WO1999056733A1 - Pharmazeutische ciclosporin-formulierung mit verbesserten biopharmazeutischen eigenschaften, erhöhter physikalischer qualität und stabilität sowie verfahren zur herstellung - Google Patents

Pharmazeutische ciclosporin-formulierung mit verbesserten biopharmazeutischen eigenschaften, erhöhter physikalischer qualität und stabilität sowie verfahren zur herstellung Download PDF

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WO1999056733A1
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carrier according
ciclosporin
particles
medicament carrier
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Lawrence John Penkler
Rainer Helmut MÜLLER
Stephan Anton Runge
Vittorino Ravelli
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Pharmatec International S.R.L.
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Definitions

  • the invention describes particulate systems loaded with ciclosporin (sometimes also written cyclosporin) or ciclosporin derivatives of natural and / or synthetic origin with improved biopharmaceutical properties for ciclosporins in vivo, improved quality (fineness and uniformity, the particles, drug inclusion) and improved physical stability of the particulate formulation (No aggregation and gel formation).
  • ciclosporin sometimes also written cyclosporin
  • ciclosporin derivatives of natural and / or synthetic origin with improved biopharmaceutical properties for ciclosporins in vivo, improved quality (fineness and uniformity, the particles, drug inclusion) and improved physical stability of the particulate formulation (No aggregation and gel formation).
  • Ciclosporins are cyclic oligopeptides. It is a group of natural oligopeptides from ciclosporin A to ciclosporin Z. Synthetic derivatives have also been described (SDZ IMM 125, hydroxyethyl derivative of D-serine-8-ciclosporin).
  • Ciclosporin A is a lipophilic molecule consisting of 11 amino acids. It is obtained through mushroom fermentation. The molecular weight is 1203.
  • Ciclosporin A is preferably used as an immunosuppressant after organ transplants. Other areas of application are autoimmune diseases, psoriasis and diabetes. All cyclosporins - natural and synthetic - can be used in this invention.
  • the ciclosporins are very lipophilic substances and only sparingly soluble in water (eg ciclosporin A: ⁇ 0.004% m / V in water at 25 ° C).
  • the high lipophilicity and poor water solubility are the main problems for the preparation of a suitable pharmaceutical preparation. Because of their better solubility in fatty oils and alcohol, Sandimmun "was developed with these ingredients as a solubilizer for oral use in the form of an emulsion concentrate.
  • the emulsion concentrate consists of 100 mg ciclosporin, dissolved in 1 ml of a mixture of oil, ethanol and an emulsifier, macrogol glycerol
  • the concentrate must be diluted before use, for example by stirring with a spoon into cold milk, cocoa or fruit juice.
  • This non-standard, inefficient mixing procedure leads to the formation of a coarse, inhomogeneous O / W emulsion with relative In vivo, the bioavailability after oral administration varies in extreme cases between 10% and 60% [T. Beveridge, A., Gratmple, F., Michot, et al., Curr. Ther. Res., 30 (5), 1981].
  • Sandimmun is also available as a capsule.
  • the capsules contain 25 mg / 100 mg Ciclosporin A dissolved in a mixture of oil, ethanol and emulsifier.
  • the oily preparation is dispersed in the stomach by peristaltic movements. This is also an inefficient process of oil dispersion.
  • the ciclosporin A-laden oil phase has already been treated in further investigations with the help of high pressure ho ogenization. This resulted in a finer 0 / W emulsion [Dietl, H., Pharmaceutical preparation containing cyclosporin (s) for oral administration and process for producing same, United States Patent 5,637,317, 1997].
  • this patent contains no data on the physical stability of the homogenized emulsion during storage and no in vivo data which prove that the Homogenization process can lead to an increase in bioavailability.
  • ciclosporin - dispersed in the oil phase of a 0 / W emulsion precipitates after a few days and forms large crystals by crystallizing drug in the emulsion or floated out of the oil phase ciclosporin and forms an edge or film on the surface.
  • This problem is also known for the Sandimmun '' drinking emulsion, for example.
  • the incorporation of a drug into the oil phase of a 0 / W emulsion can reduce the physical stability of the emulsion due to the tendency to coalesce [SS Davis, Pharmaceutical aspects of iv fat emulsions, J. Hosp. Pharm., 32, 149 -170, 1974].
  • Blood level peaks significantly> 1500 or> 1200 or> 1000 ng / ml, which cause toxic side effects in various degrees.
  • the object of the invention should be to eliminate the above-mentioned problems in the manufacture and with regard to the effect of cyclosporin formulations.
  • the invention can be used for the production of formulations which enable the transport of cyclosporin into the Dennis for effective topical treatment.
  • a drug carrier comprising solid lipid particles loaded with ciclosporin or the use thereof.
  • lipids Due to the lipophilic nature of the drug ciclosporin, lipids are preferred as ideal candidates for incorporation into lipid particles as a matrix material. In addition, unlike polymer particles, lipid particles can be produced on an industrial scale by high-pressure homogenization. [R.H. Müller and S.J. Lucks, Europ. Patent EP 0 605 497 B1, 1996].
  • the pharmaceutical carrier is preferably produced with the exclusion of halogenated organic solvents, and particularly preferably with the exclusion of organic solvents at all.
  • the drug is first dissolved or finely dispersed in the melted lipid. Then the drug-laden fat is dispersed in a hot emulsifier solution at temperatures above the melting point of the lipid and processed into a pre-emulsion by stirring. This coarse pre-emulsion is then finely dispersed by high pressure homogenization at pressures between 100 bar and 1,500 bar in one or more homogenization cycles. The high pressure homogenization also takes place at temperatures above the melting point of the lipid matrix. The nanoemul- sion is cooled. The fat recrystallizes and forms solid lipid nanoparticles (SLN).
  • SSN solid lipid nanoparticles
  • the fat When using cold hygiene technology, the fat remains in the solid state, i.e. the homogenization takes place at temperatures below the lipid melting point.
  • the drug-containing fat was grinded using a grinder, e.g. a mortar grinder, crushed into microparticles.
  • the lipid particles obtained are then dispersed in a cold emulsifier solution and homogenized by means of high-pressure homogenization. The shear forces and cavitation are high enough to crush the solid lipid and ultra-fine solid lipid particles, i.e. solid lipid nanoparticles.
  • the medicament carrier according to the invention in particular comprises surfactant-containing or surfactant-free particles of a lipid or a mixture of lipids which are in a particle size range from 10 nm to 100 ⁇ m and are solid at room temperature, the particles of the skin population having an average particle diameter of 40 nm to 100 ⁇ m and can be prepared by dispersing either an inner phase (lipid phase) in a dispersion medium (water, aqueous solution or a water-miscible liquid) in a melted or softened form, or an inner phase (lipid phase) in a dispersion medium in a solid form is dispersed, the solid phase being finely comminuted before the dispersing process.
  • a dispersion medium water, aqueous solution or a water-miscible liquid
  • the solid state at room temperature preferably has a particle diameter of 10 nm to
  • the particles of the main population have an average PCS particle diameter in the range from 40 nm to 1000 nm.
  • the particles of the main population preferably have an average particle diameter in the range between 100 nm and 500 nm, it being possible for the PCS particle diameters to be in the range between 40 nm and 100 nm with suitable selected process parameters and additives.
  • the main population consists of the majority of the particles in the population.
  • High-speed agitation, ultrasound sonication or a grinding process are also suitable as further comminution processes for the production of the medicament carrier according to the invention, in particular using liquid jet (jet stream) or air jet mills, the solid particles of the main population having an average particle diameter of 0.5 ⁇ m to 100 ⁇ m (detected by laser diffractometry).
  • the lipid matrix In order to keep the volume of the final formulation to be administered orally sufficiently small, it is preferred to load the lipid matrix with 20% of the drug cyclosporin A. In previous studies it was reported that a high drug load on the lipid matrix, for example a 20% tetracaine load, resulted in very coarse dispersions. Particle aggregation was favored and gelling occurred within the first hours after production [A. zur Mühlen, C. Schwarz, W. Mehnert, Solid lipid nanoparticles (SLN) for controlled drug delivery - drug release and release mechanism, Eur. J. Pharm. Biopharm., In press, 1998].
  • the pharmaceutical carrier according to the invention therefore has a content of the inner phase (lipid phase) based on the total formulation in the range from 0.1% to 40% (m / m) and in particular in the range from 1% to 20% (m / m).
  • the lipid particles aggregate, as can be clearly seen from the increase in the average particle diameter.
  • the viscosity of the dispersion rises sharply and indicates progressive contact between the units.
  • the lipid nanoparticles initially form a slightly creamy consistency. Later they form solid gels.
  • the gel is composed of a network of lipid particles. It has been observed that the formation of gels from - Kl ⁇
  • Lipid particle dispersions that were physically stable (no aggregation, no formation of gels) showed hardly any decrease or even a slight increase in the fraction of the ⁇ -modification during storage. In this case, no lipid portion was transformed into the ß or ß 'modification [C. Freitas, R.H. Müller, Long-term stability of solid lipid nanoparticles (SLN). II. Influence of crystallinity of the lipid and shear forces, submitted to Eur. J. Pharm. Biopharm. 1997]. It is known that the presence of drugs in the lipid matrix favors the crystallization in the more stable ß or ß 'modification [B. Siek ann, studies on the production and recrystallization behavior of melt emulsified i.v. Applicable glyceride nanoparticles, doctoral thesis, Technical University Carolo-Wilhelmina zu Braunschweig, 1994].
  • lipid as a drug carrier matrix
  • GRAS GRAS substances
  • Food Additives - GRAS substances Food Drug Cosmetic Law Reports, Chicago, 1994.
  • Typical lipid matrix materials are glycerides of the fatty acids that are present in food or in the body.
  • Emulsifiers are, for example, lecithins, sodium cholate, polysorbates such as Polysorbate 80 and block copolymers, e.g. Poloxamer 188 (a polyethylene-polypropylene oxide A-B-A block copolymer with an average relative molecular weight of 8350 g / mol, the average relative molecular weight of the polyoxypropylene component being 1750 g / mol and the polyoxyethylene component being 80%).
  • Poloxamer 188 a polyethylene-polypropylene oxide A-B-A block copolymer with an average relative molecular weight of 8350 g / mol, the average relative molecular weight of the polyoxypropylene component being 1750 g / mol and the polyoxyethylene component being 80%.
  • the emulsifiers mentioned are even approved for intravenous use.
  • Fig. 1 Ciclosporin A blood level after oral administration of Sandimmun '' (left) and Sandimmun Neoral (right) to kidney transplant patients.
  • Fig. 3 Particle size distribution of drug-free SLN (left) and ciclosporin A-loaded SLN (right) obtained after 1, 3 and 5 homogenization cycles
  • Fig. 4a Particle size distribution of SLN dispersions with increasing ciclosporin A content, produced using the hot homogenization technique at 85 ° C (5%, 10%, 15% and 20% ciclosporin loading based on the lipid matrix, formulations from Table 2,
  • Fig. 4b Particle size distribution of SLN dispersions with increasing ciclosporin A content produced using the cold homogenization technique at 55 ° C
  • Fig. 5 Increase in particle size (laser diffractometry diameter d90%) and increase in enthalpy of fusion using the example of two model formulations that tend to gel (10% lipid and 5% lipid) as a function of storage time and storage conditions (under stress conditions, shake at 40 ° C) [message-C. Freitas, R.H. Müller, Long-term stability of solid lipid nanoparticles (SLN). II. Influence of crystallinity of the lipid and shear forces, submitted to Eur. J. Pharm. Biopharm. 1997]. The particle size determination was carried out with the help of laser diffractometry
  • Fig. 6 DSC heating curves of Imwitor 900 bulk material and Imwitor 900 lipid matrices with increasing dissolved drug concentration of ciclosporin A from 5% to 30%. The DSC heating curves were calculated after dissolving the drug in the Imwitor 900
  • Fig. 7 Above: X-ray diffractograms of ciclosporin A and Imwitor 900 bulk material and of ciclosporin A-laden solid lipid particles on day 1 after production (2% ciclosporin A, 8% Imwitor 900 (ie 20% drug load based on the
  • Ciclosporin SLN Bioavailability of ciclosporin SLN versus Sandimmune Neoral after a single oral administration to 9 healthy volunteers.
  • the formulation of Ciclosporin SLN was based on the example
  • Ciclosporin A equivalent to Sandimmune Neoral (300mg) administered.
  • the mean blood levels are shown (top: Sandimmun Neoral; bottom: Ciclosporin SLN suspension).
  • the liquid dispersion of the lipid particles can be spray-dried or freeze-dried.
  • the dry powder can be filled into sachets to reconstitute a drinking suspension.
  • the powder can also be filled into capsules or used to make tablets.
  • the aqueous SLN dispersion can be used after the concentration of the water phase for the extrusion and production of pellets or in the granulation for tablets.
  • Parenteral administration is also possible, e.g. the intravenous dose.
  • the ultra-fine character of the solid lipid nanoparticles prevents capillary blockage and thus also the risk of e bolie.
  • the presented invention solves the existing problems by a controlled design of optimized blood levels using a fine dispersion of physically stable solid lipid nanoparticles.
  • a special therapeutic treatment design has been developed to minimize toxic side effects of cyclosporin and increase therapeutic efficiency.
  • the therapeutic efficiency was increased by lowering the variability of the absorption and by achieving a delayed release with longer lasting blood level values (steady state) in the optimal therapy range.
  • the optimized mean blood level of this invention substantially prevents blood level peaks> 1500 ng / ml, especially significantly> 1200 ng / ml, more preferably> 1200 ng / ml, preferably> 1000 ng / ml and ideally> 800 ng / ml.
  • the blood level remains for a certain time period in the range between 300 ng / ml and 900 ng / ml, preferably in the range between 400 ng / ml and 800 ng / ml.
  • the time range of the constant ciclosporin A blood levels is at least 5 h, preferably 7 h and ideally longer than 8 h with a drug concentration in the blood of 300 ng / ml to 900 ng / ml.
  • the invention enables the production of topical ciclosporin A formulations which promote the transport of ciclosporin A into the Dennis.
  • Fig. 1 shows the variability of blood levels after oral administration of Sandimmun * in patients after kidney transplantation, [according to: A. Meinzer, E. Müller, J. Vonderscher, Peroral Microemulsion Formulation - Sandimmun Optoral / Neoral, in Pharmaceutical Technology: Modern Pharmaceuticals, RH Müller and GE Hildebrand (ed.),ticianliche Verlagsgesellschaft Stuttgart, p. 175, 1998].
  • Fig. 2 shows, as a comparison, the result of the use of the pharmaceutical carrier according to the invention or of the treatment design according to the invention, the mean blood level of a pig study obtained from three pigs (example 1).
  • the mean blood level of this treatment design according to the invention shows no peak above 800 ng / ml over a period of about 9 hours with a blood level in the range from 300 ng / ml to 900 ng / ml.
  • Biopharmaceutical Properties Oral administration of the ciclosporin-loaded drug carrier of this invention leads to prolonged blood levels with little variability and the absence of high toxic blood level peaks and thus the absence or minimization of drug side effects (such as the nephrotoxicity of ciclosporin).
  • Quality of the lipid particles Solid lipid particles were produced by dispersing a ciclosporin-loaded lipid matrix in an emulsifier solution. The incorporation of ciclosporin in the lipid matrix improves the dispersity of the lipid and increases the fineness and size of the lipid particles after dispersion, compared to drug-free lipid particles, produced under the same conditions. The rate of inclusion of the drug in the lipid particles can be increased by increasing the cyclosporin content in the formulation.
  • Fig. 2 shows the blood level curve after oral administration of an identical dose.
  • the average blood level of Sandimmun Neoral shows an initial blood level peak of about 1,500 ng / ml and a blood level in Range from 300 ng / ml to 900 ng / ml only over a period of 6 hours.
  • both formulations, the microemulsion and the formulation of the invention show low standard deviations and a similar variability in bioavailability.
  • the formulation of the invention avoids the high variability of the blood levels of the previously known Sandimmun '"(Fig. 1, left) and the high blood level peaks of Sandimmun Optoral' (Fig. 1, right and Fig. 2, top) and produces longer-lasting blood levels (steady State) with little variability.
  • the invention enables an optimal therapeutic treatment scheme, the optimal blood level of which is achieved by the novel medicament carrier, based on solid, cyclosporin-loaded lipid particles.
  • the lipid particles have been developed for oral and / or parenteral administration.
  • the lipid matrix can include a ciclosporin or a mixture of two or more ciclosporins of natural or synthetic origin.
  • the lipid particles are preferably produced by high pressure homogenization. In order to achieve fine particles, preferably in the nanometer range, homogenization with a piston gap homogenizer, as already described in R.H. Müller and S.J. Lucks, European Patent EP 0 605 497 B1, 1996, can be used. Alternatively, homogenization is possible using a microfluidizer.
  • the lipid particles can also be dispersed at a lower power density, for example by means of ultrasonication or with high-speed stirrers.
  • the dispersion can be carried out by means of an air jet mill or liquid grinding by means of a colloid mill.
  • Oily dispersions such as Sandimmun "show a bioavailability variability between 10% and 60% [T. Beveridge, A. Gratmple, F. Michot, W. Niederberger, E. Nüesch, K. Nussbaumer, P. Schaub, and B. Speck, Cyclosporin A: pharmacokinetics after a single dose in man and serum levels after multiple dosing in recipients of allogenic bone-marrow grafts, Curr. Ther. Res. 30, 1981, 5-18].
  • the administration of a microemulsion as a critical solution of ciclosporin (Sandimmun Optoral ") reduced the variability in bioavailability, but led to even higher blood level peaks after the oral dose as with Sandimmun * (Fig.
  • Cyclosporin-laden lipid particles are lipid-containing dispersions and not solutions. Therefore, it was expected that the ciclosporin-loaded solid lipid particles as well as the known lipid-containing sand immune preparation would show the known variability in bioavailability and that the reproducibility of the absorption would not increase.
  • the ciclosporin-loaded lipid particles (SLN) suspension showed a reproducibility similar to that of bioavailability that of the Sandimmun Neoral " ' preparation, but without the toxic blood level peaks (Fig. 2).
  • the SLN formulation even showed prolonged release of the drug and, as a result, prolonged blood levels in the range of 400 ng / ml to 800 ng / ml.
  • the blood level should preferably be in the therapeutic range between 400 ng / ml to 800 ng / ml.
  • Parameters to demonstrate the quality and toxicological acceptance of cyclosporin formulations are therefore the percentages of the AUC (area under the curve) of the blood level above 800 ng / ml (AUC > 800ng / m ⁇ ) and above 1000 ng / ml (AUC > 1000r ⁇ g / ml ). Consequently, the maximum concentration C max is also an important parameter, which should not exceed the concentration of 1000 ng / ml.
  • a high initial Blood level peak is not desirable, ie the time to reach C max (and also T max ) should not be so short, but should rather be detected at later times. Due to the delayed and even release from ciclosporin-loaded lipid particles, in contrast to the Sandimmun Neoral reference preparation, reaching T max from lipid particles can only be detected at a later point in time.
  • Tab. 1 shows that the ciclosporin SLN formulation according to the invention meets these requirements and demonstrates the improvement in therapy achieved by the invention.
  • the quality of the particles as measured by the particle size and distribution of the drug-laden SLN was better than that of the drug-free SLN (i.e. smaller, finer particles with a narrow distribution).
  • Lipid particles were produced with increasing ciclosporin concentration, based on the lipid matrix: 5%, 10%, 15%, 20% (preparation: Ex. 2, Tab. 2).
  • the size analysis values for lipid particles, which were produced with the hot homogenization technique, are shown in Tab. 3 (Ex. 2, laser diffractometry data, volume distribution values).
  • the LD diameter d50% decreased with increasing drug loading, with a 20% ciclosporin loading based on the lipid matrix the d50% particle diameter was 310 nm.
  • An extreme decrease was measured for the volume-related particle diameters d95% and d99%.
  • the particle diameter d99% is a very sensitive parameter to prove the size uniformity of the particle population. It is particularly sensitive if the particle size is calculated using the volume distribution.
  • the strong decrease proves the reduction in the fraction of particles in the ⁇ m range and in this way an increase in size uniformity.
  • Fig. 4a hot homogenization at 85 ° C
  • Fig. 4b cold homogenization at 55 ° C
  • the same effect - increasing uniformity with increasing cyclosporin concentration within the lipid matrix - was observed when using the cold homogenization technique (Example 3, Tab. 4).
  • the incorporation of ciclosporin - especially with increasing concentrations - increased the quality of the particles produced, in particular the fineness, uniformity and the rate of encapsulation of the drug in the lipid matrix.
  • the physical stability of the drug-laden formulation was increased during storage. Particle aggregation and are considered physical instabilities especially in the case of lipid particles, the formation of gels.
  • Drug-free Imwitor 900 lipid particles showed a high polydispersity after production and aggregated strongly during the first 5 days of storage. They formed large, microscopically recognizable aggregates with a size of approximately 0.5 mm to 1 mm. Lipid particles loaded with 20% ciclosporin were clearly more stable, even when stored under stress conditions at 40 ° C.
  • the LD diameter d50% only increased from 0.32 ⁇ m to 0.40 ⁇ m, the LD diameter d90% from 0.62 ⁇ m to 0.84 ⁇ m (after 3 days of storage ).
  • Fig. 5 shows the increase in particle size (LD data), the formation of gels and the increase in the enthalpy of fusion (DSC data) of unstable particles.
  • Ciclosporin promotes the formation of the ⁇ modification with a simultaneous reduction of the ⁇ or ß 'modification. This effect becomes increasingly clear as the concentration of ciclosporin in the lipid matrix increases (Example 4, Fig. 6).
  • the solid state of the lipid particles and the fine droplet size are the main advantages to prevent or at least greatly reduce drug exclusion.
  • the presence of the crystalline state can be examined by X-ray diffractograms of the aqueous solid lipid particle dispersion.
  • the diffractograms show no change during 30 days of storage (Fig. 7, below).
  • dry products are preferable from the point of view of long-term stability.
  • dispersions they favor the preservation of physical stability taking economic aspects into account.
  • Bioavailability Bioavailability of ciclosporin SLN versus Sandimmune Neoral after a single oral administration to 9 healthy volunteers.
  • the ciclosporin SLN formulation was prepared according to Example 1. The material (3kg) was produced in a Lab 60 APV homogenizer using 200 bar pressure in continuous mode and at 85 ° C for 20 minutes. The formulation was suspended in a dose of 9 healthy volunteers Ciclosporin A equivalent to Sandimmune Neoral (300mg) administered. The mean blood levels are shown in Fig. 9 (top: Sandimmun Neoral; bottom: Ciclosporin SLN suspension).
  • the invention is based on the fact that it was found that the addition of ciclosporin to a lipid matrix increases the dispersity of the lipid, favors the formation of small particles, the uniformity of the particle size increases, the encapsulation rate increases with increasing ciclosporin loading, the physical stability of the particle dispersion during storage is increased, the formation of the ⁇ -modification within the lipid matrix is promoted and the structure of the lipid matrix in particular retains the fraction of the ⁇ -modification of the lipid and the amorphous character of the enclosed drug even after storage, in particular in the form of a dry particle product (e.g. obtained by freeze drying).
  • a special feature of this invention is therefore the use of ciclosporin in the manufacturing process of lipid particles.
  • the preparation of lipid particles according to the invention takes place by dispersing the cyclosporin-loaded lipid phase in its molten form or in a solid state.
  • Different dispersion processes can be used.
  • the technique preferably used is high-pressure homogenization, as has already been described by Müller and Lucks [RH Müller and JS Lucks, European Patent EP 0 605 497 Bl, 1996].
  • High-pressure homogenization leads to particles with an average particle diameter in the range from approximately 40 nm to 1000 nm, determined by photon correlation spectroscopy, ie to so-called solid lipid nanoparticles (SLN * ) loaded with cyclosporin.
  • Cyclosporin-laden particles with a larger particle size can be produced by dispersing the melted or solid fat using a high-speed stirrer or other dispersing tools, as described by RH Müller in the application PCT / EP97 / 06893. It is therefore possible to prepare matrix pharmaceutical forms (for example tablets, pellets) based on ciclosporin-loaded microparticles.
  • These dispersing devices have a lower power density in the area of the dispersing zone and therefore lead to larger lipid particles, for example with average particle diameters from a few ⁇ m to 20 ⁇ m or particle population in the range from 40 ⁇ m to 100 ⁇ m, as already extensively described in the literature and standard textbooks is.
  • ciclosporin is dissolved or dispersed in the molten lipid phase at elevated temperatures (such as 80 ° C to 90 ° C).
  • ciclosporin can be incorporated into the lipid by precipitation of the lipophilic matrix from a solvent in which lipid and ciclosporin are simultaneously soluble.
  • the lipid matrix can contain cyclosporin in a molecularly disperse form, in amorphous clusters or in the form of ultrafine crystals (e.g. cyclosporin nanocrystals in lipid particles).
  • the cyclosporin-containing lipid melt is dispersed in a hot aqueous emulsifier solution by stirring, for example by using a rotor-stator system (Ultra Turrax "or Silverson), or by using a blade stirrer, a propeller stirrer , a toothed washer etc.
  • a rotor-stator system Ultra Turrax "or Silverson”
  • the emulsifier can alternatively be incorporated into the lipid melt, which is particularly advantageous in the case of a lipophilic emulsifier or lecithin. If two or more emulsifiers are used, all emulsifiers can be used in one Phase (water or lipid) or in different phases.
  • the O / W pre-emulsion obtained is then homogenized by high pressure homogenization.
  • a piston-gap homogenizer such as the Micron Lab 40, Lab 60 and / or Gaulin 5.5 (APV-Homogenizer GmbH, Lübeck, Germany) can be used at pressures typically between 100 bar and 1500 bar in one or more homogenization cycles.
  • the nanoemulsion obtained is cooled, the liquid oil phase hardens and forms ciclosporin-laden solid lipid nanoparticles (SLN).
  • the drug-containing melt is cooled.
  • the emulsifiers are used exactly as described in the hot homogenization technique.
  • the hardened fat is ground, e.g. in a mortar grinder to get a coarse powder. If necessary, dry ice or liquid nitrogen can be added to increase the brittleness of the lipid during the milling process.
  • the ground lipid is dispersed in a cold emulsifier solution and the lipid suspension obtained is homogenized in the solid state.
  • the homogenization temperature remains below the melting temperature of the lipid. In the event of possible heat development during the manufacturing process, a homogenization temperature well below the melting point of the lipid (e.g.
  • the temperature is usually at least 5 ° below the melting temperature of the fat. In most cases the cold homogenization is carried out at room temperature, cooling below room temperature is also possible.
  • lipids can be used in the broadest sense as an individual component or as a mixture.
  • examples are: Natural or synthetic triglycerides or mixtures thereof, monoglycerides and diglycerides, alone or mixtures thereof or with, for example, triglycerides, self-emulsifying modified lipids, natural and synthetic waxes, fatty alcohols, including their esters and ethers, and in the form of Lipid peptides, or any mixtures thereof.
  • Synthetic monoglycerides, diglycerides and triglycerides are particularly suitable as individual substances or as a mixture (eg " hard fat), Imwitor 900, triglycerides (eg glycerol trilaurate, glycerol myristate, glycerol palmitate, glycerol stearate and glycerol behenate) and waxes such as cetyl wax (DAB).
  • DAB cetyl wax
  • the proportion of the inner or lipid phase based on the total formulation is 0.1% to 40% (m / m) and is preferably in the range from 1% to 20% (m / m).
  • dispersion stabilizing additives e.g. Emulsifiers, in order to be able to produce stable dispersion, can be incorporated in the form of pure substances or in the form of mixtures in order to stabilize the particles.
  • the amount of such additives which can be added in relation to the total weight of the aqueous dispersion is in the range from 0.01% to 20% and preferably in the range from 0.5% to 10%.
  • surfactants in particular ethoxylated sorbitan fatty acid esters, block polymers and block copolymers (such as, for example, poloxamers and poloxamines), polyglycerol ethers and polyglycerol esters, lecithins of various origins (for example egg lecithin or soy lecithin), chemically modified lecithins (for example hydrogenated lecithins), just like phospholipids and sphingolipids, mixture of lecithins with phospholipids, sterols (eg cholesterol and cholesterol derivatives, just like stigmasterol), esters and ethers of sugars or of sugar alcohols with fatty acids or fatty alcohols (eg sucrose monostearate);
  • ethoxylated sorbitan fatty acid esters block polymers and block copolymers (such as, for example, poloxamers and poloxamines), polyglycerol ethers and polyglycerol esters, lecithins of various
  • Sterically stabilizing substances such as poloxamers and poloxamines (polyoxyethylene-polyoxypropylene block copolymers), ethoxylated sorbitan fatty acid esters, especially polysorbates (for example polysorbate 80 or Tween * 80), ethoxylated mono- and diglycerides, ethoxylated lipids, ethoxylated fatty alcohols or fatty acids, and
  • ionic stabilizers and peptizers such as diacetyl phosphates, phosphatidylglycerol, as well as saturated and unsaturated fatty acids, sodium cholate, sodium glycocholate, sodium taurocholate or their mixtures, amino acids or peptizers, e.g. Sodium citrate [J.S. Lucks, B. W. Müller, R. H. Müller, Int. J. Phar aceutics 63, 183-188, 1990].
  • ionic stabilizers and peptizers such as diacetyl phosphates, phosphatidylglycerol, as well as saturated and unsaturated fatty acids, sodium cholate, sodium glycocholate, sodium taurocholate or their mixtures, amino acids or peptizers, e.g. Sodium citrate [J.S. Lucks, B. W. Müller, R. H. Müller, Int. J. Phar aceutics 63, 183-188,
  • Cellulose ethers and cellulose esters e.g. methyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, sodium carboxy ethyl cellulose
  • polyvinyl derivatives and polyvinyl alcohol e.g. methyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, sodium carboxy ethyl cellulose
  • polyvinyl derivatives and polyvinyl alcohol e.g. methyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, sodium carboxy ethyl cellulose
  • polyvinyl derivatives and polyvinyl alcohol e.g. methyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, sodium carboxy ethyl cellulose
  • polyvinyl derivatives and polyvinyl alcohol e.g. methyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, sodium carboxy ethyl
  • the charge stabilizers are preferably incorporated in the base formulation at 0.01% to 10% (m / m) and in particular in an amount of 0.05% up to 2%.
  • viscosity-increasing substances are incorporated in a similar ratio to the base formulation, preferably in an amount of 0.01-10% and in particular in an amount of 0.1% to 10% (m / m) and preferably in the range between 0.5% and 5%.
  • the outer phase can be water, aqueous solutions or liquids miscible with water, and glycerol or polyethylene glycol.
  • the aqueous solutions can be non-isotonic or isotonic for this purpose.
  • Aqueous solutions are mixtures of water with one or more other components such as: glycerol, mannose, glucose, fructose, xylose, trehalose, mannitol, sorbitol, xylitol or other polyols, as well as polyethylene glycols, as well as electrolytes such as sodium chloride. These components are then added in proportion to the base formulation in an amount of 0.1% by weight to 50% by weight and preferably in an amount between 1% by weight and 30% by weight, based on the total formulation.
  • Surfactant-free SLNs are produced by dispersing the lipid phase in an aqueous solution containing one or more viscosity-increasing substances, either alone or in combination with other substances, as well as sugars, sugar alcohols, especially glucose, mannose, trehalose, mannitol, sorbitol and others. Furthermore, it is possible to use a combination of the viscosity-increasing substances or the combination of these with sugars or sugar alcohols, or in a further combination with charge stabilizers or peptizers. Suitable peptizers are, for example, sodium citrate, sodium pyrophosphate, sodium sorbate.
  • Ciclosporin can be incorporated into the lipid matrix using various methods: 1. by dissolving ciclosporin in the inner phase;
  • Ciclosporin is then present in the lipid matrix as a solid solution.
  • a solubilizing additive e.g. a block copolymer or a sorbitan fatty acid ester
  • Sterilization can be used according to the instructions in the pharmacopoeia, e.g. by autoclaving at 110 ° or ⁇ - Radiation or other recognized methods. Another possible technique for reducing bacteria is tyndalization.
  • the Ciclosporin SLN dispersions can be converted into a dry product.
  • Powders can be produced, for example, by spray drying or lyophilization.
  • the final form is a sachet filled with powder or a soft gelatin capsule, alternatively the powder can also be processed into pellets or tablets.
  • the preparation of ⁇ tablets and pellets can also be done without an intermediate step of a dry powder, by the SLN dispersion in the tableting as a granulating liquid or when pasting of the pellet mass is used in place of water.
  • the SLN dispersion can be nebulized in a commercially available nebuliser (e.g. Pariboy in Germany) and inhaled directly.
  • a commercially available nebuliser e.g. Pariboy in Germany
  • the SLN powder can be filled into a powder inhaler or into other commercially available inhalers.
  • an existing ointment or cream can be mixed with a concentrated SLN dispersion (e.g. 20-30%) by stirring.
  • a concentrated SLN dispersion e.g. 20-30%
  • part of the water in the cream can be replaced by aqueous SLN dispersion in the manufacturing process.
  • the cream can also be produced at temperatures above the melting point of the SLN, since these are sufficiently physically stable. Coalescence with oil drops in the cream does not occur with sufficiently stabilized SLN.
  • part of the oil is similarly replaced by SLN oil dispersion.
  • the outer phase of SLN is formed with a gel former (e.g. Aerosil,
  • Cellulose derivatives such as methyl or hydroxyethyl cellulose, eg Tylose H300 (hydroxypropyl cellulose with a degree of polymerization of 400 and a molecular weight of 100,000)).
  • Ciclosporin A loaded lipid particles were prepared by dissolving the drug and Tagat * S in the melted Imwitor 900 lipid matrix at 85 ° C.
  • the hot melt was dispersed in an aqueous sodium cholate solution at 85 ° C. using a Röüor stator stirrer and the pre-emulsion obtained was homogenized using a Micron LAB 40 (APV Homogenizer GmbH, Luebeck, Germany).
  • the high pressure homogenization was carried out in 3 cycles at 500 bar and 85 ° C.
  • the formulation contained 8% Imwitor 900, 2% Ciclosporin A (this corresponds to 20% cyclosporin based on the lipid matrix), 2.5 Tagat " S, 0.5% sodium cholate and 87% distilled water.
  • This formulation was administered orally at a dose of 16 mg / kg to three pigs.
  • the preparation was administered after diluting the SLN dispersion with water to 40 ml over a gastric catheter, the catheter was then rinsed with 200 ml of water.
  • the pigs were fed 4 hours after oral administration.
  • the blood level curves were plotted as a function of time, and the ciclosporin content was determined using a validated immunoenzyme assay (EMIT).
  • EMIT validated immunoenzyme assay
  • Sandimmun Neoral (Novartis Pharma AG Basel, Switzerland) was used in the same dosage in the same way (dilution to 40 ml and oral administration via the gastric catheter, rinse with 200 ml of water).
  • the mean blood level of the 3 test animals for each the two preparations are shown in Fig. 2 (top: Sandimmun Neoral "for reference, bottom: ciclosporin A-loaded solid lipid nanoparticles).
  • top Sandimmun Neoral
  • Solid lipid nanoparticles (SLN) dispersions with increasing cyclosporin loading were produced using the hot homogenization technique. Production took place by melting the lipid phase at 85 ° C., dissolving the drug and Tagat "S in the melt by stirring, adding the drug-laden melt to an aqueous sodium cholate solution and producing a pre-emulsion by stirring with a rotor stator (Ultra Turrax" T 25 including the dispersing unit N 18 G, Jahnke & Kunkel, Stauffen, Germany). The pre-emulsion was homogenized at 85 ° C. with a temperature-controlled Micron LAB 40 piston-gap homogenizer (APV Homogenizer GmbH, Lübeck, Germany) at 500 bar in 3 homogenization cycles. The composition of the SLN formulations are listed in Tab. 2.
  • Tab. 2 Composition of the SLN formulation with increasing proportion of ciclosporin A.
  • the percentages of ciclosporin are calculated as percentages of the total formulation and as percentages of the lipid matrix (*).
  • the lipid matrix (Imwitor 900 and Ciclosporin A) remains constant at 10% of the total formulation.
  • Imwitor 900 Ctdospo ⁇ n ⁇ lay ' ' S sodium cholate Aqua dem.
  • the particle sizes were determined using laser diffractometry (LD) with a Mastersizer E (Malvern Instruments, England). The LD diameters d50%, d95% and d99% were selected to determine and characterize the fineness of the particle dispersions. The particle size values are listed in Tab. 3, the size distribution curves are shown in Fig. 4a.
  • Tab, LD diameter D50%, D95% and D99% of the ciclosporin-loaded SLN formulations from Tab. 2 produced by hot homogenization (average particle diameter of n 3) (laser diffractometry data, volume distribution).
  • Solid lipid nanoparticles (SLN) dispersions with increasing cyclosporin A loading were produced identically in the composition of Example 2 (Tab. 2), but using the cold homogenization technique. After the drug and the Tagat S ⁇ had been dissolved in the lipid melt, the melt was cooled and ground in a mortar mill for 10 minutes (mortar mill, Retsch, Hahn, Germany). The coarse particles obtained were dispersed in an aqueous sodium cholate solution using an Ultra Turrax ". The suspension obtained was homogenized at 55 °, ie about 5 ° C below the melting range of Imwitor 900 (melting range 59 ° C to 61 ° C).
  • a temperature controlled Micron Lab 40 (APV Homogenizer GmbH, Luebeck, Germany) was used and the homogenization took place in 3 homogenization cycles at room temperature
  • the particle sizes were determined using laser diffractometry (LD) (Mastersizer E, Malvern Instruments, England) Diameters d50%, d95% and d99% were used to characterize the fineness of the particles of the dispersion and are shown in Tab. 4, the corresponding size distribution curves in Fig. 4b.
  • Ciclosporin A Physical lipid-drug mixtures of Imwitor 900 and Ciclosporin A were produced with an increasing percentage of Ciclosporin A from 0% -30%. Ciclosporin A was dissolved in Imwitor 900 by heating at 85 ° C for 15 min, then the lipid matrix with incorporated dissolved drug was cooled again. The DSC heating curves of the mixtures thus obtained show an increase in the fraction of the less stable ⁇ -modification (Fig. 6).
  • the encapsulation rate was determined using HPLC analysis, the SLN particles were loaded with increasing ciclosporin A content. The particles were produced using the hot homogenization technique in 3 homogenization cycles at 500 bar and 85 ° C (composition: see Tab. 2). The encapsulation rate is defined as the percentage of total drug concentration in the formulation that is trapped within the particles (100% drug in the formulation is equal to X percent in the lipid particle plus Y percent free drug in the aqueous phase). The data are listed in Tab. 5.
  • the encapsulation rate was determined by means of the HPLC analysis of ⁇ LN particles with an increasing proportion of drug in the lipid matrix, the particles were produced by the cold homogenization technique at 3 cycles and 55 ° C (composition: see Table 2). The data are listed in Tab. 6.
  • aqueous solution of 10% trehalose (m / m) was mixed 1: 1 with an aqueous solid lipid particle dispersion (8% Imwitor 900, 2% Ciclosporin A, 2.5% Tagat s ⁇ 0.5% sodium cholate, 87% distilled water) mixed and freeze-dried.
  • the freezing process was carried out at -20 ° C. in injection bottles with 2 ml of the trehalose-lipid particle mixture, the freeze-drying was carried out in a gamma-2-20 system from Christ, Osterode iH, Germany for 24 hours at -10 ° C. and a vacuum of 0.370 bar.
  • the suspension was dried at 0 ° C., 370 mbar over a period of 12 h.
  • the product was a dry and flaky powder, ciclosporin was encapsulated in the lipid matrix in an amorphous state, as could be demonstrated with the aid of wide-angle X-ray diffractometry.
  • SLN dispersions were produced on a modified Lab 60 piston-gap homogenizer (APV Homogenizer GmbH, Lübeck, Germany).
  • the homogenizer had temperature-controlled vessels, lines and homogenization valves as described in [RH Müller, S. Gohla, GE Hildebrand, SA Runge, A. Dingler, Dispersion of solid lipids - solid lipid nanoparticles (SLN): Production and possible applications in food, cosmetic and pharmaceutical products, World Congress on Emulsion, Bordeaux, 1-2-195, 1997].
  • the 10 kg feed container was equipped with a toothed lock washer, the product collection container with a 4-bladed stainless steel propeller stirrer.
  • the production was carried out in continuous circulation mode, ie after passing through the homogenization gap and after homogenization, the finely dispersed product was returned directly to the feed tank in order to enable renewed homogenization.
  • Tab. 7 Particle size analysis of a 21% preparation of 2% ciclosporin A-loaded lipid particle dispersions produced using the hot homogenization technique on a modified LAB 60 piston gap high pressure homogenizer. The preparations were increasing
  • Homogenization time produced (5 min, 10 min, 15 min, 20 min).
  • Laser diffractometry data (LD diameter d50% and d95%, volume distribution), photon correlation spectroscopy data (mean PCS particle diameter).
  • Tab. 8 The particle size analysis of a 2 1 preparation of a 2% ciclosporin A-loaded lipid particle
  • the particle size analysis was carried out using laser diffractometry and photon correlation spectroscopy (Mastersizer E for laser diffractometry, Malvern Instruments, England and Coulter N4 Plus for photon correlation spectroscopy, Coulter Electronics, USA).
  • Tab. 9 Particle size analysis of a 2% ciclosporin-loaded lipid particle dispersion with Compritol 888 ATO as lipid matrix (8%), ciclosporin (2%),
  • Polysorbate 80 (3.4%) and soy lecithin (Lipoid S 75, 0.3%) as emulsifiers in distilled water (86.3%).
  • Laser diffractometry data (d50%, d95% and d99%, volume distribution), photon correlation spectroscopy data (PCS mean particle diameter, polydispersity index (PI).
  • Tab. 10 Particle size analysis of a 2% ciclosporin-loaded lipid particle dispersion with Precirol ATO 5 as lipid matrix (8%), ciclosporin (2%),
  • Poloxamer 188 (2.5%) and sodium cholate (0.5%) as emulsifiers in distilled water (87%).
  • Laser diffractometry values (d50%, d95% and d99%, volume distribution), photon correlation spectroscopy data (mean PCS particle diameter,
  • Table 11 Particle size analysis of a 2% ciclosporin-loaded lipid particle dispersion with beeswax as a lipid matrix (8%), ciclosporin (2%) and polysorbate 80 (1.2%) as an emulsifier in distilled water (88.8%).
  • Laser diffractometry data (d50%, d95% and d99%, volume distribution).
  • Photon correlation spectroscopy data (mean PCS particle diameter, polydispersity index (PI)).
  • lipid particles loaded with tetracaine with 20% drug in the lipid phase 0.80 g of tetracaine was dissolved in 3.20 g of melted Imwitor 900 and then proceeded as above.
  • the particle size analysis showed a diameter of 50% of 0.44 ⁇ m, a diameter of 95% of 71 ⁇ m and a diameter of 99% of 78 ⁇ m. Increasing the drug content increases the polydispersity.
  • the procedure for producing lipid particles loaded with tetracaine using compritol as the lipid was identical to the manufacture of imwitor 900 particles loaded with tetracaine.
  • the diameter was 50% of 0.45 ⁇ m, the diameter 95% of 75 ⁇ m and the diameter 99% of 79 ⁇ m.
  • the diameter was 50% of 0.39 ⁇ m, the diameter 95% of 73 ⁇ m and the diameter 99% of 79 ⁇ m.
  • the determination of the pharmacokinetics of ciclosporin depends both on the type of biological medium (blood vs. plasma or serum) and on the assay method (radioimmunoassay (RIA) vs. high pressure liquid chromatography (HPLC)). Because of these dependencies, the interpretation of pharmacokinetic data and the determination of a correlation between the concentration in biological fluids and the therapeutic and / or toxic effects of this drug are very difficult.
  • the most common and clinically important side effect of ciclosporin is dose-dependent nephrotoxicity. Higher blood levels of ciclosporin lead to higher concentrations of the drug in the kidneys, which leads to a variety of different histological changes.
  • ciclosporin therapy requires individualization of the dosage via intensive, expensive and time-consuming monitoring of blood levels and renal function.
  • Doctors in the clinic carry out regular monitoring, ie during the early post-transplant period daily or 3-4 times a week, after 6 months to 1 year after the transplantation, reduction to once a month.
  • Monitoring is generally carried out on the basis of the so-called trough blood level, that is to say the leaking blood level after the first plasma peak (for example a 24-hour value).
  • trough blood level that is to say the leaking blood level after the first plasma peak (for example a 24-hour value).
  • peaks of ciclosporin are approximately 1.4-2.7 ng / ml per 1 mg of an orally administered dose of a conventional formulation (e.g. Sandimmun) in healthy adults.
  • a conventional formulation e.g. Sandimmun
  • the formulation of ciclosporin as an emulsion has a higher bioavailability, which leads to higher blood level peaks and a larger area under the drug concentration / time curve (AUC).
  • Trough blood level concentrations (after 24 hours) of 250-800 ng / ml measured with RIA appear to minimize both the frequency of organ rejection and side effects induced by cyclosporin.
  • a connection between Trough serum concentrations (measured with RIA) above 500 ng / ml (corresponding blood concentration range 700-1350 ng / ml) and cyclosporin-induced kidney toxicity has been reported.
  • Table 12 provides a summary of clinical Huan data showing the effect of the dose on the maximum blood level concentration (measured with RIA) (according to data from AHFS, American Hospital Formulary Service, 1997, pp. 2862-2873). For comparison purposes, data from the study conducted on pigs are included to demonstrate the effect of the invention.
  • Lipid particles loaded with cyclosporin A were prepared as in Example 1.
  • the formulation contained 16% Imwitor 900, 4% cyclosporin A, 2.5% Tagat S, 0.5% sodium cholate and 77% water (ie 20% lipid particles in the dispersion).
  • 20 parts of the lipid particle dispersion were gradually incorporated into 80 parts of base cream (Deutscher Arzneistoff- Codex (DAC) 1979, Govi-Verlag GmbH, Frankfurt / Main, Germany). The incorporation took place with a mixing bowl and pestle at room temperature.
  • the cream contained 4% cyclosporin lipid particles.
  • Ciclosporin A-loaded lipid particles were prepared as in Example 12. 100 g of the aqueous lipid particle dispersion were added to 1.0 g of Tylose H300 (hydroxethyl cellulose, degree of polymerization 400, molecular weight 100,000) and 10.0 g glycerol (87% in water). The Tylose H300 was rubbed with a mixing bowl and pestle with glycerol. After fine distribution of Tylose H300 in glycerol, the lipid particle dispersion was gradually added. A gel formed after a swelling time.
  • Tylose H300 hydroxethyl cellulose, degree of polymerization 400, molecular weight 100,000
  • Ciclosporin A-loaded lipid particles were prepared as in Example 12. 100 g of base cream were prepared as described in the DAC, with 10 g of water being replaced by aqueous lipid particle dispersion. The cream produced at an elevated temperature above the melting point of the lipid particles contains solid lipid particles (melting peak in the analysis and differential scanning calorimetry).
  • Ciclosporin (0.5%) was dissolved in molten compritol (4%), dispersed in 80 ° C Miglyol 812 with the addition of Span 80 (1.2%) with an Ultra-Turrax and homogenized under high pressure (500 bar, 3 cycles at 80 ° C). After cooling, 0.3 g of Aerosil 200 was rubbed with 30 g of the lipid particle dispersion to produce an ointment.
  • Table 12 Appli / icrte dose and maximum Blulspicgclzentratiun (measured with RIA).
  • the dose increase enables the setting of higher trough blood levels for the first time, which leads to a reduction in

Abstract

Die Erfindung betrifft Ciclosporin-beladene feste partikuläre Arzneistoffträger auf Lipidbasis mit verbesserten biopharmazeutischen Eigenschaften für Ciclosporine in vivo, verbesserter Qualität (Feinheit und Gleichförmigkeit der Partikel, Arzneistoffeinschluß) und verbesserter physikalischer Stabilität der partikulären Formulierung (Ausbleiben von Aggregation und Gelbildung). Ferner umfaßt die Erfindung eine therapeutische Behandlung mit Ciclosporin Formulierungen, die eine mittlere Blutspiegelkonzentration im Steady State Bereich von 300 ng/ml bis über 1000 ng/ml, vorzugsweise über 800 ng/ml, insbesondere bis 900 ng/ml, bevorzugt von 400 ng/ml bis 800 ng/ml unter Abwesenheit hoher initialer Blutspiegelkonzentrationen wesentlich über 1500 ng/ml, insbesondere über 1200 ng/ml erzeugt, die vorzugsweise über einen verlängerten Zeitraum von mindestens 5 h, vorzugsweise mindestens 7 h anhält.

Description

PHARMAZEUTISCHE CICLOSPORIN-FORMULIERUNG MIT VERBESSERTEN BIOPHARMAZEUΗSCHEN EIGENSCHAFTEN, ERHÖHTER PHYSIKALISCHER QUALITÄT UND STABILITÄT SOWIE VERFAHREN ZUR HERSTELLUNG
Die Erfindung beschreibt mit Ciclosporin (gelegentlich auch Cyclosporin geschrieben) oder Ciclosporinderivaten natürlichen und/oder synthetischen Ursprungs beladene partikuläre Systeme mit verbesserten biopharmazeutischen Eigenschaften für Ciclosporine in vivo, verbesserter Qualität (Feinheit und Gleichförmigkeit, der Partikel, Arzneistoffeinschluß) und verbesserter physikalischer Stabilität der partikulären Formulierung (Ausbleiben von Aggregation und Gelbildung) .
Hintergrund der Erfindung
Ciclosporine sind cyclische Oligopeptide . Es handelt sich um eine Gruppe natürlicher Oligopeptide von Ciclosporin A bis Ciclosporin Z. Synthetische Derivate sind ebenfalls beschrieben worden (SDZ IMM 125, Hydroxyethyl Derivat des D- Serin-8-Ciclosporins ) .
Ciclosporin A ist ein lipophiles Molekül bestehend aus 11 Aminosäuren. Es wird durch Pilz-Fermentierung gewonnen. Das Molekulargewicht beträgt 1203.
Handelsprodukte: Sandimmun , Sandimmun Optoral* (außerhalb Deutschlands = Sandimmun Neoral") [A. Meinzer, E. Müller, J. Vonderscher, Perorale Mikroemulsionsfor ulierung - Sandimmun Optoral /Neoral , in: Pharmazeutische Technologie: Moderne Arzneiformen, R.H. Müller und G.E. Hildebrand (Hrsg.), Wissenschaftliche Verlagsgesellschaft Stuttgart, 169-177, 1998] .
Ciclosporin A wird vorzugsweise als Immunsuppressivum nach Organtransplantationen eingesetzt. Andere Anwendungsgebiete sind Autoimmunerkrankungen, Psoriasis und Diabetes. Alle Ciclosporine - natürliche und synthetische - können in dieser Erfindung genutzt werden. Die Ciclosporine sind sehr lipophile Stoffe und in Wasser nur sehr schwer löslich (z.B. Ciclosporin A: < 0,004% m/V in Wasser bei 25 °C) . Die hohe Lipophilie und schlechte Wasserlöslichkeit sind die Hauptprobleme für die Herstellung einer geeigneten pharmazeutischen Zubereitung. Aufgrund der besseren Löslichkeit in fetten Ölen und Alkohol wurde Sandimmun" mit diesen Inhaltsstoffen als Lösungsvermittler für die orale Anwendung in Form eines Emulsionskonzentrates entwickelt. Das Emulsionskonzentrat besteht aus 100 mg Ciclosporin, gelöst in 1 ml einer Mischung aus Öl, Ethanol und einem Emulgator, Macrogolglycerol-trioleat-lino-lat . Das Konzentrat muß vor Gebrauch verdünnt werden, z.B. durch Einrühren mit einem Löffel in kalte Milch, Kakao oder in Fruchtsaft. Diese nicht-standardisierte, ineffiziente Mischungsprozedur führt zur Bildung einer groben, inhomogenen O/W Emulsion mit relativ großer Tropfchengröße . In vivo variiert die Bioverfügbarkeit nach oraler Gabe im Extremfall zwischen 10% bis 60% [T. Beveridge, A. , Gratwohl, F., Michot, et al., Curr. Ther . Res . , 30 (5), 1981].
Neben der Formulierung als Trinklösung ist Sandimmun auch als Kapsel erhältlich. Die Kapseln enthalten 25 mg / 100 mg Ciclosporin A aufgelöst in einer Mischung von Öl, Ethanol und Emulgator. In diesem Fall wird die ölige Zubereitung im Magen durch peristaltische Bewegungen dispergiert. Es handelt sich auch hier um ein ineffizientes Verfahren der Öldispergierung.
Alternativ wurde die Ciclosporin A-beladene Ölphase in weiteren Untersuchungen auch schon mit Hilfe der Hochdruck- ho ogenisation behandelt. Dies führte zu einer feineren 0/W Emulsion [Dietl, H., Pharmaceutical preparation containing cyclosporin( s ) for oral administration and process for producing same, United States Patent 5,637,317, 1997]. Dieses Patent beinhaltet jedoch keinerlei Daten über die physika- lische Stabilität der homogenisierten Emulsion während der Lagerung und keine in vivo Daten, die beweisen, daß der Homogenisationsprozeß zu einer Erhöhung der Bioverfügbarkeit führen kann. Es ist bekannt, daß Ciclosporin - dispergiert in der Ölphase einer 0/W Emulsion - nach einigen Tagen präzipitiert und große Kristalle durch auskristallisierenden Arzneistoff in der Emulsion bildet bzw. aus der Ölphase herausgedrängtes Ciclosporin aufschwimmt und auf der Oberfläche einen Rand oder Film bildet. Dieses Problem ist beispielsweise auch für die Sandimmun'' Trinkemulsion bekannt. Zusätzlich ist bekannt, daß die Einarbeitung eines Arznei- Stoffes in die Ölphase einer 0/W Emulsion die physikalische Stabilität der Emulsion durch auftretende Koaleszenzneigung verringern kann [S.S. Davis, Pharmaceutical aspects of i.v. fat emulsions, J. Hosp. Pharm. , 32, 149-170, 1974]. Die geringe Tröpfchengröße ist nicht der alleinig entscheidende Faktor zur Erhöhung der Ciclosporin Bioverfügbarkeit. Die Homogenisation der Emulsion wird nicht alleine automatisch zur Bioverfügbarkeitserhöhung führen, da die gewöhnliche Ciclosporin A-Resorption zum großen Teil auch von der Gallensalzsekretion beeinflußt wird. [A. Meinzer, E. Müller, J. Vonderscher, Perorale Mikroemulsionsformulierung
Sandimmun Optoral / Neoral , in Pharmazeutische Technologie: Moderne Arzneiformen, R.H. Müller und G.E. Hildebrand (Hrsg.), Wissenschaftliche Verlagsgesellschaft Stuttgart, 1998] . Neben dem Ausmaß der Ausschüttung von Gallensalzen ist die Aufnahme von Nahrung während der Arzneistoffresorption ein bedeutender Faktor, der die Bioverfügbarkeit von Ciclosporin beeinflussen kann. Außerdem ist die Arzneistofffreisetzung aus Emulsionen abhängig vom Verteilungskoeffizienten. Dieser Einfluß kann kaum kontrolliert werden, um nicht-variable verlängerte Blutspiegel zu erreichen. Diese Nachteile von 0/W Emulsionen (d.h. grobdispersen Emulsionen) sind bereits für andere Ciclosporin Emulsionen beschrieben worden [z.B. A. Tibell et al . , Cyclosporin A in fat emulsion carrier. Immunosuppressive effect in vitro, J. Immunolo. 35, 231-236, 1992]. Die nächste Entwicklungsstufe war der Austausch der grobdispersen Sandimmun Formulierung durch die Mikroemulsion Sandimmun Optoral". Dies führte zu einer nahezu von der Gallensalzsekretion unabhängigen Resorption von Ciclosporin A [A. Meinzer, E. Müller, J. Vonderscher, Perorale Mikroe ul- sionsformulierung - Sandimmun Optoral" / Neoral , in Pharmazeutische Technologie: Moderne Arzneiformen, R.H. Müller und G.E. Hildebrand (Hrsg.), Wissenschaftliche Verlagsgesellschaft Stuttgart^ p. 176, 1998]. Eine Mikroemulsion beinhal- tet keine diskreten Tröpfchen. Es handelt sich um eine "kritische Lösung" [B.W. Müller, Mikroemulsionen als neue Wirkstoffträgersysteme, in Pharmazeutische Technologie: Moderne Arzneiformen, R.H. Müller und G.E. Hildebrand (Hrsg.), Wissenschaftliche Verlagsgesellschaft Stuttgart, 161-168, 1998; B.W. Müller, H.J. Franzky, C.J. Kölln, US Patent Nr. 4,719,239, 1988]. Die orale Gabe der Ciclosporin A-Mikroemulsion reduziert die Variabilität der Resorption, führte jedoch zu hohen initialen Blutspiegelpeaks, deutlich über dem Grenzwert von 1000 ng/ml (Abb. 1, rechts). Diese Blutspiegelpeaks sollten in einer optimierten Zubereitung verhindert werden.
Es gibt keine wirksamen topischen Zubereitungen mit Ciclosporin A zur topischen Behandlung (z.B. Psoriasis). In der Literatur wird beschrieben, daß Ciclosporin prinzipiell eine topische Wirkung hat (Clinical Report, Servizio de Medicina, Hospital del Cobre, Rancagua, Chile, Rev. Med . Chil . 1994, Vol. 122; 1404-7) . Die Wirksamkeit wurde aber erst nach sechs Monaten Behandlung beobachtet, zusätzlich mußte Dimethylsuf- oxid als Lösungsmittel in einer Konzentration von 50% eingesetzt werden, was für eine Behandlung wie bei Psoriasis nicht akzeptabel ist. Prinzipielle Therapieeffizienz wurde auch in einem anderen Report berichtet ( Intralesional cyclosporine for psoriasis. Relationship of dose, tissue levels and efficacy. J. Gajardo, J. Villaseca, Arch. Derma- tol. 1992, Vol. 128; 786-90). Topische Applikation zeigte hier keinen Effekt, was belegt, wie wichtig eine geeignete Arzneiform ist. Hier wurden daher intralaesinale Injektionen vorgenommen, was zur Demonstration der prinzipiellen Effizienz geeignet war, aber für eine Therapie absolut nicht praktikabel ist.
Zusammenfassun : Momentan sind die hauptsächlichen technologischen und biopharmazeutischen Probleme von Ciclosporin A- Formulierungen :
1. die pharmazeutische Qualität und physikalische Stabilität der Zubereitung (z.B. grobdisperse Emulsion, Bildung von Ciclosporin A-Kristallen, Koaleszenz).
2. die hohe Variabilität der Blutspiegel.
3. Blutspiegelpeaks wesentlich > 1500 oder > 1200 oder > 1000 ng/ml, die toxische Nebenwirkungen in verschiedenen Graden begründen.
4. unwirksame topische Formulierungen,
Aufgabe der Erfindung sollte die Beseitigung der oben genannten Probleme bei der Herstellung und hinsichtlich der Wirkung von Ciclosporin-Formulierungen sein. Alternativ kann die Erfindung zur Herstellung von Formulierungen genutzt werden, die den Transport von Ciclosporin in die Dennis zur wirksamen topischen Behandlung ermöglichen.
Diese Aufgabe wird durch einen Arzneistoffträger , der feste Lipidpartikel beladen mit Ciclosporin umfaßt, bzw. dessen Verwendung gelöst.
Das Ausbleiben von Blutspiegelpeaks und die verlängerte Freisetzungszeit wurde durch den Einsatz feiner Partikel von festen Lipiden erreicht. Im Gegensatz zur flüssigen Ölphase einer 0/W Emulsion kann aufgrund der festen Lipidmatrix das Freisetzungsprofil durch Diffusion des Arzneistoffs in der sich abbauenden Lipidmatrix gesteuert werden.
Lipide werden aufgrund des lipophilen Charakters des Arzneistoffs Ciclosporin als idealen Kandidaten für die Einarbeitung in Lipidpartikel als Matrixmaterial bevorzugt. Zusätzlich können Lipidpartikel im Gegensatz zu Polymerpartikeln durch Hochdruckhomogenisation im industriellen Maßstab hergestellt werden. [R.H. Müller und S.J. Lucks, Europ. Patent EP 0 605 497 Bl, 1996].
Die Herstellung des Arzneistoffträger erfolgt vorzugsweise unter Ausschluß halogenierter organischer Lösungsmittel, und insbesondere bevorzugt unter Ausschluß von organischen Lösungsmitteln überhaupt.
Die zwei grundlegenden Herstellungstechniken sind die Heißhomogenisation und die Kalthomogenisation [C. Schwarz, W. Mehnert, J.Ξ. Lucks, R.H. Müller, Solid lipid nano- particles (SLN) for controlled drug delivery. I. Production, characterization and sterilization, J. Controlled Rel . , 30, 1994, 83-96].
Für die Heißhomogenisationstechnik wird der Arzneistoff in dem geschmolzenen Lipid zunächst gelöst bzw. fein dispergiert. Anschließend wird das arzneistoffbeladene Fett in einer heißen Emulgatorlösung bei Temperaturen über dem Schmelzpunkt des Lipids dispergiert und durch Rühren zu einer Voremulsion verarbeitet. Diese grobe Voremulsion wird anschließend durch Hochdruckhomogenisation bei Drücken zwischen 100 bar und 1 500 bar in einem oder mehreren Homogenisationszyklen fein dispergiert. Die Hochdruckhomogenisation erfolgt ebenfalls bei Temperaturen oberhalb des Schmelzpunktes der Lipidmatrix. Die erhaltene Nanoemul- sion wird abgekühlt. Das Fett rekristallisiert und bildet feste Lipidnanopartikel (SLN) .
Beim Einsatz der Kaltho ogenisationstechnik verbleibt das Fett im festen Zustand, d.h. die Homogenisation findet bei Temperaturen unterhalb des Lipidschmelzpunktes statt. Zuvor wurde das arzneistoffbeinhaltende Fett mit Hilfe einer Mühle, z.B. einer Mörsermühle, zu Mikropartikeln zerkleinert. Die erhaltenen Lipidpartikel werden anschließend in einer kalten Emulgatorlösung -dispergiert, und mittels der Hochdruckhomogenisation homogenisiert. Die Scherkräfte und die Kavitation sind hoch genug, um das feste Lipid zu zerkleinern und ultrafeine feste Lipidpartikel, d.h. feste Lipidnanopartikel, zu bilden.
Beide Techniken wurden für die Herstellung von Ciclosporin- beladenen Lipidformulierungen in dieser Erfindung herangezogen.
Der erfindungsgemäße Arzneistoffträger umfaßt dabei insbesondere tensidhaltige oder tensidfreie Partikel eines Lipids oder einer Mischung von Lipiden, die in einem Partikelgrößenbereich von 10 nm bis 100 μm liegen und bei Raumtemperatur fest sind, wobei die Partikel der Hautpopulation einen mittleren Teilchendurchmesser von 40 nm bis 100 μm aufweisen und herstellbar sind, indem entweder eine innere Phase (Lipidphase) in einem Dispers ionsmedium (Wasser, wäßrige Lösung oder eine mit Wasser mischbare Flüssigkeit) in geschmolzener oder erweichter Form dispergiert wird, oder eine innere Phase (Lipidphase) in einem Dispersionsmedium in einer festen Form dispergiert wird, wobei die feste Phase hierbei vor dem Dispergierprozeß fein zerkleinert wird.
Die bei Raumtemperatur festem Zustand vorliegen Partikel weisen vorzugsweise einen Teilchendurchmesser von 10 nm bis
10 μm auf, wenn sie durch Hochdruckhomogenisation hergestellt worden sind, wobei die Partikel der Hauptpopulation einen mittleren PCS Teilchendurchmesser im Bereich von 40 nm bis 1000 nm besitzen. Bevorzugt weisen die Partikel der Hauptpopulation einen mittleren Teilchendurchmesser im Bereich zwischen 100 nm und 500 nm auf, wobei mit geeigneten ausgewählten Prozeßparametern und Zusätzen die PCS Teilchendurchmesser im Bereich zwischen 40 nm und 100 nm liegen können. Die Hauptpopulation besteht dabei aus der Mehrzahl der Teilchen der Population.
Als weitere Zerkleinerungsvefahren zur Herstellung des erfindungsgemäßen Arzneistoffträgers eignen sich auch Hochgeschwindigkeits-Rührung, Ultraschall-Beschallung oder ein Mahlprozeß, insbesondere mit Einsatz von Flüssigstrahl- (jet stream) oder Luftstrahlmühlen, wobei die festen Partikel der Hauptpopulatiσn einen mittleren Teilchendurchmesser von 0,5 μm bis 100 μm (detektiert mittels Laserdiffraktometrie) aufweisen.
Um das oral zu applizierende Volumen der Endformulierung genügend klein zu halten, ist es bevorzugt, die Lipidmatrix mit 20% des Arzneistoffs Ciclosporin A zu beladen. In früheren Untersuchungen wurde berichtet, daß eine hohe Arzneistoffbeladung der Lipidmatrix, beispielsweise eine 20% Tetracain-Beladung, zu sehr groben Dispersionen führte. Die Partikelaggregation wurde begünstigt und innerhalb der ersten Stunden nach Herstellung trat ein Geliervorgang ein [A. zur Mühlen, C. Schwarz, W. Mehnert, Solid lipid nanoparticles (SLN) for controlled drug delivery - drug release and release mechanism, Eur . J. Pharm. Biopharm., in press, 1998]. Deswegen wurde erwartet, daß die Herstellung einer Ciclosporin Lipidpartikel Dispersion bei vergleichbar hoher Arzneistof fbeladung der Lipidmatrix im Nanometerbereich mit hoher Dispersität (= geringe Partikelgröße) und einer ausreichenden physikalischen Stabilität nicht sehr wahrscheinlich wäre. Jedoch konnte der gegenteilige Effekt beobachtet werden. Die Partikelgröße der Ciclosporin-beladenen Lipid Dispersion nahm mit ansteigendem Ciclosporin Gehalt der Lipidmatrix ab und gleichzeitig verringerte sich die Polydispersität der Dispersion. Ciclosporin begünstigt die Ausbildung ultrafeiner Lipidpartikel von geringer Partikelgröße und hoher Gleichförmigkeit. Die Zugabe von Ciclosporin in die Lipidmatrix erhöht die pharmazeutische Qualität der Lipidnanopartikel Dispersion mit einem Stabilitätsoptimum bei einer Arzneistoffbeladung von 20% (V/V) .
Der erfindungsgemäße Arzneistoffträger weist daher einen Gehalt der inneren Phase (Lipidphase) bezogen auf die Gesamtformulierung im Bereich von 0,1% bis 40% (m/m) und insbesondere im Bereich von 1% bis 20% (m/m) auf.
Arzneistoffbeladene Lipidnanopartikel wurden bisher generell als wenig physikalisch stabil beschrieben [C. Schwarz, Feste Lipidnanopartikel: Herstellung, Charakterisierung Arzneistoffinkorporation und -freisetzung, Sterilisation und Lyophilisation, Dissertationsschrift, Freie Universität Berlin, 1995]. Die De-Stabilisation dieser Formulierung erfolgt in drei Stufen:
1. Die Lipidpartikel aggregieren, wie eindeutig durch das Anwachsen der mittleren Teilchendurchmesser erkennbar ist .
2. Die Viskosität der Dispersion steigt stark an und deutet auf einen voranschreitenden Kontakt zwischen den Aggregaten hin.
3. Die Lipidnanopartikel bilden zunächst eine leicht cremige Konsistenz. Später bilden sie feste Gele.
Das Gel ist zusammengesetzt aus einem Netzwerk der Lipidpartikel. Es wurde beobachtet, daß die Bildung von Gelen von - Kl ¬
einer Reduktion der Fraktion an -Modifikation und einem gleichzeitigen Anwachsen der Fraktion der ß- bzw. ß' -Modifikation begleitet war [C. Freitas, R.H. Müller, Long-term stability of solid lipid nanoparticles (SLN~). II. Influence of crystallinity of the lipid and shear forces , submitted to Eur. J. Pharm. Biopharm. 1997].
Lipidpartikel Dispersionen, die physikalisch stabil waren (keine Aggregatbildung, keine Bildung von Gelen), zeigten kaum eine Abnahme bzw. sogar noch eine leichte Zunahme der Fraktion der α-Modifikation während der Lagerung. In diesem Fall wurde kein Lipidanteil in die ß- bzw. ß' -Modifikation transformiert [C. Freitas, R.H. Müller, Long-term stability of solid lipid nanoparticles (SLN ). II. Influence of crystallinity of the lipid and shear forces , submitted to Eur. J. Pharm. Biopharm. 1997]. Es ist bekannt, daß die Anwesenheit von Arzneistoffen in der Lipidmatrix die Kristallisation in der stabileren ß- bzw. ß' -Modifikation begünstigt [B. Siek ann, Untersuchungen zur Herstellung und zum Rekri- stallisationsverhalten schmelzemulgierter i.v. applizierbarer Glyceridnanopartikel, Dissertationsschrift, Techn. Universität Carolo-Wilhelmina zu Braunschweig, 1994].
Partikel aus reinem Lipid, welche normalerweise nach Produk- tion in einem flüssigen Zustand verblieben und eine verzögerte Rekristallisation nach Tagen oder Wochen zeigten, konnten in ihrer Rekristallisation durch die Einarbeitung von Arzneistoffen beschleunigt werden. Daher wurde erwartet, daß die Ciclosporin-Einarbeitung in die Lipidmatrix die Lipid- partikel Dispersion de-stabilisieren würde. Überraschenderweise trat das Gegenteil ein. Die Bildung der ß- bzw. ß' -Modifikation wurde durch Ciclosporin A verhindert, die Fraktion der α-Modifikation verblieb unverändert oder wuchs während der Lagerung sogar geringfügig an. Die Ciclosporin A- beladenen Partikel waren physikalisch stabiler als die arzneistofffreien Lipidpartikel, erkennbar an der geringeren Partikelgröße und dem geringeren Partikelwachstum während der Lagerung. Ciclosporin stellt einen Stabilisator für die Lipidpartikel dar und führt zu einer erhöhten physikalischen Stabilität der Lipiddispersion .
Der Einsatz eines Lipids als Arzneistoffträgermatrix hat große Vorteile unter Berücksichtigung der toxikologischen Aspekte. Die meisten Bestandteile von Lipidnanopartikeln besitzen den GRAS-Status oder sind als GRAS-Substanz akzep- tiert (GRAS = cjerrerally regarded as safe) [Food Additives - GRAS substances, Food Drug Cosmetic Law Reports, Chicago, 1994]. Generell können alle Lipide und alle Emulgatoren, die für die orale Gabe zugelassen sind (z.B. in Tabletten, Kapseln, Pellets, Trinklösungen und Suspensionen) für die Herstellung eingesetzt werden. Typische Lipidmatrix-Materia- lien sind Glyceride der Fettsäuren, die in Lebensmitteln oder im Körper vorhanden sind. Emulgatoren sind beispielsweise Lecithine, Natriumcholat , Polysorbate wie Polysorbat 80 und Block-Copolymere, wie z.B. Poloxamer 188 (ein Polyethylen- polypropylenoxid A-B-A-Blockcopolymer mit einem mittleren relativen Molekulargewicht von 8350 g/mol, wobei das mittlere relative Molekulargewicht des Polyoxypropylenanteils 1750 g/mol beträgt und der Polyoxyethylenanteil 80% ist) . Die genannten Emulgatoren sind sogar für die intravenöse Anwendung zugelassen.
Zusammenfassend kann gesagt werden: In dieser Erfindung wurde Arzneimittelträger bzw. ein Arzneimittel für ein optimales therapeutisches Behandlungsschema mit optimierten Blut- spiegeln entwickelt und durch den Einsatz von Ciclosporin A- beladenen ultrafeinen Lipidpartikeln realisiert. Ciclosporin erhöhte die physikalische Qualität der Partikeldispersion durch die Bildung besonders feiner Partikel mit hoher Gleichförmigkeit. Zusätzlich wuchs die physikalische Stabili- tat nach Inkorporation von Ciclosporin in die Lipidpartikel während der Lagerung der Partikeldispersion an. Kurze Beschreibung der Abbildungen:
Abb. 1: Ciclosporin A Blutspiegel nach oraler Gabe von Sandimmun'' (links) und von Sandimmun Neoral (rechts) an Nierentransplantations-Patienten.
Abb. 2: Ciclosporin A Blutspiegel nach oraler Gabe an Schweinen (Mittelwert von n=3, Dosis 16 mg pro kg). Oben: Sandimmun Neoral" als Referenz, unten: Ciclosporin beladene feste Lipidpartikel (mittlerer PCS Teilchendurchmesser: 157 n ) .
Abb. 3: Partikelgrößenverteilung von arzneistofffreien SLN (links) und Ciclosporin A-beladenen SLN (rechts) erhalten nach 1, 3 und 5 Homogenisationszyklen bei
85 °C (SLN Zubereitung: 10% Imwitor 900 (eine Mischung von Mono-, Di- und Triglyceriden der Palmitin- und Stearinsäure, Monoglyceridanteil ca. 40%), 2,5% Taget* S ( Polyoxyethylenglycerolmono- stearat), 0,5% Natriumcholat , 87% Wasser; im Fall einer arzneistoffbeladenen SLN Suspension: 8% Imwitor 900 und 2% Ciclosporin A, 2,5% Tagat" S, 0,5% Natriumcholat, 87% Wasser) (y-Achse: Häufigkeit, x-Achse: μm; Laserdiffraktometrie-Daten) .
Abb. 4a: Partikelgrößenverteilung von SLN Dispersionen mit steigendem Gehalt an Ciclosporin A, hergestellt mittels der Heißhomogenisationstechnik bei 85 °C (5%, 10%, 15% und 20% Ciclosporin-Beladung bezogen auf die Lipidmatrix, Formulierungen von Tabelle 2,
Laserdiffraktometrie-Daten) .
Abb. 4b: Partikelgrößenverteilung von SLN Dispersionen mit steigendem Gehalt an Ciclosporin A hergestellt mittels der Kalthomogenisationstechnik bei 55 °C
(5%, 10%, 15% und 20% Ciclosporin-Beladung bezogen auf die Lipidmatrix, Formulierungen von Tabelle 2 , Laserdiffraktometrie Daten) .
Abb. 5: Anwachsen der Partikelgröße (Laserdiffraktometrie Durchmesser d90%) und Anwachsen der Schmelzenthalpie am Beispiel von zwei zum Gelieren neigenden Modellrezepturen (10% Lipid und 5% Lipid) als eine Funktion der Lagerzeit und Lagerungsbedingungen (unter. Streßbedingungen, schütteln bei 40 °C) [nachr-C. Freitas, R.H. Müller, Long-term stability of solid lipid nanoparticles (SLN ). II. Influence of crystallinity of the lipid and shear forces, submitted to Eur. J. Pharm. Biopharm. 1997]. Die Partikelgrößenbestimmung wurde durch- geführt mit Hilfe der Laserdiffraktometrie
(Mastersizer E, Malvern Instruments, England), die DSC Analyse erfolgte durch eine Mettler-Toledo DSC 821e/700, Gießen, Deutschland. Die Größenanalyse der 10%-igen Lipidpartikel Suspensionen erfolgte nur an den Tagen 0, 1 und 3 nach Produktion. Am
Tag 5 trat eine Gelierung der 10% Formulierung ein, die zu einer cremigen Konsistenz führte, eine Partikelgrößenanalytik war nicht mehr durchführbar .
Abb. 6: DSC Aufheizkurven von Imwitor 900 Bulk-Material und Imwitor 900 Lipidmatrices mit steigender gelöster Arzneistoffkonzentration von Ciclosporin A von 5% bis 30%. Die DSC Aufheizkurven wurden nach Lösen des Arzneistoffs in der Imwitor 900
Matrix bei 85° für 15 min und Auskristallisieren der Mischung für eine Stunde bei Raumtemperatur gemessen. Die Heizrate beträgt 5 Kelvin pro min, eine Mettler-Toledo DSC 821E/700 Anlage wurde eingesetzt (Mettler-Toledo, Gießen, Deutschland). Abb. 7: Oben: Röntgendiffraktogramme von Ciclosporin A und Imwitor 900 Bulk-Material und von Ciclosporin A- beladenen festen Lipidpartikeln am Tag 1 nach Herstellung (2% Ciclosporin A, 8% Imwitor 900 (d.h. 20% Arzneistoffbeladung bezogen auf die
Lipidmatrix), 2,5% Tagat" S, 0,5% Natriumcholat, 87% Wasser) .
Unten: Röntgendiffraktogramme von Ciclosporin A- beladenen festen Lipidpartikeln während der Lagerung (bei 25 °C am Tag 1, Tag 7, Tag 14 und Tag 30 nach Herstellung (Nonius PDS120 Pulver-Diffrakto- meter in einfacher Transmission mit CuKα-Strah- lung) ) .
Abb. 8: Röntgendiffraktogramme von 2% Ciclosporin A-be- ladenen festen Lipidnanopartikeln (Beispiel 7) am Tag 1 nach der Herstellung (= wäßrige Suspension), direkt nach Lyophilisation und nach 180 Tagen Lagerung der gefriergetrockneten Zubereitung bei
25 °C (Nonius PDS120 Pulver-Diffraktometer in einfacher Transmission mit CuKα-Strahlung) . Die Diffraktogramme von Ciclosporin und dem Cryopro- tektor Trehalose sind als Referenz beigefügt.
Abb. 9: Bioverfügbarkeit von Ciclosporin SLN gegenüber Sandimmune Neoral nach einer einzigen oralen Verabreichung an 9 gesunde Probanden. Die Formu- lierung von Ciclosporin SLN wurde gemäß Beispiel
1 hergestellt. Das Material (3kg) wurde in einem Lab 60 APV Homogenisator unter Verwendung von 200 bar Druck in kontinuierlichem Modus und bei 85 °C für 20 Minuten produziert. Die Formulierung wurde 9 gesunden Probanden als Suspension in einer Dosis von Ciclosporin A equivalent zu Sandimmune Neoral (300mg) verabreicht. Die mittleren Blutspiegel sind gezeigt (oben: Sandimmun Neoral; unten: Ciclosporin SLN Suspension) .
Beispiele der Endformulierung für die Patienten: Die flüssige Dispersion der Lipidpartikel kann sprühgetrocknet oder gefriergetrocknet werden. Zur oralen Gabe kann das trockene Pulver in Sachets zur Rekonstitution einer Trinksuspension eingefüllt werden. Das Pulver kann auch in Kapseln eingefüllt oder zur Herstellung von Tabletten genutzt werden. Alternativ kann die wäßrige SLN Dispersion nach Einengung der Wasserphase für die Extrusion und Produktion von Pellets oder in der Granulierung für Tabletten genutzt werden. Die parenterale Applikation ist auch möglich, z.B. die intravenö- se Gabe. Der ultrafeine Charakter der festen Lipidnanopartikel verhindert die Kapillarblockade und damit auch das Risiko der E bolie.
Mit der Hilfe eines solchen Arzneistoffträgers löst die vorgestellte Erfindung die vorhandenen Probleme durch ein kontrolliertes Design optimierter Blutspiegel mittels Einsatz einer feinen Dispersion physikalisch stabiler fester Lipidnanopartikel .
Ein spezielles therapeutisches Behandlungsdesign wurde entwickelt, um toxische Nebenwirkungen des Ciclosporins zu minimieren und die therapeutische Effizienz zu erhöhen. Eine Erhöhung der therapeutischen Effizienz erfolgte durch Erniedrigung der Variabilität der Absorption und durch die Erzielung einer verzögerten Freisetzung mit länger anhaltenden Blutspiegelwerten (steady State) im optimalen Therapiebereich. Der optimierte mittlere Blutspiegel dieser Erfindung verhindert Blutspiegelpeaks wesentlich > 1500 ng/ml, insbesondere wesentlich > 1200 ng/ml , bevorzugter > 1200 ng/ml, vorzugsweise > 1000 ng/ml und idealerweise > 800 ng/ml. Der Blutspiegel verbleibt für eine gewisse Zeit- periode in dem Bereich zwischen 300 ng/ml und 900 ng/ml, vorzugsweise im Bereich zwischen 400 ng/ml und 800 ng/ml. Der Zeitbereich der gleichbleibenden Ciclosporin A-Blutspiegel beträgt mindestens 5 h, vorzugsweise 7 h und im Idealfall länger als 8 h mit einer Arzneimittelkonzentration von 300 ng/ml bis 900 ng/ml im Blut. Die Erfindung ermöglicht die Herstellung von topischen Ciclosporin A Formulierungen, die den Transport von Ciclosporin A in die Dennis fördern.
Abb. 1 (links) zeigt die Variabilität der Blutspiegel nach oraler Gabe von Sandimmun* bei Patienten nach Nierentransplantation, [nach: A. Meinzer, E. Müller, J. Vonderscher, Perorale Mikroemulsionsformulierung - Sandimmun Optoral / Neoral , in Pharmazeutische Technologie: Moderne Arzneifor- men, R.H. Müller und G.E. Hildebrand (Hrsg.), Wissenschaftliche Verlagsgesellschaft Stuttgart, p. 175, 1998].
Abb. 2 (unten) zeigt als Vergleich das Ergebnis der Verwendung des erfindungsgemäßen Arzneimittelträges bzw. des erfindungsgemäßen Behandlungsdesigns den mittleren Blutspiegel einer Schweinestudie, erhalten von drei Schweinen (Beispiel 1 ) .
Der mittlere Blutspiegel dieses erfindungsgemäßen Behand- lungsdesigns zeigt keinen Peak über 800 ng/ml über eine Zeitperiode von etwa 9 h bei einem Blutspiegel im Bereich von 300 ng/ml bis 900 ng/ml.
Biopharmazeutische Eigenschaften: Die perorale Gabe des Ciclosporin-beladenen Arzneimitelträgers dieser Erfindung führt zu verlängerten Blutspiegeln mit geringer Variabilität und dem Ausbleiben hoher toxischer Blutspiegelpeaks und somit dem Ausbleiben oder der Minimierung von Arzneimittelnebenwirkungen (wie z.B. die Nephrotoxizität von Ciclosporin). Oualität der Lipidpartikel: Feste Lipidpartikel wurden durch Dispergierung einer Ciclosporin-beladenen Lipidmatrix in einer Emulgatorlösung hergestellt. Die Einarbeitung von Ciclosporin in die Lipidmatrix verbessert die Dispersität des Lipids und erhöht die Feinheit und Größengleichheit der Lipidpartikel nach Dispergierung, verglichen zu arzneistoff- freien Lipidpartikeln, hergestellt unter gleichen Bedingungen. Die Einschlußrate des Arzneistoffs in den Lipidpartikeln kann durch Steigerung des Ciclosporin Gehaltes in der Formulierung erhö-ht werden.
Physikalische Stabilität: Es konnte gezeigt werden, daß eine Partikelaggregation und Gelbildung (= Destabilisierung) bei Lipiddispersionen einhergeht mit der Umlagerung des Lipids von der α-Modifikation in die ß- bzw. ß' -Modifikation. Die Einarbeitung von Ciclosporin stabilisiert die Bildung der α-Modifikation, verhindert so die Umwandlung in die ß- bzw. ß' -Modifikation bei Lagerung und zeigt eine erhöhte physikalische Stabilität der Partikeldispersion.
Die Erfindung wurde verglichen mit dem gegenwärtig aktuellen Produkt Sandimmun Neoral". Abb. 2 (oben) zeigt die Blutspiegelkurve nach oraler Applikation einer identischen Dosis. Der mittlere Blutspiegel von Sandimmun Neoral" zeigt einen initialen Blutspiegelpeak von etwa 1.500 ng/ml und einen Blutspiegel im Bereich von 300 ng/ml bis 900 ng/ml lediglich über einen Zeitraum von 6 h. Im direkten Vergleich zeigen beide Formulierungen, die Mikroemulsion und die Erfindungsformulierung (Abb. 2), geringe Standardabweichungen und eine ähnliche Variabilität der Bioverfügbarkeit an. Die Erfindungsformulierung vermeidet jedoch die hohe Variabilität der Blutspiegel des bisher bekannten Sandimmun'" (Abb. 1, links) sowie die hohen Blutspiegelpeaks von Sandimmun Optoral' (Abb. 1, rechts und Abb. 2, oben) und erzeugt länger anhaltende Blutspiegel (steady State) mit geringer Variabilität . Detaillierte Beschreibung der Erfindung und der verwendeten Substanzen
Die Erfindung ermöglicht ein optimales therapeutisches Behandlungsschema, dessen optimale Blutspiegel durch den neuartigen Arzneimittelträger, basierend auf festen, Ciclosporin-beladenen Lipidpartikeln, erreicht wird. Die Lipidpartikel sind für die orale und/oder parenterale Applikation entwickelt worden. Die Lipidmatrix kann ein Ciclosporin oder eine Mischung von zwei oder mehreren Ciclosporinen natürlicher oder synthetischer Herkunft beinhalten. Die Lipidpartikel werden vorzugsweise durch Hochdruckhomogenisation hergestellt. Um feine Partikel vorzugsweise im Nanometer- bereich zu erreichen, kann beispielsweise die Homogenisation mit einem Kolbenspalthomogenisator , wie bereits in R.H. Müller und S.J. Lucks, Europäisches Patent EP 0 605 497 Bl, 1996 beschrieben, eingesetzt werden. Alternativ ist die Homogenisation mit Hilfe eines Mikrofluidizers möglich. Um Lipidpartikel im Bereich von Nanometern bis zu einigen Mikrometern (100 nm bis zu 10 μm) zu erhalten, kann die Dispergierung der Lipidpartikel auch bei einer niedrigeren Leistungsdichte, beispielsweise durch Ultrabeschallung oder mit Hochgeschwindigkeitsrührern erfolgen. Alternativ kann die Dispergierung mittels einer Luftstrahlmühle oder einer Flüssigmahlung durch eine Kolloidmühle durchgeführt werden.
Ölige Dispersionen, wie Sandimmun", zeigen eine Variabilität der Bioverfügbarkeit zwischen 10% und 60% [T. Beveridge, A. Gratwohl, F. Michot, W. Niederberger , E. Nüesch, K. Nuss- baumer, P. Schaub, and B. Speck, Cyclosporin A: pharmacokine- tics after a Single dose in man and serum levels after multiple dosing in recipients of allogenic bone-marrow grafts, Curr. Ther . Res . 30, 1981, 5-18]. Die Gabe einer Mikroemulsion als kritische Lösung von Ciclosporin (Sandimmun Optoral") reduzierte die Variabilität der Bioverfügbarkeit, führte jedoch zu noch höheren Blutspiegelpeaks nach der oralen Gabe als bei Sandimmun* (Abb. 1, rechts). Diese hohen Blutspiegelpeaks sind verantwortlich für die toxischen Nebenwirkungen von Ciclosporin A, die während der Behandlung der Patienten auftreten können, z.B. der Nephrotoxizität [Martindale, 29c edition, J.E.F. Reynolds (edt.), London, The Pharmaceutical Press, 1989].
Ciclosporin-beladene Lipidpartikel sind lipidhaltige Dispersionen und keine Lösungen. Deswegen wurde erwartet, daß die Ciclosporin-beladenen festen Lipidpartikel ebenso wie die bekannte lipidhaltige Sandimmun" Zubereitung die bekannte Variabilität der Bioverfügbarkeit zeigen und daß die Reproduzierbarkeit der Absorption nicht ansteigt. Überraschenderweise zeigte die Ciclosporin-beladene Lipidpartikel (SLN) Suspension eine Reproduzierbarkeit der Bioverfügbarkeit ähnlich der der Sandimmun Neoral"' Zubereitung, jedoch ohne die toxischen Blutspiegelpeaks (Abb. 2) . Die SLN-Formulierung zeigte sogar eine verlängerte Freisetzung des Arzneistoffs und daraus sich ergebend verlängerte Blutspiegel im Bereich von 400 ng/ml bis 800 ng/ml. Solche konstanten Blutspiegel unter Abwesenheit der Blutspiegelpeaks sind das optimale Behandlungsdesign, das erfindungsgemäß möglich gemacht wird. Blutspiegel von Ciclosporinen > 1000 ng/ml, insbesondere > 1200 ng/ml, speziell wesentlich > 1500 ng/ml werden aufgrund ihrer toxischen Nebeneffekte als kritisch angesehen. Idealerweise sollte der Blutspiegel bevorzugt in dem therapeutischen Bereich zwischen 400 ng/ml bis 800 ng/ml liegen.
Parameter zum Nachweis der Qualität und toxikologischen Akzeptanz von Ciclosporin Formulierungen sind deswegen die Prozentanteile der AUC (area under the curve) des Blutspiegels über 800 ng/ml (AUC>800ng/mι) und über 1000 ng/ml (AUC>1000rιg/ml) . Konsequenterweise ist die Maximalkonzentration Cmax auch ein wichtiger Parameter, der die Konzentration von 1000 ng/ml nicht überschreiten sollte. Ein hoher initialer Blutspiegelpeak ist nicht wünschenswert, d.h. die Zeit bis zum Erreichen von Cmax (und auch Tmax) sollte nicht so kurz sein, sondern eher zu späteren Zeiten detektiert werden. Aufgrund der verzögerten und gleichmäßigen Freisetzung aus Ciclosporin-beladenen Lipidpartikeln ist das Erreichen von Tmax aus Lipidpartikeln im Gegensatz zur Sandimmun Neoral Referenzzubereitung erst zu einem späteren Zeitpunkt detek- tierbar .
Tab. 1 zeigt, daß die erfindungsgemäße Ciclosporin SLN- Formulierung diese Erfordernisse erfüllt und belegt die durch die Erfindung erzielte Verbesserung der Therapie.
Tab, Pharmakokinetische Parameter der Ciclosporin SLN Suspension gegen Sandimmun Neoral": Prozentualer Anteil der AUC>800 ng/ml und der prozentuale Anteil der AUC>1000 ng/mi/ Cmax und Tmax (kalkuliert auf der Basis der mittleren Blutspiegel von Abb. 2). MW = Mittelwert.
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Normalerweise ist die Qualität von Lipidpartikeln (Feinheit und Gleichförmigkeit der Partikelgröße) am höchsten, wenn die Arzneistoffbeladung niedrig bleibt [A. zur Mühlen, C. Schwarz, W. Mehnert, Solid lipid nanoparticles (SLN) for controlled drug delivery - drug release and release mecha- nism, Eur. J. Pharm. Biopharm., accepted, 1997]. Die Erhöhung der Arzneistoffkonzentration führte bei den Modellarzneistoffen Tetracain und Etomidat zur Partikelaggregation und schließlich bei einer 10%igen Etomidatkon- zentration zur Bildung eines Gels [C. Schwarz, Feste Lipidnanopartikel: Herstellung, Charakterisierung Arzneistoffin- korporation und -freisetzung, Sterilisation und Lyophilisation, Dissertationsschrift, Freie Universität Berlin, 1995]. Mit wachsender Ciclosporin-Beladung von 0% bis 20% trat das Gegenteil ein (Tab. 2, Beispiel 2):
1. Die Qualität der Partikel gemessen an der Partikelgröße und -Verteilung der arzneistoffbeladenen SLN war besser, als die der arzneistofffreien SLN (d.h. kleinere, feinere Partikel mit enger Verteilung) .
2. Eine steigende Arzneistoffbeladung erhöhte die Qualität der Partikel der Suspension (Tab. 3, Beispiel 2).
Die Produktion einer arzneistofffreien SLN Suspension führte zur Bildung einer breiten Partikelgrößenverteilung (gemessen mit Hilfe der Laserdiffraktometrie) . Mehr als 25% der Partikel waren größer als 1 μm bei einer Größe bis zu 80 μm (Abb. 3, oben links). Drei Homogenisationszyklen reduzierten die Fraktion der Partikel > 1 μm, jedoch nicht die Breite der Verteilung (Abb. 3, Mitte links). Fünf Homogenisationszyklen führten sogar zu einer Partikelaggregation, wie sie durch ein Anwachsen der Verteilungswerte der Partikelgrößenverteilungs- kurve im Größenbereich von 60 μm bis 80 μm erkennbar ist (Abb. 3, unten links).
Im Gegensatz dazu führte bei einer Ciclosporin-beladenen SLN Zubereitung bereits ein Homogenisationszyklus zu einer sehr engen Partikelgrößenverteilung mit einem geringen Anteil von Partikeln > 1 μm (etwa 5%) nach Beladung der Lipidpartikel mit 20% des Arzneistoffs Ciclosporin (Abb. 3, oben rechts). Drei Homogenisationszyklen führten zu einer extrem gleichförmigen Verteilung mit weniger als einem Prozent der Partikel > 1 μm (Abb. 3, Mitte rechts, Tab. 3 in Beisp. 2). Die bei der arzneistofffreien SLN Suspension beobachtete Destabilisation (Aggregation und Bildung von großen Partikeln) nach fünf Homogenisationszyklen trat bei den Ciclospo- rin-beladenen Partikeln nicht auf. Die Größenverteilung war praktisch identisch zu der Größenverteilung nach drei Homogenisationszyklen (Abb. 3, Mitte und unten rechts).
Lipidpartikel wurden mit steigender Ciclosporin Konzentration, bezogen auf die Lipidmatrix, hergestellt: 5%, 10%, 15%, 20% (Zubereitung: Beisp. 2, Tab. 2). Die Größenanalysen- werte für Lipidpartikel, die mit der Heißhomogenisationstechnik hergestellt wurden, sind in Tab. 3 (Beisp. 2, Laserdiffraktometrie Daten, Volumenverteilungswerte) gezeigt. Der LD-Durchmesser d50% sank mit steigender Arzneistoffbeladung, bei einer 20%igen Ciclosporin-Beladung bezogen auf die Lipidmatrix betrug der d50% Teilchendurchmesser 310 nm. Eine extreme Abnahme wurde für die volumen-bezogenen Parti- keldurchmesser d95% und d99% gemessen. Der Partikeldurchmesser d99% ist ein sehr empfindlicher Parameter, um die Größengleichförmigkeit der Partikelpopulation zu beweisen. Er ist besonders empfindlich, wenn die Kalkulation der Partikelgröße über die Volumenverteilung erfolgt. Die starke Abnahme beweist die Reduktion in der Fraktion von Partikeln im μm-Bereich und auf diese Weise einen Zuwachs der Größengleichförmigkeit. So sank z.B. der Durchmesser d99% von etwa 60 μm (Mittelwert von n=3, 5% Ciclosporin-Beladung der Lipidphase) auf einen Wert von 860 nm (Mittelwert aus n=3, 20% Ciclosporin-Beladung der Lipidmatrix) .
Die Partikelgrößenverteilung der Formulierungen mit ansteigender Ciclosporin Konzentration aus Tab. 3 sind in Abb. 4a (Heißhomogenisation bei 85 °C) und in Abb. 4b (Kalthomo- genisation bei 55 °C) graphisch dargestellt. Derselbe Effekt - ansteigende Gleichförmigkeit mit ansteigender Ciclosporin Konzentration innerhalb der Lipidmatrix - wurde bei Anwendung der Kaltho ogenisationstechnik beobachtet (Beispiel 3, Tab. 4). Die Einkapselungsrate des Arzneistoffs in den Lipidpartikeln wird bestimmt durch die Löslichkeit in der Matrix C0 (01/ Lipidphase) und dem Dispersionsmedium CH (Wasser), d.h. aufgrund des Verteilungskoeffizienten k (=C0/CH). Daher wird bei anwachsender Arzneistoffkonzentration in der Formulierung eine konstante Einkapselungsrate erwartet, wenn man gleichzeitig unterhalb der Maximallöslichkeit des Arzneistoffs in einer der beiden Phasen bleibt, d.h. Lipid oder Wasser. Beispielsweise führt die Übersättigung der Wasserphase aufgrund der erhöhten Temperatur und daraus folgend der erhöhten Löslichkeit des Arzneistoffs zur Bildung von Arzneistoffkristallen nach dem Abkühlen der Dispersion (z.B. Prednisolon in [A. zur Mühlen, C. Schwarz, W. Mehnert, Solid lipid nano-particles (SLN) for controlled drug delivery - drug release and release mechanism, Eur. J. Pharm. Biopharm., in press 1998]). Im Gegensatz dazu wurde mit ansteigender Arzneistoffkonzentration von 0,5% bis 2,0% bezogen auf die Gesamtformulierung (= 5% bis 20% Ciclosporin A kalkuliert als Prozentsatz der Lipidphase) ein Ansteigen der relativen Ein- kapselungsrate von 95,4% bis zu 97,8% nach der Herstellung mittels der Heißhomogenisationstechnik bei 85 °C erhalten (Beispiel 5, Tab. 5). Nach Herstellung der Lipiddispersion mittels der Kalthomogenisationstechnik wurde ein Anstieg der relativen Einkapselungsrate von 78,5% bis 93,9% erzielt (Beispiel 6, Tab. 6). In der Wasserphase wurden keine Arzneistoffkristalle gefunden. Die Konzentration des Arzneistoffs in der Wasserphase verblieb unterhalb der Sättigungslöslichkeit der emulgatorhaltigen Wasserphase.
Die Einarbeitung von Ciclosporin - besonders bei ansteigenden Konzentrationen - erhöhte die Qualität der produzierten Partikel, insbesondere die Feinheit, Gleichförmigkeit und die Einkapselungsrate des Arzneistoffs in der Lipidmatrix. Zusätzlich wurde die physikalische Stabilität der Arznei- stoff-beladenen Formulierung während der Lagerung erhöht. Als physikalische Instabilitäten gelten Partikelaggregation und insbesondere im Fall von Lipidpartikeln die Bildung von Gelen. Arzneistofffreie Imwitor 900 Lipidpartikel zeigten eine hohe Polydispersität nach Herstellung und aggregierten stark während der ersten 5 Tage der Lagerung. Sie bildeten große mikroskopisch erkennbare Aggregate mit einer Größe von etwa 0,5 mm bis 1 mm. Lipidpartikel beladen mit 20% Ciclosporin waren eindeutig stabiler, und dies sogar bei Lagerung unter Streßbedingungen bei 40 °C. Beispielsweise stieg, bezogen auf die Volumenverteilung der Partikel, der LD Durchmesser d50% -lediglich von 0,32 μm auf 0,40 μm, der LD Durchmesser d90% von 0,62 μm auf 0,84 μm an (nach 3-tägiger Lagerung) .
In vorhergehenden Arbeiten mit Lipidpartikeln wurde festge- stellt, daß die Lipidpartikel nach der Herstellung hauptsächlich in der ß' /ß - bzw. ß-Modifikation auskristallisierten und nur teilweise in der weniger stabilen α-Modifikation. Im Falle von physikalisch instabilen Partikeln nahm der Anteil der ß' - bzw. ß^Modifikation während der Lagerung zu, der Anteil der α-Modifikation nahm ab bei gleichzeitiger Partikelaggregation und Bildung von Gelen. Zusätzlich kam es zu einem Anwachsen der Schmelzenthalpiewerte während der Partikelaggregation, die Schmelzenthalpiewerte stiegen nochmals bei der Bildung von Gelen [C. Freitas, R.H. Müller, Long-term stability of solid lipid nanoparticles (SLN ). II. Influence of crystallinity of the lipid and shear forces , submitted to Eur. J. Pharm. Biopharm. 1997]. Abb. 5 zeigt das Anwachsen der Partikelgröße (LD-Daten) , die Bildung von Gelen und das Anwachsen der Schmelzenthalpie (DSC-Daten) von instabilen Partikeln.
Im Falle physikalisch stabiler Lipidpartikel Dispersionen zeigte der Anteil der ß- bzw. ß' -Modifikation wenig oder keine Änderung. Der Anteil der α-Modifikation verblieb unverändert oder stieg sogar etwas an. Ein Ansteigen der Schmelzenthalpie war kaum zu beobachten. Ciclosporin fördert die Ausbildung der α-Modifikation bei gleichzeitiger Reduktion der ß- bzw. ß' -Modifikation. Dieser Effekt wird immer deutlicher bei steigender Konzentration von Ciclosporin in der Lipidmatrix (Beispiel 4, Abb. 6).
Bei Ciclosporin-beladenen Lipidpartikeln kam es nur zu einem geringen Anwachsen der Schmelzenthalpie, z.B. 9,2 J/g am ersten Tag nach der Herstellung, 9,5 J/g am Tag 14 (20% Ciclosporin-Beladung in der Lipidmatrix, Lagerung unter Streßbedingungen -bei 40 °C). Diese Eigenschaften der Lipidpartikel sind in dem Zusatz von Ciclosporin begründet und stehen voll in Übereinstimmung mit der beobachteten erhöhten physikalischen Stabilität im Vergleich zu arzneistofffreien Imwitor 900 Lipidpartikeln.
Es ist von Suppositorien bekannt, daß in die Lipidmatrix eingearbeitete Arzneistoffe während der Lagerung aus der Lipidmatrix herausgedrängt werden können (Arzneistoffexklusion) [B.W. Müller, Suppositorien, Wissenschaftliche Verlags- gesellschaft Stuttgart, 1989]. Diese Arzneistoffauslagerung tritt auch beim Verdünnen des öligen Emulsionskonzentrates Sandimmun in wäßrigen Dispersionsmedien ein und führt zur Ausbildung großer Arzneistoffkristalle in der Wasserphase oder Aufschwimmen des Arzneistoffs auf der Wasseroberfläche. Aus diesem Grund liegt die klassische Sandimmun* Formulierung wasserfrei als öliges Emulsionskonzentrat vor. Das Phänomen der Arzneistoffexklusion ist ein generelles Problem für alle 0/W Dispersionen, z.B. auch andere Ciclosporin-beladene Emulsionen [Dietl, H., Phar aceutical preparation containing cyclosporins ( s ) for oral administration and process for producing same, United States Patent 5,637,317, 1997]. Der flüssige Zustand der Fettphase in Emulsionen erleichtert die Arzneistoffexklusion verglichen zu festen Suppositorien. Die Arzneistoffexklusion ist offensichtlich weniger ausgeprägt, wenn die Öltropfen sehr fein sind, z.B. im unteren Nanometer- bereich wie beispielsweise im Fall der Verdünnung der Mikroemulsion Sandimmun Neoral in wäßrigen Dispersionsmedien .
Ausgehend von diesen Tatsachen sind der feste Zustand der Lipidpartikel und die feine Tropfengröße die Hauptvorteile, um die Arzneistoffexklusion zu verhindern oder zumindest stark zu reduzieren. Das Vorliegen des kristallinen Zustands kann durch Röntgendiffraktogramme der wäßrigen festen Lipidpartikel Dispersion untersucht werden. Die Diffrakto- gramme zeigen während 30-tägiger Lagerung keine Änderung (Abb. 7, unten). Grundsätzlich sind trockene Produkte unter dem Gesichtspunkt der Langzeitstabilität vorzuziehen. Im Gegensatz zu Dispersionen begünstigen sie die Konservierung der physikalischen Stabilität unter Berücksichtigung wirt- schaftlicher Aspekte. In den meisten Ländern sind Produkte mit einer langen Haltbarkeit, d.h. einer minimalen physikalischen Stabilität, von 3 Jahren erforderlich. Deswegen wurden die festen Lipidpartikel in trockene Produkte durch Gefriertrocknung (Beispiel 7) und durch Sprühtrocknung (Beispiel 8) überführt. Röntgendiffraktometrie-Untersuchungen der gefriergetrockneten Pulver nach 6-monatiger Lagerung zeigten die Erhaltung der Struktur der Partikel und des amorphen Charakters des in die Lipidmatrix eingearbeiteten Ciclosporins . Es konnten keine Ciclosporin Kristalle detek- tiert werden, nur kristalline Streupeaks der Trehalose als Cryoprotektor der Formulierung waren nach 180 Tagen Lagerung detektierbar (Abb. 8).
Bioverfüσbarkeit : Bioverfügbarkeit von Ciclosporin SLN gegenüber Sandimmune Neoral nach einer einzigen oralen Verabreichung an 9 gesunde Probanden. Die Formulierung von Ciclosporin SLN wurde gemäß Beispiel 1 hergestellt. Das Material (3kg) wurde in einem Lab 60 APV Homogenisator unter Verwendung von 200 bar Druck in kontinuierlichem Modus und bei 85 °C für 20 Minuten produziert. Die Formulierung wurde 9 gesunden Probanden als Suspension in einer Dosis von Ciclosporin A equivalent zu Sandimmune Neoral (300mg) verabreicht. Die mittleren Blutspiegel sind in Abb. 9 gezeigt (oben: Sandimmun Neoral; unten: Ciclosporin SLN Suspension).
Die Erfindung basiert darauf, daß gefunden wurde, daß die Zugabe von Ciclosporin zu einer Lipidmatrix die Dispersität des Lipids erhöht, die Bildung kleiner Partikel begünstigt, die Gleichförmigkeit der Partikelgröße zunimmt, die Einkapselungsrate mit steigender Ciclosporin-Beladung ansteigt, die physikalische Stabilität der Partikeldispersion während der Lagerung erhöht wird, die Bildung der α-Modifikation innerhalb der Lipidmatrix fördert und die Struktur der Lipidmatrix insbesondere die Fraktion der α-Modifikation des Lipids und den amorphen Charakter des eingeschlossenen Arzneistoffs auch nach Lagerung beibehält, insbesondere in Form eines trockenen Partikelproduktes (z.B. erhalten durch Gefriertrocknung) . Ein besonderes Merkmal dieser Erfindung ist deswegen der Einsatz von Ciclosporin im Herstellungsprozeß von Lipidpartikeln.
Die Herstellung von Lipidpartikeln gemäß der Erfindung findet durch Dispergierung der Ciclosporin-beladenen Lipidphase in ihrer geschmolzenen Form oder in festem Zustand statt. Unterschiedliche Dispergierungsprozesse können angewendet werden. Die vorzugsweise benutzte Technik ist die Hochdruckhomogenisation, wie sie bereits von Müller und Lucks beschrieben wurde [R.H. Müller and J.S. Lucks, Europäisches Patent EP 0 605 497 Bl, 1996]. Die Hochdruckhomogenisation führt zu Partikeln mit einem durch Photonenkorrelations- Spektroskopie bestimmten mittleren Teilchendurchmesser im Bereich von etwa 40 nm bis 1000 nm, d.h. zu sogenannten festen Lipidnanopartikeln (SLN*) beladen mit Ciclosporin. Alternativ zu dieser Herstellungstechnik können auch andere Dispergiertechniken angewendet werden, z.B. Homogenisation mit Hilfe eines Microfluidizers (Microfluidics Inc. USA). Ciclosporin-beladene Partikel mit einer größeren Partikel- größe können durch Dispergierung des geschmolzenen oder festen Fettes mit Hilfe eines Hochgeschwindigkeitsrührers oder anderer Dispergierwerkzeuge hergestellt werden, wie von R.H. Müller bereits in der Applikation PCT/EP97/06893 beschrieben wurde. Es ist daher eine Zubereitung von Matrix- Arzneiformen (z.B. Tabletten, Pellets) basierend auf Ciclosporin-beladenen Mikropartikeln möglich. Diese Dispergierge- räte haben eine niedrigere Leistungsdichte im Bereich der Dispergierzone und führen daher zu größeren Lipidpartikeln, z.B. mit mittleren Teilchendurchmessern von einigen μm bis zu 20 μm oder Partikelpopulation im Bereich von 40 μm bis 100 μm, wie in der Literatur und Standardlehrbüchern bereits ausgiebig beschrieben ist.
Beispielsweise wird Ciclosporin bei erhöhten Temperaturen (wie 80 °C bis 90 °C) in der geschmolzenen Lipidphase gelöst oder dispergiert. Alternativ kann Ciclosporin in das Lipid durch Präzipitation der lipophilen Matrix aus einem Lösungsmittel, in dem Lipid und Ciclosporin gleichzeitig löslich sind, inkorporiert werden. Die Lipidmatrix kann Ciclosporin in molekulardisperser Form, in amorphen Clustern oder in Form ultrafeiner Kristalle (z.B. Ciclosporin-Nanokristalle in Lipidpartikeln) beinhalten.
Im Fall der Heißhomogenisationstechnik wird die Ciclosporin- haltige Lipidschmelze in einer heißen wäßrigen Emulgator- lösung durch Rühren dispergiert, z.B. durch den Gebrauch eines Rotor-Stator-Systems (Ultra Turrax" oder Silverson) , oder durch die Anwendung eines Blattrührers , eines Propel- lerrührers, einer Zahnscheibe etc. Anstatt der Einarbeitung des E ulgators in die Wasserphase kann der Emulgator alternativ in die Lipidschmelze eingearbeitet werden. Dies ist besonders vorteilhaft im Fall eines lipophilen Emulgators oder Lecithins. Im Fall der Nutzung von zwei oder mehreren Emulgatoren können alle Emulgatoren in einer Phase (Wasser oder Lipid) oder in unterschiedlichen Phasen gelöst werden. Die erhaltene O/W Voremulsion wird anschließend durch Hochdruckhomogenisation homogenisiert. Beispielsweise kann ein Kolben-Spalt-Homogenisator wie der Micron Lab 40, Lab 60 und/oder Gaulin 5,5 (APV-Homogenizer GmbH, Lübeck, Deutschland) bei Drücken typischerweise zwischen 100 bar und 1500 bar in einem oder mehreren Homogenisationszyklen eingesetzt werden. Die erhaltene Nanoemulsion wird abgekühlt, die flüssige Ölphase erhärtet und bildet Ciclosporin-beladene feste Lipidnanopartikel (SLN) .
Im Fall des Einsatzes der Kalthomogenisationstechnik wird die arzneistoffenthaltende Schmelze abgekühlt. Die Emulgatoren werden genau so benutzt wie bereits bei der Heißhomogenisationstechnik beschrieben wurde. Das erhärtete Fett wird gemahlen, z.B. in einer Mörsermühle, um ein grobes Pulver zu erhalten. Falls erforderlich kann Trockeneis oder flüssiger Stickstoff zugesetzt werden, um die Sprödigkeit des Lipids während des Mahlvorgangs zu erhöhen. Das gemahlene Lipid wird in einer kalten Emulgatorlösung dispergiert und die erhaltene Lipid-Suspension im festen Zustand homogenisiert. Die Homogenisationstemperatur bleibt unterhalb der Schmelztemperatur des Lipids. Im Falle einer möglichen Hitzeentwicklung während des Herstellungsprozesses sollte eine Homogenisationstemperatur deutlich unterhalb des Schmelzpunktes des Lipids verwendet werden (z.B. durch Gegenkühlung) , um ein Schmelzen des Lipids während des Homogenisationsvorganges zu verhindern. Bei der Hochdruckhomogenisation liegt die Temperatur in der Regel zumindest 5° unterhalb der Schmelztemperatur des Fettes. In den meisten Fällen wird die Kalthomogenisation bei Raumtemperatur durchgeführt, eine Kühlung unterhalb Raumtemperatur ist auch möglich.
Als dispergierte Phase können Lipide im weitesten Sinn als individuelle Komponente oder als Mischung angewendet werden. Beispiele dafür sind: Natürliche oder synthetische Triglyce- ride bzw. Mischungen derselben, Monoglyceride und Diglyceride, alleine oder Mischungen derselben oder mit z.B. Triglyceriden, selbst-emulgierende modifizierte Lipide, natürliche und synthetische Wachse, Fettalkohole, einschließlich ihrer Ester und Ether sowie in Form von Lipidpeptiden, oder irgendwelche Mischungen derselben. Besonders geeignet sind synthetische Monoglyceride, Diglyceride und Triglyceride als individuelle Substanzen oder als Mischung ( z . B". Hartfett), Imwitor 900, Triglyceride (z.B. Glyceroltrilaurat, Glycerolmyristat , Glycerolpalmitat , Glycerolstearat und Glyzerol-behenat ) und Wachse wie z.B. Cetylpalmitat und weißes Wachs (DAB) .
Der Anteil der inneren oder Lipidphase bezogen auf die Gesamtformulierung ist 0,1% bis 40% (m/m) und liegt vorzugsweise im Bereich von 1% bis 20% (m/m) . Sollte der Zusatz von dispersionsstabilisierenden Additiven notwendig oder gewünscht sein, z.B. Emulgatoren, um stabile Dispersion zu produzieren zu können, so können diese in Form von reinen Substanzen oder in Form von Mischungen eingearbeitet sein, um die Partikel zu stabilisieren. Die Menge an solchen Additiven, die im Verhältnis zu der gesamten Einwaage der wäßrigen Dispersion zugesetzt werden können, liegt im Bereich von 0,01% bis 20% und vorzugsweise im Bereich von 0,5% bis 10%.
Die folgenden Substanzen können als stabilisierende Zusätze gebraucht werden:
1. Tenside, im besonderen ethoxylierte Sorbitanfettsäure- Ester, Blockpolymere und Block-Copolymere (wie z.B. Poloxamere und Poloxamine) , Polyglycerinether und Polyglycerinester, Lecithine unterschiedlicher Herkunft (z.B. Eilecithin oder Sojalecithin) , chemisch modifizierte Lecithine (z.B. hydrierte Lecithine), genauso wie Phospholipide und Sphingolipide, Mischung von Lecithinen mit Phospholipiden, Sterolen (z.B. Cholesterol und Cholesterol-Derivate, genauso wie Stig- masterin) , Ester und Ether von Zuckern oder von Zucker- alkoholen mit Fettsäuren oder Fettalkoholen (z.B. Saccharose-Monostearat ) ;
2. sterisch stabilisierende Substanzen wie Poloxamere und Poloxamine (Polyoxyethylen-Polyoxypropylen-Block-Copoly- mere), ethoxylierte Sorbitanfettsäure-Ester, besonders Polysorbate (z.B. Polysorbat 80 bzw. Tween* 80), ethoxylierte Mono- und Diglyceride, ethoxylierte Lipide, ethoxylierte Fettalkohole oder Fettsäuren, und
3. geladene ionische Stabilisatoren und Peptisatoren so wie Diacetylphosphate, Phosphatidylglycerin, genauso wie gesättigte und ungesättigte Fettsäuren, Natriumcholat, Natriumglycocholat , Natriumtaurocholat oder ihrer Mischungen, Aminosäuren oder Peptisatoren, wie z.B. Natriumeitrat [J.S. Lucks, B. W. Müller, R. H. Müller, Int. J. Phar aceutics 63, 183-188, 1990].
4. Viskositätserhöhende Substanzen wie z . B . Cellulose-Ether und Cellulose-Ester (z.B. Methylcellulose , Hydroxyethylcellulose, Hydroxypropylcellulose, Natrium- carboxy ethylcellulose) , Polyvinylderivate sowie Polyvinylalkohol , Polyvinylpyrrolidon Polyvinylacetat , Alginate, Polyacrylate (z.B. Carbopol"), Xanthane und Pektine .
Die Ladungsstabilisatoren sind, wenn notwendig oder gewünscht, vorzugsweise in Bezug auf die Basisformulierung mit 0,01% bis 10% (m/m) inkorporiert und insbesondere in einer Menge von 0,05% bis zu 2%. Viskositätserhöhende Substanzen sind, wenn notwendig oder erwünscht, im ähnlichen Verhältnis zur Basisformulierung eingearbeitet, vorzugsweise in einer Menge von 0,01-10% und insbesondere in einer Menge von 0,1% bis 10% (m/m) und vorzugsweise im Bereich zwischen 0,5% und 5%.
Als äußere Phase (= Dispersionsmedium, kontinuierliche Phase) können Wasser, wäßrige Lösungen oder Flüssigkeiten mischbar mit Wasser, sowie Glycerin oder Polyethylenglykol eingesetzt werden. Die wäßrigen Lösungen können für diesen Zweck nicht- isotonisch oder isotonisch sein. Wäßrige Lösungen sind Mischungen von Wasser mit einer oder mehreren anderen Komponenten wie: Glycerin, Mannose, Glukose, Fruktose, Xylose, Trehalose, Mannitol, Sorbitol, Xylitol oder andere Polyole, sowie Polyethylenglykole, ebenso Elektrolyte wie beispielsweise Natriumchlorid. Diese Komponenten werden dann proportional zu der Basisformulierung in einer Menge von 0,1 Gew.% bis 50 Gew.% und vorzugsweise in einer Menge zwischen 1 Gew.% und 30 Gew.%, bezogen auf die Gesamtformulierung, zugesetzt.
Tensidfreie SLN werden hergestellt durch Dispergierung der Lipidphase in einer wässrigen Lösung, die eine oder mehrere Viskositätserhöhende Substanzen enthält, entweder allein oder in Kombination mit anderen Substanzen, sowie Zucker, Zuckeralkohole, besonders Glukose, Mannose, Trehalose, Mannitol, Sorbitol sowie andere. Desweiteren ist es möglich, eine Kombination der Viskositätserhöhenden Stoffe oder die Kombination dieser mit Zuckern oder Zuckeralkoholen, oder in einer weiteren Kombination mit Ladungsstabilisatoren oder Peptisatoren zu gebrauchen. Geeignete Peptisatoren sind beispielsweise Natriumeitrat, Natriumpyrophosphat , Natriumsorbat .
Die Einarbeitung von Ciclosporin in die Lipidmatrix kann nach unterschiedlichen Methoden erfolgen: 1. durch Lösen von Ciclosporin in der inneren Phase;
2. durch Lösen von Ciclosporin in einem Lösungsmittel, das mit der inneren Phase mischbar ist und der inneren Phase zugesetzt wird. Das Lösungsmittel wird anschließend, wenn erforderlich, teilweise oder komplett entfernt;
3. durch Dispergierung des Ciclosporins in der Lipidphase (z.B. durch die Dispergierung von feingemahlenem Ciclosporin (beispielsweise nano-große Cyclosporinkristalle) oder einer kontrollierten Präzipitation des Ciclosporins im Lipid oder Lipid- Lösungsmittel-Gemisch) ;
4. durch Lösen des Ciclosporins in der äußeren wäßrigen Phase und Einschluß der aktiven Substanz während des Produktionsprozesses in einem partikelstabilisierenden Tensidfilm;
5. durch Adsorption von Ciclosporin an die Oberfläche von Partikeln; (es sind Freisetzungsuntersuchungen durchgeführt worden, die zeigen, daß eine schnelle Freisezung von bis zu 20 % erfolgt ist, was anzeigt, daß zumindest ein Teil des Arzneistoffs auf der Oberfläche lokalisiert war) .
6. durch Lösen des Ciclosporin in der Lipidphase mit Hilfe eines lösungsvermittelnden Zusatzes (z.B. einem Block- Copolymer oder einem Sorbitan-Fettsäureester) und anschließendem Dispergieren der Lipidphase um eine PräEmulsion oder eine Prä-Suspension herzustellen. Ciclosporin liegt dann in der Lipidmatrix als eine feste Lösung vor.
Sterilisation kann angewendet werden gemäß den Anweisungen des Arzneibuchs, z.B. durch Autoklavieren bei 110° oder γ- Bestrahlung oder anderen anerkannten Verfahren. Eine weitere mögliche Technik der Keimreduktion ist die Tyndalisierung.
Für die orale Applikation können die Ciclosporin SLN Dispersionen in ein Trockenprodukt überführt werden. Pulver können z.B. durch Sprühtrocknung oder Lyophilisation hergestellt werden. Die Endform ist ein mit Pulver gefülltes Sachet oder eine Weichgelatinekapsel, alternativ kann das Pulver auch zu Pellets oder Tabletten verarbeitet werden. Die Herstellung von ~ Tabletten und Pellets kann auch ohne Zwischenschritt eines trockenen Pulvers erfolgen, indem die SLN Dispersion bei der Tablettierung als Granulierungs- flüssigkeit oder beim Anteigen der Pelletmasse anstelle von Wasser eingesetzt wird.
Zur pulmonalen Applikation kann die SLN Dispersion in einem handelsüblichen Vernebler (z.B. Pariboy in Deutschland) vernebelt und direkt inhaliert werden. Alternativ kann das SLN Pulver in einen Pulverinhalator gefüllt werden oder in andere kommerziell verfügbare Inhalatoren.
Zur Herstellung von Salben oder Cremes mit Ciclosporin SLN kann eine vorhandene Salbe oder Creme mit einer konzentrierten SLN Dispersion (z.B. 20-30%) durch Rühren gemischt werden. Alternativ kann beim Herstellungsprozeß ein Teil des Wasser bei der Creme durch wäßrige SLN Dispersion ersetzt werden. Herstellung der Creme kann auch bei Temperaturen oberhalb des Schmelzpunktes der SLN erfolgen, da diese ausreichend physiklisch stabil sind. Eine Koaleszenz mit Oltropfen der Creme tritt bei ausreichend stabilisierten SLN nicht ein. Bei der Salbe ersetzt man analog einen Teil des Öls durch SLN Öldispersion.
Zur Herstellung von Gelen oder Lotionen wird die äußere Phase von SLN mit einem Gelbildner gebildet (z.B. Aerosil,
Cellulosederivate wie Methyl- oder Hydroxyethylcellulose, z.B. Tylose H300 (Hydroxypropylcellulose mit einem Polymerisationsgrad von 400 und einem Molekulargewicht von 100 000) ) .
Beispiel 1
Ciclosporin A beladene Lipidpartikel wurden hergestellt durch Lösen des Arzneistoffs und Tagat* S in der geschmolzenen Imwitor 900 Lipidmatrix bei 85 °C. Die heiße Schmelze wurde mit einem Röüor-Stator Rührer in einer wäßrigen Natriumcholat-Lösung bei 85 °C dispergiert und die erhaltene Voremulsion mit einem Micron LAB 40 (APV Homogenizer GmbH, Lübeck, Deutschland) homogenisiert. Die Hochdruckhomogenisation erfolgte in 3 Zyklen bei 500 bar und 85 °C. Die Formulierung enthielt 8% Imwitor 900, 2% Ciclosporin A (das entspricht 20% Cyclosporin bezogen auf die Lipidmatrix), 2,5 Tagat" S, 0,5% Natriumcholat und 87% destilliertes Wasser.
Diese Formulierung wurde in einer Dosierung von 16 mg/kg an drei Schweinen oral appliziert. Die Gabe der Zubereitung erfolgte nach Verdünnen der SLN Dispersion mit Wasser zu 40 ml über einem Magenkatheter, der Katheter wurde anschließend mit 200 ml Wasser gespült. Die Schweine wurden 4 h nach der oralen Gabe gefüttert. Die Blutspiegelkurven wurden abgebildet als Funktion der Zeit, die Gehaltsbestimmung von Ciclosporin erfolgte über einen validierten Immuno-Enzym-Assay (EMIT) . Als Referenz wurde Sandimmun Neoral" (Novartis Pharma AG Basel, Schweiz) bei gleicher Dosierung in gleicher Art und Weise (Verdünnung zu 40 ml und orale Gabe über den Magenkatheter, spülen mit 200 ml Wasser) angewendet. Der mittlere Blutspiegel der 3 Versuchstiere für jede der beiden Zubereitungen wird in Abb. 2 gezeigt (oben: Sandimmun Neoral" als Referenz, unten: Ciclosporin A-beladene feste Lipidnanopartikel) . Beispiel 2
Feste Lipidnanopartikel (SLN) Dispersionen mit ansteigender Ciclosporin-Beladung (5%, 10%, 15%, 20%) wurden mit Hilfe der Heißhomogenisationstechnik hergestellt. Die Produktion erfolgte durch Schmelzen der Lipidphase bei 85 °C, lösen des Arzneistoffs und Tagat" S in der Schmelze durch Rühren, Zusatz der arzneistoffbeladenen Schmelze zu einer wäßrigen Natriumcholat-Lösung und Herstellung einer Voremulsion durch Rühren mit einem Rotor-Stator (Ultra Turrax" T 25 einschließlich der Dispergiereinheit N 18 G, Jahnke & Kunkel, Stauffen, Deutschland) . Die Voremulsion wurde bei 85 °C mit einem temperaturkontrollierten Micron LAB 40 Kolben-Spalt Homogenisator (APV Homogenizer GmbH, Lübeck, Deutschland) bei 500 bar in 3 Homogenisationszyklen homogenisiert. Die Zusammensetzung der SLN Formulierungen sind in Tab. 2 aufgeführt .
Tab 2: Zusammensetzung der SLN-Formulierung mit ansteigendem Anteil an Ciclosporin A. Die Prozentanteile von Ciclosporin sind kalkuliert als Prozentanteile der gesamten Formulierung und als Prozentanteile der Lipidmatrix (*). Die Lipidmatrix (Imwitor 900 und Ciclosporin A) bleibt konstant bei 10% der Gesamtformulierung.
5% Odospom-beladene kπwitor ΘOO SIN Suspension lm rtor 900 CicJospoπn Λ Tagat" S Natnumcholat Aqua dem.
9,5% 0,5% ( 5%*) 25 0,5% ad 100%
10% ctosponn-beiadenn Imwitor 900 SLN Suspension
Imwitor 900 CtcJospoπn A Tagat" S Natπumchoiat Aqua dem.
9,0% 1,0% ( - 10%*) 2 0,5% ad 100%
15% C josporm-betadene Imwitor 900 SLN Suspension
Imwitor 900 Qciospoπn A Tagat" S Natnumcnotat Aqua dem.
8,5% 1,5% ( 15%') 2^% 0,5% ad 100%
20% Qciospoπn- eladene Imwitor 900 SLN Suspension
Imwitor 900 Ctdospoπn Λ lagst'' S Natriumcholat Aqua dem.
8.0% 2,0% ( 20%*) 25% 0,5% ad 100%
Die Partikelgrößen wurden mit Hilfe der Laserdiffraktometrie (LD) mit einem Mastersizer E (Malvern Instruments, England) bestimmt. Die LD Durchmesser d50%, d95% und d99% wurden ausgewählt, um die Feinheit der Partikeldispersionen zu bestimmen und zu charakterisieren. Die Partikelgrößenwerte sind in Tab. 3 aufgelistet, die Größenverteilungskurven in Abb. 4a dargestellt.
Tab, LD Durchmesser D50%, D95% und D99% der Ciclosporin-beladenen SLN-Formulierungen von Tab. 2 hergestellt durch Heißhomogenisation (mittlerer Teilchendurchmesser von n=3) (Laserdiffraktometrie Daten, Volumenverteilung) .
Figure imgf000039_0001
Beispiel 3
Feste Lipidnanopartikel (SLN) Dispersionen mit ansteigender Ciclosporin A-Beladung (5%, 10%, 15%, 20%) wurden identisch in der Zusammensetzung zu Beispiel 2 (Tab. 2) produziert, jedoch durch Anwendung der Kalthomogenisationstechnik. Nach dem Lösen des Arzneistoffs und des Tagat Sβ in der Lipidschmelze wurde die Schmelze abgekühlt und in einer Mörsermühle für 10 min gemahlen (Mörsermühle, Fa. Retsch, Hahn, Deutschland-) . Die erhaltenen groben Partikel wurden in einer wäßrigen Natriumcholat-Lösung mit Hilfe eines Ultra Turrax" dispergiert. Die erhaltene Suspension wurde bei 55° homogenisiert, d.h. etwa 5 °C unterhalb des Schmelzbereichs von Imwitor 900 (Schmelzbereich 59 °C bis 61 °C). Ein temperaturkontrollierter Micron Lab 40 (APV Homogenizer GmbH, Lübeck, Deutschland) wurde verwendet und die Homogenisation fand in 3 Homogenisationszyklen bei Raumtemperatur statt. Die Partikelgrößen wurden mit Hilfe der Laserdiffraktometrie (LD) ermittelt (Mastersizer E, Malvern Instruments, England). Die LD Durchmesser d50%, d95% und d99% wurden zur Charakterisierung der Feinheit der Partikel der Dispersion herangezogen und sind in Tab. 4 gezeigt, die korrespondierenden Größenverteilungskurven in Abb. 4b.
Tab. 4 LD Durchmesser d50%, d95% und d99% der Arzneistoff-beladenen SLN Formulierungen von Tab. 2 produziert mit Hilfe der Kalthomogenisation (mittlerer Teilchendurchmesser von n=2) (Laserdiffraktometrie Daten, Volumenverteilung) .
Figure imgf000040_0001
Beispiel 4
Physikalische Lipid-Arzneistoff-Mischungen von Imwitor 900 und Ciclosporin A wurden mit steigendem Anteil an Ciclosporin A von 0%-30% hergestellt. Ciclosporin A wurde in Imwitor 900 durch Erwärmen für 15 min auf 85 °C gelöst, anschließend die Lipidmatrix mit inkorporiertem gelöstem Arzneistoff wieder abgekühlt. Die DSC Aufheizkurven dieser so erhaltenen Mischungen zeigen ein Anwachsen der Fraktion der weniger stabrlen α-Modifikation (Abb. 6).
Beispiel 5
Die Einkapselungsrate wurde mit Hilfe der HPLC-Analytik bestimmt, die SLN-Partikel waren hierbei mit ansteigendem Ciclosporin A Gehalt beladen. Die Partikel wurden mit Hilfe der Heißhomogenisationstechnik in 3 Homogenisationszyklen bei 500 bar und 85 °C hergestellt (Zusammensetzung: siehe Tab. 2). Die Einkapselungsrate ist definiert als der Prozentsatz der totalen Arzneistoffkonzentration in der Formulierung, der innerhalb der Partikel eingeschlossen ist (100% Arzneistoff in der Formulierung sind gleich X Prozent im Lipidpartikel plus Y Prozent freier Arzneistoffanteil in der wäßrigen Phase). Die Daten sind in Tab. 5 aufgelistet.
Tab. 5: Einkapselungsraten mit ansteigender Ciclosporin A Beladung, die Partikelherstellung erfolgte durch die Heißhomogenisationstechnik bei 85 °C (Mittelwert von n=3).
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Beispiel 6
Die Einkapselungsrate wurde bestimmt mit Hilfe der HPLC- Analyse von ΞLN-Partikeln mit ansteigendem Arzneistoffanteil in der Lipidmatrix, die Partikel wurden hergestellt durch die Kalthomogenisationstechnik bei 3 Zyklen und 55 °C (Zusammensetzung: siehe Tab. 2). Die Daten sind in Tab. 6 aufgelistet .
Tab. 6 Einkaps^elungsrate mit ansteigender Ciclosporin- Beladung, die Partikelherstellung erfolgte durch die Kalthomogenisationstechnik bei 55 °C.
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Beispiel 7
Eine wäßriger Lösung von 10% Trehalose (m/m) wurde im Verhältnis 1:1 mit einer wäßrigen festen Lipidpartikel Dispersion (8% Imwitor 900, 2% Ciclosporin A, 2,5% Tagat s\ 0,5% Natriumcholat, 87% destilliertes Wasser) gemischt und gefriergetrocknet. Der Einfrierprozeß wurde bei -20 °C in Injektionsflaschen mit 2 ml der Trehalose-Lipidpartikel- Mischung durchgeführt, die Gefriertrocknung erfolgte in einer Gamma-2-20 Anlage der Fa. Christ, Osterode i.H., Deutschland für 24 h bei -10 °C und einem Vakuum von 0,370 bar. Die Nachtrocknung der Suspension fand bei 0 °C, 370 mbar in einem Zeitraum von 12 h statt. Das Produkt war ein trockenes und flockiges Pulver, Ciclosporin war in der Lipidmatrix in einem amorphen Zustand eingekapselt, wie mit Hilfe der Weitwinkel- röntgendiffraktometrie nachgewiesen werden konnte. Die Röntgenstrukturanalyse des Produktes erfolgte am Tag 1 nach Gefriertrocknung und am Tag 180 nach Lagerung bei 25 °C (Abb. 8). Nach 180-tägiger Lagerung kristallisierte lediglich Trehalose aus, wie deutlich an den Streupeaks in Winkelbereichen von 2 Theta = 13° und höher erkennbar ist. Ciclosporin verblieb über den gesamten LagerungsZeitraum in einem amorphen Zustand, was deutlich an der Abwesenheit von typischen Ciclosporin Kristallpeaks im Streumuster in Abb. 8 erkennbar wird (2 Theta = 7° bis 13°).
Beispiel 8
Ein Betrag von 10% Trehalose (m/m) in einer 10%-igen ethanolischen wässrigen Lösung wurde im Verhältnis 1:1 mit einer wäßrigen festen Lipidpartikel Dispersion (8% Imwitor 900, 2% Ciclosporin A, 2,5% Tagat s", 0,5% Natriumcholat, 87% destilliertes Wasser) vermischt. Die erhaltene Mischung wurde an einem Minibüchi (Büchi, Schweiz) sprühgetrocknet. Die Sprühtrocknungsparameter waren: 95 °C Inlet Temperatur, 45 °C Outlet Temperatur, 1 ml/min Flußrate. Das Produkt war ein trocknes und flockiges Pulver. Ciclosporin war in die Lipidmatrix in einer amorphen Form eingekapselt .
Beispiel 9
Zubereitungen von 2 kg SLN Dispersionen wurden an einem modifizierten Lab 60 Kolben-Spalt Homogenisator (APV Homogenizer GmbH, Lübeck, Germany) produziert. Der Homogenisator verfügte über temperierbare Gefäße, Leitungen und Homogenisationsventile wie beschreiben in [R.H. Müller, S. Gohla, G.E. Hildebrand, S.A. Runge, A. Dingler, Dispersion of solid lipids - solid lipid nanoparticles (SLN): Production and possible applications in food, cosmetic and pharmaceutical products, World Congress on Emulsion, Bordeaux, 1-2-195, 1997]. Der 10 kg Zulaufbehälter war mit einer Zahnscheibe ausgestattet, der Produktauffangbehälter mit einem 4-blättrigen Edelstahl-Propellerrührer . Die Produktion erfolgte im kontinuierlichen Umlaufbetrieb, d.h. nach dem Passieren des Homogenisationsspaltes und erfolgter Homogenisation wurde das fein dispergierte Produkt in den Zulaufbehälter direkt zurückgeführt, um eine erneute Homogenisation zu ermöglichen.
40,0 g Ciclosporin A (2.0%) wurden bei 85 °C in 160,0 g geschmolzenem Imwitor 900 (8,0%) mit 50,0 g Tagat s"' (2,5%) unter Rühren gelöst. Die Schmelze von 250,0 g wurde in 1750 g Wasser mit 10,0 g Natriumcholat (0,5%) dispergiert. Bei 85 °C erfolgte die Homogenisation mit 500 bar im kontinuierlichen Umlaufbetrieb über 20 min. Die Formulierungen wurden mit ansteigenden Homogenisationszeiten in 5 min. -Stufen zubereitet (Tab. 7). Die Partikelgrößenanalyse erfolgte mittels der Laserdiffraktometrie (Mastersizer E, Malvern Instr., UK) und Photonenkorrelationsspektroskopie (Coulter N4Plus, Coulter Electr., USA).
Tab. 7: Partikelgrößenanalyse einer 21 Zubereitung von 2%-igen Ciclosporin A-beladenen Lipidpartikel Dispersionen hergestellt mit Hilfe der Heißhomogenisationstechnik an einem modifizierten LAB 60 Kolbenspalt-Hochdruck-Homogenisator. Die Zubereitungen wurden mit ansteigender
Homogenisationszeit hergestellt (5 min, 10 min, 15 min, 20 min) . Laserdiffraktometrie Daten (LD Durchmesser d50% und d95%, Volumenverteilung), Photonenkorrelationsspektroskopie Daten (mittlerer PCS Teilchendurchmesser). Zubercitung. Homogenisatioπszeit Partikelgrößen-Parameter
1 5 min LD Durchmesser d5ü% 0,40 μm
LD Durchmesser d95% 0,99 μm PCS Durchmesser 221 nm
10 min LD Durchmesser (150% 0,33 μm LD Durchmesser d95% 0,77 μm PCS Durchmesser 199 nm
3 15 min LD Durchmesser d5ü% 0,31 μm
LD Durchmesser d95% 0,69 μm PCS Durchmesser 184 nm 20 min LD Durchmesser d5()% 0,31 μm
LD Durchmesser d95% 0,68 μ PCS Durchmesser 180 nm
Beispiel 10
40,0 g Ciclosporin (=2%) wurden bei 80 °C in 160,0 g geschmolzenen Imwitor 900 (8,0%) inklusive 50,0 g Tagat S (2,5%) durch Rühren gelöst. Die Schmelze von 250,0 g wurde in 1750 g Wasser inklusive 10,0 g Natriumcholat (0,5%) dispergiert. Die Emulsion wurde mit einer Zahnscheibe für 1 min bei 150 U/min bei 80 °C dispergiert (Tab. 8). Die Partikelgrößenanalyse wurde mit Hilfe der Laserdiffraktometrie und Photonenkorrelationsspektroskopie durchgeführt (Mastersizer E für die Laserdiffraktometrie, Malvern Instruments, England und Coulter N4 Plus für die Photonenkorrelationsspektroskopie, Coulter Electronics, USA).
Tab. 8: Die Partikelgrößenanalyse einer 2 1 Zubereitung einer 2% Ciclosporin A-beladenen Lipidpartikel
Dispersion nach Rühren mit einer Zahnscheibe (0 = 15 cm) bei 85 °C mit 150 U/min. Laserdiffraktometrie Daten (LD Durchmesser d50% und d95%, Volumenverteilung), Photonen- korrelationsspektroskopie Daten (mittlerer PCS
Teilchendurchmesser) . LD Durchmesser d50% 0,83 μm LD Durchmesser d95% 19,33 μm PCS Durchmesser 322 nm
Beispiel 11
800 mg Ciclosporin wurden bei einer Temperatur von 85 °C in 3200 mg geschmolzenem Compritol 888 ATO durch Rühren gelöst. Die Schmelze (4,Q g) wurde in 36,0 g Wasser dispergiert. Die wäßrige Lösung beinhaltete Polysorbat 80 und Sojalecithin (Lipoid S75). Die Emulgator-Konzentration war 1360 mg bzw. 120 mg (kalkuliert als Anteil der Gesamtformulierung von 40,0 g, entsprechend 3,4% für Polysorbat 80 und 0,3% für Lipoid S 75). Bei 85 °C wurde mit Hilfe der Heißhomogenisation bei einem Druck von 500 bar und 3 Homogenisationszyklen die Lipiddispersion homogenisiert (Tab. 9) . Die Partikelgrößenanalyse wurde mit Hilfe der Laserdiffraktometrie und Photonenkorrelationsspektroskopie durchgeführt (Mastersizer E für die Laserdiffraktometrie, Malvern Instruments, England und Coulter N4 Plus für die Photonenkorrelationsspektroskopie, Coulter Electronics, USA).
Tab. 9: Partikelgrößenanalyse einer 2% Ciclosporin- beladenen Lipidpartikel Dispersion mit Compritol 888 ATO als Lipidmatrix (8%), Ciclosporin (2%),
Polysorbat 80 (3,4%) und Sojalecithin (Lipoid S 75, 0,3%) als Emulgatoren in destilliertem Wasser (86,3%). Laserdiffraktometrie Daten (d50%, d95% und d99%, Volumenverteilung), Photonenkorrela- tionsspektroskopie Daten (PCS mittlerer Teilchendurchmesser, Polydispersitätsindex (PI). LD Durchmesser d50% 0,33 μm
LD Durchmesser d95% 0,91 μm
LD Durchmesser d99% 3,00 μm
PCS Durchmesser 163 nm PCS Polydispersitätsindex 0,339
Beispiel 12
800 mg Ciclosporin wurden bei 85 °C in 3200 mg geschmolzenem Precirol ATO 5 _ als Lipidmatrix durch Rühren gelöst. Die Schmelze von 4,0 g wurde dispergiert in 36,0 g Wasser mit Poloxamer 188 und Natriumcholat (kalkuliert auf die Gesamtformulierung von 40,0 g, entsprechend 2,5% Poloxamer 188 und 0,5% Natriumcholat) als Emulgatoren. Die Heißhomoge- nisation und Partikelgrößenanalyse (Tab. 10) wurde entsprechend dem Beispiel 11 durchgeführt.
Tab. 10: Partikelgrößenanalyse einer 2% Ciclosporin- beladenen Lipidpartikel Dispersion mit Precirol ATO 5 als Lipidmatrix (8%), Ciclosporin (2%),
Poloxamer 188 (2,5%) und Natriumcholat (0,5%) als Emulgatoren in destilliertem Wasser (87%). Laserdiffraktometrie Werte (d50%, d95% und d99%, Volumenverteilung) , Photonenkorrelationsspektro- skopie Daten (mittlerer PCS Teilchendurchmesser,
Polydispersitätsindex (PI)).
LD Durchmesser d50% 0,30 μm
LD Durchmesser d95% 0,74 μm LD Durchmesser d99% 5,73 μm
PCS Durchmesser 193 nm
PCS Polydispersitätsindex 0,312 Beispiel 13
800 mg Ciclosporin wurden bei 85 °C in 3200 mg geschmolzenem Bienenwachs durch Rühren gelöst, die Schmelze von 4,0 g wurde in 36,0 g Wasser mit Polysorbat 80 als Emulgator dispergiert. Die Emulgatorkonzentration betrug 480 mg (kalkuliert auf die Gesamtformulierung von 40,0 g entspricht das 1,2%). Die Heißhomogenisation und Partikelgrößenanalyse (Tab. 11) wurde entsprechend den.Ausführungen in Beispiel 11 durchgeführt.
Tab. 11: Partikelgrößenanalyse einer 2% Ciclosporin- beladenen Lipidpartikel Dispersion mit Bienenwachs als Lipidmatrix (8%), Ciclosporin (2%) und Polysorbat 80 (1,2%) als Emulgator in destilliertem Wasser (88,8%). Laserdiffraktometrie Daten (d50%, d95% und d99%, Volumenverteilung) Photonenkorrelations- spektroskopie Daten (mittlerer PCS Teilchendurchmesser, Polydispersitätsindex (PI) ).
LD Durchmesser d50% 0,36 μm LD Durchmesser d95% 1,20 μm LD Durchmesser d99% 3,51 μ PCS Durchmesser 279 nm PCS Polydispersitätsindex 0,148
Beispiel 14
Herstellung von SLN mit Tetracain
Zur Herstellung von mit Tetracain beladenen Lipidpartikeln wurden 0,40 g Tetracain in 3,60 g geschmolzenem Imwitor 900 gelöst (= 10 % Arzneistoff in der Lipidphase), 1,00 g Tagat S der Schmelze zugesetzt und diese dann in 35,0 g heißem Wasser, dem 0,20 g Natriumcholat zugesetzt war, mit einem Rotor-Stator dispergiert. Die Gesamtrezeptur enthielt somit 10 % Lipidphase (9 % Lipid und 1 % Tetracain). 2,5 % Tagat S, 0,5 % Natriumcholat, und 87 % Wasser. Die erhaltene Rohemulsion wurde mit einem LAB 40 bei 85 °C und einem Druck von 500 bar mit 3 Zyklen homogenisiert. Nach Abkühlen bildeten sich feste Lipidpartikel . Partikelgrößenanalytik mit einem Laserdiffraktometer (Mastersizer E, Malvern Instruments) ergab einen Durchmesser 50 % von 0,39 μm, Durchmesser 95 % von 65 μm und Durchmesser 99 % von 77 μm.
Zur Herstellung von mit Tetracain beladenen Lipidpartikeln mit 20 % Arzneistoff in der Lipidphase wurde 0,80 g Tetracain in 3,20 g geschmolzenem Imwitor 900 gelöst und dann wie oben verfahren. Die Partikelgrößenanalytik ergab einen Durchmesser 50 % von 0,44 μm, Durchmesser 95 % von 71 μm und Durchmesser 99 % von 78 μm. Erhöhung des Arzneistoffgehalts erhöht die Polydispersität .
Zur Herstellung von mit Tetracain beladenen Lipidpartikeln unter Verwendung von Compritol als Lipid wurde identisch zur Herstellung von mit Tetracain beladenen Imwitor 900 Partikeln verfahren. Bei 10 % Arzneistoffgehalt in der Lipidphase ergaben sich ein Durchmesser 50 % von 0,45 μm, Durchmesser 95 % von 75 μm und Durchmesser 99 % von 79 μm.
Bei 20 % Arzneistoffgehalt in der Lipidphase ergaben sich ein Durchmesser 50 % von 0,39 μm, Durchmesser 95 % von 73 μm und Durchmesser 99 % von 79 μm.
Ersatz von Cyclosporin durch Tetracain führte zu extrem poly- dispersen Partikelpopulationen, bei 10 % Arzneistoff in der Lipidphase liegen 95 % der Partikel in einem breiten Bereich von 0,1 - 65 bzw. 75 μm bei Imwitor 900 bzw. Compritol als Lipid (Vergleich Cyclosporin aus Beispiel 2: 0,1 - 0,8 μm) .
Die Erhöhung des Arzneistoffanteils führte zu keiner Verbesserung der Homogenität wie sie z.B. bei Cyclosporin- Partikeln beobachtet wurde, der Durchmesser 99 % bleibt unverändert bei ca. 78 μm (Vergleich Cyclosporin aus Beispiel 2, bei Erhöhung von 10 % auf 20 % Cyclosporin Erniedrigung des Durchmessers 99 % von 5,68 Mm auf 0,86 μm) .
Problematik der Ciclosporin-Therapie und des notwendigen Druσ
Monitoring:
Die Bestimmung der Pharmakokinetik von Ciclosporin ist sowohl abhängig von der Art des biologischen Mediums (Blut vs . Plasma oder Serum) als auch von der Assay-Methode (radioimmunoassay (RIA) vs . Hochdruckflüssigkeitschromatographie (HPLC) ) . Aufgrund dieser Abhängigkeiten sind die Interpretation von pharmakokinetischen Daten und die Bestimmung einer Korrelation zwischen Konzentration in biologischen Flüssigkeiten und therapeutischen und/oder toxischen Effekten dieses Arzneistoffes sehr schwierig. Die am häufigsten auftretende und klinisch wichtigste Nebenwirkung von Ciclosporin ist die Dosis-abhängige Nephrotoxizität . Höhere Blutspiegel von Ciclosporin führen zu einem Anfluten höherer Konzentrationen des Arzneistoffs in den Nieren, was zu einer Vielzahl unterschiedlicher histologischer Veränderungen führt. Aufgrund dieser häufigen Komplikation erfordert die Ciclosporin-Therapie zwingend eine Individualisierung der Dosierung über intensives teures und zeitaufwendiges Monitoring der Blutspiegel und renalen Funktion. Mediziner in der Klinik führen ein Monitoring regelmäßig durch, das heißt während der frühen Posttransplan- tations-Periode täglich oder 3-4 mal pro Woche, nach 6 Monaten bis 1 Jahr nach Transplantation Reduzierung auf 1 mal monatlich. Das Monitoring erfolgt dabei im allgemeinen anhand der sogenannten Trough Blutspiegel, das heißt dem auslaufenden Blutspiegel nach dem ersten Plasmapeak (z.B. 24 Stundenwert) . Dosierung, Blutspiegel, therapeutische Effizienz und Toxizität von Ciclosporin:
Maximale Blutspiegelkonzentrationen (Peaks) von Ciclosporin (bestimmt mit HPLC) sind ungefähr 1,4-2,7 ng/ml pro 1 mg von einer peroral applizierten Dosis von einer konventionellen Formulierung (z.B. Sandimmun) in gesunden Erwachsenen. Die Formulierung von Ciclosporin als eine Emulsion (Sandimmun Neoral/ Optoral) hat eine höhere Bioverfügbarkeit, was zu höheren Blutspiegelpeaks und zu einer größeren Fläche unter der Arzneistoffkonzentration/Zeit-Kurve führt (AUC) .
Mit RIA gemessene Trough Blutspiegelkonzentrationen (nach 24 Stunden) von 250-800 ng/ml scheinen sowohl die Häufigkeit der Organabstoßung als auch Ciclosporin induzierte Nebenwirkungen zu minimieren. Eine Verbindung zwischen Trough Serumkonzentrationen (gemessen mit RIA) oberhalb von 500 ng/ml (korrespondierende Blutkonzentrationsbereich 700-1350 ng/ml) und Ciclosporin-indizierter Nierentoxizität wurde berichtet .
Tabelle 12 gibt eine Zusammenfassung von klinischen Hu an- Daten, die den Effekt der Dosis auf die (mit RIA gemessene) maximale Blutspiegelkonzentration zeigt (nach Daten der AHFS , American Hospital Formulary Service, 1997, pp . 2862-2873). Zu Vergleichszwecken sind die Daten der an Schweinen durchgeführten Studie eingeschlossen um den Effekt der Erfindung zu demonstrieren.
Beispiel 15
Ciclosporin A beladene Lipidpartikel wurden hergestellt wie in Beispiel 1. Die Formulierung enthielt 16% Imwitor 900, 4% Ciclosporin A, 2,5% Tagat S, 0,5% Natriumcholat und 77% Wasser (d.h. 20% Lipidpartikel in der Dispersion). 20 Teile der Lipidpartikel-Dispersion wurden unter Rühren schrittweise eingearbeitet in 80 Teile Basiscreme (Deutscher Arzneimittel- Codex (DAC) 1979, Govi-Verlag GmbH, Frankfurt/Main, Deutschland) . Die Einarbeitung erfolgte mit Rührschale und Pistill bei Raumtemperatur. Die Creme enthielt einen Anteil von 4% Ciclosporin-Lipidpartikel .
Beispiel 16
Ciclosporin A beladene Lipidpartikel wurden hergestellt wie in Beispiel 12. 100 g der wäßrigen Lipidpartikel-Dispersion wurden 1,0 g Tylose H300 (Hydroxethylcellulose, Polymerisationsgrad 400, Molekulargewicht 100 000) und 10,0 g Glycerol (87% in Wasser) zugesetzt. Die Tylose H300 wurde mit Rührschale und Pistill mit Glycerol angerieben. Nach feiner Verteilung von Tylose H300 in Glycerol wurde schrittweise die Lipidpartikel-Dispersion zugegeben. Nach einer Quellzeit entstand ein Gel.
Beispiel 17
Ciclosporin A beladene Lipidpartikel wurden hergestellt wie in Beispiel 12. 100 g Basiscreme wurden hergestellt wie im DAC beschrieben, wobei 10 g Wasser durch wäßrige Lipidpartikel-Dispersion ersetzt wurde. Die bei erhöhter Temperatur oberhalb des Schmelzpunktes der Lipidpartikel hergestellte Creme enthält feste Lipidpartikel (Schmelzpeak in der Analyse und Differential Scanning Calorimetry) .
Beispiel 18
Ciclosporin (0,5%) wurde in geschmolzenem Compritol (4%) gelöst, in 80°C heißem Miglyol 812 unter Zusatz von Span 80 (1,2%) mit einem Ultra-Turrax dipergiert und hochdruckhomogenisiert (500 bar, 3 Zyklen bei 80°C) . Zur Herstellung einer Salbe wurden nach Abkühlen 0,3 g Aerosil 200 mit 30 g der Lipidpartikel-Dispersion angerieben. Tab. 12: Appli/icrte Dosis und maximale Blulspicgclkonzentratiun (gemessen mit RIA).
Vergleich: Daten aus Studie an Schweinen.
Figure imgf000053_0001
Die Applikation einer durchschnittlichen Erhaltungsdosis von Ciclosporin (z.B. 8 mg/kg) für einen 70 kg schweren erwachsenen Patienten mit existierenden Trough Blutspiegelwerten von 700 - 1350 ng/ml würde in einer maximalen Blutspiegelkonzentration (Peak) zwischen 1484 ng/ml und 2863 ng/ml resultieren (berechnet auf der Basis von HPLC- Daten für Sandimmun, Daten laut Hersteller) . Berücksichtigt man die niedrigere Sensitivität von HPLC im Vergleich zu RIA und die gleichzeitig höhere Bioverfügbarkeit von Neoral, so können noch höhere Blutspiegelmaxima für Neoral angenommen werden. Basierend auf diesen Daten können toxische Blutspiegelwerte für Ciclosporin oberhalb von 1500 ng/ml angenommen werden. Die Applikation höherer Erhaltungsdosen zur Erzielung eines therapeutisch vorteilhaften höheren Trough Blutspiegels würde bei den bisherigen Formulierungen Peaks bis weit in den toxischen Blutspiegelbereich ergeben.
Klinische Vorteile der Erfindung; Die Abb. 2 und die von der Schweinestudie erhaltenen pharmakokinetischen Daten zeigen, daß man als eine überraschende und einmalige Eigenschaft der Erfindung eine dramatische Reduktion (50 %) und eine Verzögerung der maximalen Blutkonzentrationen im Vergleich zu Neoral bei identischer intra-gastrinaler Dosierung erhält. Die Trough Blutspiegel für beide Präparate sind ähnlich und die AUC Werte sind vergleichbar innerhalb der pharmazeutischen Bioäquivalenz-Grenzwerte. Es ist allgemein anerkannt, daß die gastrointestinale Anatomie des Schweins der des Menschen vergleichbar ist und die Daten von Studien in Schweinen in adäquaterweise den grundsätzlichen Verlauf im Menschen widerspiegeln. Die mit der erfindungsgemäßen Formulierung erzielte stark erniedrigte maximale Blutspiegelkonzen-tration und die Verzögerung ihres Entritts ist aus den folgenden Gründen überaus vorteilhaft für die Ciclosporin-Therapie :
1. Signifikant reduziertes Risiko für Nierentoxizität
2. Höhere Flexibilität in der Erhöhung der Dosierung aufgrund erniedrigter bzw. ausbleibender Plasmapeaks .
3. Die Dosiserhöhung ermöglicht erstmalig die Einstellung höherer Trough Blutspiegel, was zur Verminderung von
Abstoßungsreaktionen führt (höhere therapeutische Effizienz ) .
4. Reduzierung der Häufigkeit von bisher notwendigem - teurem und zeitintensivem - regelmäßigem Monitoring von Ciclosporinblutspiegelkonzentrationen und regelmäßiger Überprüfung der renalen Funktion.
Die oben genannten Vorteile der erfindungsgemäßen Formulierung sind von speziellem Vorteil in der pädiatrischen Therapie mit Ciclosporin, und zwar nicht nur zur Verhinderung der Organabstoßung sondern auch für eine Reihe von entzündlichen schwer therapierbaren Erkrankungen (z.B. Morbus Crohn, ulzerierende Colitis, Psoriasis und juvenile Arthritis) mit einer signifikanten Häufigkeit (z.B. über 1 Million) in den USA.

Claims

Ansprüche
1. Arzneistoffträger, der feste Lipidpartikel beladen mit Ciclosporin oder Ciclosporinderivaten natürlichen und/oder synthetischen Ursprungs umfaßt.
2. Arzneistoffträger nach Anspruch 1, der tensidhaltige oder tensidfreie Partikel eines Lipids oder der Mischung von Lipiden -umfaßt, die in einem Partikelgrößenbereich von 10 nm bis 100 μm liegen und bei Raumtemperatur fest sind, wobei die Partikel der Hautpopulation einen mittleren Teilchendurchmesser im Bereich von 40 nm bis 100 μm aufweisen und herstellbar sind, indem entweder eine innere Phase (Lipidphase) in einem Dispersionsmedium (Wasser, wäßrige Lösung oder eine mit Wasser mischbare Flüssigkeit) in geschmolzener oder erweichter Form dispergiert wird, oder eine innere Phase (Lipidphase) in einem Dispersionsmedium in einer festen Form dispergiert wird, wobei die feste Phase hierbei vor dem Dispergierprozeß fein zerkleinert wird.
3. Arzneistoffträger nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die Partikel einen Teilchendurchmesser von 10 nm bis 10 μm aufweisen, durch Hochdruckhomogenisation hergestellt worden sind und in einem bei Raumtemperatur festem Zustand vorliegen, wobei die Partikel der Hauptpopulation einen mittleren PCS Teilchendurchmesser im Bereich von 40 nm bis 1000 nm besitzen.
4. Arzneistoffträger nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Partikel der Hauptpopulation einen mittleren Teilchendurchmesser im Bereich zwischen 100 nm und 500 nm besitzen und daß mit geeigneten ausgewählten Prozeßparametern und Zusätzen die PCS Teilchendurchmesser im Bereich zwischen 40 nm und 100 nm liegen.
5. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 oder 2, bei dem die Partikel durch Hochgeschwindigkeits-Rührung, Ultraschall-Beschallung oder einen Mahlprozeß, insbesondere durch Einsatz von Flüssigstrahl- (jet stream) oder Luftstrahlmühlen hergestellt worden sind und bei Raumtemperatur als feste Partikel vorliegen, wobei die Pa-rtikel der Hauptpopulation einen mittleren Teilchendurchmesser von 0,5 μm bis 100 μm (detektiert mittels Laserdiffraktometrie) aufweisen.
6. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Gehalt der inneren Phase (Lipidphase) bezogen auf die Gesamtformulierung im Bereich von 0,1% bis 40% (m/m) und insbesondere im Bereich zwischen 1% bis 20% (m/m) liegt.
7. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß er als Material der Partikelmatrix Monoglyceride, Diglyceride und/oder Triglyceride, Fettalkohole, deren Ester oder Ether, Wachse oder Lipidpeptide oder eine Mischung derselben aufweist .
8. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß er Glyceroltrilaurat, Glycerolmyristat , Glycerolpalmitat , Glycerolstearat und/oder Glycerolbehenat , oder eine Mischung derselben mit Mono-, Di- und Triglyceriden, als Glycerid-Mischung, insbesondere Imwitor 900, Fettalkohole, insbesondere Cetylalkohol und Stearylalkohol , und/oder Wachse, insbesondere Cetylpalmitat und gebleichtes Bienenwachs, beinhaltet .
9. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß er einen Zusatz von einem oder mehreren dispersionsstabilisierenden Zusätzen in einer Menge bezogen auf die Gesamtformulierung von 0,01% bis 30% (m/m) und insbesondere im Bereich von 0,5 bis 10% (m/m) aufweist.
10. Arzneistoffträger nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die dispersionsstabilisierenden Zusätze Substanzen aus der Reihe der Poloxamere, Poloxamine, ethoxylierten Monoglyceride und Diglyceride, ethoxylierten Lipide, ethoxylierten Fettalkohole und Alkylphenole, ethoxylierten Fettsäureester, Poly- glycerinether und -ester, Lecithine, Ester und Ether von Zuckern oder Zuckeralkoholen mit Fettsäuren oder Fettalkoholen, Phospholipide und Sphingolipide, Sterole oder deren Ester und Ether, sowohl allein als auch in Form von deren Mischungen umfassen.
11. Arzneistoffträger nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß die dispersionsstabilisierenden Substanzen Eilecithin, Soyalecithin oder hydrierte Lecithine, deren Mischungen oder der Mischung eines oder beider Lecithine mit einem oder mehreren Phospholipid- Komponenten, Cholesterol, Cholesterolpalmitat , Stigmasterin oder anderen Sterolen umfasen.
12. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß er einen Zusatz von ionischen Emulgatoren zur Ladungsstabilisierung bezogen auf die ursprüngliche Zubereitung in einer Menge von 0,01% bis 10% (m/m) und insbesondere im Bereich von 0,05-2% (m/m) umfaßt.
13. Arzneistoffträger nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß er als geladene ionische Ladungsstabilisatoren Diacetylphosphat, Phosphatidylglycerol, gesättigte oder ungesättigte Fettsäuren, Natriumcholat, Natriumglycocholat , Natriumtaurocholat oder deren Mischungen und/oder Aminosäuren umfaßt.
14. Arzneistoffträger nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß er eine oder mehrere iskositätserhöhende Substanzen bezogen auf die ursprüngliche Zubereitung in einer Menge von 0,1% bis 10% (m/m) und insbesondere innerhalb eines Bereichs von 0,5% bis 5% (m/m) umfaßt.
15. Arzneistoffträger nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß er die viskositätserhöhenden Stoffe Cellulose, deren Ether und Ester, Polyvinylderivate, Alginate, Polyacrylate, Xanthane und/oder Pektine oder eine Mischungen derselben umfaßt.
16. Arzneistoffträger nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß er außerdem einen oder mehrere Zucker und/oder einen oder mehrere Zuckeralkohole, insbesondere Glucose, Mannose, Trehalose, Mannitol und/oder Sorbitol umfaßt.
17. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 14 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß er (alleine oder in Kombination) Peptisatoren, insbesondere Natriumeitrat und/oder Natriumphosphate, umfaßt.
18. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Partikel in destilliertem Wasser, in einer wäßrigen Lösung mit Zusätzen von Elektrolyten, Mono- und Disacchariden, Polyolen oder deren Mischungen oder in Flüssigkeiten, die mit Wasser mischbar sind, dispergiert sind, wobei als Additive Natriumchlorid, Mannose, Glucose, Fruktose, Xylose, Trehalose, Mannitol, Sorbitol, Xylitol und/oder Glycerol vorzugsweise in einer Menge von 0,1% bis 50% (m/m) , und insbesondere im Bereich zwischen 1% und 30% (m/m) bezogen auf die ursprüngliche Zubereitung vorhanden sind.
19. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Partikel lyophilisiert oder sprühgetrocknet sind oder durch andere Trocknungsprozesse in eine trockene Form überführt oder verarbeitet wurden.
20. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Herstellung unter Ausschluß halogenierter organischer Lösungsmittel und bevorzugt unter Ausschluß von organischen Lösungsmitteln überhaupt erfolgt ist.
21. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß Ciclosporin in natürlicher oder synthetischer Form, alleine als aktive Substanz (Wirkstoff) oder in Mischung mit anderen aktiven Substanzen (Wirkstoffen) vorhanden ist.
22. Arzneistoffträger nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß die aktive Substanz bzw. die aktiven Substanzen in den Partikeln fein dispergiert und/oder gelöst vorliegen und/oder auf der Oberfläche der Partikel adsorbiert vorliegen.
23. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 22, dadurch gekennzeichnet, daß 0,01% bis 70% Ciclosporin, vorzugsweise 1% bis 30% Ciclosporin, kalkuliert auf das Gewicht der Partikel (d.h. Lipid + Ciclosporin = 100%), vorhanden sind.
24. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß er aus einer Mischung von Mono-, Di- und Triglyceriden der Palmitin- und Stearinsäure als Lipidmatrix, die mit 0,01% bis 70%, vorzugsweise 5% bis 30% Ciclosporin beladen ist und mit einer Mischung von Polyoxyethylenglycerol-monostearat und Natriumcholat stabilisiert, besteht.
25. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß er aus einer Mischung von Mono-, Di- und Triglyceriden der Palmitin- und Stearinsäure als Lipidmatrix, die mit 5% bis 30% Ciclosporin beladen ist und mit Lecithinen, Poloxamer 188, einem Zuckeralkohol oder -ester oder -ether, Polysorbat 20, 40, 60 oder 80, Natriumcholat oder deren Mischungen stabilisiert ist, besteht.
26. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß er in Form einer Endformulierung zur oralen und peroralen Anwendung als trockenes Pulver in Sachets zur Rekonstitution als Suspension vor dem Gebrauch, als Pellets, Granulat, Tablette, Brausetablette, Kapsel und therapeutisches Arzneistofffreisetzungssystem, insbesondere als bioadhäsive Tablette vorliegt.
27. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß er in Form einer Endformulierung zur parenteralen Anwendung, insbesondere als Partikelsuspension oder zu größeren Freisetzungseinheiten verarbeitet, wie vorzugsweise Tabletten oder Zylindern zur Implantation vorliegt.
28. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß er in Form einer Endformulierung zur dermalen Anwendung auf Haut und Schleimhäuten vorliegt, insbesondere in Form einer/eines Salbe, Creme, Paste, Stifts, Gels oder Lotion.
29. Arzneistoffträger nach einem der Ansprüche 1 bis 28 für die therapeutische Behandlung mit Ciclosporin- Formulierungen, die eine mittlere Blutspiegelkonzentration im Steady State Bereich von 300 ng/ml bis über 1000 ng/ml, vorzugsweise über 800 ng/ml, insbesondere bis 900 ng/ml, bevorzugt von 400 ng/ml -bis 800 ng/ml unter Abwesenheit hoher mittlerer initialer Blutspiegelkonzentrationen wesentlich über 1500 ng/ml, insbesondere über 1200 ng/ml, vorzugsweise über 1000 ng/ml und bevorzugter über 800 ng/ml erzeugt.
30. Arzneistoffträger nach Anspruch 29, der die mittlere Blutspiegelkonzentration im Steady State Bereich für einen verlängerten Zeitraum von mindestens 5 h, vorzugsweise mindestens 7 h, insbesondere 9 h erzeugt.
31. Therapeutische Behandlung mit Ciclosporin Formulierungen, die eine mittlere Blutspiegelkonzentration im Steady State Bereich von 300 ng/ml bis über 1000 ng/ml, vorzugsweise über 800 ng/ml, insbesondere bis 900 ng/ml, bevorzugt von 400 ng/ml bis 800 ng/ml unter Abwesenheit hoher mittlerer initialer Blutspiegelkonzentrationen wesentlich über 1500 ng/ml, insbesondere über 1200 ng/ml, vorzugsweise über 1000 ng/ml und bevorzugter über 800 ng/ml erzeugt.
32. Therapeutische Behandlung nach Anspruch 31, die eine verlängerte mittlere Blutspiegelkonzentration im Steady State Bereich für einen verlängerten Zeitraum von mindestens 5 h, vorzugsweise mindestens 7 h, insbesondere 9 h erzeugt .
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