Изобретение относится к имплантируемым абсорбируемым губкам или накладываемым снаружи перевязочным материалам, а конкретнее к имплантатам или перевязочным материалам, обладающим способностью доставлять фармацевтические препараты и т.п. к местоположению раны или имплантата.
Чтобы улучшить эффективность и функциональность перевязочных материалов и хирургических имплантатов, предпринимались различные попытки включить в них разнообразные лекарственные средства, как например, антибиотики, аналгезирующие средства и т.п.
Примеры антибактериальных перевязочных материалов даны в патентах США NN 4.191.743 на имя Клемма и др., 2.804.424 на имя Стирна и др. и 2.809.149 на имя Кусумано. Вместе с тем в патенте США N 3.987.797 на имя Стефенсона описывается шовный материал, выполненный антибактериальным.
В патенте США N 5.124.155 на имя Рейча описываются перевязочные материалы, способствующие заживлению ран. Большинство известных хирургических бинтов и перевязочных материалов, в которые введены лекарственные средства, изготавливают пропитыванием материала в водном растворе лекарственного средства. Это может сделать носитель хрупким или негибким при его сушке. Кроме того, трудно регулировать скорость выделения лекарственного средства или его действие на периферические ткани, когда его наносят на носитель в растворенном жидком состоянии. К тому же многие важные лекарственные средства не растворимы в воде и не могут быть нанесены этим способом. В качестве альтернативы лекарственное средство наносят на перевязочный материал или имплантат в виде порошка или пудры, которая быстро выделяется и создает опасность того, что крупные частицы лекарственного средства могут вызвать раздражение ткани или поступить в сердечно-сосудистую систему, где они могут закупорить капилляры.
Кроме накладываемых снаружи перевязочных материалов известен также имплантируемый хирургический материал, пропитанный лекарственным средством. Например, в патенте США N 5.197.977 на имя Хоффмана и др. описывается искусственный сосудистый имплантат, который пропитан коллагеном и лекарственным средством.
Кроме того, Boyes-Varley в Int. J. and Maxillafac Surg. 1988; 17:138-141 описывают использование при исследовании на животных губки "Гельфоам" /зарегистрированный товарный знак/ с солевым раствором лекарственных средств. Однако "Справочник для врачей" /"Медикал Экономик Кампэни", Ораделл. шт. Нью-Джерси/, издание 1992 г. предупреждает, что "не рекомендуется насыщать" Гельфоам "раствором антибиотика или опудривать порошкообразным антибиотиком". Подобное предупреждение имеется в отношении введения другого популярного хирургического имплантата - абсорбируемого кровоостанавливающего средства - с зарегистрированным товарным знаком "Седжисел", которое гласит, что "кровоостанавливающее средство "Седжисел" не следует пропитывать антибактериальными средствами".
Поэтому желательно иметь способ безопасного и эффективного пропитывания накладываемых снаружи перевязочных материалов, а также имплантируемых губок и кровоостанавливающих средств, особенно с популярными зарегистрированными товарными знаками "Гельфоам" и "Седжисел". Конкретнее, было бы желательно пропитывать перевязочные средства и имплантаты лекарственным средством не в виде растворенного вещества или порошка, а в таком виде, который позволяет контролировать концентрацию лекарственного средства и скорость его выделения.
Ввиду вышеуказанных ограничений и недостатков известных способов, материалов и составов, а также других неудобств, особо не упомянутых выше, очевидно, что в данной области существует потребность в хирургическом имплантате и наружном перевязочном средстве, которые могут безопасно и эффективно доставлять с регулируемой скоростью любой из множества фармацевтических препаратов /или лекарственных средств/ к намеченной ткани, сохраняя при этом свою кровоостанавливающую функцию. Следовательно, главной задачей этого изобретения является удовлетворение этой потребности путем создания хирургического имплантата, губки или перевязочного материала с такой доставкой лекарственного средства и кровоостанавливающей способностью.
Конкретнее, задачей этого изобретения является создание абсорбируемого носителя, который способен воспринимать и выделять лекарственное средство в виде твердых микрочастиц и обладает тем преимуществом, что позволяет регулировать концентрацию и выделение лекарственного средства.
Другой задачей изобретения является создание средства вышеуказанного типа, в котором лекарственное вещество является нерастворимым в воде.
Другой задачей изобретения является создание средства вышеуказанного типа, в котором при желании можно не допустить вхождение лекарственного вещества в ткани или сердечно-сосудистую систему.
Другой задачей изобретения является создание средства вышеуказанного типа, в котором частицы лекарственного вещества имеют диаметр менее 10 мкм, с тем, чтобы уменьшить вероятность того, что частицы будут раздражать ткань при выделении или закупоривать капилляры при вхождении в систему кровообращения.
Другой задачей изобретения является создание средства вышеуказанного типа, в котором лекарственное вещество в виде микрочастиц или микрокристаллов защищено от окисления и возможной реакции с перевязочным материалом.
Другой задачей изобретения является создание средства вышеуказанного типа, в котором носитель выполнен с возможностью удерживать до 4 г лекарственного средства на 1 г носителя.
Другой задачей изобретения является создание средства вышеуказанного типа, в котором носитель остается скорее гибким, чем хрупким.
Другой задачей изобретения является создание средства доставки лекарственного вещества с контролируемым выделением для подачи антисептиков, антибиотиков, противовоспалительных средств, местных анестезирующих средств, стимуляторов роста тканей или ингибиторов разрушения тканей к ране или к месту операции, включая как мягкую ткань, так и кость, с целью обеспечения остановки кровотечения, снятия боли, предотвращения инфекции, ускоренного возобновления роста, уменьшенного воспаления, предотвращения образования келоида и ускоренного выздоровления.
Вышеупомянутые кратко изложенные задачи достигаются согласно изобретению посредством создания перевязочного материала, губки или материала хирургического имплантата, содержащих материал носителя, фармацевтический состав в виде твердых микрочастиц или микрокристаллов и вспомогательное покрытие для улучшения сцепления частиц фармацевтического препарата с носителем и для контроля концентрации фармацевтического препарата и скорости его выделения к месту раны.
Материал носителя может быть любым из множества материалов, которые фармацевтически пригодны /нетоксичны и неаллергичны/, сцепляются с намеченной тканью или внутри нее и вмещают в себя фармацевтический состав. Предпочитается волокнистый носитель, как, например, плетеные перевязочный и шовный материалы или адсорбируемый имплантат из твердого вспененного материала с поперечными связями, в которых волокна поддерживают частицы лекарственного средства.
К видам фармацевтических препаратов, которые могут применяться, относятся, например, антисептики, антибиотики, противовоспалительные средства, местные анестезирующие средства, аналгезирующие средства, стимуляторы роста тканей и ингибиторы разрушения тканей. Фармацевтическим составом предпочтительно является не растворимое в воде лекарственное средство из кристаллов или микрочастиц, уменьшенных до микроскопических размеров /20 нм -30 мкм/ разрушением ультразвуком, микропсевдоожижением /пример 1/ или другими способами гомогенизации с большими срезающими усилиями, как, например, при процессах в гомогенизаторах "Голин" или "Ранни" /"АПВ Голин/Ранни", Сент-Пол, шт. Миннесота/ или при других процессах. Микрокристаллы взвешены в водном растворе благодаря покрытию кристаллов амфипатическим, оболочкообразующим липидом. Этот липид действует так же, как вспомогательное средство, позволяющее микрочастицам лекарственного средства нековалентным образом прикрепляться к материалу носителя. Насыщенный материал носителя предпочтительно содержит пустые пространства микроскопических размеров, что делает возможным гидратацию, истечение лекарственного средства и прорастание ткани внутрь. Кроме того, хранение лекарственного средства в виде микрочастиц или микрокристаллов предотвращает его окисление и возможную реакцию с перевязочным материалом.
Согласно изобретению предлагается гибкий, имплантируемый, а также налагаемый снаружи хирургический материал, который содержит лекарственное средство при высокой концентрации. При наложении на место хирургической операции или на рану материал выделяет лекарственное средство в окружающую ткань со скоростями и в течение периодов времени, выбранных для достижения оптимального терапевтического эффекта. При некоторых вариантах воплощения изобретения изготавливают полутвердый материал, пригодный для имплантации в кость.
Способ изготовления по настоящему изобретению содержит стадии выбора материала носителя, как, например, имплантируемой абсорбируемой губки или кровоостанавливающего средства, приготовления лекарственного средства в виде микрочастиц, покрытия частиц вспомогательным средством, модифицирования носителя для улучшения его когезионных свойств, нанесения покрытых частиц лекарственного средства на носитель и удаления воды лиофилизацией.
Имплантат по настоящему изобретению может быть использован при хирургических или зубоврачебных процедурах, при которых желательно останавливать кровотечение и одновременно непрерывным образом доставлять лекарственное средство к примыкающей ткани. В частности, к предполагаемым случаям применения относятся имплантация составов, содержащих лекарственные средства и соответствующие действующие начала, для обеспечения снятия боли, уменьшения воспаления, ускорения возобновления роста ткани или кости и предотвращения инфекции.
Согласно настоящему изобретению предлагается средство для непрерывной обработки раны или места хирургической операции лекарственным препаратом. При использовании рассасывающегося материала носителя настоящее изобретение обеспечивает получение имплантируемого средства непрерывной доставки лекарственного средства с достижением местного терапевтического полезного эффекта при одновременном обеспечении остановки кровотечения и регулируемой среды для восстановления ткани. Оно обеспечивает большой запас лекарственного средства в том месте, где оно необходимо, но в виде лекарственных микрочастиц с контролируемой связью с материалом носителя. Настоящее изобретение обладает явными преимуществами перед экспромтом приготовленными материалами, в которых лекарственное средство в виде микрочастиц "напудрено" на перевязочные средства или хирургические материалы. Такая практика связана с опасностью того, что могут выделяться крупные частицы лекарственного средства, вызывая раздражение ткани или входя в систему кровообращения, где они могут закупорить капилляры.
Фиг. 1 представляет собой схематический чертеж, выполненный по микроскопическим исследованиям лецитин-окситетрациклин-коллагеновая основа и лецитин-окситетрациклин-целлюлозная основа при увеличении в 10 и 40 раз.
Фиг. 2 показывает копии микрофотографических снимков коллагенового волоконца при увеличении в 800 раз, которое было вскрыто из лецитин-окситетрациклин-коллагеновая основа. Снимок А получен при микрофотографии с пропусканием лучей. Снимок В изображает желто-зеленую флуоресценцию /представлена как белая/, возникающую от связанных окситетрациклиновых микрокристаллов в идентичном образце при освещении ультрафиолетовым светом. Снимки С и Д представляют собой фото- и флуоресцентные микроснимки /соответственно/ другого образца после гидратации водным буфером.
Фиг. 3 показывает процесс выделения окситетрациклина во времени из четырех видов коллагеновой основы, пропитанной окситетрациклином. Подробности эксперимента приведены в примерах 10 - 12.
Настоящее изобретение, в общем, содержит волокнистую основу носителя, которая имеет назначение как перевязочное средство, губка, абсорбируемый хирургический имплантат и т. п. , фармацевтический состав в виде твердых микрочастиц или микрокристаллов и покрытие из вспомогательного средства для улучшения сцепления частиц фармацевтического препарата с носителем и для улучшения контроля за концентрацией и скоростью выделения фармацевтического препарата.
Исходные материалы
Основа носителя
Носитель по настоящему изобретению может быть изготовлен из любого из имеющегося множества материалов, которые фармацевтически приемлемы /нетоксичны и неаллергичны/, могут сцепляться с намеченной тканью или имплантироваться в нее и могут быть изготовлены для введения в них фармацевтического состава. Предпочитается волокнистый носитель, как, например, ткани, нити, вспененные твердые материалы с поперечными связями, гели и т.д. В число примерных материалов входят, но не ограничиваются ими, коллаген, химически сшитый коллаген или желатин, целлюлоза, окисленная целлюлоза, ацетат целлюлозы в волокнистом виде, особенно с низкой степенью ацетилирования; этилцеллюлоза, метилцеллюлоза, простой оксиэтиловый эфир этилцеллюлозы в волокнистом виде; поли-D,L -лактат; пирролидиновые полимеры в волокнистом виде, акрилатные смолы, включая полиакрилат, полиметакрилат и их сополимеры; полигидроксибутират, полигидроксивалерат и их сополимеры в волокнистом виде; полигликолевая кислота ("Дексон"), поли(D,L-молочно-гликолевая кислота) и полиглактин ("Викрил"). Предпочтительный материал носителя содержит пустоты микроскопических размеров, благодаря которым возможны гидратация, истечение лекарственного средства и врастание ткани.
Используемый здесь термин "основа" или "материал основы" обозначает материал носителя в трехмерной конфигурации /ткани, ворсистые волокна, твердые вспененные материалы и т.д./. Основа по настоящему изобретению имеет назначение не только как носитель для фармацевтического препарата, но также и как перевязочное средство, имплантируемое кровоостанавливающее средство и т.п. Поэтому в качестве основы носителя предпочитается использовать перевязочное средство или имплантируемое кровоостанавливающее средство, которое имеется в продаже, считается безопасным и эффективно заполняется антибиотиками и другими фармацевтическими препаратами.
Примером хирургически имплантируемого материала, который может быть использован, является абсорбируемая желатиновая стерильная губка с зарегистрированным товарным знаком "Гельфоам"/ "Апджон компани", Каламазу, шт. Миссисипи/, которую широко используют в хирургии и стоматологии. Этот материал описывается в "Справочнике для врачей", изд. 1992 г. на странице 2338 как "не растворимый в воде, не совсем белый, неупругий, пористый гибкий материал, приготовленный по американскому патенту из очищенных гранул желатина пробкового слоя". Он действует как кровоостанавливающее средство, которое может впитывать и удерживать в своих пустотах кровь и другие жидкости, по весу во много раз превышающие его вес. Как указывается в инструкции по его применению, "Гельфоам" можно оставлять на месте и им можно закрывать рану. В "Мерах предосторожности" отмечается, что "не рекомендуется насыщать "Гельфоам" раствором антибиотика или опудривать порошком антибиотика". Отличительным признаком настоящего изобретения является то, что этот и сходные материалы модифицируют для безопасного и эффективного наполнения антибиотиками и другими фармацевтическими препаратами.
Другим примером хирургически имплантируемого материала, который может быть использован, является абсорбируемое кровоостанавливающее средство с зарегистрированным товарным знаком "Седжисел" /производства компании "Джонсон энд Джонсон Медикал, Инк", Арлингтон, шт. Техас, США/. Этот материал представляет собой полоски трикотажной ткани из окисленной регенерированной целлюлозы, стерильно упакованные с различными размерами, и описывается в "Справочнике для врачей", изд. 1992 г. на странице 1151 как обладающий и кровоостанавливающими, и бактерицидными свойствами. В инструкции предлагается использовать его как в виде съемного перевязочного материала, так и в виде имплантируемого материала, который применяют в небольших количествах. В "Предупреждениях" указывается, что кровоостанавливающее средство "Седжисел" не следует пропитывать антибактериальными средствами или другими веществами, как, например, буферными или кровоостанавливающими веществами". Однако способ по настоящему изобретению позволяет модифицировать этот и соответствующие материалы, изготовленные из целлюлозных волокон, с тем, чтобы доставлять лекарственные средства.
Другие хирургические материалы на основе волокон, которые применимы при настоящем изобретении, включают в себя альгинат кальция в волокнистом виде "Любет-Монкла, патент США N 3.431.907, 1969, /материалы, содержащие сшитый желатин, карбоксиметилцеллюлозу или пектин /Поэлчак и др., патент США N 4. 292.972, 1981/ и флоккулированный или химически сшитый фибронектин /Рейч, патент США N 5.124.155, 1992 г, упомянутый здесь при обсуждении предшествующего уровня техники/. Этот перечень приведен для иллюстративных целей и не считается исчерпывающим.
Носителю можно любым образом придать подходящие размер и форму, соответствующие определенной полости тела или ткани, к которым он должен применяться. Объемный вес основы носителя должен быть достаточно небольшим, чтобы иметь возможности вместить достаточные количества фармацевтического препарата, сохраняя при этом структурную целостность. При использовании для имплантации основа носителя должна быть биологически распадающейся и неаллергичной. Микроскопический размер материала носителя ограничивается только размером тампонируемой полости и количеством материала, подлежащего рассасыванию. Нижний предел размера определяется также с учетом удерживания в полости. Размер и плотность отдельных волокон в ткани или твердом вспененном материале ограничиваются по соображениям механической прочности и пористости. В общем, чем больше микроскопический размер и меньше пористость, тем медленнее будет выделение лекарственного средства.
Фармацевтические препараты
Фармацевтический компонент /или лекарственное средство/ по настоящему изобретению может быть любым из множества веществ, включая антисептические средства, антибиотики, противовоспалительные средства, местные анестезирующие средства, стимуляторы роста тканей и ингибиторы разрушения тканей, которые являются твердыми в чистом состоянии при температуре 37oC и ниже. Наиболее предпочтительным является лекарственное вещество, которое измельчено до 10 мкм или субмикронных размеров в водной среде разрушением ультразвуком, микропсевдоожижением или гомогенизацией, описанным в патентах США NN 5.091.187 и 5.091.188 на имя Хейнеса, которые оба приведены здесь в качестве ссылки. При способе Хейнеса не растворимые в воде лекарственные средства делают инъецируемыми путем приготовления водных суспензий микрокристаллов с фосфолипидным покрытием. Кристаллическое лекарственное средство измельчают до размеров 50 нм-10 мкм разрушением ультразвуком или другими способами, создающими большое срезающее усилие, в присутствии фосфолипида или другого оболочкообразующего амфипатического липида. Оболочкообразующий липид стабилизирует микрокристалл как гидробными, так и гидрофильными взаимодействиями, покрывая и обволакивая его и таким образом защищая его от коалесценции и позволяя получать лекарственное вещество в твердом виде, меньше раздражающее ткань.
Фармацевтический состав предпочтительно является не растворимым в воде лекарственным средством из кристаллов или микрочастиц, измельченных до микроскопических размеров /20 нм - 30 мкм/ разрушением ультразвуком, микропсевдоожижением, гомогенизацией, мокрым размолом, размолом в воздушной ударной мельнице или другими способами. Микрокристаллы, которые могут быть не растворимыми в воде, взвешены в водном растворе благодаря покрытию кристаллов амфипатическим, оболочкообразующим липидом. Микрочастицы лекарственного средства прикрепляют к материалу носителя нековалентным образом с использованием вспомогательного материала. Наполненный материал носителя предпочтительно содержит пустоты микроскопических размеров, благодаря которым возможны гидратация, истечение лекарственного средства и врастание ткани.
В предпочтительных вариантах воплощения изобретения выбранное лекарственное средство будет по существу не растворимым в воде (≤ 20 мг/мл при физиологическом pH). Таким образом, когда основа носителя будет гидратирована, диффундирующие мономеры лекарственного средства будут присутствовать при исключительно низкой концентрации. Нерастворимость в воде также ассоциируется с медленными скоростями растворения. Получающееся в результате медленное выделение желательно для наилучшего лечебного действия.
В случаях, когда требуются введение и медленное выделение водорастворимого лекарственного средства, оно может быть приведено в не растворимое в воде состояние посредством комплексообразования с противоположно заряженным катионом или анионом, как это описано в следующем абзаце. С другой стороны, выделение водорастворимых лекарственных средств может быть замедлено покрытием их микрочастиц лецитином или оболочкообразующими липидами.
Как описано Хейнесом /патенты США NN 5.091.187; 5.091.188/, многие водорастворимые лекарственные средства можно сохранять в микрокристаллическом виде посредством комплексообразования с анионами и катионами. В их число входят 2- нафтиленсульфонат /напсилат/, глюконат, 1,1'-метилен-бис-(2- гидрокси-3-нафталин)-карбоновая кислота (памоат), толисульфонат /тосилат/, метансульфонат /мерсилат/, глюкогептаноат /глюцептат/, битартрат, полиглютаминовая кислота, сукцинат, карбоновые кислоты с различной длиной цепи от ацетата до бехената, их 1:1 жирнокислотные или фосфатные комплексы, и с различными аминами, включая дибензилэтилендиамин /бензатин/, N, N, (дигидроабиетил)-этилендиамин (гидрабамин), или полимерами, как, например, полилизином. Выбор этих противоионов во многом делается на эмпирической основе, при этом главными критериями являются стабильность полученных кристаллов и их совместимость с водой. Как описано Хейнесом /патент США N 5.246.707/, эти принципы могут быть также применены для того, чтобы сделать биологические волокна нерастворимыми. Это также относится к водорастворимым лекарственным средствам, особенно к тем, которые могут быть сделаны не растворимыми в воде или которые не противодействуют липидным двухслойным оболочкам.
Как утверждалось ранее в патентах США N 5.091.187, 5.091.188 и 5.246.707 на имя Хейнеса, размер микрочастиц лекарственного средства может варьироваться в широких пределах, которые определяются желаемыми скоростями выделения лекарственного средства и физической стабильностью и механическими свойствами готового продукта. Размер микрочастиц лекарственного средства может быть выбран с целью оптимизации скорости выделения лекарственного средства. В общем, чем меньше частицы, тем быстрее их выделение. Размеры микрочастиц лекарственного средства могут варьироваться между 30 мкм и 20 нм. Предпочитается верхний предел размера микрочастиц лекарственного средства, равный 10 мкм, с тем, чтобы не происходила закупорка капилляров в случае, когда микрочастицы лекарственного средства выделяются в систему кровообращения. Наиболее предпочтительный интервал - это между 2 мкм и 100 нм, который в значительной степени определяется соотношением размеров микрочастиц лекарственного средства и волокон материала носителя и желаемой гибкостью готового продукта. В общем, чем меньше частицы лекарственного средства, тем меньше будет скорость их выделения. На практике оптимальный размер частиц определяют эмпирически, пробуя ряд размеров и отмечая физические и выделительные свойства продукта.
Если введенное лекарственное средство не является бактериостатическим или бактерицидным, то могут быть введены дополнительные средства. Может быть введен широкий круг консервантов. Он включает в себя /но не ограничивается/ бензалконийхлорид, бензаэтонийхлорид, пропилпарабен, бутилпарабен, хлорбутанол, бензиловый спирт, фенол, бензоат натрия, этилендиаминтетрауксусную кислоту и т.д. В завершение продукт можно стерилизовать облучением гамма-лучами или в некоторых случаях обработкой окисью этилена или нагреванием.
Вспомогательное средство
Отличительным признаком настоящего изобретения является использование им вспомогательных веществ для регулирования характера связи между микрочастицами лекарственного средства и материалом носителя. Вспомогательное средство способствует введению микрочастиц лекарственного средства в материал носителя посредством, по меньшей мере, одного из двух механизмов: а) одновременным покрытием микрочастиц лекарственного средства и волокон материала носителя для содействия их связи и/или б) содействием улавливанию микрочастиц лекарственного средства между волокнами материала носителя, в то время как те и другие подвергаются физическим или физико-химическим воздействиям/ не образуя ковалентные химические связи/. Возможно действие вспомогательного средства по обоим механизмам. Оболочкообразующие фосфолипиды, как, например, лецитин, могут обволакивать одновременно микрочастицы лекарственного средства и волокна материала носителя. Волокнообразующие вещества, как, например, солюбилизированный коллаген, будут покрывать как микрочастицы лекарственного средства, так и материал носителя.
Характер связи между микрочастицей лекарственного средства и материалом носителя может быть:
а/ связывание микрочастицы лекарственного средства с материалом носителя вспомогательным средством, которое имеет химическое сродство к обоим;
б/ улавливанием микрочастицы лекарственного средства между волокнами материала носителя, облегченным физическими или нековалентными химическими воздействиями на материал носителя вместе с микрочастицей лекарственного средства в присутствии или отсутствие вспомогательного средства.
в/ естественно происходящим химическим сродством, которое в отдельных случаях может иметь место между поверхностями микрочастиц лекарственного средства и волокнами материала носителя. Это можно определить, добавляя микрочастицы лекарственного средства к элементарным волокнам материала носителя и наблюдая их взаимодействие под микроскопом. Этими силами могут быть гидрофобное взаимодействие, образование водородной связи и ионные взаимодействия. Если будут присутствовать большие силы связи, то не потребуется вспомогательное средство.
К числу оболочкообразующих вспомогательных средств, которые могут быть использованы, относятся фосфолипиды, включая лецитин /фосфатидилхолин/, фосфатидилглицерин, фосфатидную кислоту, фосфатидилсерин, фосфатидилинозит, кардиолипин /дифосфатидилглицерин/, фосфатидилэтаноламин; сфингомиелин; и моноглицериды, включая монопальмитин, моностеарин, монокаприлин и моноолеин. Как описано в патенте США N 5.091.188, с ними могут быть введены и другие липидные вещества с целью изменения свойств получающихся в результате оболочек. Кроме того, в число водорастворимых и суспендируемых в воде вспомогательных средств входят коллаген /несколько видов/; желатин; карбоксиметилцеллюлоза, гидроксиэтилцеллюлоза, гидроксипропилцеллюлоза, гидроксипропилметилцеллюлоза, повидон, бензалконийхлорид и бензэтонийхлорид. В качестве вспомогательных средств можно использовать неионные поверхностно-активные вещества для способствования включению и выделению микрочастиц лекарственного средства и для обеспечения их антибактериальных свойств. В их число входят полиоксамеры, например полиоксил-10-олеиловый эфир, полиоксил-20-цетостеариловый эфир, полиоксил-35-касторовое масло; полиоксилстеараты, полисорбаты; полипропиленгликоль; сорбитанмонолаурат; сорбитанмоноолеат, сорбитанмонопальмитат и моностеарат. К числу других вспомогательных средств относятся холестерин, стеарат кальция, стеарат магния; натриевые соли жирных кислот, как, например, стеарат натрия; лаурилсульфат натрия; и глицеролмоностеарат.
Выбор второстепенных вспомогательных средств
Чтобы увеличить общую концентрацию лекарственного средства в водной микрофазе и скорость выделения лекарственного средства, в препарат могут быть введены водорастворимые макромолекулы, способные связывать мономеры лекарственного средства. К ним относятся сывороточный альбумин и циклодекстраны /альфа, бета и гамма/. С другой стороны, к препарату могут быть добавлены карбоксиметилцеллюлоза, декстраны и другие водорастворимые полимеры, чтобы увеличить вязкость водной фазы и, следовательно, уменьшить скорость диффузии мономеров лекарственного средства и микрочастиц лекарственного средства в водной микрофазе.
В отношении способов связи измельченного лекарственного средства настоящее изобретение, по-видимому, превосходит предшествующий уровень техники, который и не предусматривает использование вспомогательных средств, и не основывается на определенном взаимодействии между частицами лекарственного средства и волокнами материала носителя, а характеризуется простым удерживанием частиц лекарственного средства в пустотах неизмененного твердого вспененного материала или ткани материала носителя посредством простого "впудривания" или вдувания воздухом /подобно улавливанию частиц пыли в воздушных фильтрах/. Вещества, которые могут быть "вдуты", также могут быть вытряхнуты во время транспортировки и погрузочно- разгрузочных операций. Кроме того, настоящее изобретение не основывается на образовании связи мономерных молекул лекарственного средства с материалом носителя или вспомогательным средством, хотя такие тенденции могут соответственно замедлить или ускорить выделение лекарственного средства.
Таким образом, отличительным признаком настоящего изобретения является то, что он основывается на особой физической связи между микрочастицами лекарственного средства и твердой основой носителя. Это достигается путем использования вспомогательного средства или особыми воздействиями на материал носителя в присутствии микрочастиц лекарственного средства. Это обеспечивает получение хирургического материала, в котором микрочастицы лекарственного средства остаются равномерно распределенными при хранении, во время транспортировки и при резке и обработке этого материала.
Способы изготовления и использования
Изготовление материала по настоящему изобретению начинается с выбора волокнистого материала носителя, как, например, имплантируемой абсорбируемой губки или кровоостанавливающего средства, выбора лекарственного средства и выбора вспомогательного средства /оболочкообразующего, водорастворимого и т. д./.
Существуют два предпочтительных способа введения лекарственного и вспомогательного средств в материал носителя:
а/ пропитыванием материала носителя суспензией не растворимых в воде микрочастиц лекарственного средства в присутствии вспомогательного средства или б/ пропитыванием материала носителя в растворе лекарственного средства в присутствии вспомогательного средства с последующим удалением растворителя и образованием таким образом микрочастиц. Способ /а/ особенно подходит тогда, когда лекарственное средство плохо растворяется в выбранном растворителе и когда желательны большие степени наполнения лекарственным средством и гибкость готового материала.
При способе /а/, когда растворителем является вода, предпочтительный способ удаления растворителя - это сушка вымораживанием /лиофилизация/, особенно в отношении водного растворителя /примеры 2-3/. Удаление воды в замороженном состоянии предотвращает перегруппировку микрочастиц лекарственного средства и осаждение солюбилизированного лекарственного средства в виде непрерывной фазы между микрочастицами, что имело бы результатом затвердевание перевязочного материала или имплантата.
Способ /б/ применим тогда, когда требуются низкие степени наполнения, а легкость изготовления имеет важное значение. В этом случае сушка вымораживанием обычно не обладает преимуществом по сравнению с простым выпариванием растворителя. Покрытие можно наносить посредством нескольких стадий пропитывания и выпаривания /пример 8/.
Выбор между этими двумя способами может быть основан на систематическом исследовании с желаемым сочетанием лекарственного средства и вспомогательного средства. Как показали проведенные эксперименты, введение микрочастиц лекарственного средства и гидратированный материал носителя улучшает их последующее улавливание между волокнами. Кроме того, взаимодействие микрочастиц лекарственного средства с волокнами материала носителя усиливается последующей гидратацией, особенно в присутствии подходящего вспомогательного средства. Вспомогательные средства, которые имеют сродство как к микрочастице лекарственного средства, так и к материалу носителя, являются наиболее подходящими для создания тесной связи между двумя последними.
Когда желательны гибкие материалы, то важно, чтобы микрочастицы лекарственного средства или растворенное лекарственное средство не образовывали непрерывную фазу лекарственного средства в препарате. Это может происходить тогда, когда удаление растворителя осуществляется из жидкого состояния и когда материал носителя действует как фитиль.
В материал носителя лекарственное средство можно также вводить распылением раствора или суспензии лекарственного средства в присутствии или отсутствии вспомогательного средства. Этот способ особенно подходит тогда, когда не требуются высокие степени наполнения лекарственным средством и когда важным является легкость изготовления.
Скорость выделения лекарственного средства
К механизмам, по которым лекарственное средство может выделяться из носителя, относятся: а/ диффузия или течение мономеров лекарственного средства и б/ диффузия или течение микрочастиц лекарственного средства из основы носителя. Механизм /а/ является наиболее важным, когда микрочастицы лекарственного средства прочно прикреплены к материалу носителя или захвачены в нем. Это иллюстрируют примеры 5, 11 и 17, в которых окситетрациклин /ОТЦ/ - не растворимое в воде лекарственное средство - выделялся очень медленно. Чем больше количества грамм не растворимого в воде лекарственного средства на литр объема основы, тем медленнее будет скорость его выделения в значениях доли в час.
Скорости выделения по механизму /а/ будут наименьшими для лекарств, которым свойственна нерастворимость в воде. Однако могут быть достигнуты также небольшие скорости выделения водорастворимых лекарственных средств, если их сделать не растворимыми в воде посредством комплексообразования с подходящими катионными или анионными добавками или с помощью второстепенных вспомогательных средств /описаны выше/ для приготовления микрокристаллов лекарственного средства. Кроме того, можно уменьшить скорости выделения водорастворимых лекарственных средств, если они обладают собственными непроницаемыми оболочками или заключены в оболочки из лецитина или других оболочкообразующих липидов, прочно скрепленные с материалом носителя.
Скорость выделения не растворимого в воде лекарственного средства по механизму /а/ может быть увеличена включением водорастворимых макромолекул, например сывороточного альбумина или циклодекстрина, которые имеют заметное средство для связывания мономеров лекарственного средства /второстепенные вспомогательные средства/. После имплантации основы в организм и ее гидратации эти молекулы будут связывать мономеры лекарственного средства, увеличивая таким образом их общую концентрацию в водных диффузионных путях внутри неподвижной основы. Это предоставит возможность для более полной доставки лекарственного средства изнутри основы к границе ткани.
Когда действует механизм /б/, скорость потери лекарственного средства зависит от скорости выделения микрочастиц лекарственного средства из материала носителя. В примерах 13, 14, 15 и 16 микрочастицы окситетрациклина выделялись по этому механизму. Скорость выделения микрочастиц лекарственного средства зависит от прочности прикрепления к материалу носителя /или захватывания в нем/, которую можно контролировать подбором главных вспомогательных средств. Так как диффузия крупных частиц происходит медленно, то скорость выделения зависит от величины приливно-отливного потока, происходящего в результате сжатия и высвобождения препарата в среде, в которую он помещен. Таким образом, включение второстепенных вспомогательных средств, которые увеличивают вязкость водных микрофаз в гидратированной основе, может быть использовано для уменьшения скорости выделения по механизму /б/.
Разработку конкретного продукта будут начинать с выбора количества лекарственного средства, подлежащего включению, и скорости, с которой оно должно выделяться. Затем рассматривают физико-химические свойства и растворимость состава лекарственного средства. После этого выбирают комбинацию материала носителя и вспомогательных средств в пользу или в ущерб механизмов /а/ и /б/ с целью достижения желаемой скорости выделения. Например, если лекарственное средство является по существу не растворимым в воде и при этом желательны медленные скорости выделения, то тогда выбирают комбинацию материал носителя /вспомогательное средство, благоприятствующую захватыванию и выделению по механизму /а/ /примеры 5, 11 и 17/. Но в случае, когда желательно более быстрое выделение аналогичного лекарственного средства, выбирают комбинацию материал носителя/вспомогательное средство, благоприятствующую прикреплению покрытием и выделению по механизму /б/ /примеры 13, 14, 15 и 16/.
Если применяется водорастворимое лекарственное средство, то имеют место другие закономерности. В этом случае выбирают вспомогательные средства, которые будут обволакивать лекарственное средство и/или делать его нерастворимым. Например, гидрофильные, водорастворимые лекарственные средства, которые несут полный заряд при нейтральной pH, могут быть захвачены в пузырчатых структурах, образованных оболочкообразующими фосфолипидами. Кроме того, многие водорастворимые лекарственные средства, несущие полный заряд, могут быть приведены в нерастворимое состояние посредством противоиона противоположного заряда. Обе эти закономерности могут быть объединены для удерживания лекарственного средства, которое сделали не растворимым в воде, внутри лецитиновых пузырчатых структур, прикрепленных к материалу носителя или захваченных внутри него.
Разработка конечного продукта
Разработка конечного продукта будет зависеть от того, как нужно будет использовать продукт /перевязочный материал или имплантат/ желаемых размера и формы материала и желаемых скорости и продолжительности выделения. Действие продукта зависит от шести параметров, перечисленных ниже с краткими сопровождающими пояснениями в скобках:
а/ материал носителя /биологически распадающийся для имплантации, гибкий для наложения на мягкую ткань, жесткий для имплантации в кость; пористый/,
б/ размер микрочастицы или микрокристалла лекарственного средства /менее 10 мкм для имплантации; размеры меньше диаметра волокон для оптимального покрытия; размеры, сравнимые с пустотами материала носителя для оптимального захвата; небольшие размеры для более быстрого растворения/,
в/ вспомогательное средство /для покрытия или способствования захвату микрочастицы лекарственного средства; выбор механизма /а/ или механизма /б/ для выделения лекарственного средства/,
г/ способ удаления растворителя /лиофилизация или простое выпаривание, определяемые экономическими соображениями и требованиями к жесткости и однородности готового продукта/,
д/ степень наполнения лекарственным средством, плотность препарата (грамм лекарственного средства /мл гидратированной основы и грамм лекарственного средства/грамм материала носителя + вспомогательного средства) определяется активностью лекарственного средства и желаемым количеством часов непрерывного выделения/,
е/ второстепенные вспомогательные средства/ для увеличения или уменьшения растворимости лекарственного средства или изменения вязкости вещества основы в гидратированном состоянии с изменением таким образом скорости выделения лекарственного средства/.
При описании различных вариантов воплощения настоящего изобретения будет использоваться следующая система обозначения: /Вспомогательное средство/ - /Лекарственное средство/ - /Материал основы/.
Таким образом, в примере 2 составом является лецитин-флурбипрофен-коллагеновая основа.
Нижеследующие примеры даны с целью показать способ осуществления настоящего изобретения. Все части и процентные содержания, приведенные здесь, указаны в весовом процентном отношении (вес./вес.) или в процентном отношении веса к объему (вес./об.), где вес или объем в знаменателе обозначает общий вес или объем системы. Также обозначается наполнение лекарственным средством в граммах лекарственного средства на грамм материала основы. Концентрации водорастворимых компонентов в водном растворе /например, глюкозе/ указаны в миллимолях/ мМ = миллимолям на литр/, отнесенных к объему воды в системе. Все температуры приведены в градусах Цельсия. Диаметры или размеры указаны в миллиметрах /мм =10-3м/, микрометрах /мкм = 10-6 м/ или нанометрах /нм = 10-9 м/. Составы по изобретению могут содержать, состоять по существу из или состоять из указанных веществ, а процесс или способ может содержать, состоять по существу из или состоять из стадий, указанных с такими веществами.
Пример 1. "Гельфоам", пропитанный водной суспензией микрокристаллов флурбипрофена, покрытых лецитином.
В этом примере описывается пропитывание "Гельфоама" /зарегистрированный товарный знак/ водной суспензией микрокристаллов с целью получения продукта, у которого отсутствует длительное выделение или особая связь лекарственного средства, с материалом носителя. Микрокристаллы флурбипрофена, покрытые лецитином, приготавливали по способу, описанному в патентах США 5.091.187 и 5.091.188 на имя Хейнеса, которые приведены здесь для ссылки. Кратко, 75 г яичного лецитина /"Пфанстиел Лэборетери", Уокеган, шт.Иллинойс, США; фосфолипиды, яйцо, N Р-123, партия 21097, занесено в основной файл лекарственных средств /добавляли к 225 мл буфера с 300 мМ глюкозы и 2 мМ фосфата натрия при рН 7,0. Смеси давали возможность гидратироваться и затем диспергировали ее в аппарате "Бринкман Политрон ПР 10/35"/ "Бринкман Инструменте", Уэстбери, шт. Нью-Йорк/. Затем добавляли 75 г флурбипрофена /"ССТ Корп.", Клифтон, шт. Нью-Джерси"/ и продолжали диспергировать. Суспензию затем дегазировали обработкой ультразвуком и пропускали в общей сложности 7 раз через микрофлюидизатор М-110Ф /"Микрофлюдикс, Инк.", Ньютон, шт. Миннесота/ для образования водной суспензии покрытых лецитином микрокристаллов флурбипрофена (20% вес./об./ флурбипрофена, 20% вес./об. лецитина). рН регулировали до величины 7,2.
Препарат исследовали под флуоресцентным микроскопом /"Карл Цейс", N 4725631, "Западная Германия" /при 800-кратном увеличении при флуоресценции и при нормальном режиме. Наблюдались небольшие свободно текучие микрокристаллы размером приблизительно 0,5 мкм по их рефракции и по их зеленоватой флуоресценции. Как определено, менее 1% частиц имели размер больше 1 мкм, причем по существу ни одна частица не была больше 10 мкм. Анализ посредством классификатора частиц "Каултер Н4" /"Каултер Электронике", Хайли, шт. Флорида/ в режиме "интенсивности" показал средний диаметр в 521 ± 62 нм для 100% частиц и 0% 3 мкм.
Образцы "Гельфоам" /НДС 0009-0342-01, "Гельфоам", стерильная губка, абсорбируемая желатиновая губка, ЮСП, "Апджон Компани", Каламазу, шт. Миссисипи/ разрезали на куски размером 7 мм х 7 мм х 10 мм. С учетом размеров разрезанных образцов их объем был определен как равный приблизительно 0,5 см3. Образцы взвешивали, а затем погружали в аликвотные пробы вышеописанной суспензии из 20% вес./об. флурбипрофена и 20% вес./об. покрытых лецитином микрокристаллов и подвергали трем циклам сжатия и повторного расширения. Затем хирургическим пинцетом извлекали образцы и давали им стечь. Подвешенные образцы сохраняли приблизительно 0,1 мл (см3) микрокристаллической суспензии, как определялось взвешиванием. Объем образца определяли равным менее 0,25 мл. Некоторые из образцов вводили в склянки с раствором маннита и наблюдали за восстановлением их первоначальных объемов в 0,5 см3. Кроме того, флурбипрофеновые микрокристаллы можно было легко удалить отжатием, что указывает на отсутствие особой связи с коллагеновым веществом носителя.
Получаемый в результате продукт представляет собой
кровоостанавливающий тампон, который может быть введен в альвеолы зубов после удаления зубов с целью остановки кровотечения и доставки нестероидного противовоспалительного анальгезирующего лекарственного средства для снятия боли. Можно удалить этот материал через несколько дней после операции или можно наложить на десну пластырь, накрывающий материал, который в конце концов рассосется. Этот материал может быть также использован при многих видах оперативного вмешательства, когда желательно довольно быстрое выделение лекарственного средства.
Пример 2. Лецитин-флурбипрофен-коллагеновая основа.
Этот пример показывает, как замораживание и лиофилизация продукта из примера 1 приводят к особой связи между флурбипрофеновыми микрокристаллами и коллагеновыми волокнами, как она описана для настоящего изобретения. Пропитанный материал из примера 1 помещали в стеклянные ампулы, закупоривали и быстро замораживали путем частичного погружения ампул в СО2-ацетон. Затем ампулы раскупоривали и помещали в лиофилизатор. После достижения сухости ампулы удаляли, закрывали и, наконец, стерилизовали облучением гамма-лучами /1,5 мегарад/.
Открывали некоторые из ампул и анализировали их содержимое. Губки сохраняли свою форму, но уменьшались в объеме до менее 0,2 см3. Они были несколько более жесткими, чем перед пропитыванием и лиофилизацией. Они были слегка липкими. Когда их слегка сжимали и высвобождали, они восстанавливали свою первоначальную форму. Когда их сжимали под сильным давлением, они не возвращались к своим первоначальным размерам. Сжатие не вызывало потерю лекарственного средства из основы. Некоторые образцы разрезали скальпелем и исследовали под флуоресцентным микроскопом с 800-кратным увеличением при флуоресцентном и нормальном режимах. Коллагеновые волокна были различимы по очень слабой зеленоватой флуоресценции в сухом состоянии. Они были покрыты приблизительно 0,5 мкм кристаллами окситетрациклина ОТЦ /сильная желто-зеленая флуоресценция/, тесно связанными с волокнами. Кристаллы порой образовывали сгустки, которые также были тесно связаны с волокнами.
На предметные стекла микроскопа помещали буфер /300 мМ маннитола, 2 мМ фосфата натрия, pH 7,0/ и наблюдали за процессом регидратации. Микрокристаллы лекарственного средства оставались связанными с волокнами. В первых фазах процесса регидратации становились заметными слоистые структуры, покрывающие волокна вместе с микрокристаллическим лекарственным средством. Эти слоистые структуры похожи на те, которые наблюдались, когда твердый лецитин гидратировался при сходных условиях. При перемешивании гидратированных образцов путем манипулирования с покрывающей полоской от материала носителя могли быть отделены некоторые сгустки микрочастиц.
В ампулу, содержащую избыток маннитового буфера, вводили образец лецитин-флурбипрофен-коллагеновая основа, имеющий размер 10 мм х 7 мм x 7 мм. Эта основа в течение нескольких минут возвращалась к своему первоначальному объему в 0,5 см3.
В противоположность примеру 1 сжатие не приводит к выделению микрокристаллов флурбипрофена. После 2 часов повторной гидратации образец удаляли и наносили на предметное стекло микроскопа. Наблюдались отчетливые покрытые лецитином микрокристаллы флурбипрофена размером 0,5 мкм - 4 мкм. Вещество на предметном стекле содержало небольшое количество коллагена, который мог быть обнаружен по слабой зеленой флуоресценции. Разрывали губку на части и рассматривали кусочек на предметном стекле. Он содержал покрытые лецитином микрокристаллы флурбипрофена размером 0,5 мкм - 4 мкм, которые идентифицировали в непрерывной коллагеновой основе по их слабой зеленой флуоресценции. Свойства лецитин-флурбипрофен-коллагеновая основа в сухом состоянии показаны ниже в таблице 1.
Получаемый в результате продукт представляет собой стерильный кровоостанавливающий тампон, который может быть удобно введен в альвеолы зубов после удаления зубов с целью остановки кровотечения и для доставки нестероидного противовоспалительного анальгезирующего средства к ткани для снятия боли. Материал может быть удален через несколько дней после операции. С другой стороны, можно наложить на десну пластырь, закрывающий материал, который в конце концов рассосется. Этот материал может быть использован при многих других видах оперативного вмешательства, при которых желательно довольно быстрое выделение лекарственного средства в виде микрочастиц /см. фиг. 3/.
ПРИМЕРЫ 3-9. В таблице 2 представлены результаты приготовления хирургических материалов, в которых введен антибиотический окситетрациклин /ОТЦ/ и в качестве материала основы использован "Гельфоам" или целлюлозная марля /"Джонсон энд Джонсон", Нью- Брунсуик, шт. Нью-Джерси/. Кроме того, что ОТЦ является полезным антибиотиком, он обладает присущей ему флуоресценцией, которая способствует наблюдению за его осаждением в перевязочном материале. В левом столбце описывается способ изготовления продукта. Микрокристаллы ОТЦ /20%/ или покрывали лецитином /20%, или не покрывали ничем /"суспензия"/, или подвергали воздействию 2%-ного раствора коллагена, 1%-ного раствора полиэтиленгликоля /ПЭГ/ или 1%-ного раствора карбоксиметилцеллюлозы /КМЦ/. Растворитель удаляли, используя или нагрев /36oC/, или вакуум при комнатной температуре, или лиофилизацию /сушку вымораживанием под вакуумом/. Препараты также изготавливали с 2%-ным раствором ОТЦ в этаноле /ЭтОН/, удаляемым под вакуумом, с лецитином или без него. В соответствующих примерах приводится больше информации о способе приготовления. В каждом ряду таблицы 2 описываются свойства отдельного продукта.
В таблице 2 готовый продукт характеризуется показателями следующих свойств:
Веса основы носителя /по взвешиванию/ и ОТЦ /по анализу/. Средние значения ± того же числа были получены от 5 образцов.
"Физическое состояние" характеризует внешний вид и механические свойства основы. Оно варьировалось от гибкого до покрытого коркой /корк./, до твердого /тверд./ и до сморщенного /сморщ./ "Темн."/ обозначает, что ОТЦ становился темным.
"Распределение ОТЦ /макро./" характеризует макроскопическое распределение ОТЦ в основе после ее рассечения и рассмотрения ее в поперечном сечении под ультрафиолетовым светом. Оно определялось, в общем, как равномерное /равномерн./, если ОТЦ наблюдался во всех частях основы, и как неравномерное /неравномерн./, когда это не имело место.
"Связь /микро. /" характеризует микроскопическое распределение ОТЦ в отношении волокон. Его определяли, используя флуоресцентный микроскоп и наблюдая за сухими образцами и их поведением при повторном смачивании. Наблюдались следующие виды связи:
Очень слабая связь /ОСС/: микрокристаллы ОТЦ имеют немного различимых точек контакта с волокнами при микроскопическом исследовании. В этих случаях порошок ОТЦ высвобождается при разрыве или встряхивании препарата.
Слабая связь /СС/: микроскопическое исследование показывает, что микрокристаллы ОТЦ имеют немного точек контакта с волокнами. При микроскопическом исследовании микрокристаллы неизменно оказываются удаленными при добавлении воды к разделенным волокнам.
Тесная связь /ТС/: микроскопическое исследование показывает, что микрокристаллы ОТЦ находятся в тесном контакте с волокнами. Невозможно разглядеть никакого промежутка между микрокристаллами и волокнами, с которыми они связаны. При микроскопическом исследовании микрокристаллы невозможно было удалить с разделенных волокон после добавления воды и перемешивания волокон.
Сплошная тесная связь /СТС/: наблюдения были такими же, как и с ТС, за исключением того, что ОТЦ покрывал всю площадь поверхности волокна.
Очень тесная связь /ОТС/: тесный контакт, как и при ТС, но микрокристаллы ОТЦ невозможно было удалить с разделенных волокон вымачиванием и перемешиванием.
Цельный непрерывный блок /ЦНБ/: микрокристаллы ОТЦ покрывают волокна и заполняют большую часть пространства между волокнами.
В таблице 2 показана также скорость выделения микрочастиц лекарственного средства из гидратированной основы, наблюдавшейся под микроскопом /примеры 13-20/.
Пример 3. Лецитин-окситетрациклин-коллагеновая основа и лецитин-окситетрациклин-целлюлозная основа.
Водную суспензию из микрокристаллов с 20% вес./об. окситетрациклина /ОТЦ/ и 20% вес./об. лецитина приготавливали по способу, описанному в примере 1, за исключением того, что источником лецитина был "Овотин 120" /зарегистрированный товарный знак/ /"Лукас Мейер", Декатур, шт. Иллинойс/, а окончательная pH была 5,0. Разрезали и измеряли "Гельфоам" и марлю из целлюлозных волокон /из "Нонстик пэд", "Джонсон энд Джонсон", Нью-Брунсуик, шт. Нью-Джерси/. Их затем пропитывали вышеуказанной суспензией при воздействии на них /сдавливании и предоставлении возможности восстановить форму/. Избыточную жидкость удаляли промоканием, а образцы высушивали, как указывалось, тепловой обработкой или лиофилизацией. Для образцов "Гельфоам" зависимости между первоначальным объемом и объемом после гидратации, сушки и повторной гидратации были сходными с теми, которые были описаны в примере 2. У образцов марли из целлюлозных волокон первоначальные размеры были 3 х 10 х 15 мм /0,45 см3/. При добавлении микрокристаллов ОТЦ, покрытых лецитином, они увеличивали толщину приблизительно на 50% /0,675 см3/ и сохраняли этот объем, будучи подвешенными хирургическим пинцетом. При лиофилизации они сохраняли этот объем. Объем оставался неизменным при повторной гидратации.
На фиг. 1 представлены схематические изображения фрагментов препаратов, отрезанных от образцов. Они основаны на наблюдениях под микроскопом с увеличением в 10 и 40 раз. Вещество было осаждено в основе на волокнах материалов носителей и между ними.
Свойства готовых продуктов указаны в первом разделе таблицы 2. Лиофилизация давала гибкие продукты с равномерным распределением окситетрациклина /ОТЦ/ по перевязочному материалу с тесной связью между микрокристаллами и волокнами. Под микроскопом могли быть легко различимы отдельные микрокристаллы ОТЦ с размерами 0,5 - 2,0 мкм по их сильной желто-зеленой флуоресценции. Снимок А на фиг. 2 представляет собой копию микрофотоснимка с пропусканием света для покрытого коллагенового волоконца, выделенного из препарата и рассматриваемого при увеличении в 800 раз. Снимок В на фиг. 2 показывает точно такой же участок, освещаемый в ультрафиолетовых лучах, которые вызывают желто-зеленую флуоресценцию ОТЦ, изображенную белым цветом на этой копии.
В этом примере соотношения весов ОТЦ/носителя составляли (3,14 ± 0,35)г/г для "Гельфоам" и (2,29±10,44) г/г для целлюлозной марли. Эти изделия пригодны как для введения в оперируемые места, так и в качестве наружных перевязочных материалов. Материал "Гельфоам" может быть заполнен ОТЦ приблизительно до 4 г/г, по-прежнему сохраняя это свойство.
При удалении воды тепловой сушкой на воздухе препарат на основе из "Гельфоам" становится сморщенным и твердым, а препарат на основе из марли - потемневшим.
ПРИМЕР 4. ОТЦ-коллагеновая основа и ОТЦ-целлюлозная основа.
Это - сравнительный пример, показывающий влияние отсутствия лецитина /или другого вспомогательного средства/. Повторяли методику из примера 3, за исключением того, что не использовали лецитин, а для уменьшения размера частиц применяли разрушение ультразвуком /клеткоразрыватель "Сонифайер" мод. В 185Д, "Хит систем энд алтресоникс", Плейнвью, шт. Нью-Йорк/. С целью уменьшения до минимума повторного объединения кристаллов быстро пропитывали образцы из "Гельфоам" и марли. Объемные соотношения были сходными с теми, которые изложены в примерах 2 и 3 соответственно для "Гельфоам" и марли. Как показано во втором разделе таблицы 2, распределение ОТЦ в двух видах основ было неравномерным. Микрокристаллы были слабо или очень слабо связаны соответственно с коллагеновой основой и целлюлозной основой. Меньшая степень введения ОТЦ была получена для препарата на основе из "Гельфоам". Образцы были гибкими. Они пригодны для наружных перевязочных материалов. Однако образцы не обладают сопротивлением к непрерывной вибрации.
ПРИМЕР 5. Коллаген-ОТЦ-коллагеновая основа и коллаген-ОТЦ-целлюлозная основа.
Окситетрациклин /ОТЦ/ обрабатывали ультразвуком в буфере в присутствии 2% вес. /об. коллагена/ нерастворимое бычье ахиллово сухожилие типа 1, С-9879, партия 21Ф-8000, "Сигма кэмикл компани", Сент-Луис, шт.Миссури/. Обработку ультразвуком проводили в течение 60 мин при 30-40oC. Пропитывали и лиофилизировали образцы "Гельфоам". Объемные соотношения были сходными с теми, которые изложены в примере 2, за исключением того, что образец при его повторной гидратации не разбухал до своего первоначального объема. Он сохранял свой небольшой объем (<0,2 см3 или < 40% первоначального объема) в течение по меньшей мере 15 ч.
Лиофилизированный образец был покрыт коркой и твердый. Основу можно было формовать сжатием и ее можно было легко разорвать или обрезать без потери ОТЦ. При микроскопическом исследовании препарат на основе из "Гельфоам" имел сгустки из микрочастиц размером 2 - 5 мкм - /сильная желто-зеленая флуоресценция/, захваченных между первоначальным и добавленным коллагеном. Этот материал пригоден для имплантации в кость.
При использовании целлюлозной марли в качестве материала носителя был также получен покрытый коркой и твердый материал. При микроскопическом исследовании были обнаружены сгустки из микрочастиц ОТЦ размером 2 - 5 мкм /желто-зеленая флуоресценция/, которые были заделаны в чешуйки коллагена, слабо сцепленные с целлюлозными волокнами. Это подчеркивает необходимость во вспомогательном средстве, имеющем сродство как к микрочастицам лекарственного средства, так и к материалу носителя.
ПРИМЕР 6. ПЭГ-ОТЦ-коллагеновая основа и ПЭГ-ОТЦ-целлюлозная основа.
ОТЦ обрабатывали ультразвуком при 20% вес./об. в присутствии 1% вес.об. полиэтиленгликоля /ПЭГ/ /молекулярная масса 3.350, П-3640, партия 127Ф-0214, "Сигма кэмикл компани", Сент-Луис, шт. Миссури/. Для "Гельфоам" включение этого неионного поверхностно-активного вещества не улучшало адгезию микрочастиц ОТЦ, но приводило к образованию менее гибкого продукта в сухом состоянии /таблица 2/. Для препарата на основе из марли введение ПЭГ не улучшало адгезию микрочастиц ОТЦ и не изменяло гибкость продукта. Объемные соотношения были такими же, как и изложенные соответственно в примерах 2 и 3.
ПРИМЕР 7. KМЦ-ОТЦ-коллагеновая основа и КМЦ-ОТЦ-целлюлоза-целлюлозная основа.
Повторяли методику из Примера 4, за исключением того, что обработку ультразвуком проводили в присутствии 1% вес./ об. карбоксиметилцеллюлозы /КМЦ/ /натриевая соль, С-8758, партия 67Ф-0527, "Сигма кэмикл компани", Сент-Луис, шт. Миссури /. Обработка материалов из "Гельфоам" и марли этими макромолекулами увеличивала твердость материала, но не улучшала адгезию микрочастиц ОТЦ /таблица 2/. Объемные соотношения были такими же, как и изложенные соответственно в примерах 2 и 3.
ПРИМЕР 8. Лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа и лецитин-ОТЦ-целлюлозная основа из этаноловой среды.
Приготавливали раствор 2% вес./об. ОТЦ и 2% вес./об. лецитина в этаноле, смачивали образцы из "Гельфоам" и марли этим раствором и сушили при комнатной температуре под вакуумом. Этот цикл в целом повторяли 5 раз. В результате этой методики получали равномерное распределение ОТЦ в окончательных коллагеновой и целлюлозной основах. Под микроскопом наблюдали микрокристаллы размером 1 - 4 мкм. Некоторые из них находились в сгустках, но все они были тесно или очень тесно связаны соответственно с целлюлозными или коллагеновыми волокнами. Продукты - гибкие и пригодные как для введения в места хирургических операций, так и для использования в качестве наружных перевязочных материалов. Степени заполнения ОТЦ были меньше, чем в примерах 3 и 4. Погружение в раствор этанола, дегидратация или повторная гидратация не приводили к изменениям в объемах образцов.
ПРИМЕР 9. ОТЦ-коллагеновая основа и ОТЦ-коллагеновая основа из этаноловой среды.
Повторяли методику из примера 8, за исключением того, что не вводили лецитин. Это также имело результатом гибкие готовые продукты с низкой степенью заполнения и более слабой связью между лекарственным средством и волокнами. Погружение в этанол, выпаривание или гидратация не приводили к изменениям в объемах образцов.
ПРИМЕРЫ 10 - 12. Выделение лекарственного средства, макроскопические исследования
В этих примерах материалы из предшествующих примеров испытывали на скорость выделения окситетрациклина. Образцы вводили в склянки, содержавшие 2 мл буфера из 300 мМ маннита и 2 мМ фосфата при pH 7. Образцы становились полностью гидратированными в течение 1 - 15 мин. Образцы на основе из "Гельфоам" расширялись от их объема в сухом состоянии (<0,2 см3) до их объемов в предварительно пропитанном состоянии, равных приблизительно 0,50 см3. Исключением был состав "коллаген-ОТЦ-"Гельфоам", который не увеличивался в объеме. Все образцы на основе из марли сохраняли свои объемы в обработанных состояниях /в 1,5 больше первоначального объема/.
После нескольких минут гидратации образцы один раз прижимали (приблизительно до 1/10 части их первоначального объема/ к стенке сосуда для выдавливания любого окситетрациклина, который не был связан с материалом носителя. Затем удаляли образцы и вводили их в новые склянки с новым буфером и повторяли процесс в конце 3-часовых интервалов в течение вплоть до 15 ч. Подсчитывали совокупное количество выделившегося окситетрациклина. Результаты представлены на фиг. 3.
ПРИМЕР 10. Выделение ОТЦ из лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа и ПЭГ-ОТЦ-коллагеновая основа
Верхняя кривая на фиг. 3 относится к контрольному эксперименту, который показывает, что когда "Гельфоам" пропитан водной суспензией микрокристаллов ОТЦ, покрытых лецитином, но не высушен или не лиофилизирован, ОТЦ быстро выделяется. Центральная кривая на фиг. 3 показывает, что лецитин-ОТК-"Гельфоам", приготовленный лиофилизацией в примере 3, медленно выделяет свой ОТЦ. При этом эксперименте для выделения 70% ОТЦ требовалось 6 ч. Подобные результаты получены с образцами, которые высушивали при 36oC. Как показывает сравнение, лиофилизация или сушка вызывает связывание покрытых лецитином микрокристаллов ОТЦ с коллагеновыми волокнами коллагеновой матрицы.
Как показывает фиг. 3, ПЭГ-ОТЦ-коллагеновая основа /лиофилизированный/ очень быстро выделяет ОТЦ, что означает, что ПЭГ не обеспечивает прочное сцепление ОТЦ с коллагеновой основой.
Вышеупомянутые эксперименты также показывают, что выделение ОТЦ происходило посредством выделения микрочастиц ОТЦ /механизм "б"/. При сжатии материала носителя раствор становился мутным, что указывает на выделение коллоидального вещества. Кроме того, количества ОТЦ, выделившиеся в определенные 2 мл аликвотные пробы /приблизительно 10 мг/, превышало растворимость ОТЦ (1,1 мг/мл при рН 7,0).
ПРИМЕР 11. Выделение ОТЦ из коллагена-ОТЦ-коллагеновой основы.
Как показывает фиг. 3, коллаген-ОТЦ-коллагеновая основа, приготовленный лиофилизацией, дает очень медленное выделение ОТЦ. За 15 ч выделялось только 15% введенного ОТЦ. Микроскопическое исследование этого препарата показало, что микрокристаллы были физически захвачены в основе из твердого коллагенового вещества. При этом эксперименте выделение происходило согласно механизму "а" /выделение мономеров ОТЦ/. В растворе не наблюдалось никакой мутности, а свободная концентрация ОТЦ в аликвотных пробах была ≤0,6 мг/мл, которая намного ниже предела его растворимости (1,1 мг/мл).
ПРИМЕР 12. Лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа и ОТЦ- коллагеновая основа из раствора этанола.
Скорости выделения определяли также для образцов на основе из "Гельфоам" из примеров 8 и 9, приготовленных пропитыванием растворами 2% ОТЦ в этаноле соответственно с 2% лецитина или без него. При условиях на фиг. 3, для выделения 70% ОТЦ из препарата, заполненного лецитином и ОТЦ, требовалось 6 ч. У препарата без лецитина для 70%-ного выделения требовалось приблизительно 14 ч. Это различие может быть связано с большим размером кристаллов ОТЦ, полученных в отсутствие лецитина.
ПРИМЕРЫ 13-20. Выделение лекарственного средства, микроскопические исследования.
ПРИМЕР 13. Выделение ОТЦ из лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа, микроскопические исследования
Удаляли часть образца из лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа, имевшегося в примере 3, и помещали ее между предметным стеклом и покровным стеклом, добавляли буферный изотонический маннит и наблюдали за процессом гидратации и выделением ОТЦ, используя флуоресцентный микроскоп с 800-кратным увеличением. При переключении от возбуждения ультрафиолетовым светом к пропущенному свету можно было отличить микрокристаллы ОТЦ от лецитина и коллагенового вещества носителя. Через 2-3 мин добавления средства можно было наблюдать изменения в пропускании света, при этом волокна коллагена становились более рассеянными. Через 5 мин происходило выделение некоторых микрокристаллов ОТЦ с края препарата, где происходило их броуновское движение. Можно было наблюдать появление и увеличение лецитина и микрокристаллов ОТЦ, которые были тесно связаны с коллагеновыми волоконцами. Снимки С и D на фиг. 2 представляют собой микрофотоснимки в режимах светопропускания и флуоресценции, полученные для покрытого коллагенового волоконца в препарате. Микрокристаллы ОТЦ более широко разделены.
Вблизи края гидратированного препарата можно было различать иммобилизированные отдельные микрокристаллы ОТЦ. В центре материала с размерами 0,1 - 1,0 мм микрокристаллы ОТЦ имели высокую концентрацию и были иммобилизированы, при этом невозможно было различить отдельные кристаллы. Однако микрокристаллы можно было заставить вытекать в "реках", когда образец сдавливали покровным стеклом. Выделившиеся кристаллы ОТЦ были вполне однородными по размеру, который по оценке находился в пределах 0,3 - 0,7 мкм.
Это поведение классифицировалось как медленное выделение /см. таблицу 2, последний столбец/.
ПРИМЕР 14. Выделение ОТЦ из ПЭГ-ОТЦ-коллагеновая основа, микроскопические исследования.
Повторяли эксперимент из примера 13, используя препарат ПЭГ- ОТЦ-коллагеновая основа из примера 6. Образец изменял форму сразу же после добавления водной среды. Наблюдались движение и течение микрокристаллов ОТЦ в пределах 20 c. Как показало манипулирование покровным стеклом, микрокристаллы могли быть легко выдавлены, что указывает на отсутствие сродства к коллагеновой основе. По оценке размер выделившихся микрокристаллов ОТЦ находился в пределах 0,1 -5,0 мкм.
Это поведение классифицировалось как быстрое выделение /см. таблицу 2, последний столбец/.
ПРИМЕР 15. Выделение ОТЦ из КМЦ-ОТЦ-коллагеновая основа, микроскопические исследования.
Повторяли эксперимент из примера 13, используя КМЦ-ОТЦ-коллагеновая основа из примера 7. Наблюдалось быстрое выделение, причем наблюдения были сходными с наблюдениями в примере 14.
ПРИМЕР 16. Выделение ОТЦ из ОТЦ-коллагеновая основа, микроскопические исследования.
Повторяли эксперимент из примера 13, используя препарат ОТЦ-коллагеновая основа из примера 4, не имеющий вспомогательного средства. Как и с ПЭГ-ОТЦ-коллагеновая основа /пример 14/, микрокристаллы быстро диссоциировали, что указывает на отсутствие сродства к коллагеновой основе. Микрокристаллы имели размер преимущественно 2 - 5 мкм.
ПРИМЕР 17. Выделение ОТЦ из коллаген-ОТЦ-коллагеновая основа, микроскопические исследования.
Повторяли эксперимент из примера 13, используя коллаген-ОТЦ-коллагеновая основа из примера 5. Основа не изменяла свою форму и оптические свойства даже через 30 мин после добавления водной среды. Наблюдалась желтая флуоресценция ОТЦ, оставшегося в массе коллагеновой основы, при этом на краю могли быть различимы лишь редкие микрокристаллы размером 0,5 - 5,0 мкм. Спустя 90 мин после добавления водной среды невозможно было удалить микрокристаллы ОТЦ движением покровного стекла. Это поведение классифицировалось как очень медленное выделение /см. таблица 2, последний столбец/. Из этого эксперимента, а также из эксперимента по выделению в примере 11 мы пришли к выводу, что микрокристаллы ОТЦ прочно заключены в коллагеновой основе.
ПРИМЕР 18. Выделение ОТЦ из лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа /этаноловый препарат/, микроскопические исследования.
Повторяли эксперимент из примера 13, используя лецитин-ОТЦ- коллагеновая основа из примера 8, приготовленный выпариванием этанола. Наблюдалось медленное выделение, сравнимое с увиденным в примере 13 с лиофилизированным лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа.
ПРИМЕР 19. Выделение ОТЦ из ОТЦ-коллагеновая основа /этаноловый препарат/, микроскопические исследования.
Повторяли эксперимент из примера 13, используя ОТЦ- коллагеновая основа из примера 9, приготовленный выпариванием этанола. Быстро выделялась половина ОТЦ. Остальная часть выделялась медленно, как и с лецитин-ОТЦ-коллагеновая основа.
ПРИМЕР 20. Выделение ОТЦ из целлюлозных марлевых основ, микроскопические исследования.
Повторяли эксперименты из примеров 13 - 19, используя препараты на целлюлозных марлевых основах. Результаты сведены в таблицу в последнем столбце таблицы 2.
Вышеприведенные примеры и результаты показывают, как специалист в данной области сможет выбрать /1/ материал носителя, /2/ лекарственное средство, подлежащее введению, /3/ вспомогательное средство и /4/ способ приготовления, чтобы достигнуть оптимальных механических свойств и показателей выделения лекарственного средства для использования материала в качестве терапевтического перевязочного материала или имплантата.
Резюмируя, при предпочтительном варианте воплощения нашего изобретения не растворимые в воде лекарственные средства измельчают до размера 20 нм-30 мкм в водной суспензии, смешивают с определенными вспомогательными веществами и впитывают в существующие хирургические материалы, состоящие из волокон, тканей или твердых вспененных материалов, после чего удаляют воду лиофилизацией. Готовый продукт представляет собой хирургический материал, способный с определенными скоростями доставлять большие количества лекарственного средства в окружающую ткань. Скорость выделения лекарственного средства из хирургического материала можно контролировать выбором концентрации лекарственного средства и вспомогательных средств, а также способом включения. Способы включения предполагают физико-химическое сродство вспомогательного средства как к микрокристаллическому лекарственному средству, так и к хирургическому материалу. С другой стороны, вспомогательное средство может служить как средство для содействия захвату микрокристаллов лекарственного средства между волокнами хирургического материала. Материал, содержащий лекарственное средство, является имплантируемым, если существующий хирургический материал, из которого он образован, выполнен имплантируемым. Материал, содержащий лекарственное средство, может быть также использован в качестве наружного перевязочного материала. Водорастворимые лекарственные средства могут быть включены в хирургические материалы. Скорости их выделения можно регулировать заключением их в фосфолипидные оболочки, применением вспомогательных средств, которые делают их нерастворимыми, или сочетанием этих способов.
Имплантат по настоящему изобретению можно использовать при хирургических или стоматологических процедурах, при которых желательно одновременно устранять кровотечение и доставлять лекарственное средство к примыкающей ткани. В частности, к числу возможных случаев применения относятся закрытие кожи или рваной раны для снятия боли и предотвращения инфекции; уменьшение воспаления и предотвращение образования келоида при закрывании раны; снятие боли после торакотомии с целью улучшения дыхания и, следовательно, предотвращения пневмонии; наложение на обнаженный подвздошно-паховый нерв после герниорафии с целью снятия боли; доставка антибиотиков к инфицированному участку после хирургической операции; предотвращение инфекции после всех видов оперативного вмешательства; доставка средств стимулирования роста кости к соответствующему месту после ортопедической операции; снятие боли после ортопедической операции, что облегчает движение сустава и способствует выздоровлению; после ранения на поле боя снятие боли, остановка кровотечения и предотвращение инфекции во время транспортировки при применении местно или на обнаженные парентеральные участки тела.
Согласно настоящему изобретению предлагается гибкий, имплантируемый материал, который пригоден для использования в хирургической и стоматологической практике и который выделяет лекарственное или биологическое средство в окружающую ткань в течение выбранного периода времени для достижения терапевтического эффекта. Настоящее изобретение можно также использовать в качестве съемной повязки на рану. Согласно изобретению предлагается также полужесткий материал, который пригоден для имплантации в кость и который способен выделять лекарственное или биологическое средство в течение длительных периодов времени. В частности, к числу возможных случаев применения относятся имплантация материала во время хирургической операции с целью снятия боли, имплантация во время ортопедической операции для устранения воспаления и, таким образом, для ускорения процесса реабилитации, имплантация в зубную альвеолу после удаления зуба для снятия боли; при пропитке веществами, ускоряющими срастание кости, имплантация материала по местам перелома для улучшения срастания кости; при пропитке антибиотиками имплантация во время операции для обеспечения длительного выделения антибиотиков к локальным участкам; при пропитке веществами, улучшающими свертываемость, имплантация во время операции или после удаления зуба для содействия остановке кровотечения; при пропитке анестезирующими и аналгезирующими средствами использование местно для снятия боли; при пропитке антибиотиками использование для предотвращения или устранения инфекции.
К другим аспектам настоящего изобретения относятся возможность контроля скорости и способа выделения лекарственного средства путем выбора концентрации и вида используемого вспомогательного средства, а также возможность включения лекарственного средства при больших полезных загрузках /до 4 г/ лекарственного средства на 1 г материала носителя/. Таким образом, лекарственные средства можно в больших концентрациях и в течение длительных периодов времени доставлять к прилегающей ткани для предотвращения роста бактерий, для способствования заживлению раны и при необходимости даже для обеспечения ими всего организма. Кроме того, важным аспектом изобретения является использование вспомогательных средств для регулирования выделения не растворимых в воде и водорастворимых лекарственных средств.
Итак, настоящее изобретение предоставляет средство для непрерывной обработки лекарственным средством раны или места хирургической операции. При использовании рассасывающегося материала носителя изобретение предоставляет имплантируемое средство для длительной доставки лекарства, дающего местный терапевтический эффект и одновременно обеспечивающего остановку кровотечения и контролируемую окружающую среду для восстановления ткани. Оно предоставляет возможность для большого запаса лекарственного средства в том месте, где оно необходимо, но в виде лекарственных микрочастиц с контролируемой связью с материалом несущей основы.
С вышеизложенными и другими целями, преимуществами и признаками изобретения, которые станут очевидными в дальнейшем, сущность изобретения может быть более ясно понята из следующего подробного описания изобретения, приложенной формулы изобретения и нескольких видов, показанных на сопровождающих чертежах.
Материал для хирургического имплантата или наружного перевязочного материала, который действует и как кровоостанавливающее средство, и как средство для безопасной и эффективной доставки с контролируемой скоростью любого из множества фармацевтических препаратов к намеченной ткани. Материал содержит носитель в виде волокон, шовных материалов, тканей, твердых вспененных материалов с поперечными связями или бинтов, фармацевтический препарат в виде твердых микрочастиц, связанных с волокнами носителя с возможностью выделения с них, и липидно-вспомогательное средство, которое способствует связыванию микрочастиц с волокнами, а также их действию в организме. 2 с. и 22 з. п. ф-лы, 2 табл., 3 ил.
| ФИЛЬТР ТОКА НУЛЕВОЙ ПОСЛЕДОВАТЕЛЬНОСТИ | 1965 |
|
SU222498A1 |
