk.
100 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott .
A készítmények biológiai értékelése:
A goszerelin felszabadulását a fenti 1-6. készítményből in vivő körülmények között vizsgáltuk a készítményekkel kezelt nőstény patkányok naponta vett hüvelykenetének elemzésével. A normális ivarzási ciklust (oestrus, dioestrus, metoestrus, pro-oestrus) a hüvelykenetben lévő különböző sejttípusok (leukociták, hámsejtek, elszarusodott sejtek) arányának meghatározása alapján követhetjük. Ha a készítményből a hatóanyag folyamatosan szabadul fel, a normális ivarzási ciklus félbeszakad, és az állatok dioestrus-szakaszban maradnak mindaddig, amíg a goszerelin felszabadulása folyik.
Az 1-6. készítményt 3,6 mg goszerelin/állat mennyiségben 6-6 db szabályos ivarzási ciklusú nőstény patkánynak adtuk be. A készítményeket 20-as méretű tűvel felszerelt fecskendővel juttattuk az állatok bőre alá. Kontrollként öt kezeletlen állatból álló csoportot használtunk. A patkányoktól naponta hüvelykenetet vetünk, és a hüvelykenet elemzésével meghatároztuk az állatok ivarzási ciklusának fennálló szakaszát. Az eredményeket az alábbi táblázatban közöljük.
| A készítmény sorszáma | A dioestrus-szakasz átlagos tartama (napok) + standard hiba |
| 1. | 100 + 2,7 |
| 2. | 120 +6,3 |
| 3. | 69 + 5,9 |
| 4. | 59 + 1,2 |
| 5. | 61 + 2,1 |
| 6. | ......53 + 3,7 |
A felsorolt adatokból megállapítható, hogy mind a hat vizsgált készítményből 6 hétnél hosszabb idő alatt szabadul fel a goszerelin, és ezen belül az 1. és 2. készítmény esetén a felszabadulás 3 hónaponál hosszabb időn át tart. A példából az is megállapítható, hogy a goszerelin-poliészter sókból vékony tűvel is könnyen beadható, parenterális adagolásra alkalmas oldatok készíthetők, amelyek egyszerűen használhatók emberek hormonfüggő tumorainak kezelésében.
17. példa
A következő készítményeket állítottuk elő:
1. készítmény:
Azonos a 16. példában leirt 1. készítménnyel.
2. készítmény:
A 16. példa (i) pontjában leírtak szerint jártunk el, azzal a különbséggel, hogy egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó polilaktid homopolimert (M„ = 5092, polidiszperzitás: 1,44, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2270 g/mól) és 0,46 g goszerelin-acetátot használ• · · • ·
-87tunk. Az amorf szilárd anyag ecetsav-tartalma gázkromatográfiás • · · · · • · ·· * · ·* • · ^ · · · * «· mérés szerint 0,14 % volt.
g fenti goszerelin-laktid polimer sót 2 ml benzilbenzoáthoz (99 %-os tisztaságú anyag,
Janssen gyártmány) adtunk, és az elegyet a szilárd anyag feloldódásáig keverés közben forró levegőt fúvó kézi szárítóval melegítettük. 110 μΐ igy kapott készítmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott.
3. készítmény:
1OO ml jégcetben 7,86 g 95/5 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 5750, polidiszperzitás: 1,50, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2516 g/mól) és 0,98 g goszerelin-acetátot oldottunk. Ezt az oldatot folyékony nitrogénbe csepegtetve megfagyasztottuk, és a fagyott cseppeket 2 napig fagyasztva szárítottuk. A kapott szilárd anyagot 24 órán át 40°C-on utószáritottuk. A fagyasztva szárított szilárd anyag ecetsav-tartalma gázkromatográfiás mérés szerint 0,17 % volt.
g igy kapott goszerelin-laktid/glikolid ko-polimer elegyet 2 ml benzil-benzoáthoz (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) adtunk, és az elegyet a szilárd anyag feloldódásáig keverés közben forró levegőt fúvó kézi szárítóval melegítettük. 110 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott.
A fentiekből látható, hogy a poliészterrel való sóképzés olymértékben javítja a goszerelin oldékonyságát, hogy az lipofil oldószerekben, igy benzil-benzoátban is oldhatóvá válik (a goszerelin-acetát ebben az oldószerben nem oldódik).
A készítmények biológiai értékelése:
A fenti 1-3. készítményt a 16. példában leírtak szerint, 3,6 mg goszerelin/állat mennyiségben 10-10 szabályos ciklusú nőstény patkányból álló állatcsoportoknak adtuk be. A készítmény beadása után az állatok folyamatos dioestrus-szakaszba jutottak, ami a goszerelin folyamatos felszabadulását jelzi. Az egyes állatcsoportokon észlelt dioestrusszakaszok átlagos tartamát az alábbi táblázatban közöljük. A táblázat adataiból megállapítható, hogy mindhárom készítményből 14 hétnél hosszabb idő alatt szabadul fel a goszerelin.
| A készítmény sorszáma | A dioestrus-szakasz átlagos tartama | |
| (napok) | + standard hiba | |
| 1. | 104 + 5,4 | |
| 2 . | 99 + 3,9 | |
| 3. | 101 + 2,8 | |
Ebből a példából az is megállapítható, hogy a goszerelin-poliészter sókból vékony tűvel könnyen beadható, parenterális adagolásra alkalmas oldatkészitmények alakíthatók ki, amelyek könnyen használhatók emberek hormonfüggő tumorainak kezelésében.
18. példa
A következő készítményeket állítottuk elő:
1. készítmény:
ml jégecetben 4,5 g 95/5 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 6806, polidiszperzitás: 1,55, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 3027 mól/g, az 1 tö-89-
meg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása: 0,108 dl/g) oldottunk. Ehhez az oldathoz 0,56 g goszerelinacetátot (0,5 g szabad goszerelin-bázissal egyenértékű mennyiség) adtunk, és az elegyet 10 percig kevertük. Színtelen, tiszta oldatot kaptunk. Az oldatot folyékony nitrogénbe csepegtettük, és a megfagyott cseppeket 2 napig fagyasztva szárítottuk. A kapott szilárd anyagot 24 órán át 40°C-on utószáritottuk. A fagyasztva szárított szilárd anyag ecetsav-tartalma gázkromatográfiás mérés szerint 0,3 % volt.
1,0 g, a fentiek szerint kapott goszerelin-laktid/glikolid ko-polimer elegyet melegítés és keverés közben 2,0 ml benzil-benzoátban (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) oldottunk. 110 μΐ igy kapott oldat 3,67 mg goszerelint tartalmazott, és a végtermék goszerelin-tartalma 10,0 tömeg % volt.
2. készítmény:
A fenti 1. készítmény előállításánál leírtakat követtük, azzal a különbséggel, hogy 4,0 g 95/5 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 6011, polidiszperzitás: 1,56, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2700 g/mól, az 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása: 0,099 dl/g) és 1,12 g goszerelin-acetátot (1,0 g szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) használtunk. A fagyasztva szárított szilárd anyag ecetsav-tartalma gázkromatográfiás mérés szerint 0,83 %, a végtermék goszerelin-tartalma pedig 19,46 tömeg % volt.
0,54 g igy kapott goszerelin-laktid/glikolid ko-polimer elegyet melegítés és keverés közben 2,46 ml benzil-benzoát-90-
ban (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) oldottunk.
110 pl igy kapott oldat 3,50 mg goszerelint tartalmazott.
3. készítmény:
A fenti 2. készítmény előállításánál leírtakat követtük, de 2,1 g laktid/glikolid ko-polimert és 1,0 g goszerelin--acetátot (0,9 g szabad goszerelin bázissal egyenértékű menynyiség) használtunk. A fagyasztva szárított termék ecetsav-tartalma gázkromatográfiás mérés szerint 1,14 %, a végtermék goszerelin-tartalma pedig 28,91 tömeg % volt.
0,36 g igy kapott goszerelin-laktid/glikolid ko-polimer elegyet melegítés és keverés közben 2,64 ml benzil-benzoátban (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) oldottunk. 110 pl igy kapott oldat 3,47 mg goszerelint tartalmazott.
4. készítmény:
A fenti 1. készítmény előállításánál leírtakat követtük, azzal az eltéréssel, hogy 8,66 g 95/5 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M = 5604, polidiszperzitás: 1,71, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 1960 g/mól, az 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása: 0,094 dl/g) és 1,08 g goszerelin-acetátot (0,96 g szabad goszerelin bázissal egyenértékű mennyiség) használtunk. A fagyasztva szárított szilárd anyag ecetsav-tartalma gázkromatográfiás mérés szerint 0,08 %, a végtermék goszerelin-tartalma pedig 9,90 tömeg % volt.
1,0 g igy kapott goszerelin-laktid/glikolid ko-polimer elegyet keverés és melegítés közben 2,0 ml benzil-benzoátban (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) oldottunk. 110 pl igy kapott oldato 3,67 mg goszerelint tartalmazott.
• ♦··· f «««« ·· • ♦ · ·· ··« » ··· · · · * ► » · ·
-91A készítmények biológiai értékelése:
A fenti 1-4. készítményt a 16. példában leírtak szerint, 3,6 mg goszerelin/állat mennyiségben 9 vagy 1O szabályos ciklusú nőstény patkányból álló állatcsoportoknak adtuk be. A készítmény beadása után az állatok folyamatos dioestrus-szakaszba jutottak, ami a goszerelin folyamatos felszabadulását jelzi. Az egyes állatcsoportokon észlelt dioestrus-szakaszok átlagos tartamát az alábbi táblázatban közöljük. A táblázatból megállapítható, hogy mind a négy készítmény legalább 3 hónap vagy annál hosszabb idő alatt adja le a goszerelint.
| A készítmény sorszáma | A dioestrus-szakasz átlagos tartama | |
| (napok) | + standard hiba | |
| 1. | 114 | + 1,8 |
| 2 . | 94 | + 4,6 |
| 3. | 97 | + 5,3 |
| 4. | 83 | + 4,3 |
Ebből a példából az is megállapítható, hogy a goszerelin-poliészter sókból vékony tűvel könnyen beadható, parenterális adagolásra alkalmas oldatkészitmények alakíthatók ki, amelyek könnyen használhatók emberek hormonfüggő tumorainak kezelésében .
19. példa
3,75 g, a 16. példa (ii) pontja szerinti goszerelin-poliészter sót 50 ml, előzetesen 0,45 pm száltávolságu szűrőn átszűrt diklór-metánban oldottunk. Ezt az oldatot 0,5 pm száltávolságu teflon membránszürőn (Whatman WTP) keresztül egy • «
• ♦ « *>· ··.
» ··· β · » előzetesen autoklávban sterilezett lombikba szűrtük. Az oldószert forgó bepárló készülékben lepároltuk. A bepárló készülékben maradt viszkózus folyadékhoz 0,5 ym száltávolságu szűrőn keresztül levegőt vezettünk. A viszkózus folyadékot csökkentett nyomáson felmelegitettük és szárítottuk. Fehér habot kaptunk. Az igy kapott habot lamináris áramlásu térben előzetesen autoklávban kezelt, felvágható tetejű fiolákba mértük be, és a fiolákba frissen desztillált oldószert adagoltunk. A goszerelin-poliészter sót tartalmazó, lényegében szemcsementes oldatkészitményeket kaptunk.
A fenti általános eljárással a következő készítményeket állítottuk elő:
1. készítmény:
g szilárd anyagot 3 ml desztillált benzil-benzoáthoz (fp.: 1O6°C/O,3 mbar) adtunk, és az elegyet a szilárd anyag feloldódásáig forró levegőt fúvó száritóval melegítettük. 145 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott.
2. készítmény:
g, a fentiek szerint előállított szilárd anyagot
1,7 ml desztillált benzil-alkoholhoz (fp.: 44°C/O,3 mbar) adtunk, és az elegyet a szilárd anyag feloldódásáig forró levegőt fúvó száritóval melegítettük. 100 μΐ igy kapott oldatkészitmény 3,6 mg goszerelint tartalmazott.
A készítmények biológiai értékelése:
A fenti készítményeket 20-as tü segítségével, 3,6 mg goszerelin/állat mennyiségben, szubkután utón két, egyenként
10-10 nőstény patkányból álló állatcsoportnak adtuk be. 1 hét elteltével 4-4 patkányt, 4 hét elteltével 3-3 patkányt, és 6 hét elteltével újabb 3-3 patkányt leöltünk, az állatokat «·
* ♦·· c · · • · · · « ··· *♦· ··« · ·-··
-93kivéreztettük, és a vérmintákat radioimmunológiai módszerrel goszerelin jelenlétére vizsgáltuk. Mindkét készítmény esetén mérhető goszerelin-vérszinteket kaptunk, ami azt jelzi, hogy az oldatkészitményekből a gyógyszer több héten át elnyújtva szabadult fel. Az 1. készítmény esetén a vérszint profilja körülbelül a negyedik héten csúcsosodott ki, mig a 2.
készítmény esetén a csúcsérték az első héten jelentkezett, majd az idő előrehaladtával a vérszint fokozatosan csökkent.
Terápiás célokra az 1. készítménnyel elérhető, állandóbb vérszintet jelentő vérszint-profilt tekintik előnyösebbnek, ezért ezekben a készítményekben oldószerként előnyösebb benzil-benzoátot használni.
Ebből a példából az is megállapithatü, hogy a goszerelin-poliészter sókból vékony tűvel könnyen beadható, parenterális adagolásra alkalmas oldatkészitmények alakíthatók ki, amelyek könnyen használhatók emberek hormonfüggő tumorainak kezelésében .
20. példa
100 ml dikiőr-metánban 9,0 g 95/5 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M = 6011, polidiszperzitás: 1,56, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2700 g/mól, az 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása: 0,099 dl/g) oldottunk. Ehhez az oldathoz keverés közben 1,124 g goszerelin-acetátot (1 g szabad goszerelin-bázissal egyenértékű mennyiség) , majd 10 ml metanolt adtunk. A kapott zavaros szuszpenziót tiszta oldat képződéséig (körülbelül 1 órán át) szobahőmérsékleten kevetük. Az oldószert forgó bepárló készüléken lepároltuk. Az igy kapott átlátszó, viszkózus folyadékot «««
diklór-metánban újra oldottuk, és az oldatot a fentiek szerint újra szárítottuk. Ezt a műveletet még kétszer megismételtük. Végül a kapott viszkózus folyadékot igen kis nyomáson szárítottuk. Fehér hab képződött, amit éjszakán át csökkentett nyomáson tovább szárítottunk. A habot finom porrá törtük, és a port csökkentett nyomáson 1 napig szobahőmérsékleten szárítottuk. Ehhez a porhoz 20 ml benzil-benzoátot (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) adtunk, és a kapott elegyet oldat képződéséig keverés közben enyhén melegítettük.
A készítmény biológiai értékelése:
A fentiek szerint kapott goszerelines oldatkészitményt 20-as tü segítségével, szubkután utón 45 nőstény patkánynak adtuk be. Minden állatnak 220 μΐ oldatkészitményt (7,3 mg goszerelinnel egyenértékű mennyiség) adtunk be. Az 1. és 4. napon, valamint az 1., 3., 5., 7., 9.,
11. és 13. hét elteltével 5-5 patkányt leöltünk, az állatokat kivéreztettük, és az állatok véréből mintát vettünk. Ezen túlmenően a 2., 4., 6., 8., 10. és 12. héten 5-5 patkány farokvénájából is vettünk vérmintát. A vérmintákat radioimmunológiai méréssel goszerelin jelenlétére elemeztük. A mérési eredmények szerint a fenti, goszerelin-poliészter sót tartalmazó folyékony készítmény a beadást követően körülbelül 11 hétig mérhető vérszintet szolgáltat, a készítményből tehát in vivő körülmények között nyujtottan szabadul fel a goszerelin.
Ebből a példából az is megállapítható, hogy a goszerelin-poliészter sóból vékony tűvel könnyen beadható, parenterális adagolásra alkalmas oldatkészitmények alakíthatók ki, amelyek egyszerűen használhatük emberek hormonfüggő tumorainak kezelésében.
21. példa ml diklór-metánhoz 2 mg P-szubsztancia néven ismert peptidet adtunk acetát-sója formájában (Sigma gyártmány), és az elegyet alaposan kevertük. A peptid láthatóan nem oldódott fel az oldószerben, az elegy zavaros szuszpenzió maradt.
ml diklór-metánhoz 225 mg 70/30 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 9755, polidiszperzitás: 1,52, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 1800) adtunk. 15 perces keverés után tiszta, színtelen oldatot kaptunk. Ehhez az oldathoz 25 mg P-szubsztancia 0,5 ml metanollal készített olda tát adtuk. A kapott zavaros szuszpenziót 1 órán át kevertük; ezalatt a szuszpenzióból teljesen tiszta oldat képződött. Az oldószert csökkentett bepárló készüléken lepéroltuk, a kapott átlátszó, üvegszerü szilárd maradékot 5 ml diklór-metánban újra oldottuk, és az oldatot ismét bepároltuk. Ezt a műveletet még kétszer megismételtük. Végül a szilárd anyagot 3 ml diklórmetánban oldottuk, az oldatot lassú ütemben PTFE-bevonatos vászonra csepegtettük, és az oldószert elpárologni hagytuk. Tisztái, színtelen, üvegszerü szilárd anyagból álló vékony film képződött, ami 9,1 tömeg % peptidet tartalmazott.
96,8 mg, a fentiek szerint kapott filmet kis fiolába helyeztünk, és a filmre 2 ml foszfáttal pufferolt sóoldatot (pH 7,4) öntöttünk. A foszfáttal pufferolt sóoldat konzerválószerként 0,02 % nátrium-azidot tartalmazott, az oldatot előzetesen 0,2 pm száltávolságu szűrőn szűrtük. A fiolát 37°C-ra felfütött inkubátorba helyeztük, és a pufferoldatot időről időre eltávolitottuk a fiolából és friss pufferoldattal helyettesítettük. A fiolából eltávolított pufferoldatot Hewlett
Packard 8452A tipusu ultraibolya spektrofotométerrel 210 nm hullámhosszon, standard P-szubsztancia oldatokkal szemben P-szubsztancia jelenlétére vizsgáltuk. Az észlelt eredmények azt igazolják, hogy a P-szubsztancia terminális karboxilcsoportot tartalmazó laktid/glikolid ko-polimerrel képezett sója formájában már oldható diklór-metánban, és ebben az oldószerben feldolgozva olyan vékony filmmé alakítható, amiből a peptid körülbelül 4 hét alatt folyamatosan szabadul fel.
22. példa
Poli(hidroxi-sztearinsav (szám szerinti átlagos molekulatömege körülbelül 2000) Miglyol 812-vel (közepes lánchosszu telitett zsírsavak - köztük linolénsav trigliceridjei, gyártja a Dynamit Nobel cég, Nagy-Britannia) készített, 10 tömeg %-os oldatának 20 ml-éhez erős nyírás közben 300 μΐ 330 mg/ml koncentrációjú vizes leuprolid-acetát (más néven: leuprorelinacetát) oldatot adtunk. A leuprolidpolimer só részben az olaj/viz határfelületen képződik, és a só stabilizálja a kialakult viz-az-olajban tipusu kolloid szuszpenziót. Az elegyet a habzás és a buborékképződés megszűnéséig igen kis nyomáson 50°C-on kevertük, és igy eltávolitottuk a vizet az elegyből. Igen enyhén homályos olajos kompozíciót kaptunk, ami orális adagolásra alkalmas.
23. példa ml diklór-metánhoz 2 mg Lys -vazopresszin-acetátot (a Sigma cég gyártmánya) adtunk, és az elegyet kevertük. A peptid láthatóan nem oldódott az oldószerben, hanem zavaros szuszpenziót alkotott.
ml diklór-metánhoz 225 mg 70/30 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/gli-97-
kolid ko-polimert (M„ = 9755, polidiszperzitás: 1,52, végcso port-titrálással meghatározott móltömeg: 1800 g/mól) adtunk, és az elegyet 15 percig kevertük. A képződött tiszta oldathoz 25 mg Lys -vazopresszint (a Sigma cég gyártmánya) es 0,5 ml metanolt adtunk. A kapott zavaros szuszpenziót 1 órán át kevertük;
ekkor az elegyből teljesen tiszta oldat képződött. Az oldószert forgó bepárló készüléken lepároltuk, az igy kapott tiszta, üvegszerü szilárd anyagot 5 ml diklór-metánban újra oldottuk, és az oldatot ismét bepároltuk. Ezt a műveletet még kétszer megismételtük. A végső szilárd anyagot 3 ml diklór-metánban oldottuk, és az oldatot lassú ütemben TFE-bevonatu vászonra csepegtettük. Az oldószert elpárologni hagytuk. Átlátszó, színtelen, üvegszerü szilárd anyagból álló vékony film képződött, amelynek Lys -vazopresszin-tartalma 10 tömeg % volt.
97,31 mg igy kapott filmet kis fiolába helyeztünk, és a filmre 2 ml foszfáttal pufferolt sóoldatot (pH 7,4) öntöttünk. A foszfáttal pufferolt sóoldat konzerválószerként
0,02 % nátrium-azidot tartalmazott; az oldatot előzetesen 0,2 μιη száltávolságu szűrőn szűrtük. A fiolát 37°C-ra felfütött inkubátorba helyeztük, és a pufferoldatot időről időre eltávolitottuk a fiolából és friss pufferoldattal helyettesítettük. A fiolából eltávolított pufferoldatot Hewlett-Packard 8452A típusú ultraibolya spektrofotométeren, 210 nm hullámhosszon, standard Lys8-vazopresszin oldatokkal szemben Lys8-vazopresszin jelenlétére vizsgáltuk. A vizsgálat eredményeit a következő táblázatban foglaljuk össze. A kísérlet eredményei azt igazolják, hogy a Lys -vazopresszin a terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimerrel képezett só formájában diklór-metánban oldhatóvá vált, és a ·« «
képződött elegyből legalább 4 héten keresztül folyamatosan szabadult fel a peptid.
Lys8-vazopresszin felszabadulása in vitro körülmények között
| Idő (nap) | A filmből felszabadult Lys -vazopresszin, % |
| 1. | 4,11 |
| 4. | 5,45 |
| 7 . | 5,55 |
| 14 . | 5,75 |
| 21. | 26, 82 |
| 28. | 47,27 |
24. példa
ZENECA ZD6003 (poli(etilén-glikol)-5000-rel módosított [ Met-1, Arg11, Ser17,27'60'65] -humán G-CSF (granulocita telepképződést serkentő faktor),előállítását a 473 268 sz. európai közzétételi irat 4. és 7. referenciapéldája ismerteti) és laktid/glikolid kopolimer felhasználásával két készítményt állítottunk elő a következők szerint:
(i) 39,72 mg fagyasztva szárított ZD6003-hoz 4 ml diklór-metánt adtunk. A hatóanyagból és az oldószerből átlátszatlan diszperzió képződött. Ehhez a diszperzióhoz 363,6 mg 75/25 mól % összetételű, egyetlen terminális végcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„= 9963, polidiszperzitás: 2,19, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2815 mól/g) adtunk. Tiszta oldat képződött.
Ezt az oldatot nyírás közben (Heidolph RZR50 tipusu keverővei 2150 fordulat/perc sebességgel keverve) 400 ml 0,25 tömeg/térfogat %-os vizes metil-cellulóz oldathoz (Methocel, 15 »«·«
mPa.s, Fluka gyártmány) adtuk. 3 perc elteltével a keverés sebességét 800 fordulat/percre csökkentettük. Ezután a képződött részecskéket 30 perc alatt gravitációsan ülepedni hagytuk, és eközben az oldatot jéggel hütöttük. Ezután a felüluszót elöntöttük, a részecskéket 50 ml jéghideg desztillált vízben újra szuszpendálva mostuk, majd 1000 fordulat/perc sebességgel centrifugáltuk. Ezt a műveletet még négyszer megismételtük, végül a részecskéket fagyasztva szárítottuk.
Igen jó minőségű, gömbalaku részecskéket kaptunk, amelyek átlagos mérete optikai mikroszkópos képelemzés szerint gm volt. A kapott részecskék gyógyszertartalmát extrakcióval és az extraktum nagynyomású folyadékkromatográfiás elemzésével határoztuk meg. Az elemzés szerint a gyógyszertartalom 9,45 % volt, ami azt jelenti, hogy a felhasznált gyógyszer 96 %-a épült be a mikroszemcsékbe.
(ii) 44,18 mg fagyasztva szárított ZD6003-hoz 4 ml diklór-metánt adtunk. A hatóanyagból és az oldószerből átlátszatlan diszperzió képződött. A diszperzióhoz 364,1 mg 75/25 mól % összetételű laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 16800 /méretkizárásos kromatografálással meghatározva/, polidiszperzitás: 2,2, gyártja a Boehringer Ingelheim cég) adtunk. Megkíséreltük a polimer móltömegét végcsoport-titrálással meghatározni, ez azonban a titrálható csoportok kis száma miatt nem volt lehetséges, következésképpen ez a polimer nem tartalmazott terminális karboxilcsoportokat. A polimert a gyógyszer diszperziójával összekeverve nem képződött átlátszó oldat, hanem a diszperzió zavaros maradt, ami - a vártnak megfelelően - azt jelzi, hogy ha a polimer nem tartalmaz savas végcsoportokat, nem képződhet peptid-poliészter só.
-100-
Az igy kapott elegyet nyírás közben (Heidolph RZR5O tipusu keverővel 2150 fordulat/perc sebességgel keverve) 400 ml 0,25 tömeg/térfogat %-os vizes metil-cellulóz oldathoz (Methocel, 15 mPa.s, Fluka gyártmány) adtuk. 3 perces keverés után a keverés sebességét 800 fordulat/percre csökkentettük. Ezután a képződött részecskéket 30 percig gravitációsan ülepedni hagytuk, eközben az elegyet jéggel hütöttük. Ezután a felüluszót elöntöttük, és a részecskéket 50 ml desztillált vízben újra szuszpendálva és 1000 fordulat/perc sebességgel centrifugálva mostuk. Ezt a műveletet még négyszer megismételtük, végül a részecskéket fagyasztva szárítottuk.
Az igy kapott részecskék a fenti (i) pont szerint előállítottakénál gyengébb minőségűek voltak. A részecskék egy része szabálytalan alakú volt; optikai mikroszkópos képelemzés sel meghatározott átlagos méretük 40 μτη volt. A részecskék gyógyszertartalmát extrakcióval és az extraktum nagynyomású folyadékkromatográfiás elemzésével határoztuk meg. Az elemzés szerint a részecskék 2,05 % gyógyszert tartalmaztak, ami azt jelenti, hogy a felhasznált hatóanyag mindössze 19 %-a épült be a mikrorészecskékbe.
A példa adatai azt igazolják, hogy noha a ZD6OO3 diklór-metánban nem oldható, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó polimer jelenlétében diklór-metánban oldhatóvá válik. Ezekből az oldatokból olyan mikrorészecskék képezhetők, amelyekbe igen nagy mértékben beépül a kiindulási gyógyszer. Ezzel szemben a ZD6OO3 terminális karboxilcsoportokat nem tartalmazó polimer jelenlétében diklór-metánban nem oldható, hanem csak zavaros diszperziót képez. Ha ezt a zavaros diszperziót - ami diszpergált ZD6OO3 mellett oldott polimert ··· ·«·
• · · • · « · ··· · ···
-101tartalmaz - mikrorészecskékké dolgozzuk fel, a gyógyszernek csak kis hányada építhető be a mikrorészecskékbe.
25. példa (i) 2,21 g benzil-benzoáthoz (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) 22,47 mg goszerelin-acetátot (19,99 mg goszerelinnel egyenértékű mennyiség) adtunk. Az elegyet 4O°C-ra felfütött inkubátorba helyeztük, és mágneses keverővei 9 napig folyamatosan kevertük. A 2. és 9. nap elteltével az elegyből mintákat vettünk, és a mintákat a fel nem oldott hatóanyag pelletezése céljából 13000 fordulat/perc sebességgel 15 percig centrifugáltuk. A felüluszó körülbelül 100 mg-os részleteit pontosan lemértük, és térfogatbeosztásos lombikba töltöttük. Minden lombikhoz 2-2 ml jégecetet adtunk, majd a lombikok tartalmát 0,5 térfogat %-os vizes trifluor-ecetsav oldattal jelig töltöttük fel. Az igy kapott oldatok részleteit centrifugacsőbe töltöttük, és a szuszpendált anyag elkülönítése céljából 15 percig 13000 fordulat/perc sebességgel centrifugáltuk. Ezután a felüluszót nagyonyomásu folyadékkromatografálással goszerelin jelenlétére elemeztük. Goszerelint egyik mintában sem tudtunk kimutatni. Az alkalmazott nagynyomású folyadékkromatográfiás elemző rendszerben a goszerelin kimutathatósági határa 0,2 gg/ml, mérhetőség! határa pedig 0,5 μg/ml volt. A fenti adatok szerint a goszerelin benzil-benzoátban való egyensúlyi oldhatósága 40°C-on 0,2 μg/ml·-nél kisebb.
(ii) 3,38 g benzil-benzoáthoz (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) 291,9 mg 95/5 mól % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 6742, polidiszperzitás: 1,61, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2565 g/mól, az 1 tö9 · · « ···· ··
-102-
Λ · · *
···
meg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása:
0,103 dl/g) adtunk. A képződött oldathoz 22,52 mg goszerelinacetátot (20,03 mg goszerelinnel egyenértékű mennyiség) adtunk. A kapott elegyet a fenti (i) pontban közöltek szerint inkubáltuk, és a mintákat szintén a fenti (i) pontban közöltek szerint elemeztük. A benzil-benzoátban a 2. napon goszerelint nem tudtunk kimutatni, azonban a 9. napon már körülbelül 0,2 gg goszerelint észleltünk 1 mg benzil-benzoátban. A goszerelin kimutathatósági határa a felhasznált nagynyomású folyadékkromatográfiás elemzésben azonos volt a fenti (i) pontban közöltekkel. Ez azt jelenti, hogy a goszerelin benzil-benzoátban való egyensúlyi oldhatósága 40°C-on 0,2-0,5 gg/mg, ha az elegy a goszerelint laktid/glikolid ko-polimerrel képezett egyszerű keverék formájában tartalmazza.
(iii) 100 ml diklór-metánban 9,0 g 95/5 mül % összetételű, egyetlen terminális savas karboxilcsoportot hordozó laktid/glikolid ko-polimert (M„ = 6011, polidiszperzitás: 1,56, végcsoport-titrálással meghatározott móltömeg: 2700 g/mól, az 1 tömeg/térfogat %-os kloroformos oldat látszólagos viszkozitása: 0,099 dl/g) oldottunk. Ehhez az oldathoz keverés közben 1,124 g goszerelin-acetátot (1 g goszerelinnel egyenértékű mennyiség), majd 10 ml metanolt adtunk. A képződött zavaros szuszpenziót tiszta oldat kialakulásáig (körülbelül 1 órán át) szobahőmérsékleten kevertük, majd az oldóüszert forgó bepárló készüléken lepároltuk. A kapott átlátszó, viszkózus folyadékot diklór-metánban újra oldottuk, és az oldatot újra bepároltuk. Ezt a műveletet még kétszer megismételtük, majd a kapott viszkózus folyadékot fehér hab képződéséig igen kis nyomáson szárítottuk. A kapott fehér habot éjszakán át csökkentett ♦ ··· *««·
·· ♦ ·· · · · • ··· · · · β · · * · ·»· ··· ··· · ···
-103nyomáson tovább szárítottuk. Ezután a habot finom porrá törtük, és a port 1 napig csökkentett nyomáson, szobahőmérsékleten szárítottuk. Az igy kapott porhoz 20 ml benzil-benzoátot (99 %-os tisztaságú anyag, Janssen gyártmány) adtunk, és a kapott elegyet keverés közben enyhén melegítettük. Oldat képződött.
Ezt az oldatot alaposan összekevertük, az oldat 1 ml-es mintáját centrifugacsőbe töltöttük, és 30 percig 14000 fordulat/perc sebességgel centrifugáltuk. A felüluszóból óvatosan mintát vettünk, és a mintát 50 ml-es térfogatbeosztásos lombikba mértük be. A minta goszerelin-tartalmát a fenti (i) pontban leírtak szerint határoztuk meg. A mérési eredmények szerint az oldat 1 mg benzil-benzoátra vonatkoztatva 24,6 gg goszerelint tartalmazott.
Ez a példa azt igazolja, hogy a benzil-benzoát a goszerelin-acetátot igen csekély mértékben oldja. Ha az elegyhez egyszerű keverék képzése közben laktid/glikolid ko-polimert adunk, a goszerelin-acetát benzil-benzoátban való egyensúlyi oldhatósága nem nő jelentős mértékben. Ezzel szemben a goszerelin-poliészter só benzil-benzoátban oldható, és a kapott oldat goszerelin-tartalma igen nagy mértékben meghaladja a szabad goszerelin becsült egyensúlyi oldhatóságát az adott oldószerben.
Claims (13)
- Szabadalmi igénypontok1. Kompozíció, azzal jellemezve, hogy- képződését tekintve - legalább egy bázikus csoportot tartalmazó pepiidből származó kationból és valamely terminális karboxilcsoportot hordozó poliészterből származó anionból képezett sót tartalmaz vagy ilyen sóból áll, és a kompozíció a/ a sónak a szabad poliésztert oldó, a szabad peptidet azonban nem oldó oldószerrel képezett oldata vagy diszperziója, ahol a diszperzióban lévő só szemcsemérete 5 μιη-nél kisebb, előnyösen 0,2 pm-nél kisebb, vagy b/ mikroszemcsés készítmény, vagy c/ injekciós célokra vagy bőr alatti implantációra alkalmas implantum..
- 2. Az 1. igénypont szerinti készítmény, azzal j ellemezve, hogy a peptid valamely gyógyhatású peptid, éspedig oxitocin, vazopresszin, adrenokortikotrop hormon (ACTH), epidermisz növekedési faktor (EGF), prolaktin, luteinizáló hormon, tüszőserkentő hormon, luliberin vagy luteinizáló hormont felszabadító hormon (LHRH), inzulin, szomatosztatin, glükagon, interferon, gasztrin, tetragasztrin, pentagasztrin, urogasztron, szekretin, kalcitonin, enkefalinok, endorfinok, kiotorfin, taftszin, timopoietin, timozin, timostimulin, csecsemőmirigy humorális faktor, szérum csecsemőmirigy faktor, tumor nekrózis faktor, telepserkentő faktorok, motilin, bombezin, dinorfin, neurotenzin, cerulein, bradikinin, urokináz, kallikrein, P-szubsztancia-analógok és antagonisták,-105t *·:• ···« ·· · · • ··* · · · • « · » · <·« ··· · ««· angiotenzin II, idegnövekedési faktor, vérkoagulációs faktorVII és IX, lizozim-klorid, renin, bradikinin, tirocidin, gramicidinek, növekedési hormonok, melanocita-serkentő hormon, tiroid hormont felszabadító hormon, tiroid-serkentő hormon, paratiroid hormon, pankreozimin, kolecisztokinin, humán placenta laktogén, humán korion gonadotrofin, fehérjeszintézist serkentő peptid, gasztrikus gátló peptid, vazoaktiv intensztinális peptid, vérlemezke-eredetü növekedési faktor, növekedési hormont felszabadító faktor, csont-morfogén fehérje, valamint azok valamely szintetikus analógja, módosulata és gyógyászatilag hatásos fragmense.
- 3. Az 1. igénypont szerinti készítmény, azzal jellemezve, hogy a peptid valamely gyógyászatilag inaktív peptid, éspedig D-, L vagy DL-formáju poliarginin, polilizin és poli(arginin-ko-lizin) , semleges aminosavak olyan (ko)polimerje, amelyben az arginin és/vagy a lizin D-, L- vagy racém formában van jelen, vagy olyan peptid vagy (ko)polipeptid, amelyben a peptidláncok egy része vagy teljes egésze az N-terminális részen bázikus csoportban végződik, és a peptid vázát semleges aminosav-maradékok alkotják.
- 4. Az 1.jellemezve, származó vegyület igénypont szerinti kompozíció, azzal hogy a poliészter valamely hidroxisavból vagy valamely diolok és/vagy poliolok dikarbonsavakkal és/vagy polikarbonsavakkal végzett polikonden zációjából származó vegyület.
- 5. Eljárás az 1. igénypont szerinti só oldatának vagy diszperziójának előállítására, azzal jellemezve, hogy (a) a legalább egy bázikus aminosavat tartalmazó peptidet szabad bázis vagy gyenge savval képezett só .χ ···:.·%-106- formájában, valamint a terminális karboxilcsoportot hordozó poliésztert egy közömbös, poláros, mindkét anyagot oldó oldszerben oldjuk, az oldószert vagy annak főtömegét eltávolítjuk, és a kapott koncentrátumot a peptid-poliészter sót nem oldó oldószer fölöslegéhez adjuk; vagy (b) a legalább egy bázikus aminosavat tartalmazó peptidet szabad bázis vagy gyenge savval képezett só formájában, valamint a terminális karboxilcsoportot hordozó poliésztert egy mindkét anyagot oldó és fagyasztva szárítással eltávolítható oldószerben oldjuk, a kapott oldatot nagy sebességgel megfagyasztjuk, a kapott keveréket a poliészter komponenst oldó oldószerben oldjuk, és a keveréket a peptidpoliészter só kialakulása közben feloldódni hagyjuk; vagy (c) a legalább egy bázikus aminosavat tartalmazó peptidet erős savval képezett sója formájában olyan poliészterrel reagáltatjuk, ahol a poliészter karboxilcsoportjainak egy része vagy teljes mennyisége alkálifémmel vagy alkáliföldfémmel képezett só formájában van jelen.
- 6. Az 1. igénypont szerinti, gyógyászatilag hatásos peptidet és poliésztert tartalmazó, a gyógyhatású peptidet nyujtottan leadó kompozíció, azzal jellemezve, hogy a kompozíció 0,2 pm és 500 pm közötti átmérőjű mikrorészecskék gyógyászati célokra alkalmas injekciós hordozóanyaggal képezett szuszpenziój a.
- 7. A 6. igénypont szerinti készítmény, azzal j ellemezve, hogy az injekciós hordozóanyag vizes hordozóanyag, vagy a felhasznált anyagokat nem oldó szerves hordozóanyag, vagy - nagymértékben lipofil poliészterekhez hidrofil szerves hordozóanyag.-107• ♦ ··* ·· · • ··· • · ··· ··· <····99 • ·9 • · ·9 9· ··· ··«·
- 8. Az 1. igénypont szerinti, gyógyászatilag hatásos peptidet és poliésztert tartalmazó, a gyógyhatású peptidet nyujtottan leadó kompozíció, azzal jellemezve, hogy a kompozíció gyógyászati célokra alkalmazható oldat, amely a következő komponenseket tartalmazza:(a) legalább 300 Dalton, előnyösen legalább 800 Dalton molekulatömegü, legalább egy bázikus aminosavat tartalmazó gyógyhatású peptid a poliészterrel képezett só formájában, ahol a só a bázikus peptid kationjából és a terminális karboxilcsoportot tartalmazó poliészter anionjából épül fel, (b) a szabad poliésztert oldó, a szabad peptidet azonban nem oldó, gyógyászati célokra alkalmas szerves oldó szer, (c) fölöslegben vett poliészter, és adott esetben (d) fölöslegben vett gyógyhatású peptid szolubilizált vagy kolloidálisan diszpergált formában.
- 9. A 8. igénypont szerinti kompozíció, azzal jellemezve, hogy a bázikus gyógyhatású peptid a luteinizáló hormont felszabadító hormon valamely szintetikus analógja, éspedig buszerelin { [ D-Ser (Bufc) 6, des-Gly-NH210] -LHRH(1-9)NHEt} , dezlorelin {[ D-Trp6, des-Gly-NH210] -LHRH (1-9) NHEt} , fertirelin {[ des-Gly-NH2 10] -LHRH (1-9) NHEt} , goszerelin {[ D--Ser (Bufc) 6, Azgly10] -LHRH} ,hisztrelin {[ D-His (Bzl) 6, des-Gly-NH210] -LHRH (1-9) NHEt} , leuprorelin }[ D-Leu6, des-Gly-NH210] -LHRH(19)NHEt} , lutrelin {[ D-Trp6, MeLeu7, des-Gly-NH2 10] -LHRH (1-9) NHEt} , nafarelin {[ D-Nal6] -LHRH} , triptorelin {[ D-Trp6] -LHRH} , vagy azok valamely gyógyászatilag hatásos sója.
- 10. A 8. igénypont szerinti kompozíció, azzal jellemezve, hogy oldószerként benzil-benzoátot, benzil-108- • · · · · ··· ··· ··· · ···-alkoholt, etil-acetátot, gliceril-triacetátot, citromsavésztereket, vagy kis (1000-nél kisebb) molekulatömegü poli(etilén-glikol)-okát, alkoxi-poli(etilén-glikol)-okát vagy poli(etilén-glikol)-acetátokat tartalmaz.
- 11. A 8. igénypont szerinti kompozíció, azzal jellemezve, hogy a gyógyhatású bázikus peptidpoliészter sót és a szabad poliésztert egymáshoz viszonyitval:O és 0,1:10 közötti arányban tartalmazza.
- 12. A 8. igénypont szerinti kompozíció, azzal jellemezve, hogy az oldószerre vonatkoztatva összesen2-40 tömg/térfogat % szilárd anyagot tartalmaz.
- 13. Eljárás a 8. igénypont szerinti gyógyászati kompozíciók előállítására, azzal jellemezve, hogy (a) a gyógyhatású peptid és a poliészter bensőséges keverékét a gyógyászatilag alkalmazható oldószerben oldjuk; vagy (b) a gyógyhatású peptid valamely 1-6 szénatomos alkanollal készített oldatát lassú ütemben a poliészternek egy injekciós célokra alkalmas oldószerrel készített oldatához adjuk, majd ha a peptid oldatában szereplő oldószer injekciós gyógyászati készítményekben nem alkalmazható, azt eltávolítjuk.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB@@@@A GB9211268D0 (en) | 1992-05-28 | 1992-05-28 | Salts of basic peptides with carboxyterminated polyesters |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| HU9403371D0 HU9403371D0 (en) | 1995-02-28 |
| HUT70177A true HUT70177A (en) | 1995-09-28 |
Family
ID=10716132
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| HU9403371A HUT70177A (en) | 1992-05-28 | 1993-05-25 | Salts of peptides with carboxy-terminated polyesters |
Country Status (33)
| Country | Link |
|---|---|
| US (3) | US5889110A (hu) |
| JP (1) | JPH08501064A (hu) |
| KR (1) | KR100293882B1 (hu) |
| AT (1) | AT407702B (hu) |
| AU (1) | AU682310B2 (hu) |
| BE (1) | BE1006143A3 (hu) |
| CA (1) | CA2136751C (hu) |
| CH (2) | CH690491A5 (hu) |
| CZ (1) | CZ292449B6 (hu) |
| DE (2) | DE4392401T1 (hu) |
| DK (1) | DK176134B1 (hu) |
| ES (1) | ES2107357B1 (hu) |
| FI (1) | FI112603B (hu) |
| FR (1) | FR2691631B1 (hu) |
| GB (3) | GB9211268D0 (hu) |
| GR (1) | GR1001550B (hu) |
| HK (1) | HK133097A (hu) |
| HU (1) | HUT70177A (hu) |
| IE (1) | IE74715B1 (hu) |
| IL (1) | IL105710A (hu) |
| IT (1) | IT1271139B (hu) |
| LU (1) | LU88559A1 (hu) |
| MC (1) | MC2330A1 (hu) |
| NL (1) | NL195056C (hu) |
| NO (1) | NO311006B1 (hu) |
| NZ (1) | NZ252268A (hu) |
| RU (1) | RU2152225C1 (hu) |
| SE (1) | SE501970C2 (hu) |
| SG (1) | SG44645A1 (hu) |
| SK (1) | SK280320B6 (hu) |
| TW (1) | TW223018B (hu) |
| WO (1) | WO1993024150A1 (hu) |
| ZA (1) | ZA933358B (hu) |
Families Citing this family (104)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB9211268D0 (en) * | 1992-05-28 | 1992-07-15 | Ici Plc | Salts of basic peptides with carboxyterminated polyesters |
| US6582728B1 (en) * | 1992-07-08 | 2003-06-24 | Inhale Therapeutic Systems, Inc. | Spray drying of macromolecules to produce inhaleable dry powders |
| US5665428A (en) * | 1995-10-25 | 1997-09-09 | Macromed, Inc. | Preparation of peptide containing biodegradable microspheres by melt process |
| US5968895A (en) * | 1996-12-11 | 1999-10-19 | Praecis Pharmaceuticals, Inc. | Pharmaceutical formulations for sustained drug delivery |
| AU739469B2 (en) * | 1996-12-20 | 2001-10-11 | Alza Corporation | Gel composition and methods |
| US20020182258A1 (en) * | 1997-01-22 | 2002-12-05 | Zycos Inc., A Delaware Corporation | Microparticles for delivery of nucleic acid |
| US6127341A (en) * | 1997-06-20 | 2000-10-03 | Novo Nordisk A/S | Compounds with growth hormone releasing properties |
| US6201072B1 (en) | 1997-10-03 | 2001-03-13 | Macromed, Inc. | Biodegradable low molecular weight triblock poly(lactide-co- glycolide) polyethylene glycol copolymers having reverse thermal gelation properties |
| US6117949A (en) * | 1998-10-01 | 2000-09-12 | Macromed, Inc. | Biodegradable low molecular weight triblock poly (lactide-co-glycolide) polyethylene glycol copolymers having reverse thermal gelation properties |
| US20030166525A1 (en) * | 1998-07-23 | 2003-09-04 | Hoffmann James Arthur | FSH Formulation |
| US20070009605A1 (en) * | 1998-07-23 | 2007-01-11 | Ignatious Francis X | Encapsulation of water soluble peptides |
| EP1240896A3 (en) * | 1998-07-23 | 2003-03-26 | Societe De Conseils De Recherches Et D'applications Scientifiques S.A.S. | Encapsulation of water soluble peptides |
| US7662409B2 (en) | 1998-09-25 | 2010-02-16 | Gel-Del Technologies, Inc. | Protein matrix materials, devices and methods of making and using thereof |
| CO5160256A1 (es) * | 1999-02-08 | 2002-05-30 | Zentaris Ag | Sales de peptidos farmaceuticamente activos para la liberacion sostenida y proceso de produccion |
| US7018645B1 (en) | 2000-04-27 | 2006-03-28 | Macromed, Inc. | Mixtures of various triblock polyester polyethylene glycol copolymers having improved gel properties |
| US6495164B1 (en) * | 2000-05-25 | 2002-12-17 | Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. I | Preparation of injectable suspensions having improved injectability |
| AU2001268159B2 (en) * | 2000-06-02 | 2005-09-15 | Eisai Inc. | Delivery systems for bioactive agents |
| ES2382636T3 (es) * | 2000-10-31 | 2012-06-12 | Surmodics Pharmaceuticals, Inc. | Método para producir composiciones para la administración mejorada de moléculas bioactivas |
| WO2003000156A1 (en) * | 2001-06-22 | 2003-01-03 | Southern Biosystems, Inc. | Zero-order prolonged release coaxial implants |
| US6873915B2 (en) * | 2001-08-24 | 2005-03-29 | Surromed, Inc. | Peak selection in multidimensional data |
| US20030095928A1 (en) * | 2001-09-19 | 2003-05-22 | Elan Pharma International Limited | Nanoparticulate insulin |
| BRPI0213425B8 (pt) * | 2001-10-19 | 2021-05-25 | Idexx Lab Inc | composições injetáveis para a liberação controlada de composto farmacologicamente ativo, usos do referido composto e método para suas preparações |
| MXPA04004663A (es) * | 2001-11-14 | 2004-09-10 | Alza Corp | Composiciones de deposito inyectables y uso de los mismos. |
| US20070196415A1 (en) * | 2002-11-14 | 2007-08-23 | Guohua Chen | Depot compositions with multiple drug release rate controls and uses thereof |
| MXPA04004665A (es) * | 2001-11-14 | 2004-09-10 | Alza Corp | Composiciones de deposito inyectable y uso de los mismos. |
| DE10206517A1 (de) * | 2002-02-16 | 2003-09-04 | Stoess & Co Gelatine | Depotarzneimittel, Trägermaterialien für Depotarzneimittel und Verfahren zu deren Herstellung |
| ES2292655T3 (es) * | 2002-03-15 | 2008-03-16 | Alrise Biosystems Gmbh | Microparticulas y procedimiento para su preparacion. |
| US9101540B2 (en) * | 2002-04-12 | 2015-08-11 | Alkermes Pharma Ireland Limited | Nanoparticulate megestrol formulations |
| US7649023B2 (en) | 2002-06-11 | 2010-01-19 | Novartis Ag | Biodegradable block copolymeric compositions for drug delivery |
| AR039729A1 (es) * | 2002-06-25 | 2005-03-09 | Alza Corp | Formulaciones de deposito de corta duracion |
| US20040001889A1 (en) | 2002-06-25 | 2004-01-01 | Guohua Chen | Short duration depot formulations |
| ES2605402T3 (es) * | 2002-06-25 | 2017-03-14 | Takeda Pharmaceutical Company Limited | Procedimiento para producir una composición de liberación sostenida |
| US8252303B2 (en) * | 2002-07-31 | 2012-08-28 | Durect Corporation | Injectable depot compositions and uses thereof |
| WO2004011054A2 (en) * | 2002-07-31 | 2004-02-05 | Alza Corporation | Injectable multimodal polymer depot compositions and uses thereof |
| KR101476067B1 (ko) | 2002-09-06 | 2014-12-23 | 인설트 테라페틱스, 인코퍼레이티드 | 공유결합된 치료제 전달을 위한 사이클로덱스트린-기초 중합체 |
| BR0315304A (pt) * | 2002-11-06 | 2005-08-16 | Alza Corp | Formulações com depósito para liberação controlada |
| EP1594517B1 (en) | 2003-01-28 | 2007-06-20 | Microbia, Inc. | Compositions for the treatment of gastrointestinal disorders |
| US7772188B2 (en) | 2003-01-28 | 2010-08-10 | Ironwood Pharmaceuticals, Inc. | Methods and compositions for the treatment of gastrointestinal disorders |
| WO2004087213A1 (en) * | 2003-04-02 | 2004-10-14 | Ares Trading S.A. | Liquid pharmaceutical formulations of fsh and lh together with a non-ionic surfactant |
| US20040224024A1 (en) * | 2003-04-23 | 2004-11-11 | Massachusetts Institute Of Technology | Controlled drug release formulations containing polyion complexes |
| US20050112087A1 (en) * | 2003-04-29 | 2005-05-26 | Musso Gary F. | Pharmaceutical formulations for sustained drug delivery |
| PT1638595E (pt) * | 2003-06-20 | 2013-04-26 | Ares Trading Sa | Fsh liofilizada / formulações de hl |
| US8153591B2 (en) | 2003-08-26 | 2012-04-10 | Gel-Del Technologies, Inc. | Protein biomaterials and biocoacervates and methods of making and using thereof |
| US20050049210A1 (en) * | 2003-08-27 | 2005-03-03 | Idexx Laboratories, Inc. | Methods for the controlled delivery of pharmacologically active compounds |
| PT1682537E (pt) | 2003-11-05 | 2012-06-20 | Sarcode Bioscience Inc | Moduladores de adesão celular |
| AU2004296851A1 (en) | 2003-12-08 | 2005-06-23 | Gel-Del Technologies, Inc. | Mucoadhesive drug delivery devices and methods of making and using thereof |
| TW200529890A (en) * | 2004-02-10 | 2005-09-16 | Takeda Pharmaceutical | Sustained-release preparations |
| WO2005074968A2 (en) * | 2004-02-10 | 2005-08-18 | Universiteit Maastricht | Medical use of basic peptides |
| US7846201B2 (en) * | 2004-02-20 | 2010-12-07 | The Children's Hospital Of Philadelphia | Magnetically-driven biodegradable gene delivery nanoparticles formulated with surface-attached polycationic complex |
| US9028829B2 (en) * | 2004-02-20 | 2015-05-12 | The Children's Hospital Of Philadelphia | Uniform field magnetization and targeting of therapeutic formulations |
| US8562505B2 (en) * | 2004-02-20 | 2013-10-22 | The Children's Hospital Of Philadelphia | Uniform field magnetization and targeting of therapeutic formulations |
| EP1674082A1 (de) * | 2004-12-22 | 2006-06-28 | Zentaris GmbH | Verfahren zur Herstellung von sterilen Suspensionen oder Lyophilisaten schwerlöslicher basischer Peptidkomplexe, diese enthaltende pharmazeutische Formulierungen sowie ihre Verwendung als Arzneimittel |
| DK1881823T3 (en) | 2005-05-17 | 2015-03-02 | Sarcode Bioscience Inc | COMPOSITION AND PROCEDURES FOR TREATMENT OF EYE DISORDERS |
| US8882747B2 (en) * | 2005-11-09 | 2014-11-11 | The Invention Science Fund I, Llc | Substance delivery system |
| US8945598B2 (en) * | 2005-12-29 | 2015-02-03 | Cordis Corporation | Low temperature drying methods for forming drug-containing polymeric compositions |
| EP1837014A1 (en) * | 2006-03-21 | 2007-09-26 | Hexal Ag | Subcutaneous implants containing a degradation-resistant polylactide polymer and a LH-RH analogue |
| ITMI20061538A1 (it) * | 2006-08-02 | 2008-02-03 | Mediolanum Pharmaceuticals Ltd | Impianti sottocutanei in grado di rilasciare il principio attivo per un periodo prolungato di tempo |
| EP1917971A1 (en) * | 2006-10-27 | 2008-05-07 | Société de Conseils de Recherches et d'Applications Scientifiques ( S.C.R.A.S.) | Substained release formulations comprising very low molecular weight polymers |
| KR100816065B1 (ko) | 2006-11-27 | 2008-03-24 | 동국제약 주식회사 | 초기 방출억제 특성이 우수한 서방출성 마이크로캡슐의제조방법 및 이에 의해 제조되는 마이크로캡슐 |
| JP2010516625A (ja) | 2007-01-24 | 2010-05-20 | インサート セラピューティクス， インコーポレイテッド | 制御された薬物送達のためのテザー基を有するポリマー−薬物コンジュゲート |
| US8969514B2 (en) | 2007-06-04 | 2015-03-03 | Synergy Pharmaceuticals, Inc. | Agonists of guanylate cyclase useful for the treatment of hypercholesterolemia, atherosclerosis, coronary heart disease, gallstone, obesity and other cardiovascular diseases |
| US7879802B2 (en) | 2007-06-04 | 2011-02-01 | Synergy Pharmaceuticals Inc. | Agonists of guanylate cyclase useful for the treatment of gastrointestinal disorders, inflammation, cancer and other disorders |
| ES2830024T3 (es) | 2007-10-19 | 2021-06-02 | Novartis Ag | Composiciones y métodos para el tratamiento del edema macular |
| US20090163603A1 (en) * | 2007-12-20 | 2009-06-25 | Eastman Chemical Company | Sulfo-polymer powder and sulfo-polymer powder blends |
| US20090163449A1 (en) * | 2007-12-20 | 2009-06-25 | Eastman Chemical Company | Sulfo-polymer powder and sulfo-polymer powder blends with carriers and/or additives |
| WO2009086483A2 (en) | 2007-12-26 | 2009-07-09 | Gel-Del Technologies, Inc. | Biocompatible protein particles, particle devices and methods thereof |
| JOP20090061B1 (ar) * | 2008-02-11 | 2021-08-17 | Ferring Int Center Sa | طريقة معالجة سرطان البروستاتا بمضادات الهرمونات التناسلية GnRH |
| US8080562B2 (en) | 2008-04-15 | 2011-12-20 | Sarcode Bioscience Inc. | Crystalline pharmaceutical and methods of preparation and use thereof |
| EP3239170B1 (en) | 2008-06-04 | 2019-03-20 | Synergy Pharmaceuticals Inc. | Agonists of guanylate cyclase useful for the treatment of gastrointestinal disorders, inflammation, cancer and other disorders |
| EP3241839B1 (en) | 2008-07-16 | 2019-09-04 | Bausch Health Ireland Limited | Agonists of guanylate cyclase useful for the treatment of gastrointestinal, inflammation, cancer and other disorders |
| WO2010057177A2 (en) | 2008-11-17 | 2010-05-20 | Gel-Del Technologies, Inc. | Protein biomaterial and biocoacervate vessel graft systems and methods of making and using thereof |
| US8822546B2 (en) * | 2008-12-01 | 2014-09-02 | Medtronic, Inc. | Flowable pharmaceutical depot |
| MX366955B (es) | 2009-09-15 | 2019-07-31 | Bluelink Pharmaceuticals Inc | Crlx101 para usarse en el tratamiento de cáncer. |
| WO2011050175A1 (en) | 2009-10-21 | 2011-04-28 | Sarcode Corporation | Crystalline pharmaceutical and methods of preparation and use thereof |
| MX2012006441A (es) * | 2009-12-22 | 2012-06-28 | Takeda Pharmaceutical | Formulacion de liberacion sostenida. |
| DE102010003615A1 (de) | 2010-04-01 | 2011-10-06 | Leibniz-Institut Für Polymerforschung Dresden E.V. | Verfahren zur Herstellung eines Drug-Delivery-Systems auf der Basis von Polyelektrolytkomplexen |
| AU2011255647A1 (en) | 2010-05-18 | 2012-11-15 | Cerulean Pharma Inc. | Compositions and methods for treatment of autoimmune and other diseases |
| WO2011161531A1 (en) | 2010-06-24 | 2011-12-29 | Torrent Pharmaceuticals Limited | Pharmaceutical composition containing goserelin for in-situ implant |
| ES2513569T3 (es) * | 2010-06-25 | 2014-10-27 | Takeda Pharmaceutical Company Limited | Formulación de liberación prolongada que comprende un derivado de metastina |
| US9616097B2 (en) | 2010-09-15 | 2017-04-11 | Synergy Pharmaceuticals, Inc. | Formulations of guanylate cyclase C agonists and methods of use |
| AU2012250776B2 (en) | 2011-05-04 | 2017-06-15 | Balance Therapeutics, Inc. | Pentylenetetrazole derivatives |
| KR101467275B1 (ko) * | 2011-12-19 | 2014-12-02 | 주식회사 삼양바이오팜 | 분산성이 향상된 생분해성 고분자 미립자의 조성물 및 그 제조방법 |
| CN110922393A (zh) | 2012-07-25 | 2020-03-27 | 诺华股份有限公司 | Lfa-1抑制剂及其多晶型物 |
| US20140094432A1 (en) | 2012-10-02 | 2014-04-03 | Cerulean Pharma Inc. | Methods and systems for polymer precipitation and generation of particles |
| US9545446B2 (en) | 2013-02-25 | 2017-01-17 | Synergy Pharmaceuticals, Inc. | Agonists of guanylate cyclase and their uses |
| RU2715714C2 (ru) * | 2013-03-04 | 2020-03-03 | Безен Хелткэа Люксембург Сарл | Сухие фармацевтические композиции, включающие наночастицы активного агента, связанные с частицами носителя |
| CA2905435A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Synergy Pharmaceuticals Inc. | Compositions useful for the treatment of gastrointestinal disorders |
| US9708367B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-07-18 | Synergy Pharmaceuticals, Inc. | Agonists of guanylate cyclase and their uses |
| EP3054969B1 (en) | 2013-10-10 | 2021-03-10 | Bausch Health Ireland Limited | Agonists of guanylate cyclase useful for the treatment of opioid induced dysfunctions |
| JP6564369B2 (ja) | 2013-12-09 | 2019-08-21 | デュレクト コーポレイション | 薬学的活性剤複合体、ポリマー複合体、ならびにこれらを伴う組成物及び方法 |
| KR20180023884A (ko) | 2015-01-07 | 2018-03-07 | 트라이제미나 인코퍼레이티드 | 마그네슘-함유 옥시토신 제제 및 사용 방법 |
| US9750785B2 (en) | 2015-01-30 | 2017-09-05 | Par Pharmaceutical, Inc. | Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension |
| US9937223B2 (en) | 2015-01-30 | 2018-04-10 | Par Pharmaceutical, Inc. | Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension |
| US9744239B2 (en) | 2015-01-30 | 2017-08-29 | Par Pharmaceutical, Inc. | Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension |
| US9687526B2 (en) | 2015-01-30 | 2017-06-27 | Par Pharmaceutical, Inc. | Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension |
| US9744209B2 (en) | 2015-01-30 | 2017-08-29 | Par Pharmaceutical, Inc. | Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension |
| US9925233B2 (en) | 2015-01-30 | 2018-03-27 | Par Pharmaceutical, Inc. | Vasopressin formulations for use in treatment of hypotension |
| JP2019506383A (ja) | 2016-01-11 | 2019-03-07 | シナジー ファーマシューティカルズ インコーポレイテッド | 潰瘍性大腸炎を治療するための製剤および方法 |
| CN105963258B (zh) * | 2016-04-26 | 2021-01-22 | 广州帝奇医药技术有限公司 | 一种缓释微粒的制备方法 |
| US20210154147A1 (en) * | 2018-10-19 | 2021-05-27 | Ac Pharmaceuticals Co., Ltd. | Preparation method of sustained-release microparticles |
| CN110954491B (zh) * | 2019-12-09 | 2022-11-15 | 北京博恩特药业有限公司 | 用于测量醋酸戈舍瑞林缓释植入剂体外溶出度的方法 |
| WO2021146215A1 (en) | 2020-01-13 | 2021-07-22 | Durect Corporation | Sustained release drug delivery systems with reduced impurities and related methods |
| US20230285576A1 (en) | 2020-08-05 | 2023-09-14 | Ellipses Pharma Ltd | Treatment of cancer using a cyclodextrin-containing polymer-topoisomerase inhibitor conjugate and a parp inhibitor |
| WO2023012357A1 (en) | 2021-08-05 | 2023-02-09 | Medincell | Pharmaceutical composition |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4675189A (en) * | 1980-11-18 | 1987-06-23 | Syntex (U.S.A.) Inc. | Microencapsulation of water soluble active polypeptides |
| PH19942A (en) * | 1980-11-18 | 1986-08-14 | Sintex Inc | Microencapsulation of water soluble polypeptides |
| IE52535B1 (en) * | 1981-02-16 | 1987-12-09 | Ici Plc | Continuous release pharmaceutical compositions |
| US5005602A (en) * | 1985-12-24 | 1991-04-09 | Dover Corporation | Poppet valve assembly |
| FR2600894B1 (fr) * | 1986-07-02 | 1989-01-13 | Centre Nat Rech Scient | Conjugues macromoleculaires d'hemoglobine, leur procede de preparation et leurs applications |
| JP2827287B2 (ja) * | 1988-07-05 | 1998-11-25 | 武田薬品工業株式会社 | 水溶性薬物含有徐放型マイクロカプセル |
| US4938763B1 (en) * | 1988-10-03 | 1995-07-04 | Atrix Lab Inc | Biodegradable in-situ forming implants and method of producing the same |
| US4997643A (en) * | 1989-07-12 | 1991-03-05 | Union Carbide Chemicals And Plastics Company Inc. | Polymeric salt delivery systems |
| US5077049A (en) * | 1989-07-24 | 1991-12-31 | Vipont Pharmaceutical, Inc. | Biodegradable system for regenerating the periodontium |
| CH679207A5 (hu) * | 1989-07-28 | 1992-01-15 | Debiopharm Sa | |
| CA2065156A1 (en) * | 1990-07-03 | 1992-01-04 | Richard L. Dunn | Intragingival delivery systems for treatment of periodontal disease |
| CA2046830C (en) * | 1990-07-19 | 1999-12-14 | Patrick P. Deluca | Drug delivery system involving inter-action between protein or polypeptide and hydrophobic biodegradable polymer |
| GB9211268D0 (en) * | 1992-05-28 | 1992-07-15 | Ici Plc | Salts of basic peptides with carboxyterminated polyesters |
| US5672659A (en) * | 1993-01-06 | 1997-09-30 | Kinerton Limited | Ionic molecular conjugates of biodegradable polyesters and bioactive polypeptides |
-
1992
- 1992-05-28 GB GB@@@@A patent/GB9211268D0/en active Pending
-
1993
- 1993-05-11 GB GB939309645A patent/GB9309645D0/en active Pending
- 1993-05-11 IE IE930358A patent/IE74715B1/en not_active IP Right Cessation
- 1993-05-13 ZA ZA933358A patent/ZA933358B/xx unknown
- 1993-05-16 IL IL10571093A patent/IL105710A/en not_active IP Right Cessation
- 1993-05-21 TW TW082104017A patent/TW223018B/zh not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 NZ NZ252268A patent/NZ252268A/en not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 CZ CZ19942937A patent/CZ292449B6/cs not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 SK SK1434-94A patent/SK280320B6/sk not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 KR KR1019940704279A patent/KR100293882B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 DE DE4392401T patent/DE4392401T1/de active Pending
- 1993-05-25 NL NL9320034A patent/NL195056C/nl not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 CH CH00680/98A patent/CH690491A5/de not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 JP JP6500317A patent/JPH08501064A/ja active Pending
- 1993-05-25 RU RU94046097/14A patent/RU2152225C1/ru not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 CH CH00311/94A patent/CH688911A5/de not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 DE DE4392401A patent/DE4392401B4/de not_active Expired - Fee Related
- 1993-05-25 SG SG1996004921A patent/SG44645A1/en unknown
- 1993-05-25 AT AT0901993A patent/AT407702B/de not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 WO PCT/GB1993/001079 patent/WO1993024150A1/en not_active IP Right Cessation
- 1993-05-25 GB GB9423366A patent/GB2282066B/en not_active Expired - Fee Related
- 1993-05-25 AU AU40847/93A patent/AU682310B2/en not_active Ceased
- 1993-05-25 ES ES09450004A patent/ES2107357B1/es not_active Expired - Fee Related
- 1993-05-25 HU HU9403371A patent/HUT70177A/hu unknown
- 1993-05-25 CA CA002136751A patent/CA2136751C/en not_active Expired - Fee Related
- 1993-05-26 GR GR930100213A patent/GR1001550B/el not_active IP Right Cessation
- 1993-05-27 MC MC2243A patent/MC2330A1/xx unknown
- 1993-05-27 IT ITMI931099A patent/IT1271139B/it active IP Right Grant
- 1993-05-28 BE BE9300551A patent/BE1006143A3/fr not_active IP Right Cessation
- 1993-05-28 FR FR9306432A patent/FR2691631B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
1994
- 1994-11-23 LU LU88559A patent/LU88559A1/fr unknown
- 1994-11-25 NO NO19944535A patent/NO311006B1/no unknown
- 1994-11-25 FI FI945553A patent/FI112603B/fi active
- 1994-11-28 SE SE9404115A patent/SE501970C2/sv unknown
- 1994-11-28 DK DK199401353A patent/DK176134B1/da not_active IP Right Cessation
-
1995
- 1995-06-07 US US08/473,303 patent/US5889110A/en not_active Expired - Fee Related
-
1997
- 1997-06-26 HK HK133097A patent/HK133097A/xx not_active IP Right Cessation
-
1999
- 1999-01-22 US US09/235,270 patent/US6034175A/en not_active Expired - Fee Related
-
2001
- 2001-11-16 US US09/988,068 patent/US20020198315A1/en not_active Abandoned
Also Published As
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| HUT70177A (en) | Salts of peptides with carboxy-terminated polyesters | |
| JP5242415B2 (ja) | 高い安定性を持つ薬理組成物 | |
| KR100422391B1 (ko) | 용융공정에의해펩티드를포함하는생분해가능한미소구의제조 | |
| CN1269870C (zh) | 乳酸聚合物及其制备方法 | |
| JP2008518881A (ja) | 高分子組成物中の高分子の分子量低下、不純物形成およびゲル化の防止 | |
| US20040057996A1 (en) | Sustained-release preparation | |
| ES2354197T3 (es) | Composición farmacéutica que comprende anastrozol. | |
| JP2005507385A (ja) | ポリラクチドポリマーおよびｌｈ−ｒｈアナログを含む生分解性インプラント | |
| JP7223021B2 (ja) | 選択された放出持続時間を有する医薬組成物 | |
| MXPA93003118A (en) | Salts of peptides with carboxy-terminated polyesters | |
| BRPI0706558B1 (pt) | Composição polimérica injetável, métodos para preparar uma composição polimérica injetável e métodos para preparar um sal de um análogo de hormônio de liberação de hormônio luteínico (lhrh) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FD9A | Lapse of provisional protection due to non-payment of fees |